JP4649150B2 - Radiation imaging apparatus and imaging method - Google Patents
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Description
本発明は、例えばX線等の放射線を利用して画像撮影を行うX線CT(Computer Tomography:コンピュータ断層撮影)装置等において、被検体が持つ変動の影響を除去して、被検体内の放射線特性分布を画像化する放射線撮像装置及び撮像方法に関するものである。 The present invention eliminates the influence of fluctuations in a subject in an X-ray CT (Computer Tomography) apparatus or the like that performs imaging using radiation such as X-rays, for example. The present invention relates to a radiation imaging apparatus and an imaging method for imaging a characteristic distribution.
従来から、被検体に対してX線を曝射し、被検体を透過或いは被検体で散乱したX線をX線検出器で検出し、このX線検出出力(X線のフォトン数)に基づいて被検体の透視画像、断層像又は三次元画像を撮像するX線CT装置が知られている。 Conventionally, X-rays are exposed to a subject, X-rays transmitted through the subject or scattered by the subject are detected by an X-ray detector, and this X-ray detection output (number of X-ray photons) is used. An X-ray CT apparatus that captures a fluoroscopic image, a tomographic image, or a three-dimensional image of a subject is known.
このようなX線CT装置として、コーンビームCT(CBCT:Cone Beam CT)装置が開発されている。通常のX線CT装置では、X線ビームはZ方向に薄く切り出されており、ファンビームと呼ばれるが、コーンビームCTでは、Z方向にもコーン状(円錐状)に広がったX線ビームを用い、このX線ビームはコーンビームと呼ばれる。 As such an X-ray CT apparatus, a cone beam CT (CBCT) has been developed. In a normal X-ray CT apparatus, the X-ray beam is cut out thinly in the Z direction, which is called a fan beam. In the cone beam CT, an X-ray beam that spreads in a cone shape (cone shape) in the Z direction is used. This X-ray beam is called a cone beam.
そして、このCBCTとしてROWが1列だけの従来型CTに対し、所謂第3世代型又はR/R型と呼ばれる方式に相当する形式が検討されている。この第3世代型CTとは、X線源と検出器のペアが被検体の周囲を回転しながら走査し投影データの収集を行うものである。 As a CBCT, a format corresponding to a so-called third generation type or R / R type method has been examined with respect to a conventional type CT having only one row. In the third generation CT, a pair of an X-ray source and a detector scans around the subject while scanning to collect projection data.
図6はCBCT装置の一例を示し、第3世代型CT装置に属するものであり、Z軸を回転軸として、X線源1と共にX線検出器2も被検者Pの周囲を回転し、1回転で関心領域の走査を終える。
FIG. 6 shows an example of a CBCT apparatus, which belongs to the third generation CT apparatus. The
通常のX線CT装置では、チャンネル(CH)方向にサンプリングするために、検出素子がCH方向に1ライン並んでおり、個々の素子はチャンネル番号で識別される。これに対しCBCT装置では、検出素子が更にZ方向(ROW方向)にも配列されている。即ち、CBCT装置におけるX線検出器2は、検出素子が直交格子状に二次元配置されて構成されている。
In a normal X-ray CT apparatus, in order to sample in the channel (CH) direction, detection elements are arranged in one line in the CH direction, and each element is identified by a channel number. On the other hand, in the CBCT apparatus, the detection elements are further arranged in the Z direction (ROW direction). That is, the
このようなCBCT装置によれば、検出素子をZ方向(ROW方向)及びCH方向の2方向に格子状に配置してX線検出器2を構成すると共に、X線をZ方向にも厚みを持たせてコーン状に曝射することによって、複数列分の投影データを一括して得ることができる。
According to such a CBCT apparatus, the
複数のスライスを同時に撮影する場合に問題となるのはコーン角である。コーン角が大きな領域では、断面内を透過するX線ビームが欠如するので再構成エラーを生ずる。これを回避するには、X線焦点とFPD(フラットパネルディテクタ)の距離(FDD)を大きくし、コーン角を小さくすればよい。 The cone angle is a problem when photographing a plurality of slices simultaneously. In regions where the cone angle is large, reconstruction errors occur due to the lack of an X-ray beam transmitted through the cross section. In order to avoid this, the distance (FDD) between the X-ray focal point and the FPD (flat panel detector) may be increased and the cone angle may be decreased.
