WO2004071301A1

WO2004071301A1 - X線ct装置

Info

Publication number: WO2004071301A1
Application number: PCT/JP2004/001531
Authority: WO
Inventors: Osamu Miyazaki; Tetsuo Nakazawa; Hiroto Kokubun
Original assignee: Hitachi Medical Corporation
Priority date: 2003-02-14
Filing date: 2004-02-13
Publication date: 2004-08-26
Also published as: US20060140337A1; US7426255B2

Description

' 明細書

X線 CT装置技術分野

本発明は、 X線 CT装置の診断価値を下げることなく、心臓などの運動部位の撮影時の被曝低減、画質の向上、画像化の処理速度をいずれも向上可能とする技術に関するものである。背景技術

心臓領域撮影においては、心臓の拍動に追随してスキヤンおよび再構成をしない場合には、モーションアーチファタトと呼ばれる擬似画像やボケが発生し臨床診断には適さないことが知られている。これを解決するためのアプローチのひとつとして、スキヤンスピードをできる限り早めることが考えられ、これを実現したものとして電子ビームを使用した CT装置があり、 100ms程度のスキャンスピ一ドを持ち、心臓が止まっているかのような鮮明な断層撮影が可能である。しかし、この電子ビームを使用した CT装置は値段が高価で大型になってしまううえ、既存の X線 CT装置のほかに新たに設置する必要があり設備投資上の負担となるおそれがあった。

そこで、既存の X線 CT装置をベースとした ECGゲート撮影法が開発された。これは、同一スライス面で複数心拍にわたって連続して投影データを収集しておき、同時に記録した心電情報の R波を基準として、それからの時間と心拍位相の幅を設定して複数心拍中のデータから同一心時相の投影データのみを収集して、 ECG再構成手段により断層撮影像を再構成するものである。

このように、後に任意の心時相における断層像を作成する場合、豊富な投影データの中から必要なものを抜き出して目的断層像得る方法は、一般にレトロスぺクティブなセグメント再構成と呼ばれる。しかし、レトロスぺクティブなセグメント再構成には、冗長な計測をすることによる患者被曝の増大という問題がある。これに対応すべく、断層像作成に必要な投影データを計画的に取得するプロスぺクティブという方法がある。これは予め取得する心時相を決めておき、その範囲のみを狙って X線を曝射するため、余分な曝射を避けることができる。同様に被曝を減少させて、心臓など動く器官を X線 CT装置にて撮影する技術として、たとえば、特開 2001-190547号公報がある。 X線検出器に対して被検体を挟んで対向した状態で X線管を回転駆動する回転機構と、 X線管に X線曝射のための電力を供給する X線制御部と、 X線検出器が検出した投影データを入力して、断層像を再構成する再構成装置と、一方、被検体透過厚は X線管と検出器の回転に伴って変化するものであり、必要以上の無効被曝や線量の不足によるノィズ増大が生じる。被検体透過厚が短かいとき管電流を小さくするという制御をしなければ、無用な被曝を増大するおそれがある。反面、被検体透過厚が長いとき、管電流が大きくなるよう制御としなければ、画像ノィズを増加させるおそれがある。ここで、特開 2002-263097号公報は図 2cのような透過厚依存型制御を開示する。すなわち、スキヤノグラムから回転角度 θ、体軸方向位置 sに応じて管電流を変化させる。この方法では、被検体の透過厚を考慮して管電流を制御するため被検体に曝射される X線は大きく減少できる。

ここで本発明が目的とするのは、心臓など周期的運動部位について、上記周期的運動中の時相と被検体内 X線透過厚の双方を加味して、無効被曝と画質向上をさらに追及するとともに、レトロぺクティプな再構成をも可能とするプロスぺクティブなスキャンおよび再構成方法の発展形であり、被検体への X線被曝減少と診断画質向上と、撮影後再構成の自由度の確保を同時に達成可能な X線 CT装置を提供することである。

また、従来のレトロスぺクティブな ECGゲー 1、撮影法を採用した X線 CT装置では、心室拡張期などの断層撮影像が捉えられるので心室壁の運動異常や冠動脈の異常を観察することができるが、 ^且、心臓領域を撮影した後に、 ECG再構成手段により投影データを組み合わせて画像再構成処理を行うため、心臓領域を撮影しながら心臓の画像を観察することができなかつた。

そこで、本発明の他の目的は、プロスペクティブなスキャン方法および再構成方法を発展させ、心臓など運動部位の動きに起因するモーションアーチファタトを低減すると共に、運動部位を撮影しながらその画像をリアルタイムで観察することができるようにした X線 CT装置を提供することにある。発明の開示 ' 本発明の第 1の特徴によれば、被検体の運動部位の周期的運動情報を取得する運動情報取得手段と、 X線源とともに回転し、該 X線源から被検体に照射された

X線を検出して収集領域ごとに投影データを得る検出器と、該検出器による上記投影データを処理して被検体の断層撮影像を再構成する再構成手段と、を備えた X線 CT装置において、計測した周期的運動情報の位相と該 X線 CT装置上記回転周期上の位相とがー度重なり合ってから次に重なり合うまでの時間間隔に上記収集領域の時間幅と該 X線 CT装置内での処理遅延時間を加算してディレイタイムを決定するディレイタイム決定手段と、上記運動情報取得手段により得られた周期的運動情報に対応づけて上記検出器から得られた上記投影データを順次収集する収集手段と、をさらに備え、上記再構成手段は上記ディレイタイム後に上記断層撮影像の再構成を開始する。

