JP2008011895A - X-ray ct apparatus - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an X-ray CT apparatus which suppresses artifacts due to a fluctuation in heart rate or movement of a subject. <P>SOLUTION: A multiple-row detector of the X-ray CT apparatus carries out spiral scanning to acquire transmitting X-ray data and biological signal of a subject. The biological signal has a cycle that fluctuates within a predetermined range. The X-ray CT apparatus has a cycle deviation calculation means for calculating deviation rate of the biological signal cycle from a predetermined cycle, and generates measurement data corresponding to those acquired by a single-row detector from measurement data of the multiple-row detector. Transmitting X-ray data at a designated phase of the biological signal is extracted on the basis of the measurement data, the biological signal, and the deviation rate of the biological signal cycle from the predetermined cycle, and a tomographic image of the designated phase is reconstituted using the extracted transmitting X-ray data. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明はX線CT装置に係り、特に心臓撮影における被検体の心拍の変動や体動による再構成画像のアーチファクトを低減する技術に関する。   The present invention relates to an X-ray CT apparatus, and more particularly to a technique for reducing artifacts of a reconstructed image due to heartbeat fluctuations and body movements of a subject in cardiac imaging.

従来より、X線管とX線検出器が被検体を中心として回転しながら前記被検体の透過X線データを取得し、そのデータに基づいて断層像を再構成するX線CT装置が知られている。   Conventionally, X-ray CT apparatuses that acquire transmission X-ray data of the subject while the X-ray tube and the X-ray detector rotate around the subject and reconstruct a tomogram based on the data are known. ing.

このようなX線CT装置は、X線管やX線検出器の回転速度に限界があるため、心臓のような常に動いている物体のある瞬間における画像を1回転で取得したデータから再構成することは困難であるが、心臓は心拍周期ごとにほぼ同じ動作を繰り返しているため、数回転分の計測データを取得し心電信号に基づいて心臓の特定の状態(例えば、最収縮期)におけるデータを抽出することにより、あたかも心臓が静止しているかのような画像を作成できる。これを、心電同期撮影と呼んでいる。   Such X-ray CT devices have limited rotational speeds of X-ray tubes and X-ray detectors, so the images at a certain moment of a constantly moving object such as the heart are reconstructed from the data acquired by one rotation. It is difficult to do, but since the heart repeats almost the same operation every heartbeat cycle, it acquires measurement data for several rotations and based on the electrocardiogram signal a specific state of the heart (for example, the most systole) By extracting the data at, it is possible to create an image as if the heart is still. This is called electrocardiogram synchronous imaging.

この心電同期撮影において、被検体の体軸方向(スライス位置)位置を固定した状態でX線管とX線検出器を回転させて計測データを取得していたために撮影に多くの時間を要していたが、近年、X線管とX線検出器を被検体の周りに連続して回転させると共に、被検体を載置した寝台を移動させて計測する螺旋CTが開発され、さらにスライス方向に複数列のX線検出素子アレイを配列し、1回のX線曝射によって2次元のX線データを収集し、複数のCT画像が得られるマルチスライス型X線CT装置が開発されたことにより、短時間で心電同期撮影を行うことが可能となり、その例が特許文献1に開示されている。   In this ECG synchronous imaging, the measurement data was acquired by rotating the X-ray tube and the X-ray detector while the body axis direction (slice position) position of the subject was fixed. However, in recent years, a spiral CT has been developed that continuously rotates the X-ray tube and X-ray detector around the subject and moves the bed on which the subject is placed, and measures the slice. A multi-slice X-ray CT system has been developed that can arrange multiple rows of X-ray detection element arrays, collect 2D X-ray data by one X-ray exposure, and obtain multiple CT images. Thus, it becomes possible to perform electrocardiogram synchronous imaging in a short time, and an example thereof is disclosed in Patent Document 1.

これは、複数列検出器の計測データから単列検出器相当の計測データを作成し、作成した計測データに単一の重み関数を加重加算および正規化した重みテーブルを掛け合わせて抽出した1回転分の計測データから断層像を再構成するものである。
特開2004−337515号公報 This is a single rotation created by creating measurement data equivalent to a single-row detector from the measurement data of a multi-row detector, and multiplying the created measurement data by a weight table obtained by weighted addition and normalization of a single weight function. The tomographic image is reconstructed from the measurement data of the minute.
JP 2004-337515 A

上記特許文献1の心電同期撮影を用いることにより、体動による偽像(アーチファクト) はある程度抑えることができるが、撮影中の被検体の心臓の心拍周期に変動がある場合はアーチファクトを発生しやすい。   By using the electrocardiographic synchronous imaging of Patent Document 1 above, false images (artifacts) due to body movement can be suppressed to some extent, but artifacts are generated when there is a fluctuation in the heartbeat cycle of the subject's heart during imaging. Cheap.

これは、作成した計測データに掛け合わせる上記重みテーブルの比率が同じであることによるもので、上記の従来技術は、被検体の心拍周期が一定であることを前提として重みテーブルを作成し、この重みテーブルを用いて抽出した計測データを用いて断層像を再構成するためである。   This is because the ratio of the weight table to be multiplied with the created measurement data is the same. The above prior art creates a weight table on the premise that the heartbeat cycle of the subject is constant. This is because the tomographic image is reconstructed using the measurement data extracted using the weight table.

また、被検体の心臓の心拍数が非常に多い場合やスキャナの回転速度が遅いことに起因して発生する体動によるアーチファクトの発生も上記と同じ理由によるものである。   In addition, the occurrence of artifacts due to body movement that occurs due to a very high heart rate of the subject's heart or a slow rotation speed of the scanner is also due to the same reason as described above.

このように、上記特許文献1の従来技術は、被検体の心拍周期の変動や体動によるアーチファクトの低減に対しては配慮されていなかった。   As described above, the conventional technique of Patent Document 1 does not take into consideration the reduction of artifacts due to fluctuations in the heartbeat cycle or body movement of the subject.

そこで、本発明の目的は、上記問題に鑑みて成されたものであって、被検体の心拍数の変動や体動に対してもアーチファクトを抑えることができるX線CT装置を提供することにある。   Accordingly, an object of the present invention is made in view of the above problems, and is to provide an X-ray CT apparatus capable of suppressing artifacts even with respect to heart rate fluctuations and body movements of a subject. is there.

上記目的を達成するために、本発明に係るX線CT装置は、被検体を透過したX線を検出する複数列X線検出器を有し、前記被検体を螺旋スキャンすることにより複数列の透過X線データを取得するデータ取得手段と、前記被検体の生体信号を取得する信号取得手段と、前記取得した複数列の透過X線データから、被検体の体軸方向の指定された位置で単列検出器を複数回転して得られる単列検出器相当の透過X線データを算出するデータ算出手段と、前記単列検出器相当の透過X線データと前記取得した生体信号とに基づいて前記生体信号の指定された位相における透過X線データを抽出するデータ抽出手段と、前記抽出した透過X線データに基づいて前記指定された位置における被検体の断層像を生成する画像生成手段とを備えたX線CT装置において、前記信号取得手段で取得する生体信号は、所定の範囲で変動する周期を有する信号であって、さらに前記生体信号の周期が所定の周期からずれる割合を算出する周期ずれ算出手段を備え、前記データ抽出手段は、前記単列検出器相当の透過X線データと前記取得した生体信号とこの信号の周期が所定の周期からずれる割合とに基づいて前記生体信号の指定された位相における透過X線データを抽出する手段を備えたことを特徴とする。   In order to achieve the above object, an X-ray CT apparatus according to the present invention has a multiple-row X-ray detector that detects X-rays that have passed through a subject, and a plurality of rows are obtained by spiral scanning the subject. Data acquisition means for acquiring transmitted X-ray data, signal acquisition means for acquiring a biological signal of the subject, and the acquired plurality of rows of transmitted X-ray data at a specified position in the body axis direction of the subject. Based on data calculation means for calculating transmission X-ray data equivalent to a single-row detector obtained by rotating a single-row detector multiple times, transmitted X-ray data equivalent to the single-row detector, and the acquired biological signal Data extracting means for extracting transmitted X-ray data at a specified phase of the biological signal; and image generating means for generating a tomographic image of the subject at the specified position based on the extracted transmitted X-ray data. In the X-ray CT system The biological signal acquired by the signal acquisition means is a signal having a period that fluctuates within a predetermined range, and further includes a period deviation calculation means for calculating a rate at which the period of the biological signal deviates from the predetermined period, and the data extraction The means obtains transmission X-ray data at a specified phase of the biological signal based on the transmission X-ray data corresponding to the single-row detector, the acquired biological signal, and a rate at which the period of the signal deviates from a predetermined period. A means for extracting is provided.

本発明の第1の特徴に係るX線CT装置では、上記生体信号の周期が変動する場合であっても、前記生体信号の周期が所定の周期からずれる割合を算出する周期ずれ算出手段を備え、この手段で算出した生体信号の周期を考慮して断層像の再構成に必要なデータを抽出するようにしたので、生体信号のゆらぎによる断層像のアーチファクトを抑制することができる。   In the X-ray CT apparatus according to the first feature of the present invention, even if the cycle of the biological signal fluctuates, the X-ray CT apparatus includes a period deviation calculating unit that calculates a rate at which the cycle of the biological signal deviates from a predetermined cycle. Since the data necessary for reconstruction of the tomographic image is extracted in consideration of the period of the biological signal calculated by this means, the artifact of the tomographic image due to the fluctuation of the biological signal can be suppressed.

また、本発明の第1の特徴に係るX線CT装置では、螺旋スキャンの方法はX線検出器を螺旋状に動かす方法に限定されるものではなく、X線検出器の回転、被検体やX線検出器の移動を組み合わせて行うようにしてよい。
このようにして、本発明の第1の特徴に係るX線CT装置では、生成された断層像のアーチファクトが抑制されて、簡単な構成で、かつ迅速に行うことができる。
なお、生体信号とは、心臓の拍動や呼吸、あるいはそれらに伴う被検体の拡張や収縮等、被検体が発する信号である。 Further, in the X-ray CT apparatus according to the first feature of the present invention, the method of spiral scanning is not limited to the method of moving the X-ray detector in a spiral shape, the rotation of the X-ray detector, the subject and The movement of the X-ray detector may be performed in combination.
In this way, the X-ray CT apparatus according to the first feature of the present invention can suppress artifacts in the generated tomographic image, and can be performed quickly with a simple configuration.
The biological signal is a signal generated by the subject such as heart pulsation or respiration, or expansion or contraction of the subject associated therewith.

本発明の第2の特徴に係るX線CT装置は、被検体に関し、体軸方向の指定された位置における該体軸周りに複数回転分の透過X線デ―タを取得するデータ取得手段と、前記被検体の生体信号を取得する信号取得手段と、前記複数回転分の透過X線データと前記取得した生体信号とに基づいて、生体信号の指定された位相における1回転分のデータを抽出するデータ抽出手段であって、単一の重み関数を重ね合せおよび正規化して生成した重みテーブルを用いてデータを抽出するデータ抽出手段と、前記抽出された透過X線データに基づいて、前記指定された位置および位相における被検体の断層像を生成する画像生成手段とを備えたX線CT装置において、前記信号取得手段で取得する生体信号は所定の範囲で変動する周期を有する信号であって、さらに前記生体信号の周期が所定の周期からずれる割合を算出する周期ずれ算出手段を備え、前記データ抽出手段は、前記複数回転分の透過X線データと前記取得した生体信号とこの信号の周期が所定の周期からずれる割合とに基づいて前記生体信号の指定された位相における1回転分のデータを単一の重み関数を重ね合せおよび正規化して生成した重みテーブルを用いて抽出する手段を備えたことを特徴とする。   The X-ray CT apparatus according to the second feature of the present invention relates to a subject, a data acquisition means for acquiring transmission X-ray data for a plurality of rotations around the body axis at a specified position in the body axis direction. , Based on the signal acquisition means for acquiring the biological signal of the subject, the transmitted X-ray data for the plurality of rotations, and the acquired biological signal, data for one rotation at a specified phase of the biological signal is extracted. Data extracting means for extracting data using a weight table generated by superimposing and normalizing a single weight function, and the designation based on the extracted transmitted X-ray data In the X-ray CT apparatus comprising an image generating means for generating a tomographic image of the subject at the determined position and phase, the biological signal acquired by the signal acquiring means is a signal having a cycle that varies within a predetermined range. ,further A period deviation calculating means for calculating a rate at which the period of the biological signal deviates from a predetermined period, and the data extracting means includes the transmitted X-ray data for the plurality of rotations, the acquired biological signal, and a period of the signal being predetermined. Means for extracting data for one rotation at a specified phase of the biological signal based on a ratio deviating from the period of the signal using a weight table generated by superimposing and normalizing a single weight function. It is characterized by.

本発明の第2の特徴に係るX線CT装置では、上記生体信号の周期が変動する場合であっても、前記生体信号の周期が所定の周期からずれる割合を算出する周期ずれ算出手段を備え、この手段で算出した生体信号の周期を考慮して断層像の再構成に必要なデータを抽出するようにしたので、生体信号のゆらぎによる断層像のアーチファクトを抑制することができる。
また、あらかじめ用意しておいた複数の重みテーブルから断層像生成条件に応じた重みテーブルを選択したり、X線検出器の各列から得られた透過X線のデータのそれぞれに対して重みテーブルを用いてデータを抽出したりする必要が無い。
このように、本発明の第2の特徴に係るX線CT装置では、生成された断層像のアーチファクトが抑制されて、簡単な構成で、かつ迅速に行うことができる。 In the X-ray CT apparatus according to the second feature of the present invention, even if the period of the biological signal fluctuates, the X-ray CT apparatus includes a period deviation calculating unit that calculates a rate at which the period of the biological signal deviates from a predetermined period. Since the data necessary for reconstruction of the tomographic image is extracted in consideration of the period of the biological signal calculated by this means, the artifact of the tomographic image due to the fluctuation of the biological signal can be suppressed.
In addition, a weight table corresponding to the tomographic image generation conditions can be selected from a plurality of weight tables prepared in advance, or a weight table for each of transmitted X-ray data obtained from each column of the X-ray detector. There is no need to extract data using.
As described above, in the X-ray CT apparatus according to the second feature of the present invention, artifacts in the generated tomographic image are suppressed, and can be performed quickly with a simple configuration.

なお、本発明の第2の特徴に係るX線CT装置では、単列検出器もしくは複数列検出器を用いて透過X線データを取得し、断層像を生成することができる。   In the X-ray CT apparatus according to the second feature of the present invention, transmission X-ray data can be acquired using a single-row detector or a multi-row detector, and a tomographic image can be generated.

本発明の第3の特徴に係るX線CT装置は、上記本発明の第1又は第2の特徴に係るX線CT装置において、上記周期ずれ算出手段は、前記信号取得手段で取得した生体信号の周期の平均時間間隔とこの平均時間間隔からずれた周期の時間間隔とから前記周期のずれる割合を算出する周期ずれ率算出手段と、この周期ずれ率算出手段で算出したずれ率を正規化するずれ率正規化手段とを備えたことを特徴とする。   The X-ray CT apparatus according to the third feature of the present invention is the X-ray CT apparatus according to the first or second feature of the present invention, wherein the period deviation calculating means is the biological signal acquired by the signal acquiring means. A period deviation rate calculating means for calculating a rate of deviation of the period from an average time interval of the period and a time interval of the period deviating from the average time interval, and normalizing the deviation rate calculated by the period deviation rate calculating means And a deviation rate normalizing means.

被検体の生体信号の周期が所定の周期からずれる割合を算出する周期ずれ算出手段を備え、単列検出器相当の透過X線データと前記生体信号とこの信号の周期が所定の周期からずれる割合とに基づいて前記生体信号の指定された位相の透過X線データに基づいて被検体の断層像を生成するようにしたので、前記生体信号の周期が変動する場合であっても、この変動による断層像のアーチファクトを抑制することができる。   A rate deviation calculating means for calculating a rate at which the cycle of the biological signal of the subject deviates from a predetermined cycle, and a rate at which the transmission X-ray data equivalent to a single-row detector, the biological signal, and the cycle of this signal deviate from the predetermined cycle The tomographic image of the subject is generated based on the transmission X-ray data of the designated phase of the biological signal based on the above, even if the period of the biological signal varies, Artifacts in tomographic images can be suppressed.

以下、添付図面に従って、本発明に係るX線CT装置の好ましい実施の形態について詳説する。
図1に、本実施の形態が適用されたX線CT装置10の構成を示す。
X線CT装置10は、X線の照射を制御するX線制御部12と、X線制御部12の制御によりX線を照射するX線源14と、X線源14の照射したX線を検出するX線検出器16とを備えている。 Hereinafter, preferred embodiments of an X-ray CT apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
FIG. 1 shows a configuration of an X-ray CT apparatus 10 to which the present exemplary embodiment is applied.
The X-ray CT apparatus 10 includes an X-ray control unit 12 that controls X-ray irradiation, an X-ray source 14 that irradiates X-rays under the control of the X-ray control unit 12, and the X-rays irradiated by the X-ray source 14 And an X-ray detector 16 for detection.

前記X線制御部12は、後述の操作部32で設定したX線条件(X線源14としてのX線管の陽極と陰極間に印加する直流の高電圧を発生させるための管電圧の指令値と、X線管の陽極と陰極間に流す管電流の指令値)になるように制御するX線制御信号を生成する図示省略のX線制御信号生成部と、このX線制御信号生成部で生成された制御信号に基づいて前記管電圧を発生する図示省略の高電圧発生部及び前記管電流を制御するためのX線管のフィラメントを加熱制御する図示省略のフィラメント加熱制御部とで構成され、図示省略のスリップリングとブラシから成る電力供給機構および信号伝達機構を介して図示省略の商用交流電源からの電力および前記操作部32で設定したX線条件指令信号が伝達される。   The X-ray control unit 12 is an X-ray condition set by an operation unit 32 to be described later (a tube voltage command for generating a DC high voltage applied between the anode and cathode of the X-ray tube as the X-ray source 14). An X-ray control signal generator (not shown) that generates an X-ray control signal that is controlled to be a value and a command value of a tube current that flows between the anode and cathode of the X-ray tube, and the X-ray control signal generator A high voltage generator (not shown) that generates the tube voltage based on the control signal generated in step (1) and a filament heating controller (not shown) that controls heating of the filament of the X-ray tube for controlling the tube current. Then, the electric power from the commercial AC power supply (not shown) and the X-ray condition command signal set by the operation unit 32 are transmitted through the power supply mechanism and the signal transmission mