JP2010131152A

JP2010131152A - Ｘ線画像形成装置

Info

Publication number: JP2010131152A
Application number: JP2008309330A
Authority: JP
Inventors: Masaki Kobayashi; 正樹小林
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2008-12-04
Filing date: 2008-12-04
Publication date: 2010-06-17
Anticipated expiration: 2028-12-04
Also published as: JP5190338B2

Abstract

【課題】特定の体動状態に対応した画像を構築する技術を提供する。
【解決手段】Ｘ線発生器１０とＸ線検出器１２は、被検体４０の周囲を複数回に亘って回転して被検体４０をＣＴ撮影する。サイノグラム形成部１４は、各ＣＴ撮影ごとに、つまり各回転ごとに、サイノグラムを形成する。サイノグラム処理部１８は、複数のＣＴ撮影に亘って得られるサイノグラムから、被検体４０の周期的な体動に含まれる特定の体動状態に対応したデータ部分を選択的に抽出して収集することにより、その体動状態に対応したサイノグラムを形成する。画像形成部２０は、特定の体動状態に対応したサイノグラムに基づいて、その体動状態に対応した画像データを形成する。これにより、例えば、呼気状態に対応した画像データや吸気状態に対応した画像データが形成され、これらの画像データに基づいて呼吸の換気量などが算出される。
【選択図】図１

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ装置などのＸ線画像形成装置に関する。

一般的なＸ線ＣＴ装置は、被検体を挟んで対向配置されたＸ線発生器およびＸ線検出器を備えており、これらＸ線発生器およびＸ線検出器を被検体に対して相対的に回転させながらＸ線の照射と検出を行うことによりＣＴ撮影を実現する。そして、このＣＴ撮影の過程でＸ線減衰度合い（被検体によるＸ線吸収度合い）を示す投影データが各回転角度ごとに収集され、複数の回転角度から得られた投影データに基づいて被検体の断層画像（ＣＴ画像）が形成される。

ここで、そのＣＴ撮影の途中において、呼吸運動などの被検体の体動に伴って臓器などの撮影対象部位が動くと、最終的に得られるＣＴ画像にアーチフェクトなどが発生する場合がある。そこで、従来から、被検体の呼吸運動を検出し、呼吸に起因する臓器の動きなどが存在しないとみなせる位相に合わせてＣＴ撮影（スキャン）を行う呼吸同期スキャンなどが提案されている（特許文献１，２参照）。

特開２０００−１３９８９２号公報特開２００６−３１１９４１号公報

このような状況において、本願の発明者は、呼吸運動などの周期的な体動を評価する技術について研究開発を重ねてきた。

本発明は、その研究開発の過程において成されたものであり、その目的は、特定の体動状態に対応した画像を構築する技術を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明の好適な態様のＸ線画像形成装置は、被検体を周回するように被検体に対してＸ線を照射して検出することによりＸ線検出データを得るＸ線測定部と、被検体の周期的な体動に関する体動周期データを得る体動測定部と、体動周期データに基づいて、各周回ごとに得られるＸ線検出データ内の体動周期成分が複数の周回のうちにＸ線検出データ内において互いにずれるように、前記Ｘ線測定部によるＸ線の周回を制御する周回制御部と、複数の周回に亘って得られるＸ線検出データから、周期的な体動に含まれる特定の体動状態に対応したデータ部分を選択的に抽出して収集することにより、特定の体動状態に対応したＸ線検出データを形成する検出データ処理部と、特定の体動状態に対応したＸ線検出データに基づいて被検体の画像データを形成する画像形成部と、を有することを特徴とする。

上記態様において、Ｘ線の周回は、被検体とＸ線との間において相対的なものであればよい。例えば、周回の中心において上記態様の装置に対して被検体を固定してその中心を通るように照射されるＸ線を回転させてもよいし、周回の中心を通るように照射されるＸ線を上記態様の装置に対して固定してその中心において被検体を回転させてもよい。もちろん、被検体とＸ線の両者を回転させて相対的な周回を実現してもよい。また、各周回は、例えば被検体とＸ線との間における相対的な１８０度の回転により実現されるが、例えば被検体とＸ線との間における相対的な３６０度の回転により各周回を実現してもよい。上記態様によれば、特定の体動状態に対応したＸ線検出データに基づいて被検体の画像データを形成することができる。

