JP2008154718A

JP2008154718A - 放射線断層撮影装置

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Publication number: JP2008154718A
Application number: JP2006345533A
Authority: JP
Inventors: Yasuhiro Imai; 靖浩今井; Akihiko Nishide; 明彦西出
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2006-12-22
Filing date: 2006-12-22
Publication date: 2008-07-10

Abstract

【課題】心臓周辺の断層像を撮影する際に、カルシウム分布などのハードプラークや脂肪分などのソフトプラークを高精度に得ることができる放射線撮影装置を提供する。
【解決手段】被検体の心拍を検出し心拍信号を生成する心拍検出部（１５０）と、第１エネルギーの放射線とこの第１エネルギーと異なる第２エネルギーの放射線とを被検体の同一部位に照射する放射線照射部（１０２）と、被検体を透過する第１エネルギーおよび第２エネルギーの放射線を検出し、第１投影データおよび第２投影データを収集する放射線検出部（１０４）と、心拍信号における一周期内の第１投影データおよび第２投影データに基づき、断層像を画像再構成する画像再構成部と、を備える。
【選択図】図３

Description

本発明は、被検体の周囲からＸ線などの放射線を照射して得られた投影データを画像再構成することで被検体の断層像を得る放射線断層撮影装置に関する。特に心臓領域の画像再構成に関する。

被検体における病変部の診断装置として、被検体の断層像を得る放射線断層撮影装置、たとえばＸ線ＣＴ装置が広く診断に利用されている。かかるＸ線ＣＴ装置は、心臓領域の撮像においても広く用いられるようになっている。

かかる心臓領域の撮像を行う場合、心臓が常に拍動していることから、Ｘ線ＣＴ装置は、被検体に心電計を取り付け、心臓の収縮期および拡張期などの動作状態を把握しながら放射線を照射する。かかる心臓領域の画像の再構成法は、心電図(ＥＣＧ： electrocardiogram)再構成法と呼ばれ、プロスペクティブＥＣＧ法（Prospective ECG）とレトロスペクティブＥＣＧ法（Retrospective ECG）とが提案されている。

プロスペクティブＥＣＧ法は、放射線の投影前に設定した心拍の位相の画像を見るために、心電情報から一定の間隔で得られた投影データから画像再構成を行う方法である。この方法の場合には、拡張末期や収縮末期の位相に合わせてＳ／Ｎ比が向上するようにＸ線管に電流を変動させることで、全体として被検体への放射線被曝量を少なくしている。たとえば、特許文献１はプロスペクティブＥＣＧ法を開示している。しかし、息を止めたりして緊張したりして心拍が早くなってしまう場合又は不整脈の場合には、期待した心拍の位相の画像がとれないことがある。たとえば心臓の位相が異なるため、モーションアーチファクトが生じる。

レトロスペクティブＥＣＧ法は、放射線を照射して投影データを得るとともに、同時に心電情報を収集する。放射線の投影後に心電情報から必要な心拍の位相の投影データを取り出して画像再構成を行う方法である。抽出する心拍の位相には最も心拍動の小さい位相を選択したり、診断に必要な位相で投影データの抽出を行ったりしている。これによって、体動によるモーションアーチファクトを最小限に押さえた心臓領域の撮像が可能となる。しかしながら、レトロスペクティブＥＣＧ法は、被検体への放射線被曝量が多くなりがちである。

また、ＥＣＧ法を、異なった放射線エネルギーで二種類の断層像を得るデュアルエネルギー撮影に適用させた例が、たとえば特許文献１に開示されている。この方法によれば、心拍の周期ごとに異なる管電圧を交互に切り替えて被検体に放射線を照射させるものが開示されている。
特開２００６−００６５３１号

しかしながら、冠動脈における心筋梗塞の原因となる脂肪分などのソフトプラークの検出精度を上げることが要望されているが、上記方法においては、心拍変動などの影響により位置ずれによるアーチファクトが発生する等の問題により、ソフトプラークの検出精度を上げることができないという問題点があった。

したがって、本発明の目的は、心臓周辺の断層像を撮影する際に、カルシウム分布などのハードプラークや脂肪分などのソフトプラークを高精度に得ることが容易になる放射線撮影装置を提供することにある。

第１の観点の放射線断層撮影装置は、被検体の心拍を検出し心拍信号を生成する心拍検出部と、第１エネルギーの放射線とこの第１エネルギーと異なる第２エネルギーの放射線とを被検体の同一部位に照射する放射線照射部と、被検体を透過する第１エネルギーおよび第２エネルギーの放射線を検出し、第１投影データおよび第２投影データを収集する放射線検出部と、心拍信号における一周期内の第１投影データおよび第２投影データに基づき、断層像を画像再構成する画像再構成部と、を備える。
この構成により、第１投影データと第２投影データとの時間ずれが少ないため位置ずれアーチファクトが少なく、時間分解能が高い断層像を得ることができる。このため、異なった放射線エネルギーで２種類の断層像を得るデュアルエネルギー撮影では、一方のエネルギーの断層像から他方のエネルギーの断層像を差し引くサブトラクション法などにより、心臓領域のカルシウム分布などのハードプラークや脂肪分などのソフトプラークを高精度に得ることができる。

