JP2005137752A - X線ct装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】断層像の時間的連続性を損なうことなく被曝線量を低減できるX線CT装置を提供する。
【解決手段】被検体の指定された体軸方向位置において体軸周りの全角度範囲でX線を連続的に照射して透過X線データを取得し、その後該被検体の体軸周りで所定の角度幅及び所定の角度間隔となるようにX線を間欠的に照射して透過X線データを取得する。このような透過X線データを用いてX線非照射角度範囲についてのデータを推定し、透過X線データと推定データとから全角度範囲についての投影データを設定して断層像を再構成する。
【選択図】 図5
【解決手段】被検体の指定された体軸方向位置において体軸周りの全角度範囲でX線を連続的に照射して透過X線データを取得し、その後該被検体の体軸周りで所定の角度幅及び所定の角度間隔となるようにX線を間欠的に照射して透過X線データを取得する。このような透過X線データを用いてX線非照射角度範囲についてのデータを推定し、透過X線データと推定データとから全角度範囲についての投影データを設定して断層像を再構成する。
【選択図】 図5
Description
本発明はX線CT装置に係り、特に被検体の透過X線データに基づいて断層像の生成を行うX線CT装置に関するものである。
X線CT装置として、単列検出器を備えたシングルスライスCT装置と、複数列検出器を備えたマルチスライスCT装置が一般に知られている。マルチスライスCT装置においては、被検体にコーンビーム、すなわち角錐型のX線ビームを照射し、X線検出素子を2次元方向(チャネル方向と列方向)に配列した検出器によって被検体透過後のX線を計測し、被検体の投影データを得る。
また、シングルスライスCT装置においては、X線検出素子を1列、すなわち1次元方向(チャネル方向)に配列した検出器を用い、被検体にファンビーム、すなわち扇形のX線ビームを照射し、被検体透過後のX線を計測して被検体の投影データを得る。
いずれの種類のCT装置においても、対向するX線管と検出器とを被検体の周囲に回転させて多方向からの投影データを取得し、ボケ補正のための再構成フィルタ処理を行った上でそれらの投影データを逆投影して被検体の断層像を再構成する。投影データは離散的なX線管位置(以下、「ビュー」という)において取得され、得られた投影データを「該当ビューにおける投影データ」と呼ぶ。
1回転あたりのビュー数は、通常数百から数千に及ぶ。また、1ビュー分の投影データは、(検出器のチャネル数×列数)分の検出素子のデータからなる(シングルスライスCT装置の場合は、列数=1の場合として考える)。
ここで、ある断層位置の画像を再構成するには、たとえばFeldkamp再構成法と呼ばれる再構成アルゴリズムに基づく再構成処理を行う。Feldkamp再構成法については、たとえば非特許文献1に記載されている。
このようなCT装置において、造影剤を被検者に注入しつつ特定部位に対して数10秒間程度連続的にX線照射・計測スキャンを行うことにより特定部位におけるCT値変化の動態を観察するダイナミックスキャンと呼ばれる撮影手法が、病変部およびその周辺の生体機能を評価する重要な手段として知られている。特にマルチスライスCTにおいてはシングルスライスCTに比べて体軸方向により広い範囲をより薄いスライスの集合として同時に計測できることから、検出器の多列化に伴なってダイナミックスキャンの有用性が増大する。
また、造影剤を被検者に注入し、関心領域のCT値の変化に基づいて検査部位のスキャン開始のタイミングを制御するX線CT装置が知られている(例えば、非特許文献1参照)。
「Practical cone-beam algorithm 」 Feldkamp, L. A., L. Davis, and J. Kress (1984), Journal of the Optical Society of America 1, 612-619. 特開平10−127621号公報
「Practical cone-beam algorithm 」 Feldkamp, L. A., L. Davis, and J. Kress (1984), Journal of the Optical Society of America 1, 612-619.
