X射線ct裝置的製作方法
2023-10-31 12:09:22 1
專利名稱：X射線ct裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及不降低X射線CT裝置的診斷值、能夠減少心臟等運動部位在攝影時被照射、提高圖像質量、提高圖像化的處理速度的技術。
背景技術：
在心臟區域攝影中，公知在跟隨心臟的跳動不進行掃描及重構的情況下，產生被稱為運動偽像(motion artifact)的模擬圖像或模糊不清，不適於臨床診斷。作為用於解決其的方法(approach)之一，考慮儘可能提高掃描速度，作為實現其的裝置，有使用了電子束的CT裝置，具有100ms左右的掃描速度，能夠進行好像心臟停止了那樣的鮮明斷層攝影。但是，該使用了電子束的CT裝置不僅價格高、大型，而且除了已有的X射線CT裝置以外還需要重新設置，有可能造成設備投資上的負擔。
因此，開發了以已有的X射線CT裝置為基礎的ECG閘門攝影法。其在相同切割(slice)面經過多次心搏連續收集投影數據，將同時記錄的心電信息的R波作為基準，設定自此開始的時間與心搏相位的寬度，從多個心搏的數據中僅收集相同心時相的投影數據，由ECG重構機構對斷層攝影圖像進行重構。
這樣，在之後製作任意心時相的斷層圖像的情況下，從豐富的投影數據中提取必要的數據得到目標斷層圖像的方法，一般被稱為回顧性的分段(segment)重構。然而，在回顧性的分段重構中，有因進行冗長計量而導致患者受到的照射增大的問題。與此相對應，有所謂的計劃性取得斷層圖像形成所需投影數據的前瞻的方法。其決定預先取得的心時相，由於僅瞄準該範圍來照射X射線，故可以避免多餘的照射。
作為同樣可以減少受到照射並用X射線CT裝置對心臟等運動器官進行攝影的技術，例如有特開2001-190547號公報。包括相對X射線檢測器以夾持被檢測體並相對向的狀態旋轉驅動X射線管的旋轉結構；向X射線管供給用於X射線照射的電力的X射線控制部；和輸入X射線檢測器檢測出的投影數據以重構斷層圖像的重構裝置；另一方面，被檢測體透過厚度隨著X射線管與檢測器的旋轉而變化，產生不必要的無效被照射或射線量不足所導致的噪音增大。當被檢測體透過厚度較短時，如果不進行減小管電流的控制，有可能增大無用的被照射。相反，在被檢測體透過厚度長時，若不進行使管電流增大那樣的控制，則有使圖像噪音增加的可能性。在此，特開2002-263097號公報公開了圖2c那樣的透過厚度依賴型控制。即，從掃描照片按照旋轉角度θ、體軸方向位置z而使管電流變化。在該方法中，由於考慮被檢測體的透過厚度來控制管電流，故可以大量減少被檢測體受到照射的X射線。
發明內容
在此，本發明的目的在於提供一種X射線CT裝置，其針對心臟等周期性運動部位，加進所述周期性運動中的時相與被檢測體內X射線透過厚度雙方，是在進一步追究無效被照射與圖像質量提高的同時也可以進行回顧性重構的前瞻性掃描及重構方法的發展形態，能同時實現X射線向被檢測體的照射減少、診斷圖像質量提高與攝影后重構的自由度的確保。
另外，在現有的採用了回顧性ECG閘門攝影法的X射線CT裝置中，由於捕捉心室舒張期等的斷層攝影圖像，故可以觀察心室壁的運動異常或冠狀動脈的異常，但一旦拍攝了心臟區域之後，由於利用ECG重構機構來組合投影數據並進行圖像重構處理，所以不能一邊拍攝心臟區域一邊觀察心臟的圖像。
因此，本發明的其他目的在於提供一種X射線CT裝置，其使前瞻性掃描方法及重構方法得到發展，在降低心臟等運動部位的動作所引起的運動偽像的同時，可以一邊拍攝運動部位一邊實時觀察該圖像。
根據本發明的第一特徵，是一種X射線CT裝置，其包括取得被檢測體的運動部位的周期性運動信息的運動信息取得機構；與X射線源一起旋轉，檢測從該X射線源照射到被檢測體上的X射線後在每個收集區域得到投影數據的檢測器；和處理該檢測器的所述投影數據以重構被檢測體的斷層攝影圖像的重構機構；其中，進一步具備延遲時間決定機構，其在從所計量的周期性運動信息的相位與該X射線CT裝置的所述旋轉周期上的相位重合一次到下一次重合為止的時間間隔上相加所述收集區域的時間寬度與該X射線CT裝置內的處理延遲時間，以決定延遲時間；和收集機構，其對應於由所述運動信息取得機構獲得的周期性運動信息，依次收集從所述檢測器得到的所述投影數據；所述重構機構在所述延遲時間後開始所述斷層攝影圖像的重構。
