JP5486776B2

JP5486776B2 - Ｘ線ｃｔ装置、および、その制御プログラム

Info

Publication number: JP5486776B2
Application number: JP2008057477A
Authority: JP
Inventors: 正樹小林
Original assignee: Hitachi Aloka Medical Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2008-03-07
Filing date: 2008-03-07
Publication date: 2014-05-07
Anticipated expiration: 2028-03-07
Also published as: JP2009213532A

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）を生成する。

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率を低減することができ、好適なＣＴ画像が得やすい。

特開２０００−１３９８９２号公報特開２００６−３１１９４１号公報

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。

そこで、本発明では、専用の装置を用いることなく、被検体の体動を検出でき得る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線検出器を備えた測定手段と、前記測定手段の駆動を制御する駆動制御手段であって、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器を前記被検体に対して静止させた状態で、前記被検体の呼吸周期より長時間に渡って、前記被検体にＸ線照射するとともにＸ線検出器で検出された検出結果データを、前記被検体が呼気終了してから呼気開始するまでの静止期間よりも短い規定時間ごとに収集する予備撮影を、前記測定手段に１回以上実行させる駆動制御手段と、前記予備撮影で得られた規定時間ごとの検出結果データそれぞれでの検出値の全体的な大きさを規定時間ごとに算出し、前記予備撮影期間中における当該規定時間ごとの検出値の全体的な大きさの時間的変化に基づいて、呼吸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、前記被検体の呼吸特性を算出する体動特性算出手段と、を備えることを特徴とする。

好適な態様では、前記測定手段は、さらに、前記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る回転機構を備え、前記駆動制御手段は、前記呼吸特性が算出された場合に、前記回転機構を駆動させながら被検体にＸ線照射するとともにＸ線検出器で検出された検出結果データを規定回転角度ごとに収集するＣＴ撮影を、前記呼吸特性に応じて一つの撮影部位について複数回実行させ、前記Ｘ線ＣＴ装置は、さらに、各ＣＴ撮影で得られる検出結果データを、回転角度順に並べたサイノグラムを生成するサイノグラム生成手段と、複数のＣＴ撮影の結果得られる複数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るサイノグラム補正手段と、前記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。

前記駆動制御手段は、前記呼吸特性に応じて、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器の回転角度に対する呼吸の位相が各ＣＴ撮影ごとに異なるように、前記測定手段を駆動制御することが望ましい。

また、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呼吸に起因するデータ変動部分を、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が望ましい。さらに、前記サイノグラム補正手段は、さらに、複数のサイノグラムのいずれにおいても、呼吸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。

他の好適な態様では、前記予備撮影は、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器を、前記被検体に対して静止させた状態で行う。また、前記体動特性算出手段は、呼吸特性として、少なくとも呼吸の周期を算出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、コンピュータを、被検体を挟んで対向配置されたＸ線発生器およびＸ線検出器を備えた測定手段の駆動を制御する駆動制御手段であって、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器を前記被検体に対して静止させた状態で、前記被検体の呼吸周期より長時間に渡って、前記被検体にＸ線照射するとともにＸ線検出器で検出された検出結果データを、前記被検体が呼気終了してから呼気開始するまでの静止期間よりも短い規定時間ごとに収集する予備撮影を、前記測定手段に１回以上実行させる駆動制御手段と、前記予備撮影で得られた規定時間ごとの検出結果データそれぞれでの検出値の全体的な大きさを規定時間ごとに算出し、前記予備撮影期間中における当該規定時間ごとの検出値の全体的な大きさの時間的変化に基づいて、呼吸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、前記被検体の呼吸特性を算出する体動特性算出手段と、して機能させることを特徴とする。

本発明によれば、予備撮影の結果得られる検出結果データに基づいて被検体の体動特性が算出される。その結果、専用の装置を用いることなく、被検体の体動を検出できる。

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は複数の（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、予備撮影やＣＴ撮影を実行させる。予備撮影は、体動特性の検出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を被検体に対して静止させた状態で、Ｘ線の照射および検出を行う動作である。この予備撮影は、後に詳説するように、ＣＴ撮影の実行に先立って行われる。また、この予備撮影の際、Ｘ線検出器６０で検出された検出結果は、体動特性算出部４６に出力される。