しかし、ダイナミックスキャンでは特定部位に対して数10秒間にわたりX線を照射し続けるため、X線管電圧、X線管電流等の条件を変えなければ、通常のスキャンに比べて被検者の被曝線量が数10倍にも及ぶことになる、という欠点を有する。
このため、従来のダイナミックスキャンでは、通常よりも低いX線管電圧(たとえば120kVに代えて80kV)や通常よりも低いX線管電流を使用している。しかし、通常よりも低いX線管電圧・X線管電流を使用すると画像ノイズは通常のスキャンに比べて増大するため、X線条件をむやみに下げることはできず、充分な被曝低減にはつながっていない。
また、1回転ごとにX線照射・計測とX線非照射・非計測とを繰り返す、という方法も用いられるが、当然この場合には断層像の時間的連続性が低減してしまう、という欠点を有する。
また、投影データのビューに対応するパルス状X線を用いることでも被曝線量を低減可能であるが、現行のX線CT装置はスキャン時間(スキャナ1回転あたりの時間)が1s以下であるものが一般的であり、1スキャンあたり800ビュー以上程度の充分なビュー数を得るためにはX線のパルス幅を0.5ms以下程度にしなければならない。これでは、連続X線方式では不要であるテトロード管や三極X線管や高電圧半導体スイッチ等の手段を用いても、もはやX線パルス波形を正しく制御できない。
本発明は上記事情を鑑みてなされたもので、断層像の時間的連続性を損なうことなく被曝線量を低減できるX線CT装置を提供することを目的とする。
上記目的を達成するために、本願発明の第一の特徴に係るX線CT装置は、被検体の指定された体軸方向位置において体軸周りの全角度範囲でX線を連続的に照射して透過X線データを取得し、その後該被検体の体軸周りで所定の角度幅及び所定の角度間隔となるようにX線を間欠的に照射して透過X線データを取得するデータ取得手段と、前記体軸方向位置において、前記体軸周りのX線非照射角度範囲についての透過X線データを推定する推定手段と、前記取得した透過X線データと前記推定した透過X線データとから、前記体軸方向位置における前記被検体の体軸周りの全角度範囲の投影データを設定する設定手段と、前記設定した投影データに基づいて前記被検体の断層像を再構成する再構成手段と、前記再構成した断層像を表示する表示手段とを備え、前記推定手段は、前記X線を連続的に照射して取得された透過X線データと、前記X線を間欠的に照射して取得された透過X線データのうち前記X線非照射角度範囲の前後のX線照射角度範囲についての透過X線データとに基づいて前記X線非照射角度範囲についての透過X線データを推定することを特徴としている。
本願発明の第一の特徴に係るX線CT装置では、全角度範囲でのX線の連続照射を一度行い、その後は所定の角度幅及び所定の角度範囲となるような間欠的な照射を続ければよく、被曝量を低減できる。また、実際にX線を照射して得られたデータと推定データとに基づいて断層像の再構成に必要な全角度範囲の投影データを設定するので、任意の時間間隔で再構成を行うことができ、断層像の時間的連続性を損なうこともない。
なお、本願発明第一の特徴に係るX線CT装置では、被曝量への要求に応じて間欠照射の角度幅及び角度範囲を設定してよい。
本願発明の第二の特徴に係るX線CT装置は、本願発明の第一の特徴に係るX線CT装置において、前記体軸方向位置における前記被検体の断層像に関心領域を設定する手段をさらに備え、前記推定手段は、前記X線非照射角度範囲についての透過X線データの内該関心領域に対応するデータについては、前記X線を連続的に照射して取得された透過X線データと、前記X線を間欠的に照射して取得された透過X線データのうち前記X線非照射角度範囲の前後のX線照射角度範囲についての透過X線データとに基づいて推定を行い、前記X線非照射角度範囲についての透過X線データの内該関心領域以外の領域に対応するデータについては、前記X線を連続的に照射して取得された透過X線データに基づいて推定を行うことを特徴としている。
本願発明の第三の特徴に係るX線CT装置は、本願発明の第一の特徴または本願発明の第二の特徴に係るX線CT装置において、前記再構成した断層像中の所定の領域でのCT値があらかじめ設定されたしきい値を超えたか否かを判断する手段をさらに備え、前記データ取得手段は、該判断が肯定されてから所定の時間経過後に、前記被検体の体軸方向に移動しつつ前記被検体の体軸方向周りの全角度範囲でX線を連続的に照射して透過X線データを取得し、前記再構成手段は該取得した透過X線データから前記被検体の所望の体軸方向位置における断層像を再構成することを特徴としている。
本願発明の第三の特徴に係るX線CT装置では、被検体の指定された体軸方向位置において断層像を再構成し、その再構成した断層像中の所定の領域でのCT値を監視する。CT値監視のためのスキャンを本願発明の第一の特徴または本願発明の第二の特徴に係るX線CT装置と同様に行うので、被曝量を低減でき、断層像の時間的連続性を損なうこともない。
本発明に係るX線CT装置によれば、断層像の時間的連続性を損なうことなく被曝線量を低減できる。
以下、添付図面に従って、本発明に係るX線CT装置の好ましい実施の形態について詳説する。
(第一の実施形態)
図1に本実施の形態が適用されたX線CT装置100の全体構成図を、図2にX線CT装置100の全体概観図を示す。
図1に本実施の形態が適用されたX線CT装置100の全体構成図を、図2にX線CT装置100の全体概観図を示す。
図2に示すように、X線CT装置100はスキャナ1、患者テーブル2、および操作卓3を備えている。スキャナ1は、図1に示すように、X線制御装置7によって制御されるX線管8を有する。X線管8から放射されたX線は、コリメータ制御装置9によって制御されるコリメータ10により、例えば角錐状のX線ビーム、すなわちコーンビームX線とされ、被検体17に照射される。被検体17を透過したX線は検出器11に入射する。
検出器11は、図3に示すように、チャネル方向と列方向に二次元的に配列された複数のX線検出素子18を有する(検出器11の構成は後述する)。また、検出器11にはデータ収集装置12が接続されており、データ収集装置12は検出器11の個々のX線検出素子の検出データを収集する。