望ましい態様において、前記Ｘ線測定部は、各周回ごとに周回内における周回の角度とＸ線の投影データとを対応付けたＸ線検出データを取得し、前記検出データ処理部は、複数の周回に亘って得られるＸ線検出データから、周回内の各角度ごとに特定の体動状態に対応した投影データを選択し、周回内の複数の角度に亘って投影データを収集することにより、特定の体動状態に対応したＸ線検出データを形成する、ことを特徴とする。

望ましい態様において、前記検出データ処理部は、複数の周回に亘って得られる同一角度に対応した複数の投影データの中から、特定の体動状態に対応した投影データを選択する、ことを特徴とする。

望ましい態様において、前記周期的な体動は、被検体の呼吸に伴う体動であり、前記検出データ処理部は、前記同一角度に対応した複数の投影データの中から、特定の体動状態に対応した投影データとして、呼気状態に対応した投影データと吸気状態に対応した投影データのうちの少なくとも一方を選択し、周回内の複数の角度に亘って投影データを収集することにより、呼気状態に対応したＸ線検出データと吸気状態に対応したＸ線検出データのうちの少なくとも一方を形成する、ことを特徴とする。

望ましい態様において、前記検出データ処理部は、被検体の横隔膜に対応した部分領域内から得られる横隔膜部のＸ線検出データに基づいて、周回内の各角度ごとに複数の周回の中から呼気状態に対応した周回と吸気状態に対応した周回とを特定することにより、呼気状態に対応した投影データと吸気状態に対応した投影データを選択する、ことを特徴とする。

望ましい態様において、前記検出データ処理部は、複数の周回に亘って得られる横隔膜部のＸ線検出データから、周回内の各角度ごとに、最低の減衰量に対応した最低投影データと最大の減衰量に対応した最大投影データを選択し、最低投影データに対応した周回を吸気状態の周回とし、最大投影データに対応した周回を呼気状態の周回とする、ことを特徴とする。

望ましい態様において、前記Ｘ線画像形成装置は、呼気状態に対応したＸ線検出データから得られる画像データと吸気状態に対応したＸ線検出データから得られる画像データとに基づいて、呼吸に伴う換気量を算出する換気量算出部をさらに有する、ことを特徴とする。

望ましい態様において、前記体動測定部は、各周回ごとに周回内における周回の角度とＸ線の投影データとを対応付けたＸ線検出データであるサイノグラムから体動周期データを得る、ことを特徴とする。

本発明により、特定の体動状態に対応した画像を構築することが可能になる。

図１は、本発明の好適な実施形態を説明するための図であり、図１には、本発明に係るＸ線画像形成装置の代表例であるＸ線ＣＴ装置の機能ブロック図が示されている。

Ｘ線ＣＴ装置は、被検体４０に対してＸ線１１を照射して得られる投影データに基づいて被検体４０の画像（ＣＴ画像）を生成する。本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、この画像の生成機能に加えて、さらに、被検体４０の体動の特性、例えば、体動の周期等を検出する機能も備えている。そして、検出された体動特性を利用して、特定の体動状態に対応した画像、例えば、呼吸における呼気時の画像や吸気時の画像などの生成を可能としている。

本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、例えば動物実験で利用されるマウス、ラット、モルモット、ハムスターなどの小動物を被検体４０とする場合に好適な構成となっている。但し、例えば、Ｘ線発生器１０やＸ線検出器１２の構成を変更することにより、人などを被検体４０とすることもできる。

Ｘ線発生器１０は、被検体４０に向けてＸ線１１を発生し、Ｘ線検出器１２は、そのＸ線１１を検出する。Ｘ線発生器１０とＸ線検出器１２は、図示しない回転中心軸を間に挟んで対向するように設けられる。その回転中心軸の位置に被検体４０が配置され、Ｘ線発生器１０とＸ線検出器１２が互いの相対的な位置関係を維持したまま被検体４０の周囲を回転する。こうして、被検体４０を周回するように被検体４０に対してＸ線１１を照射して検出する。Ｘ線発生器１０とＸ線検出器１２の回転運動は、例えば、制御部３０により制御される。