第２の観点の放射線断層撮影装置は、画像再構成部が、複数の周期において収集された複数の第１投影データおよび第２投影データに基づき、断層像を画像再構成する。
たとえばガントリ回転部の一回転が０．３５秒の時に被検体の心拍が約７５〜８０回／分までの心拍に対応することができる。しかし約７５〜８０回／分より早い心拍の場合などには、現時点でのガントリの回転速度では、ハーフスキャンの手法で画像再構成しても、断層像を再構成できない場合がある。このような場合には、第複数の周期において収集された複数の第１投影データおよび第２投影データに基づき、断層像を再構成することができ、また、サブトラクション法によりソフトプラークなどを高精度に得ることができる。

第３の観点の放射線断層撮影装置は、画像再構成部が、心拍周期における第１周期内の、第１投影データ、第２投影データの順に収集され、第１周期の次の周期である第２周期内に、第２投影データ、第１投影データの順に収集された第１投影データおよび第２投影データに基づき、断層像を画像再構成する。
第１エネルギーの放射線と第２エネルギーの放射線とを頻繁に切り替える必要がなくなる。また画像再構成の際に位相を合わせやすい。

第４の観点の放射線断層撮影装置は、被検体の心拍を検出し心拍信号を生成する心拍検出部と、第１エネルギーの放射線、該第１エネルギーの放射線、この第１エネルギーと異なる第２エネルギーの放射線、該第２エネルギーの放射線の順に、被検体の同一部位に照射する放射線照射部と、被検体を透過する第１エネルギーおよび第２エネルギーの放射線の心拍信号における二周期毎に交互の第１投影データおよび第２投影データを収集する放射線検出部と、心拍信号における二周期毎に交互の第１投影データおよび第２投影データに基づき、断層像を画像再構成する画像再構成部と、を備える。
この構成により、心拍周期内の第１周期と第２周期とに基づき、第１エネルギーの放射線、第２エネルギーの放射線、第２エネルギーの放射線、第１エネルギーの放射線のように放射線が照射される。このように照射されると、第１エネルギーの放射線と第２エネルギーの放射線との間の位置ズレが少なくなり、画像再構成の際に位相を合わせやすくなる。したがって、デュアルエネルギーによる断層像のサブトラクション時に位置ズレによる誤差を防ぐことができ、鮮明なハードプラークやソフトプラークを得ることが可能となる。

第５の観点の放射線断層撮影装置は、画像再構成部は、予測された心拍周期に基づいて収集された第１投影データおよび第２投影データに基づき、画像再構成される。
この構成により、いわゆるプロスペクティブＥＣＧ法で、低い被曝量で診断を行うことが可能となる。

第６の観点の放射線断層撮影装置は、画像再構成部は、放射線照射と同時に測定された心拍周期と相関する第１投影データおよび第２投影データに基づき、画像再構成される。
この構成により、いわゆるレトロスペクティブＥＣＧ法で、不整脈などにより生じた好ましくない再構成用データの領域を適切な再構成用データの領域に変更することができる。

本発明の放射線断層撮影装置は、操作者が心臓の断層像を確認する際に、カルシウム分布などのハードプラークや脂肪分などのソフトプラークを高精度に得ることが容易になる。また、体動によるモーションアーチファクトを最小限に押さえた断層像を得ることができる。

＜Ｘ線ＣＴ装置の全体構成＞
図１は、実施形態におけるＸ線ＣＴ装置１の構成を示す図である。図示の如く、本装置は、被検体へのＸ線照射と被検体を透過したＸ線を検出するためのガントリ１００と、ガントリ１００から転送されてきたデータに基づいてＸ線断層像を再構成し、出力して表示する操作コンソール５０により構成されている。

ガントリ１００は、その全体の制御を行うＣＴ制御部１４０を備えており、以下に説明する各種装置が接続されている。

ガントリ１００の内部には、Ｘ線発生源であるＸ線管１０２、Ｘ線管１０２に接続されたＸ線管コントローラ１０３、Ｘ線の照射範囲を制限するための開口を有するコリメータ１２０、コリメータ１２０の開口幅を調整するための開口制御モータ１２１及び開口制御モータ１２１を駆動する開口制御モータドライバ１２２が制御するが設けられ、放射線検出部を構成している。コリメータ１２０を通過したＸ線は、そのコリメータ１２０によるＸ線照射範囲の制限によって、ガントリ１００の回転方向に沿うファン状のＸ線ビーム（ファンビーム）を形成する。被検体はクレードル１１１上に横たえられた状態で被検体の体軸方向に（Ｚ軸方向、一般に被検体の体軸の方向に一致する）、テーブルモータ１１２によって移動される。このテーブルモータ１１２はテーブルモータドライバ１１３によって駆動される。