しかし、距離を大きくすると撮影系が大きくなって、X管球とFPDを高速で回転させることが難しくなり、また検査室での設置にも支障を生ずる。そこで、X管球とFPDを回転させる代りに、被検者を徐々に回転させて撮影することが考えられている。 However, if the distance is increased, the photographing system becomes larger, and it becomes difficult to rotate the X-tube and the FPD at a high speed, and it also hinders installation in the examination room. In view of this, it has been considered that the subject is gradually rotated to take an image instead of rotating the X tube and the FPD.
人体を回転させる場合には、1回転当り3〜5秒が適当と思われるが、このような長時間の撮影では被検者の体動の他に、心臓の拍動による内臓の移動が問題となる。特に、肺野領域の撮影では、心臓の拍動による肺血管の移動が顕著である。図7に示すように、心電図のR波からT波まで期間は、心臓のサイズが急激に変化すると共に、動脈にも大きな圧力が加わり血管の位置が極端に変位する。この血管位置の極端な変位は、再構成画像の分解能を低下させるだけでなく、アーチファクトを発生させ病気診断の障害になる。 When rotating the human body, 3 to 5 seconds per rotation seems to be appropriate. However, in such a long-time shooting, in addition to the body movement of the subject, the movement of the internal organs due to the heartbeat is a problem. It becomes. In particular, in pulmonary field imaging, pulmonary blood vessel movement due to the pulsation of the heart is significant. As shown in FIG. 7, during the period from the R wave to the T wave of the electrocardiogram, the size of the heart changes abruptly, and a large pressure is also applied to the artery so that the position of the blood vessel is extremely displaced. This extreme displacement of the blood vessel position not only lowers the resolution of the reconstructed image, but also generates artifacts and becomes an obstacle to disease diagnosis.
特許文献1では、心電同期走査においてX線被曝量の低減と、画質劣化の抑制とを両立することができるX線CT装置を開示している。X線管からX線を発生するためにX線管に高電圧を印加する高電圧発生装置と、X線管から被検者を経て到来するX線を検出するX線検出器と、この検出器で検出された投影データに基づいて断層画像を再構成する断層像再構成プロセッサと、被検者に関する心電図を測定する心電計と、被検者の心拍サイクル内の特定期間にX線の発生を停止し、特定期間以外の期間にX線を発生するために心電図に基づいて高電圧発生装置を制御するシステムコントローラとを備えている。
この特許文献1においては、心拍の1周期を形態学的に収縮期、弛緩期、等量弛緩期に分類して、形態学的変動の小さい等量弛緩期にX線を曝射してデータを収集する。ここで、走査速度は1回転当り0.75秒、データ収集はハーフ走査を想定している。ここで、ファン角を仮に50度とすると、0.75・(180+50)/360=0.48秒となる。つまり、等量弛緩期が0.48秒以下であれば、1回転中に等量弛緩期のハーフ走査データの収集が完了することになる。 In this patent document, one cycle of heartbeat is morphologically classified into a systole, a relaxation period, and an equivalent relaxation period, and X-rays are emitted during an equivalent relaxation period with a small morphological variation. To collect. Here, the scanning speed is assumed to be 0.75 seconds per rotation, and the data collection is assumed to be half scanning. Here, if the fan angle is 50 degrees, 0.75 · (180 + 50) /360=0.48 seconds. That is, if the equivalent relaxation period is 0.48 seconds or less, the collection of half-scan data in the equivalent relaxation period is completed during one rotation.