図２は、本実施形態のＸ線発生器１０とＸ線検出器１２を示す図である。本実施形態においては、マルチスライス型のＸ線検出器１２が利用される。Ｘ線検出器１２は、二次元的に配列された複数の検出素子を備えている。つまり、図のＸ軸方向に沿って直線的にＮ個（Ｎチャンネル）の検出素子が配列されて１列の検出素子列が形成され、さらに、図のＺ軸方向に沿ってＭ列に亘って検出素子列が並べられている。

各検出素子列を構成する検出素子の個数（チャンネル数）Ｎは、例えば５００個程度から４０００個程度であり、検出素子列の列数Ｍは、例えば２００列程度から３００列程度である。もちろん、チャンネル数Ｎや列数Ｍは、上述した数値に限定されない。

Ｘ線発生器１０は、例えば、図２に示すように末広状の立体的なコーンビームのＸ線１１を発生する。そして、被検体４０を透過したＸ線１１がＸ線検出器１２によって二次元的に検出される。

ＣＴ撮影において、Ｘ線発生器１０とＸ線検出器１２は、互いの相対的な位置関係を維持しつつ、回転中心軸の位置に配置された被検体４０の周囲を回転する。つまり、被検体４０を通り図のＺ軸に平行な直線を回転中心軸として、Ｘ線発生器１０とＸ線検出器１２が回転する。そして、その回転内の各角度（回転角度）ごとに、各検出素子によってＸ線１１が検出される。

図１に戻り、サイノグラム形成部１４は、Ｘ線検出器１２においてＣＴ撮影により得られたデータに基づいてサイノグラムを形成する。

図３は、ＣＴ撮影の基本原理を説明するための図である。図１および図２を利用して説明したように、Ｘ線発生器１０とＸ線検出器１２は被検体４０を間に挟んで対向配置されている。図３には、Ｘ線発生器１０と被検体４０が図示されており、さらに、Ｘ線検出器１２（図２）が備える検出素子列６０が１列のみ図示されている。

Ｘ線発生器１０から照射されたＸ線は、一部、被検体４０で吸収された後、検出素子列６０に到達する。検出素子列６０を構成する検出素子６１−１，６１−２，・・・，６１−Ｎは、このＸ線の強度Ｉを検出する。この検出されたＸ線強度ＩをＸ線減衰量Ｒに変換したデータが投影データである。なお、Ｘ線減衰量Ｒは、照射されるＸ線の強度Ｉ₀と検出されたＸ線の強度Ｉとから、Ｒ＝ｌｏｇ_e（Ｉ₀／Ｉ）と算出される。

本実施形態では、１回のＣＴ撮影で、Ｘ線発生器１０と検出素子列６０（Ｘ線検出器１２）を被検体４０に対して１８０度回転させる。そして、この回転の際、投影データは、規定回転角度ごとに出力される。そして、１回のＣＴ撮影によりサイノグラムが形成される。

図４は、Ｘ線減衰量Ｒを輝度値として画像化したサイノグラムのイメージ図である。サイノグラムは、規定回転角度ごとに得られる投影データを、横軸を回転角度とし、縦軸を素子番号として並べたものである。

図１に戻り、本実施形態では、Ｘ線発生器１０とＸ線検出器１２を複数回に亘って回転させて被検体４０をＣＴ撮影する。サイノグラム形成部１４は、各ＣＴ撮影ごとに、つまり各回転ごとに、サイノグラム（図４参照）を形成する。なお、Ｘ線検出器１２は、複数列（Ｍ列）の検出素子列によって構成されているため、サイノグラム形成部１４は、各検出素子列ごとにサイノグラムを形成する。したがって、各ＣＴ撮影ごとに、互いに異なる検出素子列に対応した複数（Ｍ列分）のサイノグラムが形成され、さらに、複数回転に亘ってＣＴ撮影が実施される。

本実施形態では、その複数回転に亘るＣＴ撮影において、被検体４０の周期的な体動である呼吸の周期が考慮される。呼吸の周期は、被検体４０に呼吸センサなどを装着して計測してもよいが、本実施形態においては、体動周期測定部１６により、サイノグラムから呼吸の周期が計測される。

