JP4578675B2 - 投影データを用いて心運動を評価する方法及び装置 - Google Patents
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Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、広義には、動く物体ないしは撮像対象のコンピュータ断層撮影(CT)による撮像方法及び装置に関し、より詳しくは、患者の心臓のCT撮像方法及び装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
少なくとも1つの周知のコンピュータ断層撮影(CT)法によるイメージングシステムの構成においては、X線源は、一般に「撮像平面」と呼ばれるデカルト座標系のXY平面内に広がるようにコリメートされる扇型ビームを投射する。X線ビームは患者のような撮像される撮像対象を透過する。ビームは、撮像対象によって減衰した後、放射線検出器アレイに入射する。検出器アレイで受け取られる減衰ビーム放射の強度は、撮像対象によるX線ビームの減衰量によって決まる。検出器アレイの各素子は、検出器の位置におけるビーム減衰の測定値である互いに別個の電気信号を発生する。全ての検出器からの測定減衰量はそれぞれ別々に収集されて透過プロファイルが作り出される。
【0003】
周知の第3世代のCTシステムでは、X線源及び検出器アレイは、X線ビームが撮像対象と交わる角度が一定して変化するよう撮像平面内でガントリーと共に撮像対象の回りに回転される。1つのガントリー角における検出器アレイからの一群のX線減衰測定値、すなわち投影データは「ビュー」と呼ばれる。撮像対象の「走査」は、X線源及び検出器が1回転する間にいくつかの異なるガントリー角、すなわち写角で得られる1組のビューよりなる。軸方向走査(アキシャルスキャン)においては、投影データを処理することによって、撮像対象を通して得られる2次元スライスに相当する画像が形成される。1組の投影データからの画像を再生する一つの方法として、当技術分野においてフィルタ補正逆投影法と呼ばれる方法がある。このプロセスは、走査からの測定減衰量を「CT数」あるいは「ハウンズフィールド・単位」と呼ばれる整数に変換し、これらの整数を用いてブラウン管表示装置上の対応する画素の輝度を制御するものである。
【0004】
【発明が解決しようとする課題】
従来のコンピュータ断層撮影(CT)の心臓診断用途への応用は、石灰化スコアリング法及び位相コード化心運動画像再構成法の開発成功の結果、最近大きな関心が得られるようになった。これらのどちらの開発技術でも、EKG信号の使用がプロセスの不可欠な部分になっており、患者及びスキャナをEKG(心電図)モニタ装置に接続しなければならない。このような手法には多くの短所がある。まず第1に、EKG装置の使用は余分な検査費用の負担につながる。第2には、EKGのリード線の取り付け・取り外しは時間がかかり、また厄介である。第3には、EKGによって得られる電気信号は、患者間に遅延のばらつきがあるため、心臓の機械的な運動とは正確に一致しないということがよく知られている。
【0005】
従って、収集されたCT投影データを用いて、しかもEKG装置を使用する必要なく心運動を評価する方法及び装置が提供されるならば、それは望ましいことである。
【0006】
【課題を解決するための手段】
従って、本発明は、一実施態様として、CTイメージングシステムを用いて患者等の撮像対象の一部分の運動を評価する方法にある。本発明のこの方法は、共役データサンプルが得られるようにCTイメージングシステムで撮像対象を走査するステップと、得られた共役データサンプルを分析して撮像対象のオーバーラップ部分、動かない部分を表すデータを取り除くステップと、分析された共役データサンプルから心運動を評価するステップとよりなる。
【0007】
上記本発明の方法を用いて心運動を評価する場合、そのような評価を行うためのEKG装置は全く不要である。
【0008】
【発明の実施の形態】