また、ガントリ１００の内部には、ファン角（通常６０°前後）に依存した長さにわたる複数の検出器がエレメント方向（Ｚ軸方向と同じ）に多数列に並んだ検出チャンネルを有するＸ線検出部１０４が設けられ、放射線検出部を構成している。Ｘ線検出部１０４は、たと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。

ガントリ１００は、検出チャンネルの出力を投影データとして収集する複数のデータ収集部（ＤＡＳ：Data Acquisition System）１０５を備える。データ収集部１０５は、１個又は複数（たとえば４個，８個，１６個又は３２個）から構成され、Ｘ線検出部１０４に接続されている。たとえば、一般に４ＤＡＳと呼ばれる４個のデータ収集部１０５を有しているものは、エレメント方向に並んだ４列の検出チャンネルからなり、Ｘ線管１０２が一回転する間にスライス画像を４枚取得することができる。Ｘ線管１０２とＸ線検出部１０４とは、互いに空洞部を挟んで、すなわち、被検体を挟んで対向する位置に設けられている。そして、Ｘ線管１０２とＸ線検出部１０４とは、対向する位置関係が維持された状態で被検体の周りを回転するように回転部１３０が設けられている。回転部１３０には回転モータ１３１及び回転モータドライバ１３２が接続されており、回転部１３０は、回転モータドライバ１３２により、たとえば約０．３秒から１．０秒で一回転するように制御されている。なお、Ｘ線検出部１０４が円周上全面に配置され、Ｘ線管１０２のみを回転させるガントリ１００もある。本発明はこのようなＸ線管１０２のみを回転させるものに対しても適用できる。

さらに、本実施形態では、被検体の心拍状態を確認するために、心拍運動を電気信号に変換する心電計１５０が被検体に装着されている。心電計１５０は、本発明の心拍検出部の一例である。これは、後述する心電同期スキャンに使用される。

ＣＴ制御部１４０は、操作コンソール５０と互いに通信を行うように接続されている。操作コンソール５０の指令に基づいて、Ｘ線管コントローラ１０３、テーブルモータドライバ１１３、開口制御モータドライバ１２２、回転モータドライバ１３２、およびデータ収集部１０５に対し、各種制御信号を出力することになる。データ収集部１０５で収集されたデータは、操作コンソール５０に送出され、画像再構成部（図示せず）において、画像の再構成が行われる。

なお、Ｘ線ＣＴ装置１は、３６０°分の投影データからの再構成を前提としたフルスキャンモードと、１８０°＋ファン角分の投影データからの再構成を前提としたハーフスキャンモードとを用意し、ユーザが任意に選択できるようになっている。フルスキャンモードによれば高品質の断層像を再構成することが可能であり、ハーフスキャンモードによれば断層像の画質を若干犠牲にするかわりに、スキャンスピードを早くでき、その分被検体に対する被曝量を低減させることにもなるというメリットがある。なお、以下の実施態様では、鼓動する心臓の撮影する場合であるので、スキャンスピードを早く行うことができるハーフスキャンモードで説明する。

操作コンソール５０は、いわゆるワークステーションであり、図示するように、ブートプログラム等を記憶しているＲＯＭ５２、主記憶装置として機能するＲＡＭ５３をはじめ装置全体の制御を行うＣＰＵ５４を備える。

ハードディスク装置５１は、ここにオペレーティングシステムのほか、ガントリ１００に各種指示を与えたり、ガントリ１００より受信したデータに基づいてＸ線断層像を再構成したり、表示したりするための画像処理プログラムが格納されている。また、ＶＲＡＭ５５は表示しようとするイメージデータを展開するメモリであり、ここにイメージデータ等を展開することでモニター５６に表示させることができる。各種操作は、キーボード５７およびマウス５８で行う。

かかる構成のＸ線ＣＴ装置１において、投影データの収集は次のように行われる。
まず、テーブルモータ１１２は、被検体をガントリ回転部１３０の空洞部に位置させた状態で所定の速度でＺ軸方向に移動する。そして、ガントリ回転部１３０が回転しながらＸ線管１０２からのＸ線ビームが被検体に照射する。その透過Ｘ線をＸ線検出部１０４で検出する。そして、この透過Ｘ線の検出を、Ｘ線管１０２とＸ線検出部１０４を被検体の周囲で（すなわち、照射角度（ビュー角度）を変化させながら）複数Ｎ（たとえば、Ｎ＝１，０００）のビュー方向で、１８０°＋ファン角度分行う。検出された各透過Ｘ線は、データ収集部１０５でディジタル値に変換されて投影データとして操作コンソール５０に転送される。これら一連の工程を１つの単位として１スキャンとよぶ。このように、照射角度の変化に同期してクレードル１１１を所定速度で移動させることでスキャン位置を移動させながら（Ｘ線管１０２とＸ線検出部１０４とが被検体の周囲をらせん状に周回することになる）投影データを収集する。この方式は、いわゆるヘリカルスキャン方式と呼ばれている。テーブルモータ１１２を順次Ｚ軸方向にステップさせながら、ガントリ回転部１３０を回転して投影データを収集するアキシャルスキャン方式を採用してもよい。