上述の、X線制御装置7からデータ収集装置12までのものが、スキャナ1の回転板13に搭載されている。回転板13は、回転制御装置14によって制御される回転板駆動装置15から駆動力伝達系16を通じて伝達される駆動力によって回転する。
患者テーブル2は、患者テーブル制御装置20によって患者テーブル上下動装置21を制御して適切なテーブル高さにするとともに、患者テーブル制御装置20によって天板駆動装置22を制御して天板4を前後動させ、被検体17をスキャナ1のX線照射空間に搬入および搬出するようになっている(被検体17とX線照射空間の関係については後述)。
操作卓3は、システム制御装置19を有する。システム制御装置19には、スキャナ1と患者テーブル2が接続されている。
より詳細には、スキャナ1内において、X線制御装置7、コリメータ制御装置9、データ収集装置12、および回転制御装置14がシステム制御装置19によって制御される。また、患者テーブル2内においては、患者テーブル制御装置20がシステム制御装置19によって制御される。
スキャナ1内のデータ収集装置12で収集されたデータは、システム制御装置19の制御によって画像再構成装置23に入力される。またX線非照射とする回転位相範囲においては、投影データ推定装置25による推定投影データ(後述)が画像再構成装置23に入力される。画像再構成装置23は、データ収集装置12が収集した複数ビューの投影データおよび投影データ推定装置25による複数ビューの推定投影データを用いて画像を再構成する。画像再構成装置23において再構成された画像や、各種データ、および本装置の機能を実現するためのプログラム等は、システム制御装置19に接続されている記憶装置24に格納される。
システム制御装置19には、また、表示装置5と操作装置6とが接続されている。表示装置5は、画像再構成装置23から出力される再構成画像やシステム制御装置19が取り扱う種々の情報を表示する。操作装置6はX線CT装置100の使用者によって操作され、各種の指示や情報等をシステム制御装置19に入力する。使用者は、表示装置5および操作装置6を使用して、X線CT装置100を対話的に使用する。
図3に、検出器11の一例の模式的構成およびX線照射との関係を示す。図3に示すように、検出器11は、複数のX線検出素子18をチャネル方向と列方向とに二次元的に配列した構成となっている。
X線検出素子18は、全体として円筒面状、もしくはチャネル方向に関して折れ線状に湾曲したX線入射面を構成する。m、jはそれぞれチャネル番号、列番号であり、例えば、mは1から1000程度、jは1から1000程度である。X線検出素子18は、例えばシンチレータとフォトダイオードの組み合わせによって構成される。
図3において、検出器11におけるチャネルの配列方向に一致する、コーンビームX線のチャネル方向の広がり角度、すなわちファン角度はαである。また、検出器11における列の配列方向に一致する、コーンビームX線の列方向広がりの角度、すなわちコーン角度はγである。
このようなコーンビームX線に対し、例えば図4に示すように、患者テーブル2の天板4に載せられた被検体17がスキャナ1の開口部に搬入されることにより、被検体17にX線が照射される。
コーンビームX線を照射された被検体17の像は検出器11に投影され、検出器11によって、被検体17を透過したX線が検出される。被検体17に照射されるコーンビームX線のコーン角度γは、コリメータ10の開口幅により調整される。
X線管8、コリメータ10、検出器11、およびデータ収集装置12は、それらの相互位置関係を保ったまま、被検体17の体軸に概略平行な回転軸周りを回転(スキャン)する。
次に、上記実施の形態の作用を説明する。X線CT装置100は、図5に示すフローに従って断層像生成処理を行う。
まず、ステップ1000で、ダイナミックスキャンに先立つ準備としてのシングルスキャン用の撮影条件1を設定する。撮影条件1の設定は、操作装置6を介した使用者の指示入力に基づいて行われる。設定する撮影条件は、管電圧、管電流、スライス位置、スライス厚、スキャン時間、再構成フィルタの種類等である。特に、天板4の体軸方向移動は0である。この撮影条件1は基本的には後述のダイナミックスキャン用の撮影条件2と比べて、スキャン数S=1である点が異なる。また、スライス位置1箇所あたりの画像作成枚数は1である。
次に、ステップ1010でシングルスキャンを行う。スキャンの1回転あたり複数(例えば1000程度)のビューの投影データが収集される。投影データの収集は、検出器11、データ収集装置12、システム制御装置19、画像再構成装置23の系統によって行われる。また、収集されたデータは記憶装置24に格納される。このシングルスキャンにおいては1回転中の全方位から均等なビュー間隔で投影データを収集する。
図9に、検出器11の任意の1列の1回転分、すなわち2π(rad)分のビュー・チャネルデータが構成する、データ空間の概念図を示す。図9では、チャネル番号mの昇順の方向を横軸とし、ビュー番号kの昇順の方向を縦軸とする。チャネル番号mは0,1,2,3,・・・,M−1であり、ビュー番号kは0,1,2,3,・・・,K−1である。すなわち、チャネル数=Mであり、ビュー数=Kである。
ビュー番号0に対応するビュー角度をβ0 (rad)とする(図9参照)。Kビューが1回転、すなわち2π (rad)に相当するので、1ビューあたりの回転角度は(2π)/K(rad)である。したがって、ビュー番号0 〜 (K−1)は、スライス面内でのビュー角度β0 (rad) 〜 β0+2π(K−1)/K(rad)に対応する。
ステップ1020では、このようなデータ空間を持つ投影データ群から、1回転分の投影データを用いて再構成を行う。画像再構成はシステム制御装置19の制御下で、記憶装置24に格納されている前記シングルスキャンの投影データを用いて、画像再構成装置23によって行われる。画像再構成装置23は、たとえばFeldkamp再構成法と呼ばれる再構成アルゴリズムに基づく再構成処理を行う。再構成された画像は表示装置5に表示されるとともに、記憶装置24に格納される。
ステップ1030では、表示装置5に表示された前記シングルスキャンによる再構成画像上の適切な座標に適切な形状の関心領域を設定する。本実施形態においては円形の関心領域を設定するものとする。なお一般的にX線CT装置における関心領域の形状は円形、楕円形、多角形、自由閉曲線等、様々な形状が知られており、本発明においても関心領域の形状が円形のみに限られるものではない。