図1及び2を参照して、図示のコンピュータ断層撮影法(CT)イメージングシステム10は「第3世代」のCTスキャナーを代表するガントリー12を有する。ガントリー12は、検出器アレイ18に向けてX線ビーム16を投射するX線源14を有する。検出器アレイ18は、撮像対象22(例えば内科患者)を透過する投射X線を全体で検知するいくつかの検出器素子20によって構成されている。検出器アレイ18は、シングルスライスあるいはマルチスライス構成として製造することができる。各検出器素子20は、入射X線ビームの強度、従って患者22を透過する際に生じるビームの減衰量を表わす電気信号を発生する。X線投影データを収集するための走査時には、ガントリー12及びこれに取り付けられたコンポーネントが回転の中心24の回りを回転する。
【0009】
ガントリー12の回転及びX線源14の動作は、CTシステム10の制御機構26によって制御される。制御機構26は、X線源14に電源及びタイミング信号を供給するX線コントローラ28、及びガントリー12の回転速度及び位置を制御するガントリーモータ・コントローラ30を有する。また、制御機構26に設けられたデータ収集システム(DAS)32は検出器素子20からのアナログデータをサンプリングして、そのデータを後段で処理されるディジタル信号に変換する。画像再構成装置34はDAS32からのサンプリングされディジタル化されたX線データを受け取り、高速画像再構成を行う。再構成された画像は、入力としてコンピュータ36に供給され、コンピュータ36はその画像を大容量記憶装置38に保存する。
【0010】
また、コンピュータ36は、キーボードを有するコンソール40を介してオペレータからコマンド及び走査パラメータを受け取る。コンピュータ36には、オペレータがコンピュータ36からの再構成画像及びその他のデータを観察できるようにブラウン管表示装置42が接続されている。コンピュータ36は、オペレータが供給するコマンドとパラメータを用いてDAS32、X線コントローラ28及びガントリーモータ・コントローラ30に制御信号及び情報を供給する。さらに、コンピュータ36は、テーブル46を制御して、ガントリー12中の患者22の位置を決めるため、テーブルモータ・コントローラ44の動作を制御する。特に、テーブル46は、患者22の身体部分をガントリー開口部48を通して移動させる。
【0011】
本発明は、心臓の走査、すなわち撮像対象運動の主発生源が患者22の心臓50である場合に効果的であり、特に患者の息止め中での軸方向走査モードでの効果が大きい。従って、撮像対象または患者22はイメージングシステム10によって走査されて、投影角がπあるいは2πずつ異なる共役データサンプルを含むデータサンプルが収集される。これらの共役投影サンプルを分析することによってオーバーラップした身体組織(患者22の肋骨52や胸壁54など)の部分が全て取り除かれ、分析されたサンプルから撮像対象あるいは患者22の画像が再構成される。一実施形態においては、共役データサンプルの差が求められる。その差として残ったデータサンプルは心運動から生じる差信号を表わし、これを用いて心運動が評価される。
【0012】
各投影では、扇形X線ビーム16を用い、ある時間間隔で互いにπだけ異なる共役投影光線が得られる。例えば、図3を参照して、X軸及びY軸はガントリー12の回転軸に対して垂直であり、線源14は検出器18にX線ビーム16を投射する。図3において、βは投影角を表わし、γは検出器角を表わし、γmは最大検出器角である。検出器角γは、ある投影のいずれかの光線(X線)が同じ投影のアイソレイ(中心光線)Rに対してのなす角であり、(γ,β)の光線に対する共役光線は(−γ,β+π−2γ)である。−γm<γ<γmでは、対応するβは(β+π−2γm,β+π+2γm)の範囲内で変化し、これは約1/8回転に相当する4γmの投影角範囲になる。従って、1.0秒の走査速度を用いた実施形態の場合、0.125秒の時間間隔にわたって共役光線が収集される。この期間中に心臓50の有意な心運動が検出される。また、β=γm−γの光線に沿った共役サンプルの収集中にも有意な心運動が検出される。別の実施形態中では、より速い走査速度が使用される。例えば、0.5秒の走査速度を用いると、共役サンプルは62.5ミリ秒の期間で収集され、これは心運動周期の一部を表す期間である。
【0013】