操作コンソール５０は、入力した情報をモニター５６に表示したり、画像の再構成に必要な手続きを表示したり、転送された投影データに基づきＲａｄｏｎの原理に基づいて所定の演算によって断層像を再構成して表示したりする。

＜Ｘ線ＣＴ装置１による心電同期スキャン＞
次に図２のフローチャートを使って、心臓部の心電同期スキャン方法２００について説明する。
図２のフローチャートに対応するプログラムは、操作コンソール５０のハードディスク５１に格納されている画像処理プログラムに含まれ、ＲＡＭ５３にロードされてＣＰＵ５４により実行されるものである。

なお、この処理例は、心臓の診断を目的として心臓の周辺部に対してヘリカルスキャンを行わせるときのスキャン計画を行うものである。もちろん、その他の部位の診断も同時に診断する目的としてスキャン計画を立てることも可能であるが、ここでは説明を簡単にするために心臓の診断を目的とするものに限って説明する。

まずステップＳ２０１において、操作者は、キーボード５７又はマウス５８で所定の入力を行いながらモニター５６で入力情報を確認し、スカウトスキャンを実行する。スカウトスキャンとは、Ｘ線管１０２を所定位置に固定したまま、すなわち、回転部１３０を回転させずに、被検体を載置したクレードル１１１を所定速度で体軸方向に移動させながらＸ線を連続的に照射して１枚の被検体透視像を得るものである。これにより得られた被検体透視像をスカウト像という。

操作コンソール５０からのスカウトスキャンの実行指令を受けて、ガントリ１００は、実行命令に従いスカウトスキャンを実施する。操作コンソール５０は、Ｘ線検出部１０４及びデータ収集部１０５より転送されてくる透視像データを受信し、ＲＡＭ５３に格納する。そして、ＲＡＭ５３に格納されたスカウト像がモニター５６に表示される。

ステップＳ２０２では、心臓部の心電同期スキャンを行う準備として、操作者は、モニター５６に表示されるスカウト像を確認しながら、マウス５８を操作して心電同期スキャン開始位置と心電同期スキャン終了位置を設定する。この心電同期スキャンの開始位置と終了位置とで挟まれる区間が心電同期スキャン区間となる。

ステップＳ２０３では、操作者は、心臓部の心電同期スキャンの方法を選択したり、Ｘ線管１０２から照射されるＸ線エネルギーを設定したりする。心電同期スキャンの方法には、プロスペクティブＥＣＧ法とレトロスペクティブＥＣＧ法とを選択することができる。
また、本実施形態では、デュアルエネルギー撮影を行うため、異なったＸ線エネルギーで２種類のＸ線断層像を得る必要がある。このため、操作者は、２つのＸ線エネルギーを設定する。Ｘ線エネルギーを設定する方法は、図３を使って後述する。

そして、ステップＳ２０４では、キーボード５７又はマウス５８で心電同期スキャンの実行指令をＣＰＵ５４が受けると、心電計１５０からの心電情報Ｒを検出し始める。心電情報Ｒから心臓の動作状態（収縮期、拡張期）が把握できる。心電情報Ｒの心拍のピークＲと心拍のピークＲとの間隔は一般にＲＲ間隔と呼ばれている。操作者は、ＲＲ間隔の相対位置（パーセント設定）で位相を設定することができる。

ステップＳ２０３にてプロスペクティブＥＣＧ法が選択されていると、ステップＳ２０５にて、心電情報Ｒに基づき心拍周期Ｐを計算する。プロスペクティブＥＣＧ法は、不整脈などがない被検体には有効であり、また被検体の被曝量も少ない。
次に、ステップＳ２０６にて、心拍周期Ｐに基づいてＸ線管１０２を制御するＸ線管コントローラ１０３により、設定された２つのＸ線エネルギーが照射される。Ｘ線エネルギーは、被検体の被曝量を減らすために、所定の位相でしかＸ線が照射されない。たとえば、操作者は、心臓の拡張末期の断層像を確認したいときには、位相７０−８０パーセントに設定している。