ステップ1040では、画像上で設定された関心領域に対応する投影データ上のチャネル範囲(投影データ上での関心領域)を算出する。図12に示すように座標(xR(0),yR(0))に半径Rの円形関心領域が設定されている場合、各ビューの投影データ上で関心領域に対応するチャネル範囲は[数1]で定まる。
[数1]
SCH(k)≡SCH(k*)=(αR(k*) − η(k*))/αp
ECH(k)≡ECH(k*)=(αR(k*) + η(k*))/αp
ただし、
[数2]
SCH(k)は1回転中のビュー番号kにおいて関心領域に対応する投影データチャネル範囲の先頭側チャネル番号
ECH(k)は1回転中のビュー番号kにおいて関心領域に対応する投影データチャネル範囲の末尾側チャネル番号
kはスキャン数Sでの通しのビュー番号(k=0,1,2,...,K・S−1)
k* は1スキャンのビュー番号(k*=k mod K、 k*=0,1,2,...,K−1)
Kは1スキャンのビュー数
a mod b はaをbで除した剰余。
αp は1チャネルの開き角
αR(k)=αcc + tan-1(xR(k)/(SOD − yR(k)))
xR(k)=xR(0) ・ cos(θ) − yR(0) ・ sin(θ)
yR(k)=xR(0) ・ sin(θ) + yR(0) ・ cos(θ)
θ=β0 + k ・ 2π / N
αcc は検出器先頭チャネルから光軸(X線焦点と回転中心軸を通る直線)までのファン角度
SODはX線焦点とスキャナ回転中心との距離
β0はX線焦点の初期位置角度
である。こうして画像上の関心領域に対応する投影データ上の関心領域が定まり、たとえば図10のような形状を示す。なお、本実施形態では関心領域を1箇所として説明するが、本発明において設定できる関心領域は1箇所に限定されるものではない。
SCH(k)≡SCH(k*)=(αR(k*) − η(k*))/αp
ECH(k)≡ECH(k*)=(αR(k*) + η(k*))/αp
ただし、
[数2]
SCH(k)は1回転中のビュー番号kにおいて関心領域に対応する投影データチャネル範囲の先頭側チャネル番号
ECH(k)は1回転中のビュー番号kにおいて関心領域に対応する投影データチャネル範囲の末尾側チャネル番号
kはスキャン数Sでの通しのビュー番号(k=0,1,2,...,K・S−1)
k* は1スキャンのビュー番号(k*=k mod K、 k*=0,1,2,...,K−1)
Kは1スキャンのビュー数
a mod b はaをbで除した剰余。
αp は1チャネルの開き角
αR(k)=αcc + tan-1(xR(k)/(SOD − yR(k)))
xR(k)=xR(0) ・ cos(θ) − yR(0) ・ sin(θ)
yR(k)=xR(0) ・ sin(θ) + yR(0) ・ cos(θ)
θ=β0 + k ・ 2π / N
αcc は検出器先頭チャネルから光軸(X線焦点と回転中心軸を通る直線)までのファン角度
SODはX線焦点とスキャナ回転中心との距離
β0はX線焦点の初期位置角度
である。こうして画像上の関心領域に対応する投影データ上の関心領域が定まり、たとえば図10のような形状を示す。なお、本実施形態では関心領域を1箇所として説明するが、本発明において設定できる関心領域は1箇所に限定されるものではない。
ステップ1050では、ダイナミックスキャン用の撮影条件2を設定する。撮影条件2の設定は、操作装置6を介した使用者の指示入力に基づいて行われる。この撮影条件2は基本的には前述のシングルスキャン用の撮影条件1と比べて、スキャン数S≧1である点、および同一スライス位置における画像1枚毎の所望の時間差Δtを指定する点が異なる。このΔtに基づき、本発明においては1回転あたりN個のセクターに投影データ空間を分割する(図11参照)。
[数3]
N≧T/(0.5 ・ Δt) かつ Nは整数
ただし、
[数4]
Tは1回転あたりの時間(スキャン時間)
Δtは該当スライス位置の画像1枚毎の所望の時間差
である。
N≧T/(0.5 ・ Δt) かつ Nは整数
ただし、
[数4]
Tは1回転あたりの時間(スキャン時間)
Δtは該当スライス位置の画像1枚毎の所望の時間差
である。
[数3]によれば、X線は0.5・Δt毎に照射と非照射を繰り返す。すなわち、照射と非照射の時間幅は同じであるが、本発明に係るX線CT装置では、照射と非照射の時間幅は任意に変更することができる(第四の実施形態参照)。
なお、Δtが小さいほど断層像生成の時間間隔が短くなるので、断層像間の時間的連続性は向上する。しかし、その反面で生成される断層像数は増大する。断層像数があまりに増大すれば診断やデータ保管に支障を来すため、Δtはせいぜい30ms以上とするのが適当である。
また、特定部位の時間的変化の観察を目的とするため、撮影条件2においても天板4の体軸方向移動は0である。
次にステップ1060において、指定スキャン数のダイナミックスキャンを実施し、所望の時間差以下の時間間隔を持つ再構成画像を作成する。
ここで、ステップ1060におけるダイナミックスキャンについて詳細に説明する。図6に、本実施形態におけるダイナミックスキャンのフローを示す。
まず、ステップ2000において投影データセクター番号nを初期化する。
次に、ステップ2010においてセクター番号nが偶数か否かを判断する。ただし、本明細書においてはセクター番号0をも偶数セクター番号として扱う。セクター番号nが偶数である場合には判断が肯定されてステップ2020に進み、それ以外の場合はステップ2070(後述)へ進む。
ステップ2020では、セクター番号n内の全ビュー分に対応するX線管回転位相範囲においてX線照射および被検体投影データの計測を行う。
次に、ステップ2030ではセクター番号n(ここでは偶数)が2以上であるか否かを判断する。セクター番号nが2以上である場合には判断が肯定されてステップ2040に進み、それ以外の場合はステップ2080(後述)へ進む。
ステップ2040ではセクター番号n−1内の全ビュー分について投影データ推定装置25により投影データの推定を行う。ステップ2070(後述)との関係から、ステップ2040でのセクター番号n−1においては投影データが計測されていないため、投影データ推定が必要となる。この推定方法については後述する。
