JP2008525081A - 心臓のコンピュータ断層撮影の方法及び装置 - Google Patents

Abstract

コンピュータ断層撮影において心臓の画像を記録する方法が提供される。この方法では、運動アーチファクトを阻止するために、画像が、心臓の同様な運動状態に基づいて再構成され、異なる放射線強度が、異なる運動状態に用いられる。記録動作中、低分解能画像が、記録データから連続的に再構成される。心臓の運動状態は、低分解能画像から、好ましくは、連続の画像を比較することによって判定される。心臓の運動がわずかな所望の心位相の間、X線管の電力が増加させられる。高分解能再構成が、心運動がわずかな同様な運動状態において高放射線強度で記録されたデータから事後に行われる。CT装置、及び上記方法を行うコンピュータ・プログラムも開示している。

Description

本発明は、請求項１の前段に記載のコンピュータ断層撮影方法、請求項１３の前段に記載のコンピュータ断層撮影装置、及び請求項１４の前段に記載のコンピュータ・プログラムに関する。

コンピュータ断層撮影の分野では、放射線源及び検出器装置をスパイラル・パス又はヘリカル・パスにおいて物体の周りで移動させるスパイラル手法を特に用いており、物体を通って透過する放射線は検出器装置によって検出される。これは、以下でスパイラル・コンピュータ断層撮影として表す。物体はこの場合、通常、検査対象の患者、又は患者の部位である。スパイラル・パスは、円形パスによって画定される平面に垂直に、円形パス内で物体を同時に移動させながら物体の周りで円形状に放射線源を移動させることによって達成される。運動する器官（例えば、心臓など）を記録する場合は特に、運動アーチファクトを阻止するために、器官の同様な運動状態を表す放射線源及び検出器装置のスパイラル・パスに沿って記録されるデータのみを用いる。運動アーチファクトは、物体（この場合、心臓などの運動する器官）の異なる運動状態の記録による画像エラーである。検出器装置の記録データから画像を再構成する際、この場合には、したがって、同様な運動状態の不完全な記録データのみを用いる一方、異なる運動状態において記録された他のデータはふるい落とされるか又は用いられない。検出器パスからの記録データはしたがって、その円形パス又はスパイラル・パスに沿った検出器装置の場所全てについて画像を作成又は再構成するのに用いられる訳でなく、むしろ、検出器パスの個々の区間からの記録データのみが用いられ、前述の区間の外に位置する記録データは撮像に寄与しない。物体の同一の運動状態からの記録データの利用を含むこの手法はゲーティングと呼ばれている。

本発明の目的は、改良されたゲーティング方法を提供することである。

本発明によれば、この目的は、請求項１、１３及び１４の特徴によって達成される。

本発明によれば、コンピュータ断層撮影において心臓の画像を記録する方法が提供される。この方法では、運動アーチファクトを阻止するために、画像が、心臓の同様な運動状態に基づいて再構成され、異なる放射線強度が、異なる運動状態に用いられる。運動アーチファクトを阻止するために心臓の同様な運動状態を表す時間ウィンドウによってコンピュータ断層撮影において心臓の画像を記録するコンピュータ断層撮影装置も提供する。このコンピュータ断層撮影装置は、異なる運動状態について異なる放射線強度を備えた放射線を制御する制御装置を備えている。更に、運動アーチファクトを阻止するために心臓の同様な運動状態を表す時間ウィンドウによってコンピュータ断層撮影において心臓の画像を記録し、異なる運動状態について異なる放射線強度を備えた放射線源を制御するコンピュータ断層撮影装置のコンピュータ・プログラムを更に提供する。患者、及びコンピュータ断層撮影装置の操作スタッフが暴露される被曝線量は、その結果、かなり削減される。