本発明の第 2の特徴によれば、上記周期的運動情報内の再構成しようとする時相を指定する再構成時相指定手段と、該指定時相では上記 X線管から照射される X線の強度が相対的に大きくなるように制御する運動周期依存型制御パターンと前記被検体の X線透過厚に依存して上記 X線管から照射される X線の強度を変化させ上記検出器の出力レベルを一定に保つ透過厚依存型制御パターンとを用いて上記 X線源を変調制御する手段と、をさらに備え、上記再構成手段は、再構成時相指定手段により指定された時相に対応する収集領域の投影データから上記運動部位の断層像を再構成する。

本発明の第 3の特徴によれば、上記周期的運動情報内の再構成しようとする時相を指定する再構成時相指定手段と、該指定時相では上記 X線管から照射される X線の強度が相対的に大きくなるように制御する運動周期依存型制御パターンによるモードあるいは該運動周期依存型制御パターンと前記被検体の X線透過厚に依存して上記 X線管から照射される X線の強度を変化させ上記検出器の出力レべルを一定に保つ透過厚依存型制御パターンとの合成モードのいずれかを用いて前記 X線源を変調制御する手段と、上記運動周期依存型制御パターンによるモードと上記合成モードのいずれかを選択実行させる選択手段と、をさらに備え、上記再構成手段は、再構成時相指定手段により指定された時相に対応する収集領域の投影データから上記運動部位の断層像を再構成する。

本発明の第 4の特徴によれば、上記周期的運動情報は心臓の拍動である。

本発明の第 5の特徴によれば、上記再構成手段は上記回転の少なくとも 180度分の収集領域に対応する投影データを用レヽて再構成をする

本発明の第 6の特徴によれば、さらに上記ディレイタイム経過後に上記再構成するスライス位置における投影データの収集領域を他の投影データの収集領域力ら補間して得る補間手段をさらに備える。

本発明の第 7の特徴によれば、さらに上記ディレイタイム経過後に上記再構成するスライス位置における投影データの収集領域を他の投影データの収集領城から補間して得る補間手段をさらに備える。

本発明の第 8の特徴によれば、上記収集手段から得られた投影データを、周期的運動情報と対応付けて一時保存すると共に、上記ディレイタイム後に再構成が完了した投影データを消去または更新するバッファリング手段をさらに有する。本発明の第 9の特徴によれば、上記再構成手段には、上記収集領域間あるいは上記断層像間のノイズレベル差を減少させるフィルタ手段をさらに備える。図面の簡単な説明

図 1は、本発明の X線 CT装置の構成例を示すブ口ック図である。図 2aは、

ECG波形とその中の時相 1と時相 2の位置を説明する図である。図 2bは、本発明に採用される管電流制御パターンの例を説明する図である。図 2cは、従来技術に採用される被検体透過厚管電流制御パターンの例を説明する図である。図 3は、フィルタ処理を揷入する態様を説明するフローチャートである。図 4は、本発明の一実施例による X線 CT装置の動作を示すフローチャートである。図 5は、図 4に示した X線 CT装置による投影データの説明図である。図 6は、図 4に示した X線 CT装置における再構成手段の説明図である。図 7は、図 4に示した X線 CT装置におけるバッファリング手段の説明図である。図 8は、一般的な心電波形の模式図である。図 9は、投影データの模式図である。図 10は、心電情報を併記した投影データを示す説明図である。図 11は、従来の X線 CT装置における再構成法の初期状態を示す説明図である。図 12は、従来の X線 CT装置における再構成法の他の状態を示す説明図である。発明を実施するための最良の形態

以下、本発明の X線 CT装置の実施例について図面を用いて説明する。

実施例 1

X線 CT装置は、図 1に示すように、システム全体を統括制御するホストコンピュータ 107、 X線管 101を含む X線発生系、検出器 102を含む検出器系を搭載した（回転）走査機構 103、患者位置決め時、らせん走査時の搬送用患者テープル 104、各種画像処理を実施する画像処理装置 106、外部記憶装置 110、表示装置 109、オペレータの指示情報を入力する入力デバイス 108を有してなる。また、この X線 CT装置には外部の運動情報取得手段 111から運動情報を入力可能となつている。この運動情報はたとえば周期的な運動情報であり、運動情報取得手段 111から計測回路 105に入力される。検出器 102から収集領域ごとの投影データが入力されると、そのデータに運動情報が付記され画像処理装置 106やホストコンピュータ 107に送られる。投影データは検出器のチャネル方向に伸長したデータであるが、チャネル端部ではデータの有効性がないことがあるため、このスぺースを利用して運動情報を付記する。こうしておくことで後述する周期的運動のある時相に関するデータだけを抜き出せるようになる。