根據本發明的第二特徵，進一步具備重構時相指定機構，其指定要進行所述周期性運動信息內的重構的時相；和使用運動周期依賴型控制圖案與透過厚度依賴型控制圖案對所述X射線源進行調製控制的機構，其中所述運動周期依賴型控制圖案以在該指定時相中使從所述X射線管照射的X射線的強度相對變大的方式進行控制，所述透過厚度依賴型控制圖案依賴於所述被檢測體的X射線透過厚度並使從所述X射線管照射的X射線的強度發生變化，將所述檢測器的輸出電平保持恆定；所述重構機構以由重構時相指定機構指定的時相所對應的收集區域的投影數據來重構所述運動部位的斷層圖像。
根據本發明的第三特徵，進一步具備重構時相指定機構，其指定要進行所述周期性運動信息內的重構的時相；使用運動周期依賴型控制圖案的模式或該運動周期依賴型控制圖案與透過厚度依賴型控制圖案的合成模式中的某一種對所述X射線源進行調製控制的機構，其中所述運動周期依賴型控制圖案以在該指定時相中使從所述X射線管照射的X射線的強度相對變大的方式進行控制，所述透過厚度依賴型控制模式依賴於所述被檢測體的X射線透過厚度並使從所述X射線管照射的X射線的強度發生變化，將所述檢測器的輸出電平保持恆定；和選擇執行所述運動周期依賴型控制圖案的模式與所述合成模式中的某一種的選擇機構；所述重構機構以由重構時相指定機構指定的時相所對應的收集區域的投影數據來重構所述運動部位的斷層圖像。
根據本發明的第四特徵，所述周期性運動信息為心臟的跳動。
根據本發明的第五特徵，所述重構機構使用所述旋轉的至少180度部分的收集區域所對應的投影數據進行重構。
根據本發明的第六特徵，進一步具備插補機構，其經過所述延遲時間後，可以從其他投影數據的收集區域對所述重構的切面位置中的投影數據的收集區域進行插補。
根據本發明的第七特徵，進一步具備插補機構，其經過所述延遲時間後，可以從其他投影數據的收集區域所述重構的切面位置中的投影數據的收集區域對進行插補。
根據本發明的第八特徵，還具有緩衝機構，其將從所述收集機構得到的投影數據與周期性運動信息對應後暫時保存，同時在所述延遲時間後刪除或更新已完成重構的投影數據。
根據本發明的第九特徵，所述重構機構中還具備使所述收集區域間或所述斷層圖像間的噪聲電平差減少的濾波機構。
圖1是表示本發明的X射線CT裝置的構成例的框圖。
圖2a是說明ECG波形與其中的時相1及時相2的位置的圖；圖2b是說明本發明所採用的管電流控制圖案的例子的圖；圖2c是說明現有技術所採用的被檢測體透過厚度管電流控制圖案的例子的圖。
圖3是說明插入濾波處理的形態的流程圖。
圖4是表示本發明的一個實施例的X射線CT裝置的動作的流程圖。
圖5是圖4所示的X射線CT裝置的投影數據的示意圖。
圖6是圖4所示的X射線CT裝置中的重構機構的示意圖。
圖7是圖4所示的X射線CT裝置中的緩衝機構的示意圖。
圖8是一般的心電波形的模式圖。
圖9是投影數據的模式圖。
圖10是表示一併記載了心電信息的投影數據的示意圖。
圖11是表示現有的X射線CT裝置中的重構法的初始狀態的示意圖。
圖12是表示現有的X射線CT裝置中的重構法的其他狀態的示意圖。
具體實施例方式
以下，利用附圖對本發明的X射線CT裝置的實施例進行說明。
(實施例1)如圖1所示，X射線CT裝置具有集中控制整個系統的主機107，含有X射線管101的X射線產生系統，裝載了包含檢測器102的檢測器系統的(旋轉)掃描結構103，患者定位時、螺旋掃描時的搬送用患者載置臺104、實施各種圖像處理的圖像處理裝置106、外部存儲裝置110、顯示裝置109、輸入操作者的指示信息的輸入設備108。另外，能從外部的運動信息取得機構111向該X射線CT裝置輸入運動信息。該運動信息例如是周期性運動信息，從運動信息取得機構111輸入到計量電路105。若從檢測器102輸入每個收集區域的投影數據，則在該數據上附記運動信息並發送到圖像處理裝置106或主機107。投影數據雖然是沿檢測器的頻道方向延伸了的數據，但有時在頻道端部不存在數據的有效性，故利用該空間來附記運動信息。通過這樣進行處理，從而可以僅提取與周期性運動的某個時相相關的數據。
在掃描儀100的旋轉盤上裝載了X射線控制裝置101C，以控制X社射線強度。在攝影開始前進行各裝置的攝影準備(攝影條件、重構條件的設定等)。旋轉掃描結構103使掃描儀100的旋轉盤旋轉，在已達到所希望的旋轉速度的階段，掃描控制裝置103C向主機107通知準備完成信息。在螺旋掃描的情況下，移動到預先考慮了被檢測體載置臺104的加速時間的位置，以便在X射線開始照射的位置成為額定速度。若照射X射線並開始攝影，則X射線管101將主機107所指示的(或者事先登記了管電流控制圖案)強度的X射線向對向配置的檢測器102照射。用檢測器102檢測已透過被檢測體(省略圖示)的X射線並轉換為電信號後，在計量電路105中作為數字數據而取得投影數據。投影數據通過在圖像處理裝置中進行以前處理、濾波處理以及逆投影處理為代表的圖像處理而重構斷層圖像。重構的圖像在顯示裝置109中作為診斷用圖像而被顯示。