本発明の実施例は、従属請求項に記載している。

本発明は、心臓の実際の運動状態を知ることなく、異なる放射線強度が用いられる事前ゲーティング手法に特に適している。

本発明は、添付図面に示す実施例の例（しかし本発明はこれに限定されない）を参照して更に説明する。

図１は、コンピュータ断層撮影装置の放射線源１５の、円形パスのあたりでの曲線矢印の方向の回転を略示する。放射線源１５は通常、検査物体（この場合、心臓５）の周りを移動し、X線の放射線を基本的に心臓５の方向に発信する。X線の放射線は、放射線源１５の反対側にある、コンピュータ断層撮影装置の検出装置によって検出される。放射線源１５は、図示したように円形パスにおいて、又は、ヘリカル・パス若しくはスパイラル・パスにおいて心臓５の周りを移動することができる。検出器装置は、検出器の場が大きな検出器を備えているので、心臓５全体を単一の画像によって記録することが可能である。更に、心臓５の部分領域（例えば、異なる断面厚を備えた心臓５の断面）を記録することも可能である。円形パスに沿って、時間ウィンドウ１、２、３を表し、それぞれの場合に円形パスを180°だけ含む（正方形１乃至３によって識別されている）円形の3本の円弧を示している。これらは、Pi時間ウィンドウ１、２、３として表されている。円弧は、互いにシフトさせているので、円形パス上で異なる始点及び終点を有する。このことは、時間ウィンドウ１、２、３が、固定されておらず、むしろ偏位可能であり、心臓５の異なる運動状態が記録されることを意味する。時間ウィンドウ１、２、３は、好ましくは、周期的に、かつ、一方向に同じ距離だけシフトさせる。種々の心位相において生じる、患者の心拍が均一でなく、変わる可能性があるため、このことは重要である。単位時間毎心拍数、及び心拍間の時間間隔は変わる可能性がある。心拍数は記録中に、例えば、造影剤を患者の体内に注入すること、患者を興奮させることやその他の作用により、変わる。心臓５の運動状態は周期的なプロファイルを有するものでない。時間ウィンドウ１、２、３を含む、図１の正方形は、心臓５の容積を表しており、心臓５の運動はその容積から推定され、これは、正方形のサイズによって表される。心臓５の運動は、他の容積においてよりも心臓５の特定の容積においてより顕著である。このことは、以下に更に詳細に、図２を参照して説明する。心臓５の容積はしたがって、心臓５の運動の強度の尺度である。

心拍数における変動が理由で、特定の変調管電流によって特定の運動状態のみを記録するために管電流を事前に、又は先を見越して首尾良く変調することは従来、従来技術では、可能でなかった。従来技術の手法では、望ましくない異なる運動状態が記録され、画像アーチファクトが生じる。画像を再構成するために、少なくとも、放射線源１５の、心臓５の周りの半回転による記録データ（特に、心臓５の最も静かな位相（心臓５が運動をほとんど表さない）中に記録されたデータ）が必要である。コンピュータ断層撮影装置は、放射線源１５の管電流の事前変調を行う。すなわち、心臓５の実際の後続運動状態を知ることなく、記録動作中に予測的に管電流が変えられる。記録動作中、低分解能画像が、記録データから連続して再構成される。このようにして、心臓５の運動状態は、コンピュータ断層撮影装置において低分解能画像を利用して（好ましくは、同様な運動状態を互いに割り当てることが可能な、コンピュータ断層撮影装置における連続の画像を比較することによって）確認される。好ましくは、低分解能画像は、心臓５の一部（例えば、断面）のみをカバーするので、記録されるのは心臓５全体でない。これは、本明細書及び特許請求の範囲では、心臓５の部分画像として表す。心臓５の異なる運動状態を確認するために、低分解能部分画像で十分である。低画像分解能は例えば、両方の検出器次元において約６４ボクセルであり、高画像分解能は例えば、両方の検出器次元において約５１２ボクセルである。画像毎に、180°の記録データが、放射線源１５の、心臓５の周りの180°の回転から必要である。画像の高分解能再構成は、所望の画像品質につながり、医療の適用例の画像再構成の目的であり、前述の低分解能再構成と違って、記録方法の終了後に事後的に行われる。画像の高分解能再構成は、多数のボクセル、及び適切なフィルタの選択を用いて行われる。高分解能再構成の場合、心臓５の固有の運動ができる限り少ない同様な運動状態を用いる。この運動状態は、低分解能画像から前述のように判定される。