スキャナ 100の回転盤には、 X線制御装置 101Cが搭載されており X線強度を制御する。撮影開始に先立ち、'各装置の撮影準備（撮影条件、再構成条件の設定など）がなされる。回転走査機構 103はスキャナ 100の回転盤を回転させ、所望の回転スピードになった段階で走査制御装置 103Cはホストコンピュータ 107に準備完了情報を通知する。螺旋スキャンの場合は、あらかじめ被検体テーブル 104 の加速時間を考慮した位置に移動しておき、 X線曝射開始位置で定常速度となるようにする。 X線を曝射して撮影を開始すると、 X線管 101はホストコンビユータ 107から指示された（あるいは事前に管電流制御パターンを登録しておいた）強度の X線を対向配置された検出器 102に向かって照射する。検出器 102では被検体（図示省略）を透過した X線を検出し電気信号に変換した後、計測回路 105でデジタルデータとして投影データを取得する。投影データは画像処理装置 106で前処理、フィルタ処理、逆投影処理をはじめとした画像処理を受けることで断層像を再構成する。再構成された画像は表示装置 109で診断用画像として表示される。

次に、運動部位の撮影の流れについて説明する。本実施例に係わる X線 CT装置では、運動周期依存型制御モードと、運動周期依存型制御および透過厚依存型制御の合成モードとの、 2通りの制御モードとを有している。

以下、運動部位は心臓である場合について説明するが、運動部位は心臓に限られず肺、横隔膜、動脈、胃、腸なども含む。

オペレータは心臓撮影に先立ち、前述の制御モードの一方を選択し、その選択された制御モード、被検体の平均心拍、標的時相、最大/最小管電流を入力する。ホストコンピュータ 107では、入力された平均心拍から管電流の制御周期を算出して、最大/最小管電流間を変動する管電流制御パターン 1を作成し、 X線制御装置にその制御パターンを転送する。運動周期依存型制御モードでは、管電流制御パターン 1を用いて撮影を開始する。特開 2002-263097号公報は図 2cのような透過厚依存型制御を開示することはすでに説明したとおりである。すなわち、スキヤノグラムから回転角度 Θ、体軸方向位置 sに応じ被検体の透過厚を考慮して管電流を制御するため、 ·被検体に曝射される X線は大きく減少できる。本実施例では、これを超えてさらに無効被曝を削減し、その無効被曝を画質向上に必要な部分へ割り振ろうというものである。そのため、本実施例によれば、運動周期依存型制御および透過厚依存型制御の合成モードを新たに創作した。

図 2aには ECG波形データ、図 2bには本実施例による管電流制御パターンを示した。また、図 2cには従来技術に係わる被検体透過厚依存方式で最低管電圧を 1/2とした場合の制御パターンを示した。以下、説明を簡単にするために体軸方向に断面形状の変化がないものと仮定する。また、制御波形 201と 203は図のように正弦波状に制御したが、標的時相の時間幅を相対的に大きめにとつてもよい。この際は、心拍の変動等を考慮したパターンとすることが望ましい。

本実施例の心拍周期依存方式で管電流を制御すると、その制御パターンは図 2b の破線 201となる。ここでは、図 2cで示す従来例と同様に最低管電圧を 1/2とした。この場合、標的時相は時相 1 とした例であり、 ECG波形のうちの最も高画質で見たい時相 1に一致して最大管電流が適用された撮影となる。再構成手段では、標的時相におけるセグメントデータのみを用いて再構成するため、最もノィズの少ない良好な画像を取得できることが分かる。他の時相の画像を得る場合を考えると、たとえば図に示した時相 2では管電流が最小値に近いデータのみを用いることになるため、ノィズが多い画像となる。典型的な標的時相の決め方は、例えば、 60〜70°/₀の時相（いわゆる拡張期）を標的時相とする。通常、拡張期の画像は石灰化指数算出や冠動脈の狭窄の評価に用い、それ以外の時相は心壁の運動状態を見るのに用いる。心壁の運動は、動画で観察することが多いため、静止画に比べ一般的にノイズは目立たなくなり十分な観察ができる。また、静止画を用 1/、て解析する場合も、血管の評価等を伴わないので高レ、分解能は要求されなレ、。したがって、一回の撮影により検査が可能となるので被曝も少ない。

図 2bの破線 201に着目してみると、被検体透過厚の観点からは透過厚が短く管電流を低くしたい被検体前後 (AP)方向にさしかかる時刻 tl で管電流が高くなっているのが分かる。また、時刻 t2 では逆に管電流を高くしたい左右 (LAT) 方向で管電流が低くなっているのがわかる。つまり、図 2bの破線 201の時刻 tl では無用な被曝の増大となり、 t2では必要以上に管電流を下げてしまい画像ノィズを増大し過ぎることが考えられる。

心拍周期 +透過厚依存型制御の合成モードは、運動周期依存型制御パターンをさらに被検体透過厚依存型パターンで変調する方式である。各々を図 2bの破線 201と図 2cの実線 203とすると、変調後のパターンは図 2b実線 202となる。これにより、標的時相では画質を向上させ、それ以外の時相では被曝を極力低減させることができる。また、被検体透過厚の変化に伴ってほぼ周期的に生ずる回転角度方向のノイズ変動も抑制できる。

運動周期依存型制御モードと運動周期依存型制御およぴ透過厚依存型制御の合成モードは以下のように選択される。たとえば、特定心拍位相のみ高画質で得たいときは運動周期依存型制御モードを選択する。運動周期依存型制御モードでは画質劣化が目立つ場合、これを抑制してかつ低被曝を得るために合成モードを選択することができる。