次にステップ2050では、
セクター番号n≧1回転あたりセクター数N − 1
(ここではセクター番号nは奇数)
が成立するか否かを判断する。条件が成立していれば判断が肯定されてステップ2060に進み、それ以外の場合はステップ2080(後述)へ進む。
セクター番号n≧1回転あたりセクター数N − 1
(ここではセクター番号nは奇数)
が成立するか否かを判断する。条件が成立していれば判断が肯定されてステップ2060に進み、それ以外の場合はステップ2080(後述)へ進む。
ステップ2060では、セクター番号n−N+1からセクター番号nまで(1回転分)の実測投影データおよび推定投影データを用いて画像再構成を行う。
次にステップ2080では、セクター番号nを更新する。
次にステップ2090では、セクター番号nがダイナミックスキャンの全セクター数N×Sと等しいか否かを判断する。条件が成立していれば判断が肯定されて図5のステップ1060の次の”エンド”に進んでダイナミックスキャンを終了し、それ以外の場合はステップ2010へ戻る。
なお、ステップ2010からステップ2070へ分岐した場合、ステップ2070ではセクター番号n(ここでは奇数)内の全ビュー分に対応するX線管回転位相範囲において、X線非照射・被検体投影データ非計測とし、ステップ2080(前述)に進む。
以上説明したように、本実施形態において「X線照射および投影データ計測」及び「X線非照射および投影データ非計測」は、適切なビュー数のセクターを単位として、それぞれ時間幅(0.5・Δt)で交互に行われる。すなわち通常のダイナミックスキャンの1/2の被曝線量となる。
このように、本実施の形態に係るX線CT装置100では、断層像の時間的連続性を損なうことなく被曝線量を低減することができる。また、非実測投影データはダイナミックスキャン時と同等のS/N比を持つシングルスキャン投影データにコントラスト変化分の推定値を加算することにより推定されるため、画像全体としてのS/N比も損なわれない。
ここで、前述のステップ2040における投影データ推定について詳細に説明する。
まず前提として、ステップ1010のシングルスキャンの全投影データをビュー番号k=−K〜−1の投影データと考え、ステップ1060ダイナミックスキャンの全投影データをビュー番号k=0〜K・S−1と考えることにする。ただし前述のとおり、Kは1スキャンあたりのビュー数であり、Sはダイナミックスキャンのスキャン数である。
ステップ2040においてセクター番号n−1は非実測セクターであり、その前後のセクター番号n−2、セクター番号nは実測セクターである。それらのセクター内に対応するビュー番号は
[数5]
セクター番号n−2におけるビュー番号=(n−2)・V 〜 (n−1)・V−1
セクター番号n−1におけるビュー番号=(n−1)・V 〜 n・V−1
セクター番号nにおけるビュー番号=n・V 〜 (n+1)・V−1
ただし、
[数6]
Vは1セクターあたりのビュー数
である。
[数5]
セクター番号n−2におけるビュー番号=(n−2)・V 〜 (n−1)・V−1
セクター番号n−1におけるビュー番号=(n−1)・V 〜 n・V−1
セクター番号nにおけるビュー番号=n・V 〜 (n+1)・V−1
ただし、
[数6]
Vは1セクターあたりのビュー数
である。
ここで、非実測セクター内の推定投影データを得るために、該当非実測セクター(ここではセクター番号n−1)の前後の実測セクター(ここではセクター番号n−2およびn)の投影データを利用する。すなわち以下の[数7]〜[数16]により推定投影データを得る。
まず[数7]により、セクター番号n−2(実測セクター)における投影データとステップ1010のシングルスキャンの投影データとの差分を得る。
[数7]
(SCH(k0)≦m0≦ECH(k0))
(m0<SCH(k0),ECH(k0)<m0)
ただし、
[数8]
SCH(k0)、ECH(k0)はビュー番号k0での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
推定対象ビュー番号k1に対してk0=k1−V、すなわちビュー番号k0はセクター番号n−2内。
kk0 = (k0 mod M)−M すなわちビュー番号kk0はビュー番号k0と同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
(SCH(k0)≦m0≦ECH(k0))
(m0<SCH(k0),ECH(k0)<m0)
ただし、
[数8]
SCH(k0)、ECH(k0)はビュー番号k0での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
推定対象ビュー番号k1に対してk0=k1−V、すなわちビュー番号k0はセクター番号n−2内。
kk0 = (k0 mod M)−M すなわちビュー番号kk0はビュー番号k0と同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
同様に[数9]により、セクター番号n(実測セクター)における投影データとステップ1010のシングルスキャンの投影データとの差分を得る。
[数9]
(SCH(k2)≦m2≦ECH(k2))
(m2<SCH(k2),ECH(k2)<m2)
ただし、
[数10]
SCH(k2)、ECH(k2)はビュー番号k2での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
推定対象ビュー番号k1に対してk2=k1+V、すなわちビュー番号k2はセクター番号n内であり、k1はk0とk2の中点にあたる。
kk2 = (k2 mod M)−M すなわちビュー番号kk2はビュー番号k2と同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
(SCH(k2)≦m2≦ECH(k2))
(m2<SCH(k2),ECH(k2)<m2)
ただし、
[数10]
SCH(k2)、ECH(k2)はビュー番号k2での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
推定対象ビュー番号k1に対してk2=k1+V、すなわちビュー番号k2はセクター番号n内であり、k1はk0とk2の中点にあたる。