管電流は信号対雑音（S/N）比に影響を及ぼし、その結果、放射線強度は信号対雑音（S/N）比に影響を及ぼし、心臓が静かな位相において高く設定される。高い管電流は、高い信号対雑音比につながる。X線管の低管電流は約50ｍA程度に設定され、X線管の高管電流は、約250ｍA乃至300mAの範囲に設定される。他の管電流も可能である。全体的には、コンピュータ断層撮影装置の透過被曝線量は、放射線強度の変動によって劇的に削減される。患者及び操作スタッフの放射線被曝がその結果、削減される一方、放射線被曝がより高い手法と比較して画像品質が維持される。コンピュータ断層撮像装置において実現されるコンピュータ・プログラムが提供される。このコンピュータ・プログラムは、放射線源１５を制御するよう設計され、前述の通り、時間ウィンドウ１、２、３、及び放射線源１５の管電流が制御される。ローマ数字Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩは、時間ウィンドウ１、２、３間に位置する領域を表す。したがって、領域Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、及び時間ウィンドウ１、２、３は互いに依存している。
代替策として、従来技術の画像記録と比較して全体の被曝線量を維持して、高画像分解能の前述の放射線強度よりも高い更に増加させた放射線強度を時間ウィンドウ１、２、３内で用いることができる（画像品質は向上する）。その結果、この変形では、画像記録中のほぼ同じ全体被曝線量に対して、より高い画像品質が達成される。

図２は、心位相を横軸上にプロットし、心臓５の運動を縦軸上にプロットした心拍の図を、例を挙げて示す。変化する心容積を時間の関数として示す。曲線はまず急峻に上昇し、最高値を通って進み、降下し、最小値を通って進み、次いで、２つの更なる最大値を通って進む。図１に示す時間ウィンドウ１、２、３は曲線上にプロットしており、ローマ数字I乃至IIIは、個別の時間ウィンドウ1乃至３の始点を概ね識別しており、時間ウィンドウ１、２、３間に位置している。時間ウィンドウ１、２、３の始点は、曲線に沿って第１の時間ウィンドウ１から第３の時間ウィンドウ３までシフトさせており、それぞれの場合に、より遅い時点において開始する。好ましくは、心臓５の画像は、ばらつきがわずかな運動相ではできる限り小さな運動を伴って記録される。この要件は、曲線の最小値及び最大値の領域において最も好適に満たされる。第１の時間ウィンドウ１では、高画像分解能の心臓５の記録は、図２に示す曲線の第１の最小値と遠く離れた早い時点で開始する。第１の時間ウィンドウ１が開始する時点はしたがって、最適なやり方で選択されない。第２の時間ウィンドウ２は、最小値の近くにある、より遅い時点で開始する。これは好ましくは、心運動がわずかな時点で行われる。第３の時間ウィンドウ３の始点は同様に、図示した曲線の最小値のより近くにある。ここで、時間ウィンドウ３は最小値を含む。時間ウィンドウ１、２、３におけるシフトはその結果、心臓５の運動がわずかな心位相の状態を時間ウィンドウ１、２、３が含むように行われる。好ましくは、心臓５はまず、Ｘ線管の低電力、及び低放射線強度によって記録される。それから、低分解能のX線画像が、高速画像再構成によって生成される。これは、心臓５の特定の運動状態を確認する役目を担う。この目的で、記録中に高速で再構成された画像が、コンピュータ断層撮影装置のメモリ装置に含まれる画像と比較される。この運動状態は分かっており、表される運動はわずかである。別の可能性として、連続の時間ウィンドウ１、２、３の再構成画像が比較される。比較された画像が互いに大きく異なる場合、心臓５はかなりの運動の状態にあり、一方、比較された画像が同様な場合、心運動のかなりの静止の状態が存在している。この比較から、時間ウィンドウ１、２、３を用いたそれぞれの記録中に、検査対象の心臓５が位置している運動状態を判定することが可能である。メモリ装置からの比較デ―タはこの場合、先行時間ウィンドウ１、２、３からくるものであり得る。この測定を用いて、心拍に対して時間ウィンドウ１、２、３が位置している点、及び、心運動がわずかな他の運動状態への時間ウィンドウ１、２、３におけるシフトが必要か否かを予測することが可能である。比較によって確認されたように、心臓５の確認された運動状態が、心運動がわずかな所望の心位相にある場合、Ｘ線管の電力は増加させられ、より高い画像分解能の画像が、より高い放射線強度によって生成される。図２に示す曲線における著しい上昇中に、心臓５の確認された運動状態が、かなりの心運動を有する望ましくない心位相にある場合、時間ウィンドウ１、２、３の位置にかかわらず、管電流は低い状態に留まる。管電流は、時間ウィンドウ１、２、３が位置している点にかかわらず、心臓５がおおよそ静止状態にある正しい瞬間において増加させられる。心臓５には次いで、心臓５の周りの180°の回転によって完全な被曝線量が照射される。時間ウィンドウ１、２、３は、等時間間隔で、時間ウィンドウ１、２、３の系列に対して時間的に順方向又は逆方向にシフトさせることができる。時間ウィンドウ１、２、３によって、心運動がわずかな運動状態が記録された場合にのみ、Ｘ線管の電力が増加させられ、より高い画像分解能の画像が、より高い放射強度で生成され、より高い画像分解能の画像は、診断目的で画像を得るための更なる処理に特に適している。このようにして、コンピュータ断層撮影では、心拍数の変動が考慮に入れられ、画像アーチファクトがあまり目立たない、心臓５の運動がわずかな場合に画像は常に記録される。そうした曲線が存在する場合、横軸上にプロットした２つの位相点の領域において高画像分解能の画像を再構成するために、同様な運動状態において放射線源１５の高放射線強度で記録されたデータを用いることが好ましい。２つの位相点の領域では、心臓５の容積の変動はわずかである。曲線の低上昇点及び鞍点を有する曲線区間がこれらの点に位置している。心臓５の運動は、容積の変動がわずかな領域ではわずかである。したがって、これは、再構成の目的で画像データを記録するのに特に適している。