先に説明したように、１回のＣＴ撮影では、図３に図示するような投影データ（Ｘ線減衰量）が、規定回転角度ごとに収集される。体動周期測定部１６は、この規定回転角度ごとに収集される投影データから、呼吸運動に起因するデータ変動を抽出し、その抽出結果に基づいて呼吸運動の周期などを算出する。呼吸運動に起因するデータ変動は、例えば次の手順で抽出される。

図３に示すとおり、検出素子列６０には、複数の検出素子６１−１，６１−２，・・・，６１−Ｎが含まれており、各検出素子６１−１，６１−２，・・・，６１−ＮごとにＸ線強度が検出される。投影データは、このＸ線強度を、Ｘ線減衰量に変換したデータである。したがって、１列の検出素子列６０により１回のＣＴ撮影により得られる投影データには、検出素子の個数であるＮ個のＸ線減衰量が含まれていることになる。呼吸運動に起因するデータ変動を抽出する場合、体動周期測定部１６は、規定回転角度ごとに、このＮ個のＸ線減衰量の平均値Ｒａｖｅを算出する。

図５は、Ｘ線減衰量の平均値Ｒａｖｅの算出を説明するための図であり、図５（ａ）は算出されたＸ線減衰量の平均値Ｒａｖｅを示すグラフである。この図５（ａ）において、横軸は検出時間（回転角度）を、縦軸は、Ｘ線減衰量平均値Ｒａｖｅを示している。

図５（ａ）に図示するとおり、通常、Ｘ線減衰量の平均値Ｒａｖｅは、略正弦波状に変動しつつ、周期的に下向きのピークが発生する。この正弦波状の変動は、測定ユニット（図１のＸ線発生器１０とＸ線検出器１２）の回転に起因して生じる。また、周期的に発生している下向きのピークは、呼吸運動に起因して生じる。したがって、この下向きのピークを抽出すれば、呼吸運動に起因するデータ変動を抽出することができる。ただし、測定ユニットの回転に起因するデータ変動が混在している状態では、この呼吸運動に起因するデータ変動のみを抽出することは困難である。

そこで、体動周期測定部１６（図１）は、Ｘ線減衰量の平均値Ｒａｖｅの近似値から、測定ユニットの回転に起因するデータ変動を除去または低減する。具体的には、体動周期測定部１６は、減衰量平均値Ｒａｖｅの近似曲線を算出し、当該近似曲線と減衰量平均値Ｒａｖｅとの差分を算出する。なお、近似曲線の算出には、例えば、メディアン近似法や、移動平均法など、公知の従来技術を用いることができる。

図５（ｂ）は、算出された近似曲線の一例を示す図である。また、図５（ｃ）は、算出された差分値を示す図である。この図５（ｃ）から明らかなとおり、減衰量平均値Ｒａｖｅと近似曲線との差分をとることで、測定ユニットに起因するデータ変動、すなわち、略正弦波状の変動が大幅に低減されたデータが得られる。

体動周期測定部１６（図１）は、この差分データから、当該差分データを所定の閾値で二値化するなどして、Ｘ線減衰量の平均値Ｒａｖｅに発生する下向きピークの発生周期やピーク幅などを算出する。そして、得られたピークの発生周期を呼吸周期Ｔとし、ピーク幅を変動期間Ｕとして、例えばメモリ等に一時記憶する。

図１に戻り、本実施形態では、体動周期測定部１６により計測された呼吸周期Ｔを利用し、呼吸に伴う体動の位相をずらしつつＣＴ撮影を複数回実行する。例えば、１回目のＣＴ撮影が実行されると、体動周期測定部１６は、そのＣＴ撮影で得られる投影データに基づいて、呼吸の周期Ｔを算出する（図５参照）。また、サイノグラム形成部１４は、このとき得られる投影データを回転角度の順に並べて、第１サイノグラムを生成する。さらに、サイノグラム形成部１４は、２回目のＣＴ撮影により得られる第２サイノグラムと、３回目のＣＴ撮影により得られる第３サイノグラムを形成する。

図６は、本実施形態において形成されるサイノグラムを説明するため図であり、図６には、第１サイノグラム７０ａと第２サイノグラム７０ｂと第３サイノグラム７０ｃのイメージ図が示されている。