kk2 = (k2 mod M)−M すなわちビュー番号kk2はビュー番号k2と同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
次に、[数7]および[数9]の差分データをセクター番号n−1(非実測セクター)での投影データ上の関心領域に写像することにより、[数11]および[数13]を得る。
[数11]
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
ただし、
[数12]
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
である。
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
ただし、
[数12]
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
である。
[数13]
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
ただし、
[数14]
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
である。
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
ただし、
[数14]
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
である。
すなわち、[数11]は[数7]を投影データ上での関心領域SCH(k0)〜ECH(k0) からSCH(k1)〜ECH(k1) に写像したものである。同様に、[数13]は[数9]を投影データ上での関心領域SCH(k2)〜ECH(k2) からSCH(k1)〜ECH(k1) に写像したものである。
これらを用いて、セクター番号n−1内(非実測セクター)の推定投影データは次の[数15]のようにして得られる。
[数15]
ただし、
[数16]
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
(n−1)・V 〜 n・V−1 すなわちビュー番号k1はセクター番号n−1内。
kk1 = (k1 mod M)−M すなわちビュー番号kk1はビュー番号k1と同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
ただし、
[数16]
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
(n−1)・V 〜 n・V−1 すなわちビュー番号k1はセクター番号n−1内。
kk1 = (k1 mod M)−M すなわちビュー番号kk1はビュー番号k1と同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
以上のようにして非実測セクターの推定投影データが得られると、前述したようにステップ2050以降で画像再構成を行う。
(第二の実施形態)
本発明の第二の実施形態では、1スキャンあたりのセクター数Nを奇数とし、図5に示すフローのステップ1060において、図7のフローに示す処理を行う。
本発明の第二の実施形態では、1スキャンあたりのセクター数Nを奇数とし、図5に示すフローのステップ1060において、図7のフローに示す処理を行う。
図7のフローにおいては、ステップ3050〜3090とステップ3300に特徴がある。すなわち、部分再構成画像の加算、減算によって再構成画像を生成することにより、再構成画像生成のための処理時間を低減している。なお、ステップ3040における投影データ推定は第一の実施形態におけるステップ2040と同じである。
(第三の実施形態)
本発明の第三の実施形態では、1スキャンあたりのセクター数Nを偶数とし、図5に示すフローのステップ1060において、図8のフローに示す処理を行う。
本発明の第三の実施形態では、1スキャンあたりのセクター数Nを偶数とし、図5に示すフローのステップ1060において、図8のフローに示す処理を行う。
図8のフローにおいては、ステップ3050〜3090とステップ3300に特徴がある。すなわち、部分再構成画像の加算、減算によって再構成画像を生成することにより、再構成画像生成のための処理時間を低減している。なお、ステップ4040における投影データ推定は第一の実施形態におけるステップ2040と同じである。
(第四の実施形態)
上述の第一の実施形態から第三の実施形態まででは、投影データの実測セクターと非実測セクターの時間幅は同じ(いずれも0.5・Δt)である([数3]参照)。しかし、以下に説明するようにステップ2040、ステップ3040、ステップ4040における投影データ推定方法を工夫することにより、投影データの実測セクターと非実測セクターの時間幅の関係を任意に変更することができ、さらなる被曝線量低減が可能となる。
上述の第一の実施形態から第三の実施形態まででは、投影データの実測セクターと非実測セクターの時間幅は同じ(いずれも0.5・Δt)である([数3]参照)。しかし、以下に説明するようにステップ2040、ステップ3040、ステップ4040における投影データ推定方法を工夫することにより、投影データの実測セクターと非実測セクターの時間幅の関係を任意に変更することができ、さらなる被曝線量低減が可能となる。
本実施形態では、非実測セクター内の推定投影データを得るために、該当非実測セクター(ここではセクター番号n−1)の前の実測セクター(ここではセクター番号n−2)の最後のビューと該当非実測セクターの次の実測セクター(ここではセクター番号n)の最初のビューを利用する。すなわち以下の[数17]〜[数26]により推定投影データを得る。
まず[数17]により、セクター番号n−2(実測セクター)の最終ビューの投影データとステップ1010のシングルスキャンの投影データとの差分を得る。
[数17]
(SCH(k0e)≦m0≦ECH(k0e))
(m0<SCH(k0e),ECH(k0)<m0e)
ただし、
[数18]
ビュー番号k0eはセクター番号n−2内の最終ビューの番号。
SCH(k0e)、ECH(k0e)はビュー番号k0eでの投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