1.0秒の走査速度を用いた一実施形態においては、互いに2πを隔てた共役サンプルが用いられる。この実施形態では、1回の投影に対応する共役サンプルセットが次のもう1回の投影のサンプルセットになる。従って、互いに共役な両方のサンプルセットが非常に短期間で収集される。各投影の中では、心運動は無視されるほどに非常に小さい。
【0014】
図4を参照すると、動物実験で得られたガントリー4回転に対応する(前処理及び較正後の)差分投影データを表わす画像56が示されている。この図で、ビューは水平軸に沿って変化する。また、検出器素子20の位置(異なるDASチャンネルに対応する)は縦軸に沿って変化する。この研究の実験では、1.0秒の走査速度で豚を走査し、EKG信号を記録した。豚の心拍数は毎分約100拍で、通常人間の心拍数より著しく高い。画像56には、他の全てのオーバーラップする組織を取り除いて、豚の心臓のサイノグラム58がはっきり示されている。互いに2π離れた角における投影データは互いに異なる瞬間に別々に収集されるので、収集結果は、光子束の変動、データ収集精度及び較正不足による誤差を生じやすい。これらの誤差は画像中で縦縞60として観察される。
【0015】
これらの誤差を防ぐために、差分信号についてさらに別の処理が行われた。一般に、心臓は、図2に示すようなエッジセル(すなわち検出器18の端部にある検出器素子62)から離して、ビューの中心部位付近にくるように位置決めされる。患者22の心臓がこれらのエッジセルから離れて中心幅45cmのビュー内に入るように、患者22をテーブル46上で位置決めすることは比較的簡単である。従って、検出器18の両端部のエッジセルには心運動の影響が入り込まないはずである。
【0016】
図5に関連する一実施形態は、差分信号評価法によって誘導されたバイアスを求めるため、これらのエッジセルの出力平均を用いたものである。図5は、図4の差分投影データの画像を、バイアス補正を用いる実施形態で処理した後の画像である。この実施形態の中で使用されたバイアス補正は、検出器アレイ18の両側にある21チャンネルについて平均を取り、その平均を用いて各ビュー毎に直流バイアスを求めた。その後、直流バイアスを一時に1ビューずつ差分データ信号から減じた。その結果、図4に現われた縦縞60はほとんど全て除去された。
【0017】
他の実施形態においては、他のバイアス補償方法が用いられた。例えば、一実施形態においては、直流バイアスを求めたのと同様の方法で倍率が求められ、その倍率を用いて各投影が逓倍された。全てのビューについて、21のエッジ検出器チャンネルSiの平均SAVが求められた。各投影ビューiについて21本のエッジ検出チャンネルの平均Siを求めると、そのビューの倍率はSAV/Siとなる。
【0018】
一実施形態においては、差分画像が再構成された後、心運動徴候(シグナチャ)波形が求められる。例えば、各ビューの平均差分データ信号が心運動の量を示す指標として使用される。図6には、求められた心運動徴候波形64とこれに対応するEKG信号66とが対比して示されている。心運動徴候波形64の評価はCT投影データに基づいて行われる。図6は、心運動徴候波形64とEKG信号66との間に非常に正確で安定した対応関係が達成されていることを示しており、これによって心運動の投影画像評価によりEKG信号66の適切な代替手段が得られることが実証されている。
【0019】
図6の画像生成に際しては、各ビューの平均信号のみが心運動指標として使用された。別の実施形態においては、他の運動指標を使用することが可能である。例えば、各ビュー内の最大変動と最小変動を用いて心運動を示すことが可能である。
【0020】