接著，對運動部位的攝影的流程進行說明。在本實施例涉及的X射線CT裝置中，具有兩種控制模式運動周期依賴型控制模式；和運動周期依賴型控制及透過厚度依賴型控制的合成模式。
以下，雖然對運動部位是心臟的情況進行說明，但運動部位並未限於心臟，也包含肺、橫膈、動脈、胃、腸等。
操作者在心臟攝影前選擇上述的控制方式的一種，輸入該選擇過的控制模式、被檢測體的平均心率、靶時相、最大/最小管電流。在主機107中，從所輸入的平均心率計算管電流的控制周期，生成改變最大/最小管電流間的管電流控制圖案1，並將該控制圖案傳輸到X射線控制裝置。在運動周期依賴型控制模式中，使用管電流控制圖案1開始攝影。如已經說明的，特開2002-263097號公報公開圖2c所示的透過厚度依賴型控制。即，由於從掃描照片按照旋轉角度θ、體軸方向裝置z考慮被檢測體的透過厚度之後控制管電流，故可以大量減少照射被檢測體的X射線。在本實施例中，在此基礎上進一步削減無效照射，將該無效輻射分配為提高圖像質量所需的部分。因此，根據本實施例，新創作了運動周期依賴型控制及透過厚度依賴型控制的合成模式。
圖2a中示出ECG波形數據，圖2b中示出本實施例的管電流控制圖案。另外，圖2c中示出以現有技術涉及的被檢測體透過厚度依賴方式將最低管電壓設為1/2的情況下的控制圖案。以下，為了使說明簡單，假設在體軸方向上沒有斷面形狀的變化。此外，雖然控制波形201與203如圖所示被控制為正弦波形，但也可以使靶時相的時間寬度相對較大。此時，希望做成考慮了心搏的變動等的圖案。
若以本實施例的心搏周期依賴方式控制管電流，則該控制圖案成為圖2b的虛線201。在此，與圖2c所示的現有例同樣，將最低管電壓設為1/2。該情況下，是靶時相設為時相1的例子，與在ECG波形中最高圖像質量時想看到的時相1一致，成為可以採用最大管電流的攝影。在重構機構中，由於僅使用靶時相中的分段數據來進行重構，故知道可以取得噪聲最少的良好圖像。若考慮得到其他時相的圖像的情況，則例如在圖中所示的時相2，由於僅採用管電流接近最小值的數據，故成為噪聲多的圖像。典型的靶時相的決定方法，例如將60～70％的時相(所謂的舒張期)作為靶時相。通常，舒張期的圖像用於石灰化指數計算或冠狀動脈的狹窄評價，除此以外的時相用於觀察心壁的運動狀態。由於心壁的運動大多以動畫來觀察，故與靜止圖像相比，噪聲一般不明顯，可以進行充分的觀察。另外，即使在使用靜止圖像來進行分析的情況下，由於沒有伴隨血管的評價等，故不要求高的解析度。因此，由於通過一次攝影就能進行檢查，故受到的照射也少。
若著眼於圖2b的虛線201，則從被檢測體透過厚度的觀點來說，可知在靠近想要縮短透過厚度並降低管電流的被檢測體的前後(AP)方向的時刻t1，管電流升高。另外，可知在時刻t2，相反在想提高管電流的左右(LAT)方向管電流降低。即，認為在圖2b的虛線201的時刻t1，無用的照射增大，在t2管電流下降到必要以上，過度增大圖像噪聲。
心搏周期+透過厚度依賴型控制的合成模式是將運動周期依賴型控制圖案以被檢測體透過厚度依賴型圖案進一步進行調製的方式。若分別設為圖2b的虛線201與圖2c的實線203，則調製後的圖案成為圖2b的實線202。由此，在靶時相中可以提高圖像質量，在其以外的時相可以極力降低照射。另外，也可以抑制伴隨被檢測體透過厚度的變化而幾乎周期性產生的旋轉角度方向的噪聲變動。
如下所述地選擇運動周期依賴型控制模式與運動周期依賴型控制及透過厚度依賴型控制的合成模式。例如，在以高圖像質量僅得到特定心搏相位時，選擇運動周期依賴型控制模式。在運動周期依賴型控制模式中，圖像質量劣化顯著的情況下，為了抑制其並得到低照射而可以選擇合成模式。
一般，由於合成模式的優點更大，故也能採用不進行選擇而僅執行合成模式的構成。
另外，在本實施例中，由於噪聲電平在每個心時相發生變化，故像圖3的流程圖中的302那樣，計算出投影數據的標準差值，計算各分段數據的噪聲量，設置根據噪聲量來調整對投影數據實施的濾波的處理304、305。而且，該濾波處理例如由圖像處理裝置106來執行。可以變更逆投影的模糊修正用的重構濾波處理而採用，也可以在頻道方向另外採用進行加權平均濾波等公知方法，只要可以調整頻率特性就不會特別限定。