ステップＳ２０７において、データ収集部１０５が被検体の心臓部を通過した互いに異なる２つのＸ線エネルギーによる投影データを取得する。
ステップＳ２０８では、ＣＰＵ５４が、Ｘ線エネルギーが異なるそれぞれの投影データを使って画像再構成を行い２種類の断層像を表示させる。デュアルエネルギー撮影は、異なったＸ線エネルギーで２種類のＸ線断層像を得て、その２種類のＸ線断層像を合成することにより、軟組織たとえば脂肪の画像または骨の画像などを得ることができる。実際に冠動脈周辺に石灰化が生じていると軟組織画像は、石灰が原因で起こるアーチファクトが生じる。このため石灰化を除去すれば感度を上げることができる。また、ヨードなどの造影剤など所望の物質に関する定量的な分布画像を計算によって求めることができる。この計算方法については、詳細を後述する。

次にレトロスペクティブＥＣＧ法がステップＳ２０３において選択されていると、ステップＳ２１１では、心電情報Ｒに基づいてＸ線管１０２を制御するＸ線管コントローラ１０３により、設定された２つのＸ線エネルギーが照射される。レトロスペクティブＥＣＧ法は、投影データを取得してから、操作者が投影データのＲＲ間隔の相対位置を自由に選択することができる。このため、たとえば位相２０−９５パーセントにおいて、２つのＸ線エネルギーが照射される。

次にステップＳ２１２において、データ収集部１０５が被検体の心臓部を通過した２つのＸ線エネルギーによる投影データを取得する。
ステップＳ２１３では、ＣＰＵ５４が、Ｘ線エネルギーが異なるそれぞれの投影データを使って画像再構成を行い２種類の断層像を表示させる。レトロスペクティブＥＣＧ法では、位相２０−９５パーセントの範囲の投影データがハードディスク装置５１に記憶されている。操作者は、診断したい断層像の位相を確認しながら、心臓の断層像を画像再構成することができる。このため、被検体に不整脈がある場合であってもきれいな断層像を得ることができる。また、Ｘ線エネルギーが異なる２種類の断層像から、所望の物質に関する定量的な分布画像を計算によって求めることができる。操作者は、心臓の拡張末期の断層像を確認したいときには、キーボード５７等を使って位相７０−８０パーセント付近に設定する。心臓の収縮末期の断層像を確認したいときには、位相３０−４０パーセントに設定する。心臓が拡張又は収縮している最中では、データ収集部１０５で得られる投影データ自体ではモーションアーチファクトが大きくなるため画像再構成に使えない場合が多い。

＜高エネルギーと低エネルギーのＸ線の設定＞
図３は、高エネルギーのＸ線照射と低エネルギーのＸ線照射とを説明する図である。図３（ａ）は、縦軸にフォトン数を、横軸にエネルギーをとって描いた実効エネルギー分布図である。図３（ｂ）は、Ｘ線管１０２のブロック図である。図３（ｃ）は、Ｘ線管１０２のアノード部分の拡大図である。

図３（ａ）において、実効エネルギー分布図は、陰極に与える電圧を変更することで、高エネルギー分布ＳＸＥと低エネルギー分布ＬＸＥとに変更することができる。また、Ｘ線フィルターＦ１の出し入れを行うことにより高エネルギー分布ＳＸＥと低エネルギー分布ＬＸＥとに変更することができる。

図３（ｂ）において、Ｘ線管１０２は熱陰極型であって、その内部にカソード１２と水冷型の接地アノード１４とを備えている。カソード１２から出た電子線はアノード１４に衝突し、回転軸１８で回転するアノード１４にＸ線焦点を形成する。アノード１４のＸ線焦点から発生するＸ線ビームＸＲのエネルギースペクトルは、アノード１４に対して相対的にカソード１２に印加された電圧の関数である。アノード１４から発生するＸ線ビームＸＲは、窓１６から被検体方向へ照射される。図３（ｂ）においては、Ｘ線管コントローラ１０３内の１つの高電圧ＤＣ電源２５が、カソード１２に接続されており、これにより、安定で高いＤＣ電圧が、１つの電源からＸ線管１０２のカソード１２に印加される。また、変圧回路２３は、ＤＣ電源２５とシステムアースとの間に接続される。波形発生器２１が、変調信号を変圧回路２３に与え、この信号に変圧回路２３が応答することにより、高電圧ＤＣ電源２５の安定なＤＣ出力信号が変調される。従って、変圧回路２３は、波形発生器２１の出力を高電圧ＤＣ電源２５の出力部に接続する役割を果たす。これにより、波形発生器２１の変調信号を用いて、高電圧ＤＣ電源２５の出力を高エネルギー分布ＳＸＥまたは低エネルギー分布ＬＸＥにすることができる。

