JP4342588B2 - Ｘ線ｃｔ装置、および、その制御プログラム - Google Patents
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Description
本発明は、被検体にＸ線照射した際に得られる投影データに基づいて被検体の断層画像を生成するＸ線ＣＴ装置、および、その制御プログラムに関する。
Ｘ線ＣＴ装置は、周知のとおり、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、このＸ線発生器およびＸ線検出器を被検体に対して相対回転させながらＸ線の照射および検出を行うＣＴ撮影を実行する。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）を示す投影データを各回転角度ごとに収集し、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）が生成される。
ここで、このＣＴ撮影の途中で、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が発生する。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ほぼ静止している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（例えば、下記特許文献１、２など）。かかる技術によれば、体動に起因するアーチフェクトの発生を低減することができ、好適なＣＴ画像が得やすい。
しかしながら、上記技術では、体動を検出するために専用の検出装置、例えば、呼吸検出装置などを設けていた。その結果、Ｘ線ＣＴ装置を含む診断システム全体としてのコスト増加や、構成の複雑化などの問題があった。また、こうした呼吸検出装置は、適宜、被検体に着脱しなければならず、手間であった。さらに、被検体に装着された呼吸検出装置が、断層画像に描出されてしまい、断層画像の信頼性を低下させる場合もあった。つまり、従来、体動の影響を低減した好適な断層画像を得ることは困難であった。
そこで、本発明では、より好適な断層画像が生成でき得るＸ線ＣＴ装置、および、その制御プログラムを提供することを目的とする。
本発明の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線検出器を被検体に対して相対回転させつつＸ線照射するとともに規定回転角度ごとに前記Ｘ線検出器で検出された検出結果データを収集するＣＴ撮影を行う測定手段と、前記ＣＴ撮影により得られた検出結果データから被検体の体動に起因するデータ変動を抽出し、当該抽出結果に基づいて前記被検体の体動の特性を算出する体動特性算出手段と、同一対象部位のＣＴ撮影を複数回、前記測定手段に実行させる駆動制御手段であって、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器の回転角度に対する体動の位相が各ＣＴ撮影ごとに異なるように前記体動特性算出手段で算出された体動特性に基づいて二回目以降のＣＴ撮影の実行を制御する駆動制御手段と、前記複数回のＣＴ撮影で得られる投影データに基づいて、体動の影響を除去または低減した断層画像を生成する画像生成手段と、を備えることを特徴とする。
好適な態様では、前記画像生成手段は、各ＣＴ撮影により得られた投影データを回転角度順に並べてサイノグラムを生成するサイノグラム生成手段と、同一撮影部位に対応する複数のサイノグラムから、体動に起因するデータ変動を低減または除去した補正済サイノグラムを生成するサイノグラム補正手段と、補正済サイノグラムに基づいて断層画像を生成する断層画像生成手段と、を備える。
他の好適な態様では、前記体動特性算出手段は、前記ＣＴ撮影により得られた検出結果データから、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器の回転に起因するデータ変動を除去または低減したうえで、前記体動に起因するデータ変動を抽出する。
他の好適な態様では、前記体動特性算出手段は、同一撮影部位について、Ｎ＋１回目のＣＴ撮影がある場合は、Ｎ回目のＣＴ撮影で得られた検出結果データに基づいて体動特性を算出し、前記駆動制御手段は、Ｎ＋１回目のＣＴ撮影の開始タイミングを、Ｎ回目のＣＴ撮影での検出結果データから算出された体動特性に基づいて決定する。また、前記体動特性算出手段は、撮影対象部位が変更されるたびに、体動特性を再算出することも望ましい。
他の好適な態様では、前記サイノグラム補正手段は、一つのサイノグラムにおける体動に起因するデータ変動部分を、撮影対象部位が同一である他のサイノグラムにおいて対応する角度部分のデータで補填する。この場合、前記サイノグラム補正手段は、さらに、撮影対象部位が同一である複数のサイノグラムのいずれにおいても、体動に起因するデータ変動が生じていない角度部分は、当該複数のサイノグラムで平均化することが望ましい。