根據本實施例，通過設定舒張期等的靶時相，提高靶時相中的管電流，從而可以得到良好的靶時相的圖像質量，冠狀動脈的評價變得容易。此外，在收縮期管電流雖然低，但心壁的邊界可以充分跟蹤，故可以從舒張期與收縮期的容積比率評價心功能，以1次的可以重構斷層圖像的投影數據的計量就能進行通常所需的心臟的所有評價。這樣，也能進行現有的回顧性重構。
再有，也可以設置使投影數據的噪聲電平基本恆定的濾波機構。該情況下，圖像質量進一步穩定。還有，在以透過厚度依賴型控制圖案調製了運動周期依賴型控制圖案的情況下，可以一邊提高必要部位的圖像質量，一邊進一步降低整體的被照射。
進而，在僅對舒張期照射X射線的情況下，雖然有時由於心律不齊等使數據出現不足，但在本發明的攝影方法中，由於在舒張期以外的全部心時相取得投影數據，故之後能夠補充不足的數據。這樣，雖然可以取得全部心時相的投影數據，但在前瞻而無意的投影數據中也包括噪聲多的數據。然而，如果有必要，即使不重新攝影也可以補充任意的心時相的數據。該情況下，利用上述的濾波機構能夠實現噪聲的降低。
以上，提供了一種方法，其中不管X射線CT裝置的世代或攝影模式，即使為單切面(single slice)CT或錐面光束(cone beam)CT、或者螺旋掃描或動態掃描，也不管360度重構或180度重構，可以得到圖像質量提高效果與被照射降低效果。
在本實施例中雖然以心臟為中心進行了說明，但如上所述，可知即使在其他周期性運動部位或自發性周期運動中的攝影中也可以採用本發明。
(實施例2)即使在實施例2中，也與實施例1同樣地使用圖1那樣的X射線CT裝置的構成。在這裡也將運動部位作為心臟來進行說明。
首先，對與現有技術同樣的部分進行說明。X射線CT裝置通常具有圖1那樣的構成。在掃描儀100中夾持被檢測體並對向配置X射線管101與檢測器102，一邊用視準儀(collimator)限制來自X射線源的X射線照射區域，一邊向被檢測體的心臟區域照射X射線，用檢測器102檢測通過了被檢測體的心臟區域的X射線，同時作為運動信息取得機構111，將心電圖儀安裝在被檢測體上，作為來自該心電圖儀的運動部位的信息，一邊取入心電信息，一邊得到R波附近的心臟區域的投影數據。圖8表示一併記載了Q波、R波及S波位置的普通心電波形1，在R波附近心臟最擴張，且心臟的動作最慢。因此，一邊用心電圖儀111取入該心電信息，一邊拍攝R波附近的心臟區域，以便收集投影數據。圖9是模式性表示這樣收集到的投影數據的模式圖。該圖的橫軸是檢測器的頻道方向，縱軸表示投影角度。心電信息3雖然與心臟區域的投影數據2一起被記錄著，但在實際的投影數據中，並不是圖9所示的波形，而是用數值等表示在投影角度的某一位置是否存在R波等來進行對應。該對應的數據例如可以記載於頻道方向的端部的檢測元件所對應的數據部分。
在心臟區域的攝影之後，通過ECG重構機構對投影數據進行以下處理，從而獲得重構圖像。以下，作為使用了4列多切面X射線CT裝置的螺旋掃描進行說明。如圖10所示，示出4條檢測器列的軌跡15～18，其掃描周期為1.0秒間隔。另外，從一併記載的心電信息3可知心搏周期為0.8秒間隔。在0.0秒位置同步之後開始的心搏與掃描，經過4.0秒後再次同步。作為重構所需的投影數據，需要收集投影角度不同而心時相相同的數據。在圖中，在從0.0秒位置開始到4.0秒之前(除去4.0秒)的投影數據中，由於R波出現5次，故在4.0秒期間存在心時相不同的5個投影數據4～8。由於將360度份的投影數據分為5次進行收集，故1個收集區域為72度份的投影數據。若換算成時間，則掃描周期為1.0秒，所以1個收集區域的時間寬度為200ms(1s/5次)。這些投影數據4～8是心時相相同但投影角度不同的數據，由於進行螺旋掃描，故切面位置也不同。若用掃描1個周期的範圍表示收集區域4～8的投影數據群，則如圖11所示。
圖11的收集區域6a～10a，是將圖10的各收集區域5～8和心搏與掃描周期同步後的R波後200ms的收集區域9、10分別平行移動後的區域。收集區域9與收集區域4的投影角度及心時相是相同的，是切面位置為4個周期即4秒前的投影數據。收集區域5與收集區域10的關係也和收集區域4與收集區域9的關係一樣。僅示出了該圖11的左方主要部分的圖是圖12A。在收集區域4與收集區域9a之間，因螺旋掃描而在體軸方向產生不連續區域11。在產生了該不連續區域11時，使用單純的線形插補等算出數據12，如圖12B那樣進行插補。對於收集區域5與收集區域10a之間的不連續區域13，也同樣做成數據14後進行插補。之後，如圖12B所示，指定所希望的切面位置SLA、SLB，以獲得這些指定位置中的重構圖像。