図３（ｃ）において、アノード１４のＸ線焦点ＦＰ１から発生したＸ線ビームＸＲ１はＸ線フィルターＦ１を透過して被検体に照射される。そのため短波長なＸ線の高エネルギー分布ＳＸＥが被検体に照射される。また、Ｘ線焦点ＦＰ２から発生したＸ線ビームＸＲ２はＸ線フィルターＦ１を透過せずに被検体に照射すると、長波長なＸ線の低エネルギー分布ＬＸＥが被検体に照射される。このようにして、Ｘ線フィルターＦ１により、図３（ａ）のＸ線エネルギー分布に示されるように、より短波長なＸ線と、より長波長なＸ線の２種類のＸ線エネルギーにすることができる。また、Ｘ線焦点ＦＰ２から発生したＸ線ビームＸＲ２に、Ｘ線フィルターＦ１とは異なるＸ線フィルターＦ２を配置してもよい。さらに、フィルターを用いずにアノード１４の表面材質をタングステンとモリブデンとにして、高エネルギー分布ＳＸＥと低エネルギー分布ＬＸＥとに変更することができる。なお、Ｘ線焦点ＦＰ１とＸ線焦点ＦＰ２とを切り替えるには、電場または磁場の少なくとも一方により電子線ＥＢの方向を変えればよい。

＜プロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影＞
図４ないし図７は、プロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影を説明する図である。各図とも、（ａ）は、画像再構成するためのＸ線の照射角度を示した図であり、（ｂ）は、心電情報Ｒ（ＱＲＳ波）を示した図であり、（ｃ）は、Ｘ線管１０２のカソード電圧を示している。なお、図３で説明したように、高エネルギーのＸ線照射と低エネルギーのＸ線照射とを切り替える方法は、フィルターを切り替えることによって、またはアノードの表面材質を替えることによっても可能である。しかし、本実施形態において、説明の便宜上、高エネルギーのＸ線照射と低エネルギーのＸ線照射との切り替えは、カソード電圧で説明する。

図４はプロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影の第一実施例である。心電計１５０の心電情報Ｒに基づいて予測された心拍周期が求められている。この心電情報Ｒに基づいて予測された心拍周期で、Ｘ線管コントローラ１０３は、一度目の心拍周期に、８０ｋＶのエネルギーに続いて１２０ｋＶのエネルギーの連続Ｘ線ビーム７５を照射する。そして、Ｘ線管コントローラ１０３は、二度目の心拍周期に、１２０ｋＶのエネルギーに続いて８０ｋＶのエネルギーの連続Ｘ線ビーム７７を照射する。つまり、一度目の心拍周期と二回目の心拍周期とで、連続Ｘ線ビーム７５と連続Ｘ線ビーム７７とのエネルギー強度が逆になっている。

また、図４では、１周期目の低投影データ６１Ａと２周期目の低投影データ６１Ｂとを合わせて約２４０°（１８０°＋ファン角分）以上のＸ線の照射角度分の低投影データ６１を得ている。同様に、１周期目の高投影データ６３Ａと２周期目の高投影データ６３Ｂとを合わせて約２４０°以上のＸ線の照射角度分の高投影データ６３を得ている。心拍周期が早くなればなるほど、３周期目の低投影データ６１および複数の高投影データ６３が必要になる。つまり、約２４０°の投影データからの再構成を前提としたハーフスキャンモードであれば、低Ｘ線ビーム６１または高投影データ６３により、心臓領域の断層像を再構成する投影データを得ることができる。

図５はプロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影の第二実施例である。心電情報Ｒに基づいて予測された心拍周期が求められている。心拍周期が約８０回／分以上であれば、Ｘ線管コントローラ１０３は、その心拍周期に合わせて、たとえば８０ｋＶのエネルギーの低Ｘ線ビーム７１を二度連続して照射し、１２０ｋＶのエネルギーの高Ｘ線ビーム７３を二度連続して照射する。このような場合には、１周期目の低投影データ６１Ａと２周期目の低投影データ６１Ｂとを合わせて約２４０°以上のＸ線の照射角度分の低投影データ６１を得る。そして低Ｘ線ビーム７１による心臓領域の断層像を表示させることができる。同様に、３周期目の高投影データ６３Ａと４周期目の高投影データ６３Ｂとを合わせて約２４０°以上のＸ線の照射角度分の高投影データ６３を得る。つまり、心電計１５０の心電情報Ｒの心拍に基づいて、二周期ごとに、交互の低投影データ６１Ａおよび６１Ｂと高投影データ６３Ａおよび６３Ｂとを収集できるようにすればよい。

なお、心拍周期が早くなればなるほど、複数の低投影データ６１および複数の高投影データ６３が必要になる。そのため、たとえば心拍周期が約１００回／分以上であれば、Ｘ線管コントローラ１０３は、その心拍周期に合わせて、たとえば８０ｋＶのエネルギーの低Ｘ線ビーム７１を三度連続して照射し、１２０ｋＶのエネルギーの高Ｘ線ビーム７３を三度連続して照射するようにする。

＜レトロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影＞
図６ないし図７は、レトロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影を説明する図である。各図とも、（ａ）は、画像再構成するためのＸ線の照射角度を示した図であり、（ｂ）は、心電情報Ｒ（ＱＲＳ波）を示した図であり、（ｃ）は、Ｘ線管１０２のカソード電圧を示している。