他の本発明であるＸ線ＣＴ装置の制御プログラムは、被検体を挟んで対向配置されたＸ線発生器およびＸ線検出器を被検体に対して相対回転させつつＸ線照射するとともに規定回転角度ごとに前記Ｘ線検出器で検出された検出結果データを収集するＣＴ撮影を行う測定手段に接続されたコンピュータを、前記ＣＴ撮影により得られた検出結果データから被検体の体動に起因するデータ変動を抽出し、当該抽出結果に基づいて前記被検体の体動の特性を算出する体動特性算出手段と、同一対象部位のＣＴ撮影を複数回、前記測定手段に実行させる駆動制御手段であって、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器の回転角度に対する体動の位相が各ＣＴ撮影ごとに異なるように前記体動特性算出手段で算出された体動特性に基づいて二回目以降のＣＴ撮影の実行を制御する駆動制御手段と、前記複数回のＣＴ撮影で得られる投影データに基づいて、体動の影響を除去または低減した断層画像を生成する画像生成手段と、して機能させることを特徴とする。
本発明によれば、ＣＴ撮影で得られた検出結果データから体動特性を算出し、この算出された体動特性を利用して、体動に起因するデータ変動を低減または除去した補正済サイノグラムを得ている。そして、この体動に起因するデータ変動を低減または除去した補正済サイノグラムを用いることにより、より好適な断層画像が得られる。
以下、本発明の実施形態について図面を参照して説明する。図１は、本発明の実施形態であるＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。また、図２は、Ｘ線ＣＴ装置の測定部１０の斜視図である。
Ｘ線ＣＴ装置は、周知のとおり、被検体にＸ線を照射して得られる投影データに基づいて被検体の断層画像（ＣＴ画像）を生成する装置である。本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、この断層画像の生成機能に加えて、さらに、被検体の体動の特性、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より好適な断層画像の生成を可能としている。以下、このＸ線ＣＴ装置について詳説する。
本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、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とする場合に好適な構成となっている。ただし、後述するガントリ１８や容器２４の構成を変更することで、人などを被検体とすることもできる。
図１に図示する通り、このＸ線ＣＴ装置は、投影データを取得する測定部１０と、測定部１０の駆動を制御するとともに得られた投影データに基づいて各種演算を実行する演算制御部１２と、に大別される。
図２に図示するとおり、測定部１０には、ガントリ１８を有した本体が設けられている。本体１６の上面１６Ａには開口が形成され、その開口からアーム２６が上方に突出している。アーム２６はスライド機構６８の一部をなすものであり、そのアーム２６は容器２４に連結され、容器２４を回転中心軸方向にスライド運動（移動走査）させる。
一方、ガントリ１８内には、Ｘ線発生器５２およびＸ線検出器６０から構成される測定ユニットが収納されている。この測定ユニットは、回転中心軸回りにおいて回転運動する。ガントリ１８の中央部には回転中心軸方向に空洞部１８Ａが形成されている。この空洞部１８Ａは非貫通型であるが、貫通型としてもよい。
容器２４は、被検体（小動物やそこから摘出された組織など）を収納するカプセルであり、その形状は、本実施形態において中空の略円筒形状となっている。容器２４は、その容器中心軸が回転中心軸に一致した状態で配置される。具体的には、容器２４の基端部が上述したアーム２６の上端部に着脱自在に装着される。この場合において、着脱機構としては各種の係合機構あるいはネジ止め機構などを挙げることができる。上述したように、容器２４は中空の円筒形状を有しており、その内部には本実施形態において１又は複数の小動物が配置される。このような構成により、小動物の体毛が直接的にガントリ１８に接触することなどを防止できる。また、小動物の排泄物や離脱体毛などが外部に放出されてしまう問題を防止できる。さらに、小動物を容器２４内に固定具によって拘束することが可能となるので、ＣＴ画像を再構成する場合における画像ぶれなどの問題を防止することができる。なお、サイズや形状が異なる複数種類の容器を用意して、容器を選択的に使用するのが望ましい。
アーム２６に対して容器２４が装着された後、アーム２６が回転中心軸方向に沿って前方に駆動され、これにより、ガントリ１８の空洞部１８Ａ内に容器２４が差し込まれる。この時、検体における測定位置にＸ線ビームが設定されるように、容器２４の位置決めがなされる。また、そのような測定位置は連続的にあるいは段階的に変更される。その結果、所定ピッチで空間的に整列した多数のＣＴ断面が形成される。