在使用通過在體軸方向準備多個檢測器列而可以同時計量多個切面位置的投影數據的多切面CT裝置，進行心電同步重構(ECG同步重構)的情況下，若使載置臺速度變慢，重複相同的切面位置來進行計量，則可以使時間分辨能力提高。此時使用的重構法是被稱為已經敘述過的回顧式分段重構法的方法。即，在螺旋掃描時通過以各檢測器列多次(分段數)計量同一切面位置的心時相的區域(例如舒張期)，從而可以取得包含以分段數去除做成該切面位置的斷層圖像所需的掃描時間(時間分解)後的時間成分的斷層圖像。該時間分辨能力越小，就越可以得到體動的影響少的斷層圖像。例如，在4列多切面的情況下，將重構所需的視野範圍(在半掃描情況下為180度+扇角)分割為4個分段，設定載置臺進程或掃描時間等攝影條件，以便可以以不同的列計量每一個分段。在分段重構的情況下，雖然最佳掃描時間也依賴於患者的心率，但若設為0.6秒掃描，則能夠取得具有作為半掃描的四分之一的約0.1秒的時間分辨能力的圖像。
在該方法中，若增加列數，則可以使分段數增加，故可以進一步提高時間分辨能力。例如，在8列中分段數最大為2倍，最高可以達成半掃描的八分之一。為了實現這一點，需要以相同速度輸送4列系統和患者載置臺。然而，如果優先時間分辨能力，則某個掃描時間內得到的體軸方向的斷層圖像數(通過量，through put)不會提高。作為代表例，螺旋間距為1左右。
圖4是表示本發明的實施例2的X射線CT裝置的動作的流程圖。從圖1可知本實施例的X射線CT裝置具有取得被檢測體的心電信息的心電圖儀111；檢測從X射線源照射到被檢測體的X射線以得到投影數據的檢測器102；通常內置於主機107中，設定從心電信息的心搏時相與掃描周期的相位重合的ECG延遲時間決定的延遲時間的延遲時間設定機構及在投影數據收集前決定進行重構的切面位置的決定機構；從心電信息取得機構得到的心電信息順次收集相同心時相的投影數據的計量電路105等收集機構；通常內置於圖像處理裝置106等中，在經過延遲時間後對切面位置所對應的相同投影角的對軸方向的不連續區域進行插補以做成投影數據的插補機構及經過延遲時間後，從收集機構取得指定完的切面位置的投影數據，以重構斷層攝影圖像的延遲時間聯動重構機構。
以下按照流程說明本實施例。
在步驟32中，將被檢測體安放並固定在X射線CT裝置的床上後，由心電圖儀等心電信息取得機構取得被檢測體的心電信息並得到平均心率。在步驟33中，在投影數據的收集之前，決定重構的心臟區域的切面位置，同時設定X射線CT裝置的掃描速度。在步驟34中進行心臟攝影功能相關的本實施例固有的設定。即，從步驟32中求得的平均心率或步驟33中設定過的掃描速度等，計算ECG延遲時間。ECG延遲時間是到平均心率的心搏相位與X射線CT裝置的掃描周期的相位再次重合位置的時間，在該ECG延遲時間內，根據考慮了X射線CT裝置內的系統應答時間的規定延遲時間，開始重構。在步驟35中進行心臟區域的CT攝影。此時，參照用心電圖儀111得到的心電信息，由計量電路105等收集機構順次收集相同心時相的投影數據。經過了規定的延遲時間後，由插補機構對預先設定過的最初切面位置所對應的相同投影角的對軸方向的投影數據不連續區域進行插補並製作。使用這樣插補做成的數據及該延遲時間經過過程中的投影數據，例如由圖像處理裝置106等延遲時間聯動重構機構來重構斷層圖像。由於在R波附近心臟為最擴張的狀態，另外心臟的動作最慢，故若利用相同部分的投影數據進行重構，則可以得到心臟正在停止那樣鮮明的攝影圖像。
在步驟36中，用顯示裝置109顯示這樣重構的斷層圖像。根據切面位置的數量重複步驟35及步驟36，在顯示裝置109上順次顯示各切面位置的斷層攝影圖像。
接著，對作為本實施例的特徵的圖4的步驟33和步驟34的心臟攝影設定進行詳細說明。在步驟33中，在投影數據收集前決定進行重構的切面位置。例如，如圖5所示，在體軸方向上決定最初的切面位置20a和最後的切面位置20n，進行它們之間的枚數指定或間隔指定，其他切面位置20b～20m也如虛線那樣地決定。
在步驟34中，在延遲時間設定機構中設定ECG延遲時間與從該ECG延遲時間決定的規定延遲時間。如圖7中已經說明的，掃描周期為1.0秒間隔，另外從一併記載的心電信息3可知心搏周期為0.8秒間隔。如該圖所示，在0.0秒位置同步之後開始的心搏與掃描在4.0秒位置再次重合併同步。在到該心電信息3的心搏相位與掃描周期的相位重合所需的時間4.0秒上相加後述的1個收集區域的時間寬度即分段寬度200ms後的4.2秒是ECG延遲時間。根據該ECG延遲時間4.2秒，將規定的延遲時間、在這裡從重構的支持到計算開始為止的系統應答延遲時間理想地設為0秒，作為規定延遲時間決定為4.2秒。延遲時間設定機構例如在主機107中內置其功能。在上述規定延遲時間的計算之際，雖然從心電圖儀111獲得心搏周期，但該心搏周期也可以以存儲為投影數據的R波等為基準進行計算，也可以在被檢測體的心臟區域攝影前另外取得心電信息。
設定該規定延遲時間之後，進行步驟35的心臟區域CT攝影，此時對順次收集相同心時相的投影數據的收集機構進行說明。作為重構所需的投影數據，需要收集投影角度不同但心時相相同的數據。如圖5及圖12所示，在從0.0秒位置開始到4.0秒之前為止(除去4.0秒)的投影數據中，由於R波出現5次，故在4.0秒期間內心時相不同的5個投影數據作為分段而存在。其在圖5中示出的是收集區域4～9。由於將360度份的投影數據分為5次進行收集，故1個收集區域為72度份的投影數據。若換算為時間，則掃描周期為1.0秒，所以1個收集區域的時間寬度為200ms(1s/5次)。這些投影數據是心時相相同但投影角度不同的數據，由於進行螺旋掃描，故切面位置也不同。收集區域9、10表示心搏與掃描周期同步後的R波後200ms的投影數據，投影角度及心時相相同，切面位置成為4個周期即4秒前的投影數據。
圖6B到圖6E是將上述收集機構的數據收集動作和時間的經過一起表示的示意圖。如圖6A所示，雖然在開始掃描1.8秒後對收集區域4～6的數據進行收集，但在該時刻重構所需的投影數據是不充分的。另外，如圖6C所示，在2.6秒後雖然對收集區域4～7的數據進行收集，但在該時刻重構所需的投影數據仍然是不充分的。進而，如圖6D所示，3.4秒後正在對收集區域4～7的數據進行收集，在最初的72度份的投影數據區域中並不存在投影數據。在圖6E的4.2秒經過後，收集區域4與9的數據以相同相位統一。但是，最初的72度份的數據4並未與切面位置重合，產生間隙區域11。但是，這使用單純的線形插補等從收集區域4與收集區域9計算數據，通過插補，作為插補區域可以得到投影數據。此時，例如通過圖像處理裝置106所包含的插補機構，就可以在經過規定延遲時間後對切面位置20a所對應的相同投影角的體軸方向的不連續區域進行插補，得到投影數據11。這樣，最終在經過4.2秒後，能夠得到所希望的切面位置20a中的重構圖像。
在步驟36中，經過規定延遲時間後，延遲時間聯動重構機構從收集機構取得指定過的切面位置20的投影數據，重構斷層攝影圖像，並將其顯示在顯示機構上。
根據這種X射線CT裝置，通過延遲時間設定機構設定從ECG延遲時間計算出的規定延遲時間，經過該規定延遲時間後，從收集機構取得所指定的切面位置的投影數據，由延遲時間聯動重構機構對斷層攝影圖像進行重構。對於從ECG延遲時間決定規定延遲時間的方法，例如在ECG延遲時間上相加餘量(margin)來決定。在此，所謂餘量是指從重構處理的指示到計算開始為止的時間等、系統間的應答時間等的處理延遲時間。
因此，如以往那樣，一旦對整個心臟區域進行攝影后，無需組合投影數據來進行圖像重構處理。經過規定的延遲時間後可以重構切面位置20a的斷層攝影圖像，可以一邊攝影心臟區域一邊實時觀察心臟的圖像。而且，由於根據由心電信息收集機構得到的心電圖的R波，由收集機構收集心時相相同但投影角度不同的投影數據，並利用延遲時間聯動重構機構將其重構為切面位置20a的斷層攝影圖像，故可以一邊攝影心臟區域，一邊在經過了延遲時間後提供如同心臟正在靜止的鮮明的心臟斷層圖像。
接著上述切面位置20a的重構，同樣地進行下一切面位置20b的重構。在得到切面位置20c的斷層攝影圖像的情況下，收集機構在圖6中收集了各收集區域4～9的投影數據之後，在收集了下一收集區域10的投影數據的時刻，即若這一次從收集區域5經過規定的延遲時間，則與收集區域5及收集區域9的情況一樣，是在收集區域5與收集區域10之間產生了間隙區域13的狀態。然而，由於插補機構的構成為在經過延遲時間後，對切面位置所對應的相同投影角的對軸方向的不連續區域進行插補，以獲得投影數據，故若從收集區域5經過規定的延遲時間，則利用線形插補等從收集區域5與收集區域10計算數據，得到間隙區域13的投影數據。另外，延遲時間聯動重構機構的構成為在經過延遲時間後，從收集機構取得所指定的切面位置的投影數據，以重構斷層攝影圖像，故若從收集區域5經過規定的延遲時間，則進行切面位置20c的重構。
這樣，通過反覆進行與上述的最初切面位置20a的情況同樣的處理，從而可以一邊分別攝影接下來的切面位置20b～20n，一邊在經過延遲時間後在各切面位置20b～20n得到如同心臟正在靜止那樣的鮮明的心臟斷層圖像。因為該處理反覆進行直到獲得最後的切面位置20n的斷層攝影圖像為止，實時地順次在顯示機構上顯示，所以可以一邊攝影一邊觀察該鮮明的圖像。