図３は、記録された物体（すなわち、心臓５）に対してコンピュータ断層撮影装置の放射線源１５がそれに沿って移動するそのスパイラル曲線又はヘリカル曲線を示す。放射線源１５のヘリカル又はスパイラルの曲線若しくはパスは、例として挙げて表している。心臓５の周りの、放射線源１５の円形パスを用いることも可能である。これは、知られているように、コンピュータ断層撮影方法において画像を得るための種々の画像再構成手法につながる。この例では、患者は、患者テーブル上のスパイラル・パス１３の回転の軸に沿って移動し、放射線源１５は、心臓５の周りの円形パスにおいて移動するので、図示したスパイラル・パス１３が、心臓５に対する放射線源１５の位置として得られる。患者テーブルが移動しない場合、放射線源１５の円形パスが存在している。図３には太字で、時間ウィンドウ１、２、３間の前述の領域I、II、III（第１のスパイラル・パス区間１１）を示している一方、他の記録時間、すなわち時間ウィンドウ１、２、３、第２のスパイラル・パス区間１２は破線で示している。第１のスパイラル・パス区間１１及び第２のスパイラル・パス区間１２は、時間ウィンドウ１、２、３におけるシフトによって変動するので、異なる領域I、II、IIIの始点及び終点並びに時間ウィンドウ１、２、３の始点及び終点がスパイラル・パス１３に沿って設定される。

図４は、心位相の関数としての心運動の更なる図を示す。心臓５の画像における心運動を示す曲線の極小値では、垂直線１４をプロットしており、その領域では、例えば、好ましい時間ウィンドウ１、２、３が位置している、線１４の曲線との交点において心運動が最小であり、これらの点では、少ない画像アーチファクトを伴って画像再構成を行うことが可能である。画像再構成後、交点では、無視できる画像アーチファクトしか存在しないからである。特定の一実施例では、上記説明と違って、図５に示すように、心電図１０が記録される。これは、時間の関数として心拍を示し、図４に示す心位相に割り当てられる。心電図１０を用いれば、心臓５ができる限り静止状態にあり、固有の運動をわずかに表す（心臓５の運動がほとんどなく、ほとんど水平の曲線プロファイルが存在している、図５の心電図１０における垂直線１４によって示す）運動する心臓５の期間を確認することが可能である。前述のコンピュータ断層撮影装置によって同時に記録された心電図１０に基づいて、高放射線強度で記録が行われる時間ウィンドウ１、２、３が設定される。心電図１０の曲線プロファイルが垂直線１４の領域においてほぼ水平であり、よって、心臓５の運動がわずかな状態が存在している場合、X線管の放射線強度が増加させられる。心電図１０の曲線プロファイルが変動する場合、曲線における上昇、又はピークの場合、X線管の放射線強度が削減される。