１回目のＣＴ撮影が完了すると、続いて、制御部３０（図１）は、Ｘ線発生器１０とＸ線検出器１２（図１）を回転させる回転機構などを駆動して、２回目のＣＴ撮影を実行させる。この２回目のＣＴ撮影は、１回目のＣＴ撮影結果から算出された体動特性に基づいて、その開始タイミングが制御される。具体的には、２回目のＣＴ撮影は、１回目のＣＴ撮影に比べて、回転に対する呼吸の位相がずれるようにタイミング制御される。すなわち、２回目のＣＴ撮影で得られる投影データから生成される第２サイノグラム７０ｂが、第１サイノグラム７０ａとの比較において、呼吸のタイミングが呼吸周期Ｔの１／３だけずれるようにタイミング制御して２回目のＣＴ撮影を実行する。

さらに、２回目のＣＴ撮影が完了すると、続いて、３回目のＣＴ撮影が実行される。この３回目のＣＴ撮影においても、２回目のＣＴ撮影に比べて、回転に対する呼吸の位相がずれるようにタイミング制御される。すなわち、３回目のＣＴ撮影で得られる投影データから生成される第３サイノグラム７０ｃが、第２サイノグラム７０ｂとの比較において、呼吸のタイミングが呼吸周期Ｔの１／３だけずれるようにタイミング制御して３回目のＣＴ撮影を実行する。

このように、本実施形態においては、呼吸に伴う体動の位相をずらしつつＣＴ撮影が複数回実行される。なお、１回のＣＴ撮影のたびに、測定ユニット（図１のＸ線発生器１０とＸ線検出器１２）の回転方向を反転させてもよい。例えば、１回目のＣＴ撮影では０度から１８０度まで時計周りに回転させ、２回目のＣＴ撮影では１８０度から０度まで反時計周りに回転させ、３回目のＣＴ撮影では０度から１８０度まで時計周りに回転させてもよい。回転方向を反転させる場合には、検出時間の経過に伴って回転角度が増加する場合と減少する場合がある。そのため、回転方向を反転させる場合には、経過時間と回転角度との関係を考慮して、サイノグラムが形成され、また、測定ユニットの回転のタイミングが制御される。

図１に戻り、呼吸に伴う体動の位相をずらしつつ３回のＣＴ撮影が実行され、サイノグラム形成部１４によりサイノグラムが形成されると、サイノグラム処理部１８は、３回のＣＴ撮影により得られたサイノグラムを利用して、呼気状態や吸気状態などの特定の体動状態に対応したサイノグラムを形成する。サイノグラム処理部１８は、呼気状態や吸気状態を確認するにあたって、横隔膜付近の投影データを利用する。

図７は、測定部位の相違に伴う投影データ（Ｘ線減衰量）の相違を説明するための図である。図７には、肺中央（ａ）と横隔膜（ｂ）と肝臓（ｃ）の各々に対応したＸ線減衰量の時間変化（角度変化）のグラフが示されている。なお、各グラフの縦軸に示すＸ線減衰量は、複数の検出素子の平均値である。例えば、複数の検出素子列（図２参照）のうち、肺中央付近の検出素子列を介して肺中央（ａ）のグラフが得られ、横隔膜付近の検出素子列を介して横隔膜（ｂ）のグラフが得られ、肝臓付近の検出素子列を介して肝臓（ｃ）のグラフが得られる。

図７（ａ）〜（ｃ）の各グラフにおいて、Ｘ線減衰量が低下している時間は吸気に対応した時間であり、Ｘ線減衰量が大きい時間は呼気に対応した時間である。吸気時のＸ線減衰量と呼気時のＸ線減衰量との差（Δｄ）は、横隔膜（ｂ）で最大となる。これは、横隔膜付近において、呼吸に伴って横隔膜が比較的大きく移動するためである。