本体１６の上面１６Ａ上には操作パネル２０が設けられており、この操作パネル２０は複数のスイッチや表示器などを有する。この操作パネル２０を利用してユーザーは測定現場において装置の動作を操作することが可能となる。本体１６の下方には複数のキャスター２２が設けられている。
測定部１０においては、回転中心軸Ｏを間において、一方側にＸ線発生器５２が設けられ、他方側にＸ線検出器６０が設けられている（図１参照）。Ｘ線発生器５２の照射側にはコリメータ５４が設けられている。Ｘ線発生器５２は、供給される駆動電圧に応じた強度のＸ線ビーム５６を照射する。このＸ線ビームは、図１に図示するように末広あるいは扇状（つまりファンビーム形状）となっている。一方、Ｘ線検出器６０は複数（例えば１００個）のＸ線検出素子を一列に並べたものとして構成され、Ｘ線ビーム５６の開き角度に応じてＸ線の受光開口が設定される。ちなみに、複数のＸ線検出素子の配列は直線的であってもよいし、円弧状であってもよい。本実施形態では、高感度型のＸ線検出素子が利用されている。Ｘ線検出器６０での検出値は、投影データとしてプロセッサ３０に出力される。なお、図１においては、Ｘ線発生器５２に接続された電圧源、及び、Ｘ線検出器６０に接続された信号処理回路などについては図示は省略されている。
図１において、符号５８は有効視野を示している。これは、Ｘ線ビーム５６を回転走査させた場合におけるＣＴ画像を構成可能な円形の領域である。ちなみに、この有効視野５８は、回転中心軸、Ｘ線発生器５２、及び、Ｘ線検出器６０の位置関係に応じて定まるものである。本実施形態においては、変位機構６２が設けられているため、それらの位置関係を変更してＣＴ画像の倍率を機械的に可変することが可能である。
すなわち、変位機構６２には、Ｘ線発生器５２及びＸ線検出器６０が連結されており、変位機構６２は、Ｘ線発生器５２及びＸ線検出器６０の間の距離を維持したまま、それら（つまり測定ユニット）をＸ線ビーム５６のビーム軸方向に変位させる。この場合において、回転中心軸Ｏは不変であり、すなわち上述した容器を何ら移動させることなく測定ユニット側を移動させて倍率の変更を行い得る。なお、変位機構６２は変位力を発生するためのモータ６２Ａを備えている。
ガントリ回転機構６６は、回転ベースを回転させることにより、それに搭載された変位機構を含む各構成の全体を回転駆動する機構である。変位機構６２には、測定ユニットが搭載されているため、変位機構６２によって所望の位置に位置決めされた測定ユニットがその位置を保持したまま回転駆動されることになる。ガントリ回転機構６６は、その駆動力を発生するためのモータ６６Ａを有する。
スライド機構６８は図２に示したアーム２６をスライド運動させる移動機構であり、その駆動力はモータ６８Ａによって発生される。操作パネル２０は上述したように本体の上面に設けられる。測定部１０側に設けられたローカルコントローラ（図示せず）に対して操作パネル２０を接続し、そのローカルコントローラと演算制御部１２とが相互に通信を行うように構成してもよい。
ちなみに、図１には、様々な機構６２，６６，６８などが示されているが、それらの機構による位置あるいは位置変化を検出するためにセンサを設けるのが望ましい。そして、それらのセンサの出力信号に基づいて演算制御部１２がフィードバック制御を行うようにするのが望ましい。また、変位機構６２による倍率の可変はユーザー入力により行わせてもよいし、例えば被検体サイズあるいは容器のサイズを自動検知し、その検知したデータに基づいて自動的に倍率を設定するようにしてもよい。さらに、あらかじめ容器の種別などが登録される場合においては、その登録された情報を利用して倍率の設定を行うようにしてもよい。さらに、図１に示す例では、スライド機構６８が駆動源としてのモータ６８Ａを有していたが、そのスライド力を人為的に発生させるようにしてもよい。
次に、演算制御部１２について説明する。プロセッサ３０には、表示器３２、記憶装置３４、キーボード３６、マウス３８、プリンタ４０などが接続されている。また、外部装置との間でネットワークを介して通信を行うための通信部４２が接続されている。
プロセッサ３０は、ＣＰＵ及び各種プログラムによって構成されるものである。図１には、その代表的な機能が示されている。すなわち、プロセッサ３０は、動作制御部４４、体動特性算出部４６、サイノグラム生成部４７、サイノグラム補正部４８、断層画像生成部４９などとして機能する。
動作制御部４４は、測定部１０の駆動を制御する。より具体的には、動作制御部４４は、ガントリ回転機構６６や、Ｘ線発生器５２、Ｘ線検出器６０などを駆動制御して、ＣＴ撮影を実行させる。ＣＴ撮影は、断層画像の生成のために行われる撮影動作で、Ｘ線発生器５２およびＸ線検出器６０を被検体に対して回転させつつ、Ｘ線の照射および検出を行う動作である。従来、このＣＴ撮影は、一つの撮影部位に対して１回ずつ行われることが殆どであったが、本実施形態では、後に詳説するように、一つの撮影部位に対して、このＣＴ撮影を複数回実行する。ＣＴ撮影の結果、得られる投影データは、体動特性算出部４６やサイノグラム生成部４７に出力される。
体動特性算出部４６は、ＣＴ撮影で得られた投影データに基づいて、被検体の体動の特性を算出する。ここで、体動とは、被検体が周期的に行う動きで、例えば、呼吸運動や、心拍運動などが該当する。また、体動の特性としては、体動の周期や、呼吸運動に起因して撮影対象物が変位する継続時間（変動時間）などが該当する。この体動特性算出部４６による体動特性の算出は、基本的には、各ＣＴ撮影のたびに実行される。そして、各ＣＴ撮影ごとに算出された体動特性は、次に実行されるＣＴ撮影の開始タイミングの制御などに利用される。なお、次のＣＴ撮影が無い場合、あるいは、次のＣＴ撮影において撮影部位が変更される場合は、体動特性の算出は不要となる。すなわち、一つの撮影部位に対してＮ回、ＣＴ撮影を行う場合、Ｎ回目には体動特性を算出する必要はない。
サイノグラム生成部４７は、その名称の通り、サイノグラムを生成する部位である。サイノグラムとは、ＣＴ撮影により得られた投影データを、回転角度の順に並べたものであるが、これについて図３を参照して説明する。
図３は、ＣＴ撮影の基本原理を示す図である。既述したとおり、測定部１０には、Ｘ線発生器５２およびＸ線検出器６０が被検体１００を挟んで対向配置されている。Ｘ線発生器５２から照射されたＸ線は、一部、被検体１００で吸収された後、Ｘ線検出器６０に到達する。Ｘ線検出器６０に設けられた検出素子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＝ｌｏｇｅ（Ｉ０／Ｉ）である。
本実施形態では、１回のＣＴ撮影で、Ｘ線発生器５２およびＸ線検出器６０を、被検体１００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。サイノグラムは、この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。
なお、既述したとおり、本実施形態では、一つの撮影部位に対して、複数回、ＣＴ撮影するが、サイノグラム生成部４７は、各ＣＴ撮影のたびに、サイノグラムを生成する。したがって、一つの撮影部位について、複数のサイノグラムが生成される。この複数のサイノグラムは、サイノグラム補正部４８に出力される。
サイノグラム補正部４８は、体動の影響を除去または低減するべく、算出されたサイノグラムを補正する部位である。補正されたサイノグラムは、補正済サイノグラムとして、断層画像生成部４９に出力される。
断層画像生成部４９では、補正済サイノグラムに基づいて断層画像を生成する。このサイノグラムに基づく断層画像の生成に関しては、公知の従来技術を用いることができるため、ここでの詳説は省略する。得られた断層画像は、表示器３２に表示される。ユーザは、この表示器３２に表示された断層画像に基づいて、被検体の内部の状態についての診断等を行う。
次に、このＸ線ＣＴ装置の動作について詳説する。既述したとおり、本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、ＣＴ撮影の結果、得られる投影データに基づいて、体動特性を算出するが、その理由を、呼吸運動を例に挙げて簡単に説明する。
図５は、麻酔で眠っているラットの胸部周辺の体表の位置変動を概略的に示すグラフである。図５において、矢印ａは、息を吸う吸気動作の開始タイミングを、矢印ｂは息を吐く呼気動作の開始タイミングを、それぞれ示している。ここで、この図５から明らかなとおり、動物の胸部は、息を吐く呼気の終了後には、ほぼ静止しているが、息を吸う吸気時には動きを生じる。以下では、胸部がほぼ静止しているタイミングｂからタイミングａまでの区間Ｂを静止期間Ｂ、胸部が変動しているタイミングａからタイミングｂまでの区間Ａを変動期間Ａと呼ぶ。この変動期間Ａにおける被検体の変動は、当然ながら、検出される投影データに影響を与える。具体的には、変動期間Ａに検出されるＸ線減衰量は、静止期間に検出されるＸ線減衰量に比して低下しがちとなる。
図１３は、呼吸運動中に行ったＣＴ撮影により得られた投影データに基づいて生成されたサイノグラムである。この図１３を見れば、Ｘ線減衰量が低下（輝度が低下）している部分Ｋが、周期的に出現していることがわかる。このＸ線減衰量の低下部分Ｋが、変動期間Ａに相当する。かかる変動期間Ａにおける被検体の動きの影響が残存している投影データに基づいて断層画像を生成した場合、当該断層画像にモーションアーチファクトと呼ばれる虚像が生じる。
そこで、従来から、被検体の呼吸を検出し、その検出結果を利用して、体動と同期してＣＴ撮影を実行する技術が知られている。しかし、こうした従来の技術では、呼吸運動を検出するために専用の呼吸センサを用いていた。呼吸センサの利用は、コストの増加という問題だけでなく、当該呼吸センサを被検体に着脱するために余計な手間がかかるという問題も招いていた。また、被検体に装着された呼吸センサが、断層画像に描出されてしまい、結果として診断の信頼性低下を招く場合もあった。