kk0e = (k0e mod M)−M すなわちビュー番号kk0eはビュー番号k0eと同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
(SCH(k0e)≦m0≦ECH(k0e))
(m0<SCH(k0e),ECH(k0)<m0e)
ただし、
[数18]
ビュー番号k0eはセクター番号n−2内の最終ビューの番号。
SCH(k0e)、ECH(k0e)はビュー番号k0eでの投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
kk0e = (k0e mod M)−M すなわちビュー番号kk0eはビュー番号k0eと同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
同様に[数19]により、セクター番号n(実測セクター)の最初のビューの投影データとステップ1010のシングルスキャンの投影データとの差分を得る。
[数19]
(SCH(k2s)≦m2≦ECH(k2s))
(m2<SCH(k2s),ECH(k2s)<m2)
ただし、
[数20]
ビュー番号k2sはセクター番号n内の最初のビューの番号。
SCH(k2s)、ECH(k2s)はビュー番号k2sでの投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
kk2s = (k2s mod M)−M すなわちビュー番号kk2sはビュー番号k2sと同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
(SCH(k2s)≦m2≦ECH(k2s))
(m2<SCH(k2s),ECH(k2s)<m2)
ただし、
[数20]
ビュー番号k2sはセクター番号n内の最初のビューの番号。
SCH(k2s)、ECH(k2s)はビュー番号k2sでの投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
kk2s = (k2s mod M)−M すなわちビュー番号kk2sはビュー番号k2sと同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
次に[数17]および[数19]の差分データをセクター番号n−1(非実測セクター)での投影データ上の関心領域に写像することにより、[数21]および[数23]を得る。
[数21]
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
ただし、
[数22]
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
である。
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
ただし、
[数22]
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
である。
[数23]
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
ただし、
[数24]
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
である。
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
ただし、
[数24]
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
である。
すなわち、[数21]は[数17]を投影データ上での関心領域SCH(k0e)〜ECH(k0e) からSCH(k1)〜ECH(k1) に写像したものである。同様に、[数23]は[数19]を投影データ上での関心領域SCH(k2s)〜ECH(k2s) からSCH(k1)〜ECH(k1) に写像したものである。
これらを用いてセクター番号n−1内(非実測セクター)の推定投影データは次の[数25]のようにして得られる。
[数25]
ただし、
[数26]
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
ビュー番号k0eはセクター番号n−2内の最終ビューの番号。
ビュー番号k2sはセクター番号n内の最初のビューの番号。
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
kk1 = (k1 mod M)−M すなわちビュー番号kk1はビュー番号k1と同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
ただし、
[数26]
(SCH(k1)≦m1≦ECH(k1))
(m1<SCH(k1),ECH(k1)<m1)
ビュー番号k0eはセクター番号n−2内の最終ビューの番号。
ビュー番号k2sはセクター番号n内の最初のビューの番号。
SCH(k1)、ECH(k1)はビュー番号k1での投影データ上での関心領域開始・終了チャネル番号([数1])。
kk1 = (k1 mod M)−M すなわちビュー番号kk1はビュー番号k1と同一X線管位相にあたるシングルスキャン投影データのビュー番号。(a mod b はaをbで除した剰余。)
である。
以上のようにして非実測セクター内の投影データを推定する場合、推定対象ビュー番号k1は推定に利用する実測ビュー番号k0およびk2の中点でなくてよい。したがって実測セクターと非実測セクターのビュー数は同一でなくてよい。このため、上述の第一の実施形態から第三の実施形態までではダイナミックスキャンでの被曝線量が従来技術の1/2であったが、本実施の形態ではさらなる被曝線量低減が可能である。すなわち、画像1枚毎の所望の時間差Δtに対し、
[数27]
実測セクターのビュー数=K/(f ・ Δt)
非実測セクターのビュー数=K/((1−f) ・ Δt)
ただし、
[数28]
Kは1回転あたりのビュー数
0<f<1.0
Δtは該当スライス位置の画像1枚毎の所望の時間差
とし、必要に応じてfの値を設定することで、さらなる被曝量の低減が可能である。
[数27]
実測セクターのビュー数=K/(f ・ Δt)