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、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、予備撮影の際、Ｘ線検出器６０で検出された検出結果に基づいて、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、呼吸運動により撮影対象部位が変位する期間（変動期間）などが該当する。この体動特性算出部４６で検出された体動特性は、記憶装置３４に一時記憶され、ＣＴ撮影のタイミング制御や、サイノグラムの補正処理に利用されるが、これについては後述する。

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＝ｌｏｇ_ｅ（Ｉ_０／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分である。ここで、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、測定ユニット（Ｘ線発生器５２およびＸ線検出器６０）を回転させつつＸ線の照射および検出を行うＣＴ撮影の前に、測定ユニットを回転させることなくＸ線の照射および検出を行う予備撮影を実行し、この予備撮影で得られた検出結果に基づいて体動特性を算出する。このように体動特性を算出する理由を、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、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を変動期間と呼ぶ。この変動期間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１２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１２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、変動期間に相当する。かかる変動期間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、予備撮影で得られる検出結果に基づいて呼吸の特性を算出するようにしている。この予備撮影と、体動特性算出の手順について詳説する。

予備撮影は、既述したとおり、Ｘ線発生器５２およびＸ線検出器６０を被検体に対して静止させた状態で、Ｘ線の照射および検出をすることで実現される。ここで、この予備撮影の継続時間は、少なくとも、被検体の呼吸運動の一周期分より長時間でなければならない。また、予備照射時におけるＸ線の検出間隔（サンプリングインターバル）は、静止期間に比して十分に短いことが望ましい。

ここで、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。検出されたＮ個のＸ線強度は、Ｘ線減衰量に変換され、投影データとしてプロセッサ３０に出力される。

体動特性算出部４６は、得られた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。体動特性算出部４６は、まず、各サンプリングタイミングごとに、Ｎ個のＸ線減衰量の平均値Ｒａｖｅを算出する。図６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。図６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。Ｘ線減衰量Ｒａｖｅの平均値が算出できれば、続いて、体動特性算出部４６は、このＸ線減衰量平均値Ｒａｖｅの呼吸運動に起因するデータの変動を抽出する。

すなわち、既述したとおり、呼吸に伴い被検体の胸部周辺に動きが生じると、検出されるＸ線減衰量は全体的に低下し、その平均値Ｒａｖｅも、当然、低下する。体動特性算出部４６は、このＸ線減衰量の低下を、呼吸運動に起因する変動として抽出する。具体的には、例えば、所定の閾値Ｌを設定して、Ｘ線減衰量平均値Ｒａｖｅが当該閾値Ｌより下回ったタイミング、および、下回っている継続時間Ｕを抽出する。なお、閾値Ｌは、経験に基づいて値設定されてもよいし、得られた投影データに基づいて算出設定されてもよい。具体的には、例えば、予備撮影の全時間に渡ってのＸ線減衰量の平均値を算出し、この全時間の平均値に所定の係数（例えば、０．９など）を乗じた値を閾値Ｌとして設定してもよい。

閾値Ｌより下回ったタイミング、および、その継続時間が抽出できれば、続いて、体動特性算出部４６は、その抽出結果に基づいて、呼吸運動の周期Ｔや、変動期間Ｕなどを算出する。体動特性算出部４６は、この算出された呼吸周期Ｔや、変動期間の継続時間Ｕなどを、体動特性として記憶装置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、被検体にＸ線を照射して得られたＸ線検出結果に基づいて、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。

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、体動特性を算出できるのであれば、他のパラメータ、例えば、Ｘ線減衰量の積算値や、Ｘ線強度の積算値や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、Ｒ_ｃｈは、素子番号ＣＨで検出されたＸ線減衰量である。

また、本実施形態では、Ｘ線発生器５２およびＸ線検出器６０からなる測定ユニットを被検体に対して静止させた状態でＸ線照射しているが、必ずしも、静止させる必要はない。例えば、通常のＣＴ撮影、すなわち、測定ユニットを被検体に対して回転させながらＸ線照射した際のＸ線検出結果に基づいて呼吸運動の周期等を算出するようにしてもよい。換言すれば、予備撮影とＣＴ撮影とを同時に実行するようにしてもよい。この場合、得られるＸ線検出結果には、呼吸運動に起因するデータ変動の他、測定ユニットの回転に起因するデータ変動も含まれている。したがって、体動特性を算出する場合には、Ｘ線検出結果から、予め、測定ユニットの回転に起因するデータ変動分を除去した上で、呼吸運動に起因するデータ変動を抽出するとよい。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、この算出された体動特性を利用しての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。