そこで、本実施形態では、専用の呼吸センサを用いることなく、ＣＴ撮影で得られる検出結果に基づいて呼吸の特性を算出している。この体動特性算出の手順を、以下に詳説する。
既述したとおり、ＣＴ撮影では、図３に図示するような投影データ８０が、規定回転角度ごとに収集される。体動特性算出部４６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、当該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に図示するとおり、Ｘ線検出器６０には、複数のＸ線検出素子６１＿１，６１＿２，・・・，６１＿Ｎが設けられており、各Ｘ線検出素子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回の投影データには、Ｘ線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、体動特性算出部４６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６（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６（ａ）において、横軸は検出時間を、縦軸は、Ｘ線減衰量平均値Ｒａｖｅを示している。
図６（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（Ｘ線発生器６０およびＸ線検出器）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、体動特性算出部４６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、体動特性算出部４６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６（ｂ）は、算出された近似曲線の一例を示す図である。また、図６（ｃ）は、算出された差分値を示す図である。この図（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。
体動特性算出部４６は、この差分データが得られば、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、ピーク幅を変動期間Ｕとして、記憶装置３４に一時記憶する。
ここで、以上の説明から明らかなとおり、本実施形態によれば、ＣＴ撮影で得られる投影データから、呼吸運動の周期などを取得することができる。換言すれば、呼吸運動の周期などを検出するために専用のセンサを設ける必要がない。その結果、呼吸センサに要するコストを低減することができ、また、呼吸センサの取り扱いに関する手間を削減することができる。さらに、呼吸センサが断層画像に描出されることによる診断の信頼性低下を防止できる。また、この体動特性の算出は、断層画像の形成に必須なＣＴ撮影で得られるデータに基づいて行われている。換言すれば、本実施形態によれば、体動特性を算出するために別途、余分なＸ線照射を行う必要がない。その結果、被曝による悪影響や、処理時間の増加などを防止することができる。
なお、上記説明では、Ｘ線減衰量の平均値Ｒａｖｅに基づいて、体動特性を算出している。しかし、Ｘ線検出結果の変動傾向を示すパラメータであれば、他のパラメータ、例えば、Ｘ線減衰量の積算値や、Ｘ線強度の積算値または平均値などに基づいて体動特性を算出してもよい。また、次の式１で算出されるＸ線減衰量Ｒの重心位置Ｍに基づいて体動特性を算出するようにしてもよい。なお、式１において、ＲＣＨは、素子番号ＣＨで検出されたＸ線減衰量である。また、上記説明では、呼吸運動の場合を例に挙げて説明しているが、周期的に生じる体動であれば、他の体動、例えば、心臓の拍動運動の特性検出に応用してもよい。
次に、本実施形態で行う呼吸同期撮影について説明する。既述したとおり、ＣＴ撮影の最中に、呼吸に起因して被検体位置が変動すると、断層画像にアーチファクトが発生する。かかる問題を避けるために、被検体がほぼ静止している期間中にＣＴ撮影を行うべく、ＣＴ撮影と呼吸運動とを同期させることが提案されている。かかる技術は、１回のＣＴ撮影、すなわち、測定ユニットの１８０度回転に要する時間が、被検体の静止時間より十分に短い場合には有効である。しかし、かかる高速でのＣＴ撮影を可能とするためには、高性能、かつ、高コストの駆動機構等を設ける必要があり、Ｘ線ＣＴ装置のコスト増加を招く。一方で、１回のＣＴ撮影に要する時間が、被検体の静止時間よりも長くなる場合には、かかる技術は採用できないという問題がある。