そこで、本実施形態では、呼気状態や吸気状態のタイミングを確認するにあたって、横隔膜付近の投影データを利用する。例えば、複数の検出素子列から得られる複数の部位についての投影データの中から、Δｄが最大となる投影データを選択して横隔膜の投影データとしてもよいし、例えば、Ｘ線断層画像などを介してユーザが横隔膜の位置を確認し、その位置に対応した検出素子列を選択して横隔膜の投影データを特定してもよい。また、横隔膜に対応した領域内の複数の検出素子列（例えば２０〜３０列程度）の平均値を利用して、図７（ｂ）のグラフを形成することが望ましい。

サイノグラム形成部１４（図１）は、３回のＣＴ撮影の各回ごとに、横隔膜付近の投影データ、つまり図７（ｂ）のグラフを形成する。そして、３回のＣＴ撮影に亘って得られた横隔膜付近の投影データに基づいて、呼気状態や吸気状態などの特定の体動状態に対応したサイノグラムを形成する。

図８は、呼気状態と吸気状態に対応したサイノグラムの形成処理を説明するための図である。図８の（周回１）〜（周回３）は、３回のＣＴ撮影に亘って得られた横隔膜付近の投影データ（Ｘ線減衰量）の時間変化（角度変化）を示している。（周回１）は１回目のＣＴ撮影により得られるＸ線減衰量であり、（周回２）は２回目のＣＴ撮影により得られるＸ線減衰量であり、（周回３）は３回目のＣＴ撮影により得られるＸ線減衰量である。

先に説明したように、呼吸に伴う体動の位相をずらしつつ３回のＣＴ撮影が実行されるため、Ｘ線減衰量の低下する吸気のタイミング（角度）が（周回１）〜（周回３）において互いにずれている。

サイノグラム処理部１８（図１）は、図８の（周回１）〜（周回３）の横軸に沿った各角度ごとに、（周回１）〜（周回３）のＸ線減衰量を比較し、最も小さなＸ線減衰量となる周回を吸気時に対応した周回として特定する。例えば、図８に示す角度θ₁において、吸気時に対応する周回として（周回１）が特定される。こうして、全角度に亘って各角度ごとに次々に、吸気時に対応する周回が特定される。ちなみに、図８の（周回１）〜（周回３）のＸ線減衰量の中から、各角度ごとに吸気時に対応する周回のＸ線減衰量を選択して全角度に亘って収集すると、図８の（ａ）に示す吸気時のＸ線減衰量の時間変化（角度変化）となる。

各角度ごとに吸気時の周回が特定されると、サイノグラム処理部１８（図１）は、各検出素子列ごとに、図８の（Ａ）に示す吸気状態のサイノグラムを形成する。例えば、１つの検出素子列について、３回のＣＴ撮影に亘って得られた３回転分のサイノグラム（図６参照）の中から、各角度ごとに吸気時の周回に対応するデータ（その検出素子列を構成する複数の検出素子のＸ線減衰量）を選択し、全角度に亘って吸気時の周回に対応するデータを収集することにより、図８の（Ａ）に示す吸気状態のサイノグラムを形成する。こうして、Ｍ列の検出素子列（図２参照）の全てについて、各検出素子列ごとに吸気状態のサイノグラムが形成される。

また、サイノグラム処理部１８（図１）は、図８の（周回１）〜（周回３）の横軸に沿った各角度ごとに、（周回１）〜（周回３）のＸ線減衰量を比較し、最も大きなＸ線減衰量となる周回を呼気時に対応した周回として特定する。例えば、図８に示す角度θ₁において、呼気時に対応する周回として（周回２）と（周回３）が特定される。こうして、全角度に亘って各角度ごとに次々に、呼気時に対応する周回が特定される。ちなみに、図８の（周回１）〜（周回３）のＸ線減衰量の中から、各角度ごとに呼気時に対応する周回のＸ線減衰量を選択して全角度に亘って収集すると、図８の（ｂ）に示す呼気時のＸ線減衰量の時間変化（角度変化）となる。

各角度ごとに呼気時の周回が特定されると、サイノグラム処理部１８（図１）は、各検出素子列ごとに、図８の（Ｂ）に示す呼気状態のサイノグラムを形成する。例えば、１つの検出素子列について、３回のＣＴ撮影に亘って得られた３回転分のサイノグラム（図６参照）の中から、各角度ごとに呼気時の周回に対応するデータ（その検出素子列を構成する複数の検出素子のＸ線減衰量）を選択し、全角度に亘って呼気時の周回に対応するデータを収集することにより、図８の（Ｂ）に示す呼気状態のサイノグラムを形成する。こうして、Ｍ列の検出素子列（図２参照）の全てについて、各検出素子列ごとに呼気状態のサイノグラムが形成される。