そこで、等量弛緩期の長さを検討すると、特許文献1によれば拍動周期を約1秒と想定し、等量弛緩期が心拍の1周期中の約60%以上は確保できることは図7から読み取ることができ、等量弛緩期は約0.6秒続くことになる。要するに、特許文献1による発明は上記の前提で完成しており、心拍数を60回/秒にするために、患者にβブロッカを投与して約1時間安静にさせるといったことが行われる。
Therefore, considering the length of the equivalent relaxation period, according to
しかし前述したように、大型のFPDを使用した立位タイプのCBCTを考慮すると、被検者を回転させるために1回転当り3〜5秒以上の時間を要するので、特許文献1に開示された発明を適用することはできない。 However, as described above, in consideration of standing type CBCT using a large FPD, it takes 3 to 5 seconds or more per rotation to rotate the subject. The invention cannot be applied.
本発明の目的は、上述の課題を解決し、被検体が持つ固有の変動周期を除去して、アーチファクトを低減したCT画像を得る放射線撮像装置及び撮像方法を提供することにある。 An object of the present invention is to solve the above-described problems and to provide a radiation imaging apparatus and an imaging method for obtaining a CT image with reduced artifacts by removing a characteristic fluctuation period of a subject.
上記目的を達成するために本発明に係わる放射線撮像装置は、X線発生手段と、被検体を透過したX線を二次元分布として検出する二次元検出器と、前記X線発生手段と前記二次元検出器が形成する撮像領域中において被検体を回転させる回転手段とを有する放射線撮像装置において、被検体が持つ固有の変動を検出する変動検出手段と、該変動検出手段から変動の周期pを計算する周期計算手段と、前記変動検出手段から前記周期pに対する静止期間の比率qを決定する静止期間決定手段と、t=(n−q)・p (nは被験者の年齢に合わせて選択される自然数) となるように、前記回転手段の1回転の回転時間tを計算する回転時間計算手段とを有し、前記回転手段は、前記回転時間tで前記被検体を回転させることを特徴とする。 In order to achieve the above object, a radiation imaging apparatus according to the present invention includes an X-ray generation means, a two-dimensional detector that detects X-rays transmitted through a subject as a two-dimensional distribution, the X-ray generation means, and the two In a radiation imaging apparatus having a rotating means for rotating a subject in an imaging region formed by a dimension detector, a fluctuation detecting means for detecting inherent fluctuations of the subject, and a fluctuation period p from the fluctuation detecting means A period calculating means for calculating, a stationary period determining means for determining a ratio q of the stationary period to the period p from the fluctuation detecting means, and t = (n−q) · p (n is selected according to the age of the subject ) natural number) and so that that, and a rotation time calculating means for calculating a rotation time t of one rotation of said rotating means, said rotating means, said the rotating the subject by the rotation time t To do.
また、本発明に係る放射線撮像方法は、X線発生手段と二次元検出器が形成する撮像領域中において被検体を相対的に回転させながら、前記X線発生手段から発生し被検体を透過したX線を前記二次元検出器により二次元分布として検出し、被検体が持つ固有の変動を検出して該周期pを計算し、該周期pに対する静止期間の比率qを決定し、t=(n−q)・p(nは被験者の年齢に合わせて選択される自然数)となるように、被検体の1回転の回転時間tを計算して回転させることを特徴とする。 Further, the radiation imaging method according to the present invention is generated from the X-ray generation means and transmitted through the subject while relatively rotating the subject in an imaging region formed by the X-ray generation means and the two-dimensional detector. X-rays are detected as a two-dimensional distribution by the two-dimensional detector, the inherent variation of the subject is detected, the period p is calculated, the ratio q of the stationary period to the period p is determined, and t = ( The rotation time t of one rotation of the subject is calculated and rotated so as to be nq) · p (n is a natural number selected according to the age of the subject ).
本発明によれば、被検体の心臓の拍動等によるアーチファクトを低減することが可能となり、フル走査だけでなくハーフ走査にも対応することができる。静止比率が限定できない場合は、撮影完了後のデータ並べ替えに際して静止比率をシフトさせることによって画質の改善を行うことができ、被検者の拍動周期を基に好適なテーブル回転時間を決定することが可能になる。 According to the present invention, it is possible to reduce artifacts due to the heart beat of the subject, and it is possible to cope with not only full scanning but also half scanning. If the static ratio cannot be limited, the image quality can be improved by shifting the static ratio when rearranging the data after completion of imaging, and a suitable table rotation time is determined based on the subject's pulsation period It becomes possible.