本実施形態は、こうした問題を解決するために、一つの撮影部位について、体動の位相をずらしてのＣＴ撮影を複数回実行する。そして、複数回のＣＴ撮影により得られるデータに基づいて、体動の影響を除去または低減した断層画像を生成している。より具体的には、次の手順で断層画像を取得している。なお、以下では、説明の都合上、呼吸周期をＴとした場合に変動期間がＴ／２より小さい場合を例に挙げて説明する。
断層画像を生成するために、動作制御部４４は、回転機構６６や測定ユニットなどを駆動して、１回目のＣＴ撮影を実行させる。すなわち、測定ユニットを被検体に対して回転させつつＸ線の照射および検出を実行させる。１回目のＣＴ撮影が実行されれば、既述したとおり、体動特性算出部４６は、このＣＴ撮影で得られる投影データに基づいて、呼吸の周期Ｔや変動期間Ｕを算出する。また、サイノグラム生成部４７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、第一サイノグラムを生成する。図７の上側は、１回目のＣＴ撮影で得られる第一サイノグラム７０ａのイメージ図である。
１回目のＣＴ撮影が完了すれば、続いて、動作制御部４４は、回転機構６６や測定ユニットなどを駆動して、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撮影に比して、測定ユニットの回転に対する呼吸の位相が反転す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二サイノグラム７０ｂが、図７の下側に図示するように、第一サイノグラム７０ａに比して、呼吸のタイミングが半周期（Ｔ／２）分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。
ここで、本実施形態では、１回のＣＴ撮影のたびに、測定ユニットの回転方向を反転させている。すなわち、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た場合、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る。この場合、第一サイノグラム７０ａにおける時間の流れは、図７において矢印Ｘで示すとおりであり、回転角度の増加方向と検出時間の経過方向は同じである。一方、２回目のＣＴ撮影では、検出時間が経過するにつれ回転角度が減少していく。したがって、回転角度の順に並べた第二サイノグラム７０ｂにおける検出時間の経過方向は、矢印Ｙで示すとおり、回転角度の増加方向とは逆方向になる。２回目のＣＴ撮影を行う場合は、この経過時間と回転角度との関係を考慮して、タイミング制御する必要がある。これについて図８を用いて説明する。
図８の上側のグラフは測定ユニットの回転速度を、下側のグラフは、測定ユニットの回転角度をそれぞれ示している。また、図８において、太い縦線は、呼吸タイミングを示している。この図８に図示するように、１回目のＣＴ測定を、呼吸開始タイミングからＴ／２経過後に開始したとする。この場合、２回目のＣＴ測定は、その終了時刻、すなわち、回転角度が０に到達する時刻が、呼吸開始タイミングとなるように、駆動制御される必要がある。
なお、本実施形態では、１回のＣＴ撮影のたびに測定ユニットの回転方向を反転させているが、図９に図示するように、各ＣＴ撮影のたびに初期位置に戻るステップＳａを追加して、ＣＴ撮影時の回転方向を常に同一方向とするようにしてもよい。
サイノグラム補正部４８は、この二回のＣＴ撮影により得られるサイノグラム７０ａ，７０ｂに基づいて、呼吸運動に起因するデータ変動を除去、または、低減した補正済サイノグラムを生成する。この補正済サイノグラムの生成方法としては、例えば、二つのサイノグラム７０ａ，７０ｂのうち、一方のサイノグラムにおける変動期間のデータを、他方のサイノグラムで補填することが考えられる。具体的に図７を用いて説明すると、第一サイノグラム７０ａのうち変動期間に相当する区間ｂ，ｆデータを、第二サイノグラムの区間ｂ，ｆのデータに置換したものを補正済サイノグラムとして算出するようにしてもよい。なお、このとき、１回目および２回目のいずれにおいても、被検体が静止している区間については、二つのサイノグラム７０ａ，７０ｂで平均化することが望ましい。すなわち、図７において、区間ａ，ｃ，ｅ，ｇについては、第一サイノグラム７０ａと第二サイノグラム７０ｂとの平均値を用いることが望ましい。このように平均値を用いることでノイズの影響を低減でき、より好適な断層画像を得ることができる。
なお、各サイノグラム７０ａ，７０ｂにおける変動期間（区間ｂ，ｄ，ｆ）は、体動特性算出部４６で算出された体動特性から算出してもよいが、１回目および２回目のＣＴ撮影で得られた投影データから算出することが望ましい。具体的には、１回目のＣＴ撮影でのＸ線減衰量平均値Ｒａｖｅ１（図１０（ａ）参照）、および、２回目のＣＴ撮影でのＸ線減衰量平均値Ｒａｖｅ２（図１０（ｂ）参照）を、それぞれ算出する。続いて、この二つのＸ線減衰量平均値の差分を取る。１回目のＣＴ撮影と、２回目のＣＴ撮影は、呼吸の位相以外の条件、例えば、撮影部位や照射するＸ線の強度などは、全て同じである。したがって、Ｘ線減衰量平均値の差分値は、図１０（ｃ）に図示するように、呼吸に起因するデータ変動部分のみが残存したデータとなるはずである。プロセッサ３０は、この得られた差分データと予め規定された閾値Ｌ１，Ｌ２とを比較するなどして、変動期間（区間ｂ，ｄ，ｆ）を特定すればよい。このように、１回目および２回目のＣＴ撮影で得られた投影データから変動期間を特定することにより、１回目のＣＴ撮影と２回目のＣＴ撮影とで呼吸周期や、変動時間が変動したとしても、正確に変動期間を特定することができる。
また、補正済サイノグラムの他の生成方法として、第一サイノグラム７０ａと第二サイノグラム７０ｂとを平均化したデータを補正済サイノグラムとして算出してもよい。かかる方法の場合、呼吸運動に起因するデータ変動を完全に除去することはできないが、半減させることはできる。その結果、呼吸運動の影響を低減でき、従来に比して、好適な断層画像を得ることができる。
補正済サイノグラムが生成できれば、断層画像生成部４９は、当該補正済サイノグラムに基づいて断層画像を生成する。このとき、補正済サイノグラムからは、呼吸に起因するデータ変動が除去または低減されている。したがって、当該補正済サイノグラムに基づけば、モーションアーチファクトの少ない好適な断層画像を得ることができる。
図１１は、補正済サイノグラムに基づいて生成した断層画像である。また、図１２は補正前のサイノグラムに基づいて生成した断層画像である。図１１と図１２の比較から明らかなとおり、補正前のサイノグラムから生成された断層画像に比して、補正済サイノグラムから生成された断層画像は、モーションアーチファクトが大幅に低減されていることがわかる。そして、これにより、ユーザは、断層画像に描画されている各部の状態をより的確に把握することができ、より正確な診断を行うことができる。
一つの撮影部位について、断層画像生成に必要な回数分のＣＴ撮影が完了すれば、動作制御部４４は、スライド機構を駆動して、回転軸方向に被検体を移動させる。そして、新たな撮影部位に対して、上記と同様の手順で、呼吸同期撮影を実行する。すなわち、１回目のＣＴ撮影を実行し、このとき得られる投影データに基づいて体動特性算出、および、サイノグラム生成を行う。その後、算出された体動特性に基づいてタイミング制御しながら２回目のＣＴ撮影をし、第二サイノグラムを生成する。つまり、本実施形態によれば、撮影部位が更新されるたびに、新たに、体動特性が算出される。その結果、時間の結果とともに、呼吸周期などの体動特性が変化しても、当該変化に追従することができる。
以上の説明から明らかなとおり、本実施形態では、ソフト的に体動の影響を低減しているため、より信頼性の高い診断が可能となる。なお、上記説明では、説明を簡単にするために、変動時間Ｕと呼吸周期Ｔとの関係を、Ｕ＜Ｔ／２と仮定しているが、Ｕ≧Ｔ／２の場合にも本実施形態は応用できる。Ｕ≧Ｔ／２の場合には、互いに呼吸の位相をずらしながら３回以上、ＣＴ撮影を実行すればよい。そして、得られた３以上のサイノグラムに基づいて、呼吸に起因するデータ変動を、除去または低減した補正済サイノグラムを生成すればよい。なお、３回目のＣＴ撮影を実行する場合には、２回目のＣＴ撮影で得られた投影データに基づいて体動特性を再算出し、この再算出された体動特性に基づいて、３回目のＣＴ撮影の開始タイミングを制御する。以降のＣＴ撮影も同様に、Ｎ回目のＣＴ撮影で得られた投影データに基づいて体動特性を再算出し、この再算出された体動特性に基づいてＮ＋１回目のＣＴ撮影の開始タイミングを制御する。換言すれば、一つの撮影部位に対して行う２回目以降のＣＴ撮影の開始タイミングは、その直前に行ったＣＴ撮影で得られた投影データに基づいて算出された体動特性に基づいて制御する。これにより、時間の経過とともに呼吸周期などが変動しても、常に、正確な呼吸周期などを得ることができる。
１０ 測定部、１２ 演算制御部、１６ 本体、１８ ガントリ、２０ 操作パネル、２４ 容器、２６ アーム、３０ プロセッサ、３２ 表示器、３４ 記憶装置、３６ キーボード、３８ マウス、４０ プリンタ、４２ 通信部、４４ 動作制御部、４６ 体動特性算出部、４７ サイノグラム生成部、４８ サイノグラム補正部、４９ 断層画像生成部、５２ Ｘ線発生器、５４ コリメータ、５６ Ｘ線ビーム、５８ 有効視野、６０ Ｘ線検出器、６１ Ｘ線検出素子、６２ 変位機構、６６ ガントリ回転機構、６８ スライド機構、７０ サイノグラム、１００ 被検体。
Claims (8)
- 被検体を挟んで対向配置されたＸ線発生器およびＸ線検出器を被検体に対して相対回転させつつＸ線照射するとともに規定回転角度ごとに前記Ｘ線検出器で検出された検出結果データを収集するＣＴ撮影を行う測定手段と、
前記ＣＴ撮影により得られた検出結果データから被検体の体動に起因するデータ変動を抽出し、当該抽出結果に基づいて前記被検体の体動の特性を算出する体動特性算出手段と、