一実施形態においては、図5に示すような再構成された差分画像68を用いて投影空間あるいは画像空間内の患者22の心臓50の位置が自動的に同定あるいは識別される。収集されたデータにしきい値を適用することにより、投影内の心臓50が他の部位とはっきり区別して認識される。図5ではっきり見ることができるように、有意な指示記録が認められる唯一の部位70が心臓50である。差分画像68の輝度があらかじめ定められたしきい値より高いビュー72を心臓部位70と特定することによって、心臓50の左右のエッジ74及び76を投影内でそれぞれ他と区別して認識される。各ビュー毎に心臓投影境界74、76を取り込むことによって、心臓50の境界評価の不正確さがさらに低減される。これらの不正確をさらに縮小するために、心臓境界内の差分画像中の部位に平均信号計算に先立って加重関数が乗ぜられる。この加重関数は、心臓のエッジ付近では重みをより小さくし、心臓の内部ではより大きい重みを与えるものである。投影68で境界74、76が識別されたならば、画像中の対応する心臓部位70が識別され、駆出率、対比分析等のような他の心画像分析のために利用される。一実施例においては、心臓部位70のみに焦点を当て、心臓以外の撮像対象の影響を完全に排除することにより、心徴候導出を一層正確にするために境界識別が用いられる。
【0021】
心臓信号が得られた後、一実施形態においてはは、画像上に対するノイズの影響がさらに低減される。このようなノイズ低減は、例えばローパスフィルタ法またはカーブフィッティング法によって達成される。カーブフィッティングによって徴候曲線を得ると、それらのフィッティングを行った曲線及びフィッティングパラメータを用いることにより心臓の位相及び周期性を識別することが容易になる利点がある。
【0022】
一実施形態においては、X線源14が励起されている状態で、ガントリー12を回転させることによりテーブル46上の患者22がCTイメージングシステム10によって走査される。検出器アレイ18からの信号は、DAS32及び画像再構成装置34によって処理される。コンピュータ36は、上記の1つ以上の方法を示した実施形態のデータ処理ステップを実行するようにプログラムされ、処理の結果得られた画像及び/またはデータ(例えば心運動徴候波形)が表示装置42上に表示される。
【0023】
上記の本発明の様々な実施例の説明から、心運動が収集されたCT投影データから正確に評価されるということは明白である。さらに、本発明の方法及び装置は、EKG装置を使用する必要なく上記のような評価を行うことができるという長所を有する。
【0024】
以上、本発明の特定の実施例について詳細に説明したが、これらの実施例はもっぱら例示説明のためのものであり、本発明を限定する意味で解釈されるべきものではないと言うことは明確に理解されよう。さらに、本願で説明したCTシステムは、X線源及び検出器の両方がガントリーと共に回転する「第3世代」システムである。個々の検出器素子が所与のX線ビームに対して実質的に一様な応答を示すように補正されている限り、検出器がフルリング固定型検出器でX線源だけがガントリーと共に回転する「第4世代」のシステムを含め他の多くのCTシステムを使用することも可能である。さらに、本願で説明したシステムは軸方向走査を行うが、本発明は360°以上のデータが必要なヘリカルスキャン方式でも使用することが可能である。従って、本発明の精神及び範囲は、もっぱら特許請求の範囲の記載及び法的にこれと等価であると見なされるところによってのみ限定されるものである。
【0025】
【発明の効果】
本発明によれば、上記の効果の他に、CTイメージングシステムにより、EKG装置を使用することなく心運動を評価する安価で手間を要しない手段が得られる。
【図面の簡単な説明】
【図1】CTイメージングシステムの概略斜視図である。
【図2】図1に示すシステムの概略ブロック図である。
【図3】図1に示すCTイメージングシステムの線源及び検出器の幾何学的説明図で、投影角β、検出器角γ及び最大検出器角γmの関係が示されている。
【図4】動物実験で得られたガントリー4回転分に相当する差分投影データ(前処理及び較正後の)を表わす画像である。
【図5】バイアス補正を用いた本発明の一実施例により処理された図4の差動投影を描写した画像である。
【図6】本発明の一実施形態によって求めた心運動徴候(シグナチャ)波形とこれに対応するEKG信号との対比グラフである。
【符号の説明】
10 CTイメージングシステム
12 ガントリー
14 X線源
18 検出器アレイ
20 検出器素子
22 撮像対象(患者)
26 制御機構
28 X線コントローラ
30 ガントリーモータ・コントローラ
32 DAS
34 イメージ再生装置