変動周期中の静止期間が撮影前に特定できる場合には、その静止期間のみX線の曝射を行って被検体の被曝を低減することが可能となり、更に変動の周期Pに対して静止期間の比率qが0.5を越える場合でも、重複したX線データを計画的に排除できるので、被検体の被曝を低減することができる。パルスオキシメータなどを使用した場合にも、心電計を使用した場合と同様のアーチファクトのない再構成画像を得ることができる。 When the stationary period in the fluctuation period can be specified before imaging, it is possible to reduce the exposure of the subject by performing X-ray exposure only during the stationary period. Even when the ratio q exceeds 0.5, the duplicate X-ray data can be systematically eliminated, so that the exposure of the subject can be reduced. Even when a pulse oximeter or the like is used, it is possible to obtain a reconstructed image free from artifacts similar to the case where an electrocardiograph is used.
図1は実施例の平面図、図2は側面図である。X線発生手段11と二次元検出器12の間に被検者Pが位置している。被検者Pは回転テーブル13上に乗り、テーブル13に付設された胸当て板14に胸部を接している。二次元検出器12は1画素が250×250μm、総画素数が1720×1720、外形が43×43cmの半導体センサから構成され、その出力は後述するBUSを介して再構成手段15に接続されている。
FIG. 1 is a plan view of the embodiment, and FIG. 2 is a side view. A subject P is located between the X-ray generation means 11 and the two-
X線発生手段11から発射されたX線は、被検者Pを透過した後に胸当て板14及び図示しない散乱線除去グリッドを通過し、二次元検出器12に到達する。二次元検出器12で取得されたデータは、再構成手段15に転送されて断層像を演算する再構成がなされる。
X-rays emitted from the X-ray generation means 11 pass through the subject P, pass through the
図3はシステムのブロック構成図を示し、システム全体はコンピュータシステムにより構成されている。BUS21はコンピュータの内部バスを示し、BUS21にはX線発生手段11、二次元検出器12、回転テーブル13、再構成手段15、拍動検出手段22、例えばCPUから成る制御手段23、画像表示手段24、周期計算手段25、インタフェース手段26、回転時間計算手段27、静止期間決定手段28が接続されており、制御信号やデータの送信受信が行われる。
FIG. 3 is a block diagram of the system, and the entire system is configured by a computer system. BUS21 indicates an internal bus of the computer. The BUS21 includes an X-ray generation means 11, a two-
図4は撮影手順のフローチャート図を示し、先ずインタフェース手段26を介して撮影開始の指示が出される(ステップS101)。撮影指示がなされると、拍動検出手段22は被検者Pの拍動を検出する(ステップS102)。拍動を検出する手段には、心電計、酸素フォワードを検出するパルスオキシメータ、又はX線発生手段11からX線を連続的に曝射して、透過したX線分布を二次元検出器12で撮像して、画像中の心臓のサイズを検出する形態的検出手段が使用できる。
FIG. 4 shows a flowchart of the photographing procedure. First, an instruction to start photographing is issued via the interface means 26 (step S101). When an imaging instruction is given, the
心電計、パルスオキシメータを被検者Pに付着させることにより、周期的な信号が検出される。前述の図7は心電計により検出された波形を示し、周期計算手段25により心電計波形の特徴的波にR波が得られるが、R波の間隔を計測することで、拍動周期pを計測することができる(ステップS103)。具体的には、或るR波と次のR波の間に計数される基準パルスの計数により計算が可能である。 By attaching an electrocardiograph and a pulse oximeter to the subject P, a periodic signal is detected. FIG. 7 described above shows a waveform detected by the electrocardiograph, and an R wave is obtained as a characteristic wave of the electrocardiograph waveform by the period calculation means 25. By measuring the interval of the R wave, the pulsation period is obtained. p can be measured (step S103). Specifically, calculation is possible by counting reference pulses counted between a certain R wave and the next R wave.
次に、静止期間決定手段28により拍動周期p中の静止期間の比率qが決定される。静止期間とは心臓の脈動の影響に形態学的変動の小さい期間のことである。心臓の形態変化は収縮期、弛緩期、等量弛緩期に分けられ、弛緩期は所謂心臓の容量が膨張する期間で、等量弛緩期は膨張が収縮した期間である。等量弛緩期は静止期間として特徴的なR波を基準に経験的に決定され、図7に示すように、R波から始まる拍動周期p中の後半分と概略決めることができる(ステップS104)。
Next, the static period ratio q in the pulsation period p is determined by the static
拍動周期p中において静止期間決定手段28により決定される静止比率(=等量弛緩期)qは、本実施例ではq≧0.5と制限する。0.5未満にすると、走査中から静止データを取り出すことが複雑になるからである。静止期間の比率qは画質との関係で決定されるものであるので、仮に実際の比率qが0.5以下であっても、それをq=0.5とすることによって再構成画像が極端に悪くなるものではない。つまり、q≧0.5と限定することは、本発明が意図する画質向上から逸脱するものではない。
The rest ratio (= equal relaxation period) q determined by the rest
パルスオキシメータを使用する場合であっても、図7に示すR波を検出することは可能であり、従って拍動周期pの検出は心電計の場合と同様に行うことは可能である。従って、静止期間の比率qの決定において、パルスオキシメータは指先で酸素フォワードを計測するので、実際の拍動のタイミングからは遅延を生じている。しかも、その遅延は人体に依存し、血管中の血液の流動性は個人により異なるために、一律に決定することはできない。 Even when a pulse oximeter is used, it is possible to detect the R wave shown in FIG. 7, and therefore, the pulsation period p can be detected in the same manner as in the case of an electrocardiograph. Therefore, in determining the ratio q of the rest period, the pulse oximeter measures the oxygen forward with the fingertip, so that there is a delay from the actual pulsation timing. In addition, the delay depends on the human body, and the fluidity of blood in the blood vessels varies from individual to individual, so it cannot be determined uniformly.
そこで、パルスオキシメータを使用する場合には、拍動周期p中のどの位相に静止期間を設定するかの初期値が与えられる。この初期値は検査される被検者Pの年齢、身長、体重、血圧などの情報を基に、統計データベースから頻度の高い値を決定して設定してもよい。 Therefore, when a pulse oximeter is used, an initial value is set as to which phase in the pulsation cycle p sets the rest period. This initial value may be set by determining a high frequency value from a statistical database based on information such as the age, height, weight, blood pressure, etc. of the subject P to be examined.
次に、拍動周期p、比率qから回転時間計算手段27によって、回転テーブル13の1回転の回転時間tが次式により計算される。
t=(n−q)・p (nは自然数)0.5≦q≦1.0
Next, the rotation time t of one rotation of the rotary table 13 is calculated by the following equation by the rotation time calculation means 27 from the pulsation period p and the ratio q.
t = (n−q) · p (n is a natural number) 0.5 ≦ q ≦ 1.0
そして、回転時間tは経験的に3秒≦t≦10秒が適当であることが分かっている。回転時間tが短か過ぎると被検者Pは目眩を感じて体動し、長過ぎると忍耐が続かなくて体動し体動アーチファクトが発生する。3秒≦(n−q)・p≦10秒を満足するnは複数存在する場合があるが、被検者Pの年齢に合わせて選択される(ステップS105)。 The rotation time t is empirically found to be 3 seconds ≦ t ≦ 10 seconds. If the rotation time t is too short, the subject P feels dizzy and moves, and if the rotation time t is too long, the patient P does not endure and moves and a body movement artifact occurs. There may be a plurality of n satisfying 3 seconds ≦ (n−q) · p ≦ 10 seconds, but they are selected according to the age of the subject P (step S105).