一般に合成モードの方がメリットが大きいため、選択なしに合成モードだけを実行する構成も適用可能である。

また、本実施例では心時相毎にノイズレベルが変化するため、図 3のフローチヤート中 302のように投影データの標準偏差値を算出して各セグメントデータのノイズ量を算出し、ノイズ量に応じて投影データに施すフィルタを調整する処理 304, 305を設けた。なお、このフィルタ処理は、たとえば画像処理装置 106によつて実行される。逆投影のボケ補正用の再構成フィルタ処理を変更して適用してもよいし、チャンネル方向に別途加重平均フィルタ等公知の手法を用いてもよく、周波数特性を調整できるものであれば特に限定されるものではない。

この実施例によれば、拡張期などの標的時相を設定し、標的時相での管電流を高くすることで、良好な標的時相の画質が得られ、冠動脈の評価が容易となる。また、収縮期では管電流は低いが心壁の境界は十分トレースできるため、拡張期と収縮期の容積比率から心機能が評価でき、 1回の断層像を再構成し得る投影データの計測で通常必要な心臓のすべて評価が可能となる。このように従来のレト口スぺクティブ的な再構成も可能にしている。

また、投影データのノイズレベルをほぼ一定にするフィルタ手段も設けてもよい。この場合、画質がさらに安定する。また、運動周期依存型制御パターンを透過厚依存型制御パターンで変調した場合には必要な部位の画質を向上しつつさらに全体的な被曝を低減することができる。

また、拡張期に対してのみ X線を曝射した場合は不整脈などでデータに不足が出ることがあるが、本発明による撮影方法では拡張期以外の全ての心時相で投影データを取得しているため、後に不足したデータを補充可能である。このように全ての心時相の投影データが取得されるが、プロスペクティブで意図しなかった投影データにはノイズが多いものも含まれる。し力し、必要があれば、撮影し直さずとも任意の心時相のデータを補充できる。この場合は前述のフィルター手段によってノイズの低減を図ることが可能となる。

以上、 X線 CT装置の世代や撮影モードによらず、シングルスライス CTゃコーンビーム CT、あるいは螺旋スキャンやダイナミックスキャンでも、 360度再構成や 180度再構成に係わりなく、画質向上効果と被曝低減効果を得る手法が提供される。，本実施例では心臓を中心に説明したが、既述のとおりその他の周期的運動部位や、自発的な周期運動中の撮影においても本発明が適用できることは明らかである。実施例 2

実施例 2においても、実施例 1と同様に図 1のような X線 CT装置の構成を使用する。ここでも運動部位を心臓として説明する。

まず従来の技術と同様の部分について説明する。 X線 CT装置は、通常、図 1 のような構成を有する。スキャナ 100に被検体を挟んで X線管 101と検出器 102 を対向配置し、コリメータで X線源からの X線照射領域を制限しながら被検体の心臓領域に X線を照射し、被検体の心臓領域を通過した X線を検出器 102で検出すると共に、被検体には運動情報取得手段 111として心電計を取り付け、この心電計からの運動部位の情報として心電情報を取り込みながら R波付近の心臓領城の投影データを得ている。図 8は、 Q波、 R波および S波の位置を併記した一般的な心電波形 1を示しており、 R波付近において心臓はもつとも拡張し、かつ心臓の動きが最も遅くなる。そこで、この心電情報を心電計 111で取り込みながら R波付近の心臓領域を撮影して投影データを収集するようにしている。図 9は、このようにして収集した投影データを模式的に示した模式図である。同図の横軸は検出器のチヤンネル方向であり、縦軸は投影角度を示している。心電情報 3は、心臓領域の投影データ 2と共に記録されているが、実際の投影データでは、図 9 で示すような波形ではなく、投影角度のどの位置に R波が存在するのかなどを数値等で示して対応付けている。この対応付けデータはたとえばチャネル方向の端部の検出素子に対応するデータ部分に記載しておくことができる。

心臓領域の撮影後、 ECG再構成手段によって投影データを次のように処理して再構成画像を得る。以下、 4列マルチスライス X線 CT装置を用いた螺旋スキヤンとして説明する。図 10に示すように 4本の検出器列の軌跡 15〜： L8が示され、そのスキャン周期は 1.0秒間隔である。また、併記した心電情報 3から分かるように心拍周期は 0.8秒間隔である。 0.0秒位置で同期してからスタートした心拍とスキャンは 4.0秒経過後に再度同期するこどになる。再構成に必要な投影データとしては、投影角度が異なり心時相が同一のものを収集する必要がある。図中で、 0.0秒位置からスタートし 4.0秒手前まで（4.0秒は除く）の投影データでは、 R波が 5回起きているため、 4.0秒間で心時相が異なる 5つの投影データ 4〜8が存在することになる。 360度分の投影データを 5回に分けて収集するため、 1つの収集領域は 72度分の投影データとなる。時間に換算すればスキャン周期が 1.0 秒であるから、 1つの収集領域の時間的な幅は 200ms (ls/5回）となる。これらの投影データ 4〜8は心時相が同一で投影角度が異なるデータであり、螺旋スキャンのため、スライス位置も異なる。収集領域 4〜8 の投影データ群をスキヤン 1周期の範囲で示すと、図 11のようになる。

図 11の収集領域 6a〜： LOaは、図 10の各収集領域 5〜8と、心拍とスキャン周期が同期後における R波後 200msの収集領域 9， 10とをそれぞれ平行移動したものである。収集領域 9は収集領域 4と投影角度および心時相が同一で、スライス位置が 4周期つまり 4秒先の投影データである。収集領域 5と収集領域 10の関係も収集領域 4と収集領域 9の関係と同様である。この図 11の左方要部のみを示したのが図 12Aである。収集領域 4と収集領域 9aの間には、螺旋スキャンによつて体軸方向に不連続領域 11が生じることがある。この不連続領域 11が生じたときには、単純な線形補間等を用いてデータ 12を算出して図 12Bのように捕間する。収集領域 5と収集領域 10aとの間の不連続領域 13についても同様にデータ 14を作成して捕間する。その後、図 12Bに示すように希望するスライス位置 SLA, SLB を指定し、これらの指定位置における再構成画像を得るようにしている。

体軸方向に検出器列を複数用意することで複数スライス位置の投影データを同時に計測できるマルチスライス CT装置を使用し、心電同期再構成 (ECG同期再構成）をする場合、テーブルスピードを遅くして同じスライス位置を重複して計測をすると時間分解能を向上させることができる。このとき使用される再構成法は既述のレトロスぺクティプなセグメント再構成法と呼ばれるものである。つまり、らせんスキャン時に同一スライス位置の心時相の領域（例えば、拡張期）を各検出器列で複数回（セグメント数）計測することで、そのスライス位置における断層像を作成するのに必要なスキャン時間をセグメント数で除算した（時間分解された）時間成分を含んだ断層像を取得できる。この時間分解能が小さいほど体動の影響の少ない断層像が得られる。たとえば、 4列マルチスライスの場合、再構成に必要なビュー範囲（ハーフスキャンの場合で 180度 +ファン角）を 4セグメントに分割し、それぞれのセグメントを異なる列で計測できるようにテープル送りやスキャン時間などの撮影条件を設定する。セグメント再構成の場合、最適スキャン時間は患者の心拍数にも依存するが、 0.6秒スキャンとすれば、ハーフスキャンの 4分の 1である約 0.1秒の時間分解能を持つ画像が取得可能である。この方法では、列数を増加すればセグメント数を増加させることができるため、さらに時間分解能は高められる。たとえば、 8列ではセグメント数は最大 2倍となり、最高でハーフキャンの 8分の 1まで達成できる。これを実現するためには 4列システムと患者テーブルを同じスピードで送る必要がある。ただし、時間分解能を優先すれば、あるスキャン時間中に得られる体軸方向の断層像数（スループット）は向上しない。典型的な例としては、螺旋ピッチが 1程度である。

図 4は、本発明の実施例 2による X線 CT装置の動作を示すフローチャートである。図 1から分かるように、本実施例の X線 CT装置は、被検体の心電情報を取得する心電計 111と、 X線源から被検体に照射した 3【線を検出して投影データを得る検出器 102と、通常ホストコンピュータ 107に内蔵され、心電情報の心拍位相とスキヤン周期の位相が重なり合う ECGディレイタイムから決定したディレイタイムを設定するディレイタイム設定手段および投影データ収集前に再構成するスライス位置を決定する決定手段と、心電情報取得手段による心電情報から同一心時相の投影データを順次収集する計測回路 105などの収集手段と、通常画像処理装置 106などに内蔵されディレイタイム経過後にスライス位置に対応する同一投影角の対軸方向の不連続領域を補間して投影データを作成する補間手段およびディレイタイム経過後に指定したスライス位置の投影データを収集手段から取得して断層撮影像を再構成するディレイタイム連動再構成手段とを有している。以下フローチヤ一トに沿って本実施例を説明する。

ステップ 32において X線 CT装置の寝台上に被検体を載せて固定した後、心電計などの心電情報取得手段によつて被検体の心電情報を取得して平均心拍数を得る。ステップ 33では、投影データの収集に先立って、再構成する心臓領域のスライス位置を決定するとともに、 X線 CT装置のスキャンスピードを設定する。ステップ 34では心臓撮影機能に係わる本実施例固有の設定を行う。つまり、ステツプ, 32で求めた平均心拍数やステップ 33で設定したスキャンスピードなどから ECGディレイタイムを算出する。 ECGディレイタイムは、平均心拍数の心拍位相と X線 CT装置のスキャン周期の位相とが再度重なり合うまでの時間で、この ECGディレイタイムに X線 CT装置内のシステム応答時間を勘案した所定ディレイタイムに基づいて再構成を開始する。ステップ 35 では、心臓領域の CT 撮影を行う。このとき、心電計 111で得た心電情報を参照して同一心時相の投影データを計測回路 105などの収集手段によって順次収集するようにする。所定ディレイタイム経過後に、予め設定しておいた最初のスライス位置に対応する同一投影角の対軸方向の投影データ不連続領域を捕間手段によつて補間して作成する。このように補間作成したデータとそのディレイタイム経過中の投影データを使用し、たとえば画像処理装置 106などのディレイタイム連動再構成手段によって断層像を再構成する。 R波付近において心臓はもつとも拡張する状態であり、また心臓の動きが最も遅くなるため、同部の投影データを利用して再構成を行うと心臓が静止しているかのような鮮明な撮影画像を得ることができる。

ステップ 36では、このように再構成された断層像を表示装置 109にて表示する。スライス位置の数に応じてステップ 35およびステップ 36を繰り返し、それそれのスライス位置の断層撮影像を表示装置 109に順次表示して行く。

次に、本実施例の特徴である図 4のステップ 33とステップ 34の心臓撮影の設定について詳述する。ステップ 33では、投影データ収集前に再構成するスライス位置を決定する。たとえば図 5 に示すように体軸方向に最初のスライス位置 20aと最後のスライス位置 20ηを決め、これらの間の枚数指定や間隔指定を行つてその他のスライス位置 20b〜20mも破線で示すように決定する。

ステップ 34では、 ECGディレイタイムとこの ECGディレイタイムから決定した所定のディレイタイムを、ディレイタイム設定手段において設定する。図 7 で既に説明したようにスキャン周期は 1.0秒間隔、また、併記した心電情報 3から分かるように心拍周期は 0.8秒間隔である。同図に示すように 0.0秒位置で同期してからスタートした心拍とスキヤンは 4.0秒位置に再度重なり合って同期することになる。この心電情報 3の心拍位相とスキャン周期の位相が重なり合うまでに要する時間 4.0秒に、後述する 1つの収集領域の時間的な幅つまりセグメント幅 200msを加えた 4.2秒が ECGディレイタイムである。この ECGディレイタイム 4.2秒に基づいて所定のディレイタイム、ここでは再構成の支持から計算開始までのシステムの応答遅延時間を理想的に 0秒として、所定ディレイタイムとして 4.2秒を決定する。ディレイタイム設定手段はたとえばホストコンピュータ 107にその機能が内蔵される。上述した所定のディレイタイムの算出に際して心電計 111から心拍周期を得るが、この心拍周期は投影データに格納された R波等を基準に算出するようにすることもできるし、被検体の心臓領域撮影する前に別途心電情報を取得しておくこともできる。

この所定ディレイタイムを設定した後、ステップ 35の心臓領域 CT撮影を行うが、その際に同一心時相の投影デ一タを順次収集する収集手段について説明する。再構成に必要な投影データとしては、投影角度が異なり心時相が同一のものを収集する必要がある。図 5および図 12に示すように、 0.0秒位置からスタートして 4.0秒位置手前まで（4.0秒は除く）の投影データでは、 R波が 5回起きているため、 4.0秒間で 5回分心時相が異なる投影データがセグメントとして存在することになる。これを図 5に示したのが収集領域 4〜9である。 360度分の投影データを 5回に分けて収集するため、 1つの収集領城は 72度分の投影データとなる。時間に換算すればスキャン周期が 1.0秒であるから、 1つの収集領域の時間的な幅は 200ms (ls 5回) となる。これらの投影データは心時相が同一で投影角度が異なるデータであり、螺旋スキャンのためスライス位置も異なる。収集領域 9， 10は、心拍とスキャン周期が同期した後における R波後 200msの投影データを示しており、投影角度および心時相が同一で、スライス位置が 4周期つまり 4秒先の投影データとなっている。

図 6Bから 6Eは、上述した収集手段によるデータ収集動作を時間の経過と共に示す説明図である。図 6Aに示すように、スキャンを開始してから 1.8秒後に収集領城 4〜6のデータを収集するが、この時点では再構成に必要とする投影データが不十分である。また図 6Cに示すように 2.6秒後には収集領域 4〜7のデータを収集するが、この時点でも再構成に必要とする投影データがまだ不十分である。さらに図 3Dに示すように 3.4秒後には収集領域 4〜7のデータが収集されているが、最初の 72度分の投影データ領域に投影データが存在しない。図 6Eの 4.2秒経過後には収集領域 4と 9のデータが同位相で揃う。し力し、最初の 72度分のデータ 4はスライス位置と重ならずギヤップ領域 11が生じている。しかし、これは収集領域 4と収集領域 9から単純な線形補間等を用いてデータを算出して捕間により捕間領域として投影データを得ることができる。このときたとえば画像処理装置 106に含まれる補間手段により、所定のディレイタイム経過後にスライス位置 20aに対応する同一投影角の体軸方向の不連続領域を捕間して投影データ 11を得るようにする。こうして最終的には 4.2秒経過後には希望のスライス位置 20aでの再構成画像を得ることが可能となる。

ステップ 36では、所定のディレイタイム経過後に、ディレイタイム連動再構成手段は指定したスライス位置 20 の投影データを収集手段から取得して断層撮影像を再構成し、それを表示手段に表示することになる。

このような X線 CT装置によれば、 ECGディレイタイムから算出した所定のディレイタイムをデイレイタィム設定手段により設定し、この所定のディレイタィム経過後に、指定したスライス位置の投影データを収集手段から取得してディレイタイム連動再構成手段により断層撮影像を再構成するようにしている。 ECG ディレイタイムから所定のディレイタイムを決定する方法については、たとえば ECGディレイタイムにマージンを加算して決定する。ここでマージンとは、再構成処理の指示から計算開始までの時間などシステム間の応答時間などの処理遅延時間である。

このため、従来のようにー且、心臓領域全体を撮影した後に、投影データを組み合わせて画像再構成処理を行う必要はない。所定のディレイタイム経過後からスライス位置 20aの断層撮影像を再構成することができ、心臓領域を撮影しながら心臓の画像をリアルタイムで観察することができる。しかも、心電情報収集手段によって得た心電図の: R波に基づいて心時相が同一で投影角度が異なる投影データを収集手段により収集し、これをディレイタイム連動再構成手段によりスラィス位置 20aの断層撮影像を再構成するようにしているため、心臓領域を撮影しながらディレイタイム経過後に心臓が静止しているかのような鮮明な心臓断層画像を提供することができる。