此時，上述的X射線CT裝置，為了得到下一切面位置中的重構圖像，設有使用心電圖儀的心電信息來順次收集相同心時相的投影數據的收集機構，但也可以在該收集機構中附加緩衝相同心時相的投影數據、同時在規定的延遲時間後消除結束了重構的投影數據的緩衝機構。即，如上述的圖6B到圖6E所示，具有緩衝機構，其到由延遲時間聯動重構機構對最初的切面位置20B中的斷層圖像進行重構為止，至少保持相當於規定的延遲時間部分的各收集區域4～8的投影數據。該緩衝機構例如是圖1的外部存儲機構110。如圖7A所示，緩衝機構在完成切面位置20a中的斷層攝影圖像的重構時，如圖7B所示，刪除重構下一切面位置20c中的斷層攝影圖像時不需要的投影數據、即收集區域4的投影數據。伴隨重構的切面位置的變更來順次進行其。這樣，通過緩衝機構順次更換收集區域的投影數據，從而可以以簡單的構成保持用於得到各種切面位置的斷層攝影圖像的投影數據。該緩衝機構當然也可以設置在運算裝置的存儲器上。
另外，雖然對360度重構的情況進行了記載，但當然也可應用於180度重構。該情況下，將統一了180度重構所需的投影數據的時刻設為ECG延遲時間，規定延遲時間是經驗性地在其上添加了若干餘量而決定的。延遲時間聯動重構機構例如可以裝載在主機107內。主機107從輸入設備108接受掃描開始的指示，開始掃描後，如上所述地計時規定延遲時間。主機107在經過規定延遲時間後，使延遲時間聯動重構機構106進行圖像重構，並用顯示裝置109顯示完成後的圖像。與該重構一併進行而也可以進行下一掃描。
即，在體軸方向或時間方向進行連續掃描的攝影中，特別是即使不進行重構指示，在某一切面的可以圖像重構的投影數據統一之後，也可以看見其斷層圖像。由此，操作者的勞力減少，可以實時地取得圖像，可以降低運動偽像(motion artifact)。在使用了180度重構的情況下，與360度重構相比，可以更快地進行圖像的取得。
而且，在上述實施方式中，以使用了4列多切面X射線CT裝置的螺旋攝影為例進行了說明，但本發明並未限於此，也可以適用於在已使床停止的狀態下的攝影或單切面X射線CT裝置。
另外，在上述的實施例中，由延遲時間設定機構將作為ECG延遲時間的4.2秒直接設定為規定的延遲時間，但也可以由延遲時間設定機構根據ECG延遲時間，以儘可能接近ECG延遲時間的方式來設定規定的延遲時間。具有在投影數據收集前決定重構的切面位置的決定機構，還具有經過延遲時間後，對切面位置所對應的相同投影角的對軸方向的不連續區域進行插補以獲得投影數據的插補機構；和經過延遲時間後，從收集機構取得所指定的切面位置的投影數據，以對斷層攝影圖像進行重構的延遲時間聯動重構機構等，故從ECG延遲時間經過後的較早時期就可以對斷層攝影圖像進行重構。
權利要求
1.一種X射線CT裝置，其中包括取得被檢測體的運動部位的周期性運動信息的運動信息取得機構；與X射線源一起旋轉，檢測從該X射線源照射到被檢測體上的X射線後在每個收集區域得到投影數據的檢測器；和處理該檢測器的所述投影數據以重構被檢測體的斷層攝影圖像的重構機構；其特徵在於，進一步具備延遲時間決定機構，其在從所計量的周期性運動信息的相位與該X射線CT裝置的所述旋轉周期上的相位重合一次到下一次重合為止的時間間隔上相加所述收集區域的時間寬度與該X射線CT裝置內的處理延遲時間，以決定延遲時間；和收集機構，其對應於由所述運動信息取得機構取得的周期性運動信息，依次收集從所述檢測器得到的所述投影數據；所述重構機構在所述延遲時間後開始所述斷層攝影圖像的重構。
2.根據權利要求1所述的X射線CT裝置，其特徵在於，進一步具備重構時相指定機構，其指定要進行所述周期性運動信息內的重構的時相；使用運動周期依賴型控制圖案與透過厚度依賴型控制圖案對所述X射線源進行調製控制的機構，其中所述運動周期依賴型控制圖案以在該指定時相中使從所述X射線管照射的X射線的強度相對變大的方式進行控制，所述透過厚度依賴型控制圖案依賴於所述被檢測體的X射線透過厚度而使從所述X射線管照射的X射線的強度發生變化，將所述檢測器的輸出電平保持恆定；所述重構機構以由重構時相指定機構指定的時相所對應的收集區域的投影數據來重構所述運動部位的斷層圖像。