36 コンピュータ
42 表示装置
44 テーブルモータ・コントローラ
46 テーブル
56 画像
58 サイノグラム
60 縦縞
68 差分画像
70 心臓部位
72 ビュー
74、76 心臓投影境界
Claims (14)
- 共役データサンプルが得られるようにCTイメージングシステムによって該撮像対象を走査し;
該共役データサンプルを分析することによって、該撮像対象のオーバーラップした動かない部分を表すデータを取り除き;
該分析された共役データサンプルから心運動(64)を評価する;ように構成されたことを特徴とする撮像対象(22)の一部分の運動を評価するためのCTイメージングシステム。 - 上記共役データサンプルを分析する動作が上記共役データサンプルの差を取る動作であるように構成されたことを特徴とする請求項1記載のCTイメージングシステム。
- 上記共役データサンプルを分析する動作が各投影に乗じるための倍率を導出する動作であるように構成されたことを特徴とする請求項1記載のCTイメージングシステム。
- 上記撮像対象(22)が患者であり、上記共役サンプルを分析して該撮像対象のオーバーラップした動かない部分を取り除く動作が、該患者の肋骨(52)及び胸壁(54)を表すデータを取り除く動作であるように構成されたことを特徴とする請求項1記載のCTイメージングシステム。
- さらに、上記分析されたデータにしきい値を適用することによって、該分析されたデータに表された心臓のエッジ部(74、76)を同定・識別するよう構成されたことを特徴とする請求項3記載のCTイメージングシステム。
- さらに、上記分析されたデータから画像(56)を再生し、かつ各ビュー毎に心臓(50)の投影境界を同定・識別することによって画像中の心臓部位(70)を同定・識別するよう構成されたことを特徴とする請求項5記載のCTイメージングシステム。
- さらに、上記再生された画像(56)を得るために分析されたデータをローパスフィルタ法及びカーブフィッティング法の少なくとも1つにより処理することによって画像雑音を低減するよう構成されたことを特徴とする請求項6記載のCTイメージングシステム。
- さらに、心運動徴候波形(64)を求めるよう構成されたことを特徴とする請求項6記載のCTイメージングシステム。
- 上記共役データサンプルを分析する動作が上記共役データサンプルの差を取る動作であるように構成され;
上記心運動徴候波形(64)求める動作が、各ビュー毎に該共役データサンプルの差を平均して心運動の量を指示する動作であるように構成された;ことを特徴とする請求項8記載のCTイメージングシステム。 - さらに、患者の心臓(50)が中心幅45cmのビュー内に入るように患者(22)を支持するように構成されたことを特徴とする請求項5記載のCTイメージングシステム。
- 上記共役データサンプルを分析する動作が、投影角がπの整数倍だけ異なる共役データサンプルの差を取る動作であるように構成されたを特徴とする請求項1記載のCTイメージングシステム。
- 共役データサンプルを0秒乃至1/8秒の時間間隔にわたって収集するよう構成されたことを特徴とする請求項1記載のCTイメージングシステム。
- エッジセルを表すデータサンプルを含む共役データサンプルを収集するよう構成され;
上記共役データサンプルを分析して上記撮像対象のオーバーラップした動かない部分を表すデータを取り除く動作が、該共役データサンプルの差を取り、エッジセルを表すデータサンプルを平均することによって、該共役データサンプルの差に生じた偏りを求める動作であるように構成された;ことを特徴とする請求項1記載のCTイメージングシステム。 - さらに、複数の検出器素子(20)を有する検出器アレイ(18)を具有し;
上記エッジセルを表すデータを平均する動作が、検出器アレイの両端部にある検出器素子(62)から収集されたデータを平均することによって、ビュー毎に直流バイアスを求める動作よりなり;
かつ、さらに一時に1ビューずつ差分信号から該直流バイアスを減じるように構成された;ことを特徴とする請求項13記載のCTイメージングシステム。
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