上述したスライス位置 20aの再構成に続いて次のスライス位置 20bの再構成が同様に行われる。スライス位置 20cの断層撮影像を得る場合、収集手段が図 6において各収集領域 4〜9の投影データを収集した後、次の収集領域 10の投影データを収集した時点では、つまり今度は収集領域 5から所定のディレイタイムが経過すると、収集領域 5および収集領域 9の場合と同様に収集領域 5と収集領域 10 の間にはギャップ領域 13が生じた状態である。しかし補間手段は、ディレイタィム経過後にスライス位置に対応する同一投影角の対軸方向の不連続領域を補間して投影データを得るように構成しているため、収集領域 5から所定のディレイタイムが経過すると、収集領域 5と収集領域 10から錄形補間等を用いてデータを算出してギャップ領域 13 の投影データを得る。また、ディレイタイム連動再構成手段は、ディレイタイム経過後に指定したスライス位置の投影データを収集手段から取得して断層撮影像を再構成するように構成しているため、収集領域 5 から所定のディレイタイムが経過すると、スライス位置 20cの再構成を行う。このように上述した最初のスラィス位置 20aの場合と同様の処理を繰り返すことによって、次のスライス位置 20b~20nをそれぞれ撮影しながら、ディレイタィム経過後にそれぞれのスライス位置 20b〜20nにおいて心臓が静止しているかのような鮮明な心臓断層画像を得ることができる。この処理は、最後のスライス位置 20ηにおける断層撮影像を得るまで繰り返し、順次リアルタイムで表示手段に表示するので、撮影しながらこの鮮明な画像を観察することができる。

このとき上述した X線 CT装置は、次のスライス位置での再構成画像を得るために、心電計による心電情報を用いて同一心時相の投影データを順次収集する収集手段を設けているが、この収集手段に、同一心時相の投影データをバッファリングすると共に、所定のディレイタイム後に再構成を終了した投影データを消去するバッファリング手段を付加すると良い。つまり、上述した図 6Βから 6Εに示すようにディレイタイム連動再構成手段により最初のスライス位置 20Β における断層像を再構成するまで、少なくとも所定のディレイタイム分に相当する各収集領域 4〜8 の投影データを保持するバッファリング手段を有している。このバッファリング手段は、たとえば図 1の外部記憶手段 110である。バッファリング手段は、図 7Aに示すようにスライス位置 20aにおける断層撮影像の再構成を完了すると、図 7Bに示すように次のスライス位置 20cにおける断層撮影像を再構成するのに不要となる投影データ、つまり収集領域 4の投影データを消去する。これを再構成するスライス位置の変更に伴って順次行う。このようにバッファリング手段が順次収集領域の投影データを入れ替えることで、簡単な構成で様々なスライス位置での断層撮影増を得るための投影データを保持することができる。このバッファリング手段は演算装置のメモリー上に設けてもよいことは言うまでも無い。

また、 360度再構成する場合について記載してきたが、 180度再構成にも応用できることは言うまでもない。この場合は 180度再構成に必要な投影データが揃つた時点を ECGディレイタイムとし、所定ディレイタイムはこれに若干の余裕を経験的に加えて決定する。ディレイタイム連動再構成手段はたとえばホストコンピュータ 107内に搭載される。ホストコンピュータ 107は入力デバイス 108 からスキヤン開始の指示を受けてスキャンを開始してから上述のように所定ディレイタイムを計時する。ホストコンピュータ 107は、所定ディレイタイム経過後にディレイタイム連動再構成手段 106に画像再構成をさせ、完成した画像を表示装置 109で表示する。この再構成と併行して次のスキャンも行われている。つまり、体軸方向や時間方向に連続スキャンする撮影中において、特に再構成指示しなくても、あるスライスの画像再構成可能な投影データが揃い次第、その断層像が見られる。これにより、操作者の手間が減り、画像をリアルタイムで取得可能となり、モーションアーチファクトを低減可能である。 180度再構成を使用した場合は 360度再構成に比べ画像の取得がより早く行える。

なお、上述した実施の形態では、 4列マルチスライス X線 CT装置を用いた螺旋撮影を例として説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、ベッドを止めた状態での撮影やシングルスライス X線 CT装置にも適用することができる。

また、上述した実施例では、 ECGディレイタイムである 4.2秒をディレイタイム設定手段によりそのまま所定のディレイタイムとして設定したが、 ECGディレィタイムに基づいてできるだけ ECGディレイタイムに近づけるように所定のディレイタイムをディレイタイム設定手段により設定することができる。投影データ収集前に再構成するスライス位置を決定する決定手段を有し、ディレイタイム経過後にスライス位置に対応する同一投影角の対軸方向の不連続領域を補間して投影データを得る補間手段と、ディレイタイム経過後に指定したスライス位置の投影データを収集手段から取得して断層撮影像を再構成するディレイタイム連動再構成手段等を有しているため、 ECGディレイタイム経過後の早い時期から断層撮影像を再構成することができるようになる。

Claims

m 求の範囲被検体の運動部位の周期的運動情報を取得する運動情報取得手段と、 X線源とともに回転し、該 X線源から被検体に照射された X線を検出して収集領域ごとに投影データを得る検出器と、

該検出器による上記投影データを処理して被検体の断層撮影像を再構成する再構成手段と、

を備えた X線 CT装置において、

計測した周期的運動情報の位相と該 X線 CT装置上記回転周期上の位相とがー度重なり合ってから次に重なり合うまでの時間間隔に上記収集領域の時間幅と該 X線 CT装置内での処理遅延時間を加算してディレイタイムを決定するディレイタイム決定手段と、

上記運動情報取得手段により得られた周期的運動情報に対応づけて上記検出器から得られた上記投影データを順次収集する収集手段と、を備え、上記再構成手段は上記ディレイタイム後に上記断層撮影像の再構成を開始することを特徴とする X線 CT装置。

2. 上記周期的運動情報内の再構成しようとする時相を指定する再構成時相指定手段と、

該指定時相では上記 X線管から照射される X線の強度が相対的に大きくなるように制御する運動周期依存型制御パターンと前記被検体の X線透過厚に依存して上記 X線管から照射される X線の強度を変化させ上記検出器の出力レベルを一定に保つ透過厚依存型制御パターンとを用いて上記 X 線源を変調制御する手段と、をさらに備え、

上記再構成手段は、再構成時相指定手段により指定された時相に対応する収集領域の投影データから上記運動部位の断層像を再構成することを特徴とする請求項 1に記載の X線 CT装置。

該指定時相では上記 X線管から照射される X線の強度が相対的に大きくなるように制御する運動周期依存型制御パターンによるモードあるいは該運動周期依存型制御パターンと前記被検体の X線透過厚に依存して上記 X線管から照射される X線の強度を変化させ上記検出器の出力レベルを一定に保つ透過厚依存型制御パターンとの合成モードの、ずれかを用レ、て前記 X線源を変調制御する手段と、

上記運動周期依存型制御パターンによるモードと上記合成モードのいずれかを選択実行させる選択手段と.、をさらに備え、

4. 上記周期的運動情報は心臓の拍動であることを特徴とする請求項 1に記載の X線 CT装置。

5. 上記周期的運動情報は心臓の拍動であることを特徴とする請求項 2に記載の X線 CT装置。

6. 上記周期的運動情報は心臓の拍動であることを特徴とする請求項 3に記載の X線 CT装置。

7. 上記再構成手段は上記回転の少なくとも 180度分の収集領域に対応する投影データを用いて再構成をすることを特徴とする請求項 1に記載の X線 CT装置。

8. 上記再構成手段は上記回転の少なくとも 180度分の収集領域に対応する投影データを用いて再構成をすることを特徴とする請求項 3記載の X線 CT装置。

9. 上記再構成手段は上記回転の少なくとも 180度分の収集領域に対応する投影データを用いて再構成をすることを特徴とする請求項 4記載の X線 CT装置。

10. 上記再構成手段は上記回転の少なくと.も 180度分の収集領域に対応する投影データを用いて再構成をすることを特徴とする請求項 6記載の X線 CT装置。

11. さらに上記ディレイタイム経過後に上記再構成するスライス位置における投影データの収集領域を他の投影データの収集領域から補間して得る捕間手段をさらに備えた請求項 1記載の X線 CT装置。

12. さらに上記ディレイタイム経過後に上記再構成するスライス位置における投影データの収集領域を他の投影データの収集領域から補間して得る補間手段をさらに備えた請求項 3記載の X線 CT装置。

13. さらに上記ディレイタイム経過後に上記再構成するスライス位置にお ' ける投影データの収集領域を他の投影データの収集領域から補間して得る捕間手段をさらに備えた請求項 4記載の X線 CT装置。

14. さらに上記ディレイタイム経過後に上記再構成するスライス位置における投影データの収集領域を他の投影データの収集領域から補間して得る補間手段をさらに備えた請求項 6記載の X線 CT装置。

15. 上記収集手段から得られた投影データを、周期的運動情報と対応付けて一時保存すると共に、上記ディレイタイム後に再構成が完了した投影データを消去または更新するバッファリング手段をさらに有することを特徴とする請求項 1に記載の X線 CT装置。

16. 上記収集手段から得られた投影データを、周期的運動情報と対応付けて一時保存すると共に、上記ディレイタイム後に再構成が完了した投影データを消去または更新するバッファリング手段をさらに有することを特徴とする請求項 3記載の X線 CT装置。

17. 上記収集手段から得られた投影データを、周期的運動情報と対応付けて一時保存すると共に、上記ディレイタイム後に再構成が完了した投影データを消去または更新するバッファリング手段をさらに有することを特徴 • とする請求項 4記載の X線 CT装置。

18. 上記収集手段から得られた投影データを、周期的運動情報と対応付けて — B寺保存すると共に、上記ディレイタイム後に再構成が完了した投影データを消去または更新するバッファリング手段をさらに有することを特徴とする請求項 6記載の X線 CT装置。

19. 上記再構成手段には、上記収集領域間あるいは上記断層像間のノイズレベル差を減少させるフィルタ手段をさらに備えたことを特徴とする請求項 1に記載の X線 CT装置。

20. 上記再構成手段には、上記収集領域間あるいは上記断層像間のノイズレベル差を減少させるフィルタ手段をさらに備えたことを特徴とする請求項 3に記載の X線 CT装置。

21. 上記再構成手段には、上記収集領域間あるいは上記断層像間のノイズレベル差を減少させるフィルタ手段をさらに備えたことを特徴とする請求項 4に記載の X線 CT装置。