3.根據權利要求1所述的X射線CT裝置，其特徵在於，進一步具備重構時相指定機構，其指定要進行所述周期性運動信息內的重構的時相；使用運動周期依賴型控制圖案的模式或該運動周期依賴型控制圖案與透過厚度依賴型控制圖案的合成模式中的某一種對所述X射線源進行調製控制的機構，其中所述運動周期依賴型控制圖案以在該指定時相中使從所述X射線管照射的X射線的強度相對變大的方式進行控制，所述透過厚度依賴型控制模式依賴於所述被檢測體的X射線透過厚度並使從所述X射線管照射的X射線的強度發生變化，將所述檢測器的輸出電平保持恆定；和選擇執行所述運動周期依賴型圖案的模式與所述合成模式中的某一種的選擇機構；所述重構機構以由重構時相指定機構指定的時相所對應的收集區域的投影數據來重構所述運動部位的斷層圖像。
4.根據權利要求1所述的X射線CT裝置，其特徵在於，所述周期性運動信息為心臟的搏動。
5.根據權利要求2所述的X射線CT裝置，其特徵在於，所述周期性運動信息為心臟的搏動。
6.根據權利要求3所述的X射線CT裝置，其特徵在於，所述周期性運動信息為心臟的搏動。
7.根據權利要求1所述的X射線CT裝置，其特徵在於，所述重構機構使用所述旋轉的至少180度部分的收集區域所對應的投影數據進行重構。
8.根據權利要求3所述的X射線CT裝置，其特徵在於，所述重構機構使用所述旋轉的至少180度部分的收集區域所對應的投影數據進行重構。
9.根據權利要求4所述的X射線CT裝置，其特徵在於，所述重構機構使用所述旋轉的至少180度部分的收集區域所對應的投影數據進行重構。
10.根據權利要求6所述的X射線CT裝置，其特徵在於，所述重構機構使用所述旋轉的至少180度部分的收集區域所對應的投影數據進行重構。
11.根據權利要求1所述的X射線CT裝置，其特徵在於，進一步具備插補機構，其經過所述延遲時間後，可以從其他投影數據的收集區域對所述重構的切面位置中的投影數據的收集區域進行插補。
12.根據權利要求3所述的X射線CT裝置，其特徵在於，進一步具備插補機構，其經過所述延遲時間後，可以從其他投影數據的收集區域對所述重構的切面位置中的投影數據的收集區域進行插補。
13.根據權利要求4所述的X射線CT裝置，其特徵在於，進一步具備插補機構，其經過所述延遲時間後，可以從其他投影數據的收集區域對所述重構的切面位置中的投影數據的收集區域進行插補。
14.根據權利要求6所述的X射線CT裝置，其特徵在於，進一步具備插補機構，其經過所述延遲時間後，可以從其他投影數據的收集區域對所述重構的切面位置中的投影數據的收集區域進行插補。
15.根據權利要求1所述的X射線CT裝置，其特徵在於，還具有緩衝機構，其將從所述收集機構得到的投影數據與周期性運動信息對應後暫時保存，同時在所述延遲時間後刪除或更新完成了重構的投影數據。
16.根據權利要求3所述的X射線CT裝置，其特徵在於，還具有緩衝機構，其將從所述收集機構得到的投影數據與周期性運動信息對應後暫時保存，同時在所述延遲時間後刪除或更新完成了重構的投影數據。
17.根據權利要求4所述的X射線CT裝置，其特徵在於，還具有緩衝機構，其將從所述收集機構得到的投影數據與周期性運動信息對應後暫時保存，同時在所述延遲時間後刪除或更新完成了重構的投影數據。
18.根據權利要求6所述的X射線CT裝置，其特徵在於，還具有緩衝機構，其將從所述收集機構得到的投影數據與周期性運動信息對應後暫時保存，同時在所述延遲時間後刪除或更新完成了重構的投影數據。
19.根據權利要求1所述的X射線CT裝置，其特徵在於，所述重構機構中還具備使所述收集區域間或所述斷層圖像間的噪聲電平差減少的濾波機構。
20.根據權利要求3所述的X射線CT裝置，其特徵在於，所述重構機構中還具備使所述收集區域間或所述斷層圖像間的噪聲電平差減少的濾波機構。
21.根據權利要求4所述的X射線CT裝置，其特徵在於，所述重構機構中還具備使所述收集區域間或所述斷層圖像間的噪聲電平差減少的濾波機構。
全文摘要
本發明的X射線CT裝置具備取得被檢測體的運動部位的周期性運動信息的運動信息取得機構，使用運動周期依賴型控制圖案與透過厚度依賴型控制圖案對所述X射線源調製控制，同時進行攝影，由從所計量的周期性運動信息的相位與該X射線CT裝置的所述旋轉周期上的相位重合一次到下一次重合為止的時間間隔，求出延遲時間，在所述延遲時間後開始重構所述斷層攝影圖像，其中所述運動周期依賴型控制圖案以在要進行所述周期性運動信息內的重構的指定時相中使從所述X射線管照射的X射線的強度相對變大的方式進行控制，所述透過厚度依賴型控制圖案依賴於所述被檢測體的X射線透過厚度並改變從所述X射線管照射的X射線的強度而將所述檢測器的輸出電平保持恆定。
文檔編號A61B6/03GK1747687SQ20048000410
公開日2006年3月15日 申請日期2004年2月13日 優先權日2003年2月14日
發明者宮崎靖, 中澤哲夫, 國分博人 申請人:株式會社日立醫藥