なお、図８においては、（周回１）〜（周回３）のＸ線減衰量を比較し、最も小さなＸ線減衰量となる周回を吸気時に対応した周回として特定し、最も大きなＸ線減衰量となる周回を呼気時に対応した周回として特定している。吸気時や呼気時に対応した周回の特定に換えて、あるいはこれらの周回の特定に加えて、（周回１）〜（周回３）のＸ線減衰量を比較して中間の大きさのＸ線減衰量となる周回を特定して、呼気状態と吸気状態の中間状態のサイノグラムを形成してもよい。

図１に戻り、サイノグラム処理部１８により、Ｍ列の検出素子列の全てについて、各検出素子列ごとに、吸気状態のサイノグラムと呼気状態のサイノグラムが形成されると、画像形成部２０は、これらのサイノグラムに基づいて被検体４０の画像データを形成する。画像形成部２０は、各検出素子列ごとに、吸気状態のサイノグラムに基づいて吸気状態の断層画像データを形成し、呼気状態のサイノグラムに基づいて呼気状態の断層画像データを形成する。サイノグラムに基づく断層画像データの生成については、公知の従来技術を用いることができるため、ここでの詳細な説明は省略する。

画像形成部２０は、Ｍ列の検出素子列の全てについて、各検出素子列ごとに、吸気状態の断層画像データと呼気状態の断層画像データを形成する。そして、各断層画像データに対応した断層画像が表示部２４に表示される。なお、複数の検出素子列から得られる複数の断層画像データを利用して、被検体４０を立体的に表現した画像を形成してもよい。

画像形成部２０において形成された画像データは、換気量算出部２２においても利用される。換気量算出部２２は、画像形成部２０において形成された画像データに基づいて、被検体４０の呼吸に伴う換気量を算出する。

図９は、換気量の算出処理を説明するための図であり、図９（Ａ）は、呼気状態の断層画像例を示しており、図９（Ｂ）は、吸気状態の断層画像例を示している。換気量の算出にあたっては、被検体４０の肺４２を含んだ断層画像が利用される。図９（Ａ）（Ｂ）に示す各断層画像内には、被検体４０の断面と肺４２の断面が含まれている。

換気量算出部２２（図１）は、各断層画像内から肺４２に対応する画素を抽出し、その画素数に基づいて肺４２の面積や体積を算出する。肺４２内は比較的低いＣＴ値となるため、ＣＴ値の大きさに基づいて肺４２に対応する画素が抽出される。例えば、ＣＴ値の大きさが−４００〜−８００ＨＵの範囲内の画素が肺４２の画素として抽出される。

換気量算出部２２は、Ｍ列の検出素子列に対応したＭ枚の呼気状態の断層画像のうち、肺４２を含む断層画像の各々において、肺４２に対応する画素を抽出し、各断層画像ごとに肺４２の断面積を算出する。さらに、肺４２を含む全ての断層画像に関する断面積と断層画像間の距離等を考慮して、呼気状態における肺４２の体積を算出する。

同様に、換気量算出部２２は、吸気状態の断層画像についても肺４２の断面積を算出し、さらに、肺４２を含む全ての断層画像に関する断面積と断層画像間の距離等を考慮して吸気状態における肺４２の体積を算出する。

そして、換気量算出部２２は、吸気状態における肺４２の体積から呼気状態における肺４２の体積を差し引いて、その体積差を呼吸に伴う換気量とする。算出された換気量は、例えば、呼吸動作に関する肺疾患の診断や評価などに利用することができる。

以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。本発明は、その本質を逸脱しない範囲で各種の変形形態を包含する。

Ｘ線画像形成装置の代表例であるＸ線ＣＴ装置の機能ブロック図である。本実施形態のＸ線発生器とＸ線検出器を示す図である。ＣＴ撮影の基本原理を説明するための図である。サイノグラムのイメージ図である。Ｘ線減衰量の平均値を示すグラフである。本実施形態において形成されるサイノグラムを説明するため図である。測定部位の相違に伴う投影データの相違を説明するための図である。呼気状態と吸気状態に対応したサイノグラムの形成処理を説明するための図である。換気量の算出処理を説明するための図である。