回転時間tが決定されると、インタフェース手段26に撮影準備完了の表示がされる。撮影開始の指示が出されると、制御手段23からの指示により、回転テーブル13が回転を開始する(ステップS106)。制御手段23は回転テーブル13から発生される図示しないエンコーダ信号を監視し、所定の一定速度及び角度に到達したかを確認する。所定の一定速度及び角度に到達した時点でX線発生手段11に信号を送り被検者PへのX線曝射を開始する(ステップS107)。なお、このエンコーダ信号はデータの積分タイミング決定にも使用される。 When the rotation time t is determined, a completion of photographing preparation is displayed on the interface means 26. When an instruction to start photographing is issued, the rotation table 13 starts rotating according to an instruction from the control means 23 (step S106). The control means 23 monitors an encoder signal (not shown) generated from the rotary table 13 and confirms whether a predetermined constant speed and angle are reached. When a predetermined constant speed and angle are reached, a signal is sent to the X-ray generation means 11 to start X-ray exposure to the subject P (step S107). This encoder signal is also used for determining the data integration timing.
回転テーブル13の1回転当り25000パルスを発生させるエンコーダを使用する場合に、1回転に対して1000ビューの投影データを収集するとすれば、エンコーダ信号の25パルス毎に二次元検出器12からデータが収集されることになる。制御手段23ではこのエンコードパルスを計数して25パルス毎に積分信号を発生させて、二次元検出器12に到達したX線量を計数する。
When using an encoder for generating one rotation per 25 000 pulses of the rotary table 13, 1 if acquire projection data of 1000 views for rotation data for each 25 pulses from the two-
二次元検出器12からのデータは、BUS21を介して逐次的に再構成手段15に転送される。データの転送は、回転テーブル13が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数が収集されるまで続く。回転テーブル13が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数に達すれば、制御手段23はX線発生手段11に指令してX線の曝射を停止する。その後に、回転テーブル13を減速させながら停止まで制御する。
Data from the two-
X線曝射が完了した直後に、最後の投影データは再構成手段15に転送される。投影データの転送が完了するとデータ並べ替え処理が行われる(ステップS108)。図5に従って並べ替え処理を説明すると、t=(n−q)・pにおいて、n=4、q=0.5である。静止期間は拍動周期pの後半を想定している。拍動の行で、「等弛」と示された区間が静止期間であり、この期間がデータ区間に対応している。
Immediately after the X-ray exposure is completed, the last projection data is transferred to the
360度方向からデータを収集するフル走査を想定すると、1回転目ではA0−A1、A2−A3、A4−A5、A6−A7の区間のデータは変動期間であり使用できない。しかし、2回転目におけるA7−A8の区間は、1回転目で変動区間であったA0−A1区間に相当している。つまり、A7−A8区間のデータをA0−A1区間にコピーすれば、A0−A2区間の静止区間データが完成する。同様に、A9−A10区間のデータをA2−A3区間に、A11−A12区間のデータをA4−A5区間に、A13−A14区間のデータをA6−A7区間にコピーすれば、360度に対する静止期間のデータを得ることができる。 Assuming a full scan in which data is collected from the 360-degree direction, the data in the sections A0-A1, A2-A3, A4-A5, and A6-A7 are variable periods and cannot be used at the first rotation. However, the section A7-A8 in the second rotation corresponds to the section A0-A1 that was the fluctuation section in the first rotation. That is, if the data of the A7-A8 section is copied to the A0-A1 section, the still section data of the A0-A2 section is completed. Similarly, if the data of the A9-A10 section is copied to the A2-A3 section, the data of the A11-A12 section is copied to the A4-A5 section, and the data of the A13-A14 section is copied to the A6-A7 section, the stationary period for 360 degrees Data can be obtained.