図６はレトロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影の第一実施例である。Ｘ線管コントローラ１０３は、心電計１５０の心電情報Ｒの心拍のピークＲ１に基づいて、８０ｋＶのエネルギーに続いて１２０ｋＶのエネルギーの連続Ｘ線ビーム７５を照射する。これに引き続いて、ピークＲ２に基づいて、その心拍周期内に、１２０ｋＶのエネルギーに続いて８０ｋＶのエネルギーの連続Ｘ線ビーム７７を照射する。一度目の心拍周期と二回目の心拍周期とで、連続Ｘ線ビーム７５と連続Ｘ線ビーム７７とのエネルギー強度が逆になっている。レトロスペクティブＥＣＧ法では、広範囲の位相に対して連続Ｘ線ビーム７５と連続Ｘ線ビーム７７とを照射する。これら連続Ｘ線ビーム７５と連続Ｘ線ビーム７７とを被検体に照射することにより、その透過Ｘ線をＸ線検出部１０４が検出する。Ｘ線検出部１０４が得た広範囲の連続Ｘ線ビーム７５と連続Ｘ線ビーム７７とは、ハードディスク装置５１に記憶される。

また、図６では、１周期目の連続Ｘ線ビーム７５のうち低エネルギー範囲からの低投影データ６１Ａと２周期目の連続Ｘ線ビーム７７のうち低エネルギー範囲からの低投影データ６１Ｂとを合わせて約２４０°（１８０°＋ファン角分）以上のＸ線の照射角度分の低投影データ６１を得ている。但し、同様に、１周期目の連続Ｘ線ビーム７５のうち高エネルギー範囲からの高投影データ６３Ａと２周期目の連続Ｘ線ビーム７７のうち高エネルギー範囲からの高投影データ６３Ｂとを合わせて約２４０°以上のＸ線の照射角度分の高投影データ６３を得ている。そして、低投影データ６１による断層像と高投影データ６３による断層像との少なくとも一方がモニター５６に表示される。操作者は、診断したい断層像の位相６５または位相６７をマウス５８などで特定する。但し、低エネルギーと高エネルギーとにまたがる位相は特定できない。低投影データ６１の位相６５と高投影データ６３の位相６７とは、デュアルエネルギーによる断層像の差分計算用に、同位相となる。

図７はレトロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影の第二実施例である。心電計１５０の心電情報Ｒの心拍のピークＲ１に基づいて、たとえば８０ｋＶのエネルギーの低Ｘ線ビーム７１を照射する。引き続き、ピークＲ２に基づいて８０ｋＶのエネルギーの低Ｘ線ビーム７１を、ピークＲ２に基づいて１２０ｋＶのエネルギーの高Ｘ線ビーム７３を、ピークＲ４に基づいて１２０ｋＶのエネルギーの高Ｘ線ビーム７３を照射する。被検体の心拍が８０回／分で、図７（ｂ）の心電情報Ｒの心拍のピークＲ１と心拍のピークＲ２との間隔が０．７５秒以下の場合には、断層像を画像再構成するに必要な投影データが取得できない場合がある。そこで、ピークＲ１後の低投影データ６１ＡとピークＲ２後の低投影データ６１Ｂとを合わせて約２４０°以上のＸ線の照射角度分の低投影データ６１を得る。そして心臓領域の断層像を表示する。同様に、ピークＲ３後の高投影データ６３ＡとピークＲ３後の高投影データ６３Ｂとを合わせて約２４０°以上のＸ線の照射角度分の高投影データ６３を得る。つまり、心電計１５０の心電情報Ｒの心拍に基づいて、二周期ごとに、交互の低投影データ６１Ａおよび６１Ｂと高投影データ６３Ａおよび６３Ｂとを収集できるようにすればよい。

＜所望の物質の定量的な分布画像＞
上述したデュアルエネルギー撮影で得られたＸ線エネルギーの異なる２つの断層像より、ある所望の物質の定量的な分布画像を得る例を示す。

Ｘ線エネルギーが異なる２種類の断層像においては、たとえば図３（ａ）に示す高エネルギー分布ＳＸＥ，低エネルギー分布ＬＸＥに対応したエネルギー特性を持つ２つの異なる断層像が得られる。高投影データ６３から画像再構成した断層像におけるＣＴ値および低投影データ６１から画像再構成した断層像におけるＣＴ値は、それぞれ次の数式１、数式２で与えられる。

ここで、Ｘ，Ｙは所望の物質の量（未知数）である。α_Ａ，α_Ｂ，β_Ａ，β_Ｂ，γ_Ａ，γ_Ｂは予め測定によって判明している定数である。このようなＣＴ値からＸ，Ｙが次の数式３、数式４によってそれぞれ求められる。