符号の説明

１０Ｘ線発生器、１２Ｘ線検出器、１４サイノグラム形成部、１６体動周期測定部、１８サイノグラム処理部、２０画像形成部、２２換気量算出部。

Claims

被検体を周回するように被検体に対してＸ線を照射して検出することによりＸ線検出データを得るＸ線測定部と、
被検体の周期的な体動に関する体動周期データを得る体動測定部と、
体動周期データに基づいて、各周回ごとに得られるＸ線検出データ内の体動周期成分が複数の周回のうちにＸ線検出データ内において互いにずれるように、前記Ｘ線測定部によるＸ線の周回を制御する周回制御部と、
複数の周回に亘って得られるＸ線検出データから、周期的な体動に含まれる特定の体動状態に対応したデータ部分を選択的に抽出して収集することにより、特定の体動状態に対応したＸ線検出データを形成する検出データ処理部と、
特定の体動状態に対応したＸ線検出データに基づいて被検体の画像データを形成する画像形成部と、
を有する、
ことを特徴とするＸ線画像形成装置。
請求項１に記載のＸ線画像形成装置において、
前記Ｘ線測定部は、各周回ごとに周回内における周回の角度とＸ線の投影データとを対応付けたＸ線検出データを取得し、
前記検出データ処理部は、複数の周回に亘って得られるＸ線検出データから、周回内の各角度ごとに特定の体動状態に対応した投影データを選択し、周回内の複数の角度に亘って投影データを収集することにより、特定の体動状態に対応したＸ線検出データを形成する、
ことを特徴とするＸ線画像形成装置。
請求項２に記載のＸ線画像形成装置において、
前記検出データ処理部は、複数の周回に亘って得られる同一角度に対応した複数の投影データの中から、特定の体動状態に対応した投影データを選択する、
ことを特徴とするＸ線画像形成装置。
請求項３に記載のＸ線画像形成装置において、
前記周期的な体動は、被検体の呼吸に伴う体動であり、
前記検出データ処理部は、前記同一角度に対応した複数の投影データの中から、特定の体動状態に対応した投影データとして、呼気状態に対応した投影データと吸気状態に対応した投影データのうちの少なくとも一方を選択し、周回内の複数の角度に亘って投影データを収集することにより、呼気状態に対応したＸ線検出データと吸気状態に対応したＸ線検出データのうちの少なくとも一方を形成する、
ことを特徴とするＸ線画像形成装置。
請求項４に記載のＸ線画像形成装置において、
前記検出データ処理部は、被検体の横隔膜に対応した部分領域内から得られる横隔膜部のＸ線検出データに基づいて、周回内の各角度ごとに複数の周回の中から呼気状態に対応した周回と吸気状態に対応した周回とを特定することにより、呼気状態に対応した投影データと吸気状態に対応した投影データを選択する、
ことを特徴とするＸ線画像形成装置。
請求項５に記載のＸ線画像形成装置において、
前記検出データ処理部は、複数の周回に亘って得られる横隔膜部のＸ線検出データから、周回内の各角度ごとに、最低の減衰量に対応した最低投影データと最大の減衰量に対応した最大投影データを選択し、最低投影データに対応した周回を吸気状態の周回とし、最大投影データに対応した周回を呼気状態の周回とする、
ことを特徴とするＸ線画像形成装置。
請求項６に記載のＸ線画像形成装置において、
呼気状態に対応したＸ線検出データから得られる画像データと吸気状態に対応したＸ線検出データから得られる画像データとに基づいて、呼吸に伴う換気量を算出する換気量算出部をさらに有する、
ことを特徴とするＸ線画像形成装置。
請求項１から７のいずれか１項に記載のＸ線画像形成装置において、
前記体動測定部は、各周回ごとに周回内における周回の角度とＸ線の投影データとを対応付けたＸ線検出データであるサイノグラムから体動周期データを得る、
ことを特徴とするＸ線画像形成装置。