３つの別々の時間ウィンドウによる、心臓の周りの円形パスにおけるコンピュータ断層撮影装置の放射線源の回転、及び前述の時間ウィンドウにおいて再構成された心容積の概略図である。 心臓の拍動を表す曲線への、図１の時間ウィンドウの割り当てを、時間の関数としての心容積によって示しており、時間ウィンドウ間の運動が分かり得る図である。 太字のスパイラル・パス区間によって時間ウィンドウが識別される、コンピュータ断層撮影装置の放射線源のスパイラル・パスを示す図である。 心位相の関数としての心運動を示す図である。 図４に示す関連心位相を有する心電図である。

Claims (14)

1. コンピュータ断層撮影において心臓の画像を記録する方法であって、運動アーチファクトを阻止するために、前記画像が、前記心臓の同様な運動状態に基づいて再構成され、異なる放射線強度が、異なる運動状態に用いられる方法。
2. 請求項１記載の方法であって、高画像分解能で画像を再構成するために、同様な運動状態において放射線源の高放射線強度によって画像データが記録され、他の運動状態では、前記心臓が、低放射線強度によって相応に低い画像分解能で処理される方法。
3. 請求項１又は２記載の方法であって、前記心臓の同様な運動状態が、前記心臓の部分画像の画像再構成に基づいて判定される方法。
4. 請求項1乃至３の何れかに記載の方法であって、低画像分解能は約64ボクセルのボクセル数を両方の検出器次元において有しており、高画像分解能は約５１２ボクセルのボクセル数を両方の検出器次元において有する方法。
5. 請求項1乃至４の何れかに記載の方法であって、前記画像を、低放射線強度における種々の連続の運動状態の画像データを比較することによって再構成するために前記同様な運動状態を記録するよう放射線源の高放射線強度がトリガされる方法。
6. 請求項１乃至５の何れかに記載の方法であって、前記放射線強度が、コンピュータ断層撮影装置の放射線源の電力を変えることによって変えられる方法。
7. 請求項６記載の方法であって、管電流が、前記放射線源の低放射線強度の場合、約５０ｍAであり、高放射線強度の場合、約２５０ｍA乃至３００ｍAである方法。
8. 請求項1乃至７の何れかに記載の方法であって、前記心臓の前記異なる運動状態を検出し、前記心臓の前記異なる運動状態に基づいて前記異なる放射線強度をトリガするために心電図が記録される方法。
9. 請求項１乃至８の何れかに記載の方法であって、前記心臓の画像データが円形検出器パスから記録される方法。
10. 請求項１乃至９の何れかに記載の方法であって、前記心臓の画像データがヘリカル検出器パスから記録される方法。
11. 請求項1乃至１０の何れかに記載の方法であって、事前ゲーティング手法が用いられる方法。
12. 請求項１乃至１１の何れかに記載の方法であって、前記画像の前記再構成が、前記画像の前記記録中に行われる方法。
13. コンピュータ断層撮影において心臓の画像を、運動アーチファクトを阻止するために前記心臓の同様な運動状態を表す時間ウィンドウによって記録するコンピュータ断層撮影装置であって、異なる運動状態について異なる放射線強度を備えた放射線源を制御する制御装置を備えたコンピュータ断層撮影装置。
14. コンピュータ断層撮影において心臓の画像を、運動アーチファクトを阻止するために前記心臓の同様な運動状態を表す時間ウィンドウによって記録し、異なる運動状態について異なる放射線強度を備えた放射線源を制御するコンピュータ断層撮影装置のコンピュータ・プログラム。

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