このようにして、Ｘに関する画像およびＹに関する画像がそれぞれ形成される。Ｘ，Ｙはたとえばカルシウム成分、脂肪分、鉄分などである。このようにして、２つのＸ線エネルギーの異なる断層像からハードプラークやソフトプラークの分布画像を得ることができる。なお、２つのＸ線エネルギーの異なる断層像の差分でなく、異なるＸ線投影データの差分から直接、ハードプラークやソフトプラークの分布画像を得ることも可能である。

なお、本実施形態における画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による三次元画像再構成法でもよい。さらに、他の三次元画像再構成方法でもよい。または二次元画像再構成でも良い。また、本実施形態では、心臓領域について説明してきたが、他の領域でも同様の効果を出すことができる。ガントリ１００が傾斜した、いわゆるチルト・スキャンの場合でも同様な効果を出すことができる。本実施形態では、医用Ｘ線ＣＴ装置１を元に書かれているが、産業用Ｘ線ＣＴ装置または他の装置と組み合わせたＸ線ＣＴ−ＰＥＴ装置，Ｘ線ＣＴ−ＳＰＥＣＴ装置などにも利用できる。

本実施形態における第１エネルギーおよび第２エネルギーの放射線として、Ｘ線管電圧８０ｋＶおよび１２０ｋＶのＸ線で説明したが、Ｘ線管電圧８０ｋＶおよび１４０ｋＶであってもよく、その他のＸ線管電圧としてもよい。
また、本実施形態では、複数のセクターのデータを用いたマルチセクターリコンを実施したが、セクターに分割しないフルリコンを行ってもよい。

実施形態におけるＸ線ＣＴ装置１の構成を示す図である。心臓部の心電同期スキャン方法２００についてのフローチャートである。高エネルギーのＸ線照射と低エネルギーのＸ線照射とを説明する図である。プロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影の第一実施例である。プロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影の第二実施例である。レトロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影の第一実施例である。レトロスペクティブＥＣＧ法におけるデュアルエネルギー撮影の第一実施例である。

符号の説明

１ … Ｘ線ＣＴ装置
１２ … カソード
１４ … アノード
１８ … 回転軸
５０ … 操作コンソール
５６ … モニター
１００ … ガントリ
１０２ … Ｘ線管
１０３ … Ｘ線管コントローラ
１０４ … Ｘ線検出部
１５０ … 心電計
Ｒ … 心電情報
ＦＩ … Ｘ線フィルター
ＳＸＥ … 高エネルギー分布
ＬＸＥ … 低エネルギー分布
６１ … 低投影データ
６３ … 高投影データ
７１ … 低Ｘ線ビーム
７３ … 高Ｘ線ビーム

Claims

被検体の心拍を検出し心拍信号を生成する心拍検出部と、
第１エネルギーの放射線とこの第１エネルギーと異なる第２エネルギーの放射線とを前記被検体の同一部位に照射する放射線照射部と、
前記被検体を透過する前記第１エネルギーおよび第２エネルギーの放射線を検出し、第１投影データおよび第２投影データを収集する放射線検出部と、
前記心拍信号における一周期内の前記第１投影データおよび前記第２投影データに基づき、断層像を画像再構成する画像再構成部と
を備えることを特徴とする放射線断層撮影装置。
前記画像再構成部は、複数の周期において収集された複数の前記第１投影データおよび前記第２投影データに基づき、断層像を画像再構成する
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線断層撮影装置。
前記画像再構成部は、前記心拍周期における第１周期内の、前記第１投影データ、前記第２投影データの順に収集され、前記第１周期の次の周期である第２周期内に、前記第２投影データ、前記第１投影データの順に収集された前記第１投影データおよび前記第２投影データに基づき、断層像を画像再構成する
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線断層撮影装置。
被検体の心拍を検出し心拍信号を生成する心拍検出部と、
第１エネルギーの放射線、該第１エネルギーの放射線、この第１エネルギーと異なる第２エネルギーの放射線、該第２エネルギーの放射線の順に、前記被検体の同一部位に照射する放射線照射部と、
前記被検体を透過する前記第１エネルギーおよび第２エネルギーの放射線の前記心拍信号における二周期毎に交互の第１投影データおよび第２投影データを収集する放射線検出部と、
前記心拍信号における二周期毎に交互の前記第１投影データおよび前記第２投影データに基づき、断層像を画像再構成する画像再構成部と
を備えることを特徴とする放射線断層撮影装置。
前記画像再構成部は、予測された前記心拍周期に基づいて収集された第１投影データおよび第２投影データに基づき、画像再構成される
ことを特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか一項に記載の放射線断層撮影装置。
前記画像再構成部は、放射線照射と同時に測定された心拍周期と相関する第１投影データおよび第２投影データに基づき、画像再構成される
ことを特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか一項に記載の放射線断層撮影装置。