非実測セクターのビュー数=K/((1−f) ・ Δt)
ただし、
[数28]
Kは1回転あたりのビュー数
0<f<1.0
Δtは該当スライス位置の画像1枚毎の所望の時間差
とし、必要に応じてfの値を設定することで、さらなる被曝量の低減が可能である。
なお、非実測セクターのデータを推定する方法の変種として、基準とするデータ(たとえば[数17]のD(m0,kk0e)、[数19]のD(m2,kk2s)、[数25]のD1(m1,kk1))としてシングルスキャンデータのみを常に用いるのではなく、直近過去の実測セクターよりは過去であるような実測セクターへと更新していく方法もあり得る、というように考えられがちである。しかしその場合、基準データの時相がまちまちになり、かえって非実測セクターのデータ推定精度が悪化するため好ましくない。
(第五の実施形態)
上述の第一乃至第四の実施形態では、同一位置での連続的なスキャンについて説明しているが、造影剤を用いた撮影の場合、被検体の体軸方向位置を変化させながらのスキャンも行われる。このようなスキャンでは、例えばスキャノグラム像に基づいてスキャン範囲を設定し、その後モニタースキャン位置でスキャンを行いつつROI(Region Of Interest;関心領域)内のCT値を監視し、CT値がしきい値を超えると設定遅延時間待機した後に検査対象に対するスキャンを実施するが、モニタースキャン位置での連続的なスキャンによる被曝量が多くなってしまう。
上述の第一乃至第四の実施形態では、同一位置での連続的なスキャンについて説明しているが、造影剤を用いた撮影の場合、被検体の体軸方向位置を変化させながらのスキャンも行われる。このようなスキャンでは、例えばスキャノグラム像に基づいてスキャン範囲を設定し、その後モニタースキャン位置でスキャンを行いつつROI(Region Of Interest;関心領域)内のCT値を監視し、CT値がしきい値を超えると設定遅延時間待機した後に検査対象に対するスキャンを実施するが、モニタースキャン位置での連続的なスキャンによる被曝量が多くなってしまう。
このため、モニタースキャン時のX線量を下げたり、ROIのみにX線が照射されるような絞りを用いる技術が知られているが(例えば、特開平10−127671参照)、このような技術では画像ノイズの増大や、装置の構造、制御方法の複雑化などの問題が発生する。
このような場合でも、本発明にかかるX線CT装置では、モニタースキャンを第一乃至第四の実施形態に示すようにして行うことで被曝量を低減でき、画像の時間的連続性を損なうこともない。
この場合の処理フローを図13に示す。また、断層像上でのROI設定の例を図14に、CT値の変化と検査対象のスキャン実施時間の関係の例を図15に示す。
100…X線CT装置、1…スキャナ、2…患者テーブル、3…操作卓、4…天板、5…表示装置、6…操作装置、7…X線制御装置、8…X線管、9…コリメータ制御装置、10…コリメータ、11…検出器、12…データ収集装置、13…回転板、14…回転制御装置、15…回転板駆動装置、16…駆動力伝達系、17…被検体、18…X線検出素子、19…システム制御装置、20…患者テーブル制御装置、21…患者テーブル上下動装置、22…天板駆動装置、23…画像再構成装置、24…記憶装置、25…投影データ推定装置
Claims (3)
- 被検体の指定された体軸方向位置において体軸周りの全角度範囲でX線を連続的に照射して透過X線データを取得し、その後該被検体の体軸周りで所定の角度幅及び所定の角度間隔となるようにX線を間欠的に照射して透過X線データを取得するデータ取得手段と、
前記体軸方向位置において、前記体軸周りのX線非照射角度範囲についての透過X線データを推定する推定手段と、
前記取得した透過X線データと前記推定した透過X線データとから、前記体軸方向位置における前記被検体の体軸周りの全角度範囲の投影データを設定する設定手段と、
前記設定した投影データに基づいて前記被検体の断層像を再構成する再構成手段と、
前記再構成した断層像を表示する表示手段とを備え、
前記推定手段は、前記X線を連続的に照射して取得された透過X線データと、前記X線を間欠的に照射して取得された透過X線データのうち前記X線非照射角度範囲の前後のX線照射角度範囲についての透過X線データとに基づいて前記X線非照射角度範囲についての透過X線データを推定することを特徴とするX線CT装置。 - 前記体軸方向位置における前記被検体の断層像に関心領域を設定する手段をさらに備え、前記推定手段は、前記X線非照射角度範囲についての透過X線データの内該関心領域に対応するデータについては、前記X線を連続的に照射して取得された透過X線データと、前記X線を間欠的に照射して取得された透過X線データのうち前記X線非照射角度範囲の前後のX線照射角度範囲についての透過X線データとに基づいて推定を行い、前記X線非照射角度範囲についての透過X線データの内該関心領域以外の領域に対応するデータについては、前記X線を連続的に照射して取得された透過X線データに基づいて推定を行うことを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
- 前記再構成した断層像中の所定の領域でのCT値があらかじめ設定されたしきい値を超えたか否かを判断する手段をさらに備え、前記データ取得手段は、該判断が肯定されてから所定の時間経過後に、前記被検体の体軸方向に移動しつつ前記被検体の体軸方向周りの全角度範囲でX線を連続的に照射して透過X線データを取得し、前記再構成手段は該取得した透過X線データから前記被検体の所望の体軸方向位置における断層像を再構成することを特徴とする請求項1または請求項2に記載のX線CT装置。
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JP2010273782A (ja) * | 2009-05-27 | 2010-12-09 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X線ct装置 |
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2003
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