体動特性が算出されれば、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。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７０ａ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撮影に比して、呼吸の位相が反転するようにタイミング制御して行う。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、呼吸の位相がＴ／２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。

また、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１０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１１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１０と図１１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。

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撮影を実行する。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。

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。測定部の斜視図である。ＣＴ撮影の原理を示す図である。サイノグラムの一例を示すイメージ図である。呼吸に伴う被検体胸部の体表の動きを示す図である。Ｘ線減衰量の平均値を示すグラフである。ＣＴ撮影の結果、得られるサイノグラムの一例を示すイメージ図である。ＣＴ撮影時における測定ユニットの回転速度および回転角度を示す図である。ＣＴ撮影時における測定ユニットの回転速度および回転角度の他の例を示す図である。補正済サイノグラムから算出された本実施形態の断層画像である。補正前サイノグラムから算出された従来の断層画像である。サイノグラムの一例である。

符号の説明

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、５２Ｘ線発生器、５４コリメータ、５６Ｘ線ビーム、５８有効視野、６０Ｘ線検出器、６１Ｘ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

被検体を挟んで対向配置されたＸ線発生器およびＸ線検出器を備えた測定手段と、
前記測定手段の駆動を制御する駆動制御手段であって、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器を前記被検体に対して静止させた状態で、前記被検体の呼吸周期より長時間に渡って、前記被検体にＸ線照射するとともにＸ線検出器で検出された検出結果データを、前記被検体が呼気終了してから呼気開始するまでの静止期間よりも短い規定時間ごとに収集する予備撮影を、前記測定手段に１回以上実行させる駆動制御手段と、
前記予備撮影で得られた規定時間ごとの検出結果データそれぞれでの検出値の全体的な大きさを規定時間ごとに算出し、前記予備撮影期間中における当該規定時間ごとの検出値の全体的な大きさの時間的変化に基づいて、呼吸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、前記被検体の呼吸特性を算出する体動特性算出手段と、
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、
前記測定手段は、さらに、前記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る回転機構を備え、
前記駆動制御手段は、前記呼吸特性が算出された場合に、前記回転機構を駆動させながら被検体にＸ線照射するとともにＸ線検出器で検出された検出結果データを規定回転角度ごとに収集するＣＴ撮影を、前記呼吸特性に応じて一つの撮影部位について複数回実行させ、
前記Ｘ線ＣＴ装置は、さらに、
各ＣＴ撮影で得られる検出結果データを、回転角度順に並べたサイノグラムを生成するサイノグラム生成手段と、
複数のＣＴ撮影の結果得られる複数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るサイノグラム補正手段と、
前記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２に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記駆動制御手段は、前記呼吸特性に応じて、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器の回転角度に対する呼吸の位相が各ＣＴ撮影ごとに異なるように、前記測定手段を駆動制御することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
請求項２または３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呼吸に起因するデータ変動部分を、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４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、複数のサイノグラムのいずれにおいても、呼吸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。
請求項１から５のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記予備撮影は、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器を、前記被検体に対して静止させた状態で行うことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
請求項１から６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、呼吸特性として、少なくとも呼吸の周期を算出することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
コンピュータを、
被検体を挟んで対向配置されたＸ線発生器およびＸ線検出器を備えた測定手段の駆動を制御する駆動制御手段であって、前記Ｘ線発生器およびＸ線検出器を前記被検体に対して静止させた状態で、前記被検体の呼吸周期より長時間に渡って、前記被検体にＸ線照射するとともにＸ線検出器で検出された検出結果データを、前記被検体が呼気終了してから呼気開始するまでの静止期間よりも短い規定時間ごとに収集する予備撮影を、前記測定手段に１回以上実行させる駆動制御手段と、
前記予備撮影で得られた規定時間ごとの検出結果データそれぞれでの検出値の全体的な大きさを規定時間ごとに算出し、前記予備撮影期間中における当該規定時間ごとの検出値の全体的な大きさの時間的変化に基づいて、呼吸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、前記被検体の呼吸特性を算出する体動特性算出手段と、
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。