同一対象部位のＣＴ撮影を複数回、前記測定手段に実行させる駆動制御手段であって、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器の回転角度に対する体動の位相が各ＣＴ撮影ごとに異なるように前記体動特性算出手段で算出された体動特性に基づいて二回目以降のＣＴ撮影の実行を制御する駆動制御手段と、
前記複数回のＣＴ撮影で得られる投影データに基づいて、体動の影響を除去または低減した断層画像を生成する画像生成手段と、
を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 - 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記画像生成手段は、
各ＣＴ撮影により得られた投影データを回転角度順に並べてサイノグラムを生成するサイノグラム生成手段と、
同一撮影部位に対応する複数のサイノグラムから、体動に起因するデータ変動を低減または除去した補正済サイノグラムを生成するサイノグラム補正手段と、
補正済サイノグラムに基づいて断層画像を生成する断層画像生成手段と、
を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 - 請求項１または２に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記体動特性算出手段は、前記ＣＴ撮影により得られた検出結果データから、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器の回転に起因するデータ変動を除去または低減したうえで、前記体動に起因するデータ変動を抽出することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 - 請求項１から３のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記体動特性算出手段は、同一撮影部位について、Ｎ＋１回目のＣＴ撮影がある場合は、Ｎ回目のＣＴ撮影で得られた検出結果データに基づいて体動特性を算出し、
前記駆動制御手段は、Ｎ＋１回目のＣＴ撮影の開始タイミングを、Ｎ回目のＣＴ撮影での検出結果データから算出された体動特性に基づいて決定する、
ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 - 請求項１から４のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記体動特性算出手段は、撮影対象部位が変更されるたびに、体動特性を再算出することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 - 請求項２または請求項２を引用する請求項３から５のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記サイノグラム補正手段は、一つのサイノグラムにおける体動に起因するデータ変動部分を、撮影対象部位が同一である他のサイノグラムにおいて対応する角度部分のデータで補填することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 - 請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記サイノグラム補正手段は、さらに、撮影対象部位が同一である複数のサイノグラムのいずれにおいても、体動に起因するデータ変動が生じていない角度部分は、当該複数のサイノグラムで平均化することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 - 被検体を挟んで対向配置されたＸ線発生器およびＸ線検出器を被検体に対して相対回転させつつＸ線照射するとともに規定回転角度ごとに前記Ｘ線検出器で検出された検出結果データを収集するＣＴ撮影を行う測定手段に接続されたコンピュータを、
前記ＣＴ撮影により得られた検出結果データから被検体の体動に起因するデータ変動を抽出し、当該抽出結果に基づいて前記被検体の体動の特性を算出する体動特性算出手段と、
同一対象部位のＣＴ撮影を複数回、前記測定手段に実行させる駆動制御手段であって、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器の回転角度に対する体動の位相が各ＣＴ撮影ごとに異なるように前記体動特性算出手段で算出された体動特性に基づいて二回目以降のＣＴ撮影の実行を制御する駆動制御手段と、
前記複数回のＣＴ撮影で得られる投影データに基づいて体動の影響を除去または低減した断層画像を生成する画像生成手段と、
して機能させることを特徴とするＸ線ＣＴ装置の制御プログラム。
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