180度にファン角を加えたハーフ走査の場合には、完全に2回転する必要はない。仮にファン角を10度とすると、190度分のデータが収集できればよい。図5に示す場合には、A0−A1など各区間の角度は、360度/7≒51度である。A0−A4区間で静止期間データが収集できれば再構成ができる。従って、A0−A1及びA2−A3区間に相当するA7−A8及びA9―A10に相当する区間のデータを収集すれば、走査を完了してよいことになる。つまり、A0から回転してA10まで収集した時点で回転を停止してよい。 In the case of half scanning with a fan angle added to 180 degrees, it is not necessary to make two complete rotations. If the fan angle is 10 degrees, it is only necessary to collect data for 190 degrees. In the case shown in FIG. 5, the angle of each section such as A0-A1 is 360 degrees / 7≈51 degrees. If still period data can be collected in the A0-A4 section, reconstruction is possible. Therefore, if data in the sections corresponding to A7-A8 and A9-A10 corresponding to the sections A0-A1 and A2-A3 are collected, the scan may be completed. In other words, the rotation may be stopped when the rotation is collected from A0 to A10.
実施例では、q=0.5としたが、q≧0.5の場合は1回点目の静止期間データと2回点目の静止期間データが重複することになる。重複する部分は原理的には同一データであるので、何れか一方を採用すればよい。 In the embodiment, q = 0.5. However, when q ≧ 0.5, the first period stationary period data overlaps with the second period stationary period data. Since the overlapping part is in principle the same data, either one may be adopted.
被検者Pの被曝を低減するためには、X線発生手段11のX線曝射を静止期間のみに限定してもよく、具体的には図5に示す等量弛緩期間のみX線曝射すればよい。また、q≧0.5の場合には、前述のようにデータが重複する部分が発生するが、重複部分に関してもX線を曝射する必要はない。 In order to reduce the exposure of the subject P, the X-ray exposure of the X-ray generation means 11 may be limited only to the stationary period. Specifically, only the equivalent relaxation period shown in FIG. Just shoot. In addition, when q ≧ 0.5, a portion where data overlap is generated as described above, but it is not necessary to expose the X-ray to the overlapping portion.
ただし、X線曝射を静止期間のみに限定できるのは、拍動周期p中の静止期間の位相が心電計により限定できる場合であって、パルスオキシメータを使用した場合のように、静止期間の位相を正確に限定できない場合には、前述のように静止期間をシフトさせて再構成画像を評価する必要があるため、X線曝射の停止はできない。 However, the X-ray exposure can be limited only to the stationary period when the phase of the stationary period in the pulsation cycle p can be limited by an electrocardiograph, and as in the case where a pulse oximeter is used. When the phase of the period cannot be accurately defined, X-ray exposure cannot be stopped because it is necessary to evaluate the reconstructed image while shifting the stationary period as described above.
制御手段23は並べ替えられた投影データを基にした再構成を再構成手段15に指示する(ステップS109)。再構成は前処理、フィルタ処理、逆投影処理から成り、前処理はオフセット処理、LOG変換、ゲイン補正、欠陥補正から構成される。フィルタ処理では、ラマチャンドラン関数又はシェップローガン関数が一般的であり、本実施例でもこれらを使用し、フィルタ処理されたデータは逆投影される。
The
これらフィルタ処理から逆投影までのアルゴリズムは、フェルドカンプのアルゴリズムを使用しているが、これに限定されるものではない。参考文献としては、次の非特許文献1が知られている。
The algorithm from the filtering process to the back projection uses the Feldkamp algorithm, but is not limited thereto. The following
逆投影が完了してCTの断面画像が再構成されると、断面は画像表示手段24に表示される。前述のように、最初に作成される再構成画像は静止期間の初期値を基に並べ替えられているので、再構成画像に心拍変動によるアーチファクトが含まれる可能性があり、再構成画像の評価をする必要がある(ステップS110)。この評価は人間が行ってもよいが、自動化をすることも可能である。 When the back projection is completed and the CT cross-sectional image is reconstructed, the cross-section is displayed on the image display means 24. As described above, since the reconstructed image that is created first is rearranged based on the initial value of the stationary period, the reconstructed image may include artifacts due to heart rate variability. (Step S110). This evaluation may be performed by a human but can also be automated.
自動的の場合には、画像の評価は心臓周辺の領域を指定して、その領域画像の分散を計算し、その分散値が予め決められた値と比較することにより判断する。画像の切り出しは、操作者が断層画像を基に指定してもよいし、心臓部分決定処理によりに行ってもよい。心臓部分決定処理は被検者Pの体形から予想される予め決められた領域とすることもできるし、パターン認識を使用してもよい。人間が行う場合には、心臓部周辺を中心に、再構成画像でアーチファクトが発生していないかを確認する。 In the automatic case, the evaluation of the image is determined by designating a region around the heart, calculating the variance of the region image, and comparing the variance value with a predetermined value. An image may be cut out by an operator based on a tomographic image or may be performed by a heart portion determination process. The heart portion determination process may be a predetermined region predicted from the body shape of the subject P, or pattern recognition may be used. When performed by a human, it is confirmed whether or not artifacts have occurred in the reconstructed image centering around the heart.
アーチファクトが確認される場合は再試行が支持され、その指示に従って静止期間の変更が行われる(ステップS111)。静止期間の変更は拍動周期p中での静止期間の位相を順次にシフトさせてゆくことによって行われる。シフトのステップ幅は、任意に選択することが可能であるが、拍動周期pの10分の1程度であればよい。 If the artifact is confirmed, retry is supported, and the stationary period is changed according to the instruction (step S111). The change of the stationary period is performed by sequentially shifting the phase of the stationary period in the pulsation cycle p. The step width of the shift can be arbitrarily selected, but may be about 1/10 of the pulsation period p.
評価が判定基準に満たない場合は、前述のように静止期間の比率qをシフトさせてデータの並べ替えが行われる。このループは再構成画像がアーチファクトに関して満足するまで繰り返される。最後に、再構成画像を表示し撮影は完了する(ステップS112)。 If the evaluation does not satisfy the criterion, the rearrangement period ratio q is shifted as described above to rearrange the data. This loop is repeated until the reconstructed image is satisfied with respect to the artifacts. Finally, the reconstructed image is displayed and shooting is completed (step S112).
実施例においては、X線は連続に発生されることを想定しているが、これに限定されるものでなく、エンコーダ信号を基に二次元検出器12の積分区間に合わせてパルス状のX線を発生させることもできる。
In the embodiment, it is assumed that X-rays are generated continuously, but the present invention is not limited to this, and pulse-shaped X-rays are matched with the integration interval of the two-
11 X線発生手段
12 二次元検出器
13 回転テーブル
14 胸当て板
15 再構成手段
22 拍動検出手段
23 制御手段
24 画像表示手段
25 周期計算手段
26 インタフェース手段
27 回転時間計算手段
28 静止期間決定手段
DESCRIPTION OF
Claims (6)
被検体が持つ固有の変動を検出する変動検出手段と、
該変動検出手段から変動の周期pを計算する周期計算手段と、
前記変動検出手段から前記周期pに対する静止期間の比率qを決定する静止期間決定手段と、t=(n−q)・p (nは被験者の年齢に合わせて選択される自然数) となるように、前記回転手段の1回転の回転時間tを計算する回転時間計算手段とを有し、前記回転手段は、前記回転時間tで前記被検体を回転させることを特徴とする放射線撮像装置。 X-ray generation means, a two-dimensional detector for detecting X-rays transmitted through the subject as a two-dimensional distribution, and rotation for rotating the subject in an imaging region formed by the X-ray generation means and the two-dimensional detector A radiation imaging apparatus comprising:
A variation detecting means for detecting inherent variations of the subject;
A period calculating means for calculating a fluctuation period p from the fluctuation detecting means;
The stationary period determining means for determining the ratio q of the stationary period to the period p from the fluctuation detecting means, and t = (n−q) · p (n is a natural number selected according to the age of the subject ) And a rotation time calculation means for calculating a rotation time t of one rotation of the rotation means, wherein the rotation means rotates the subject at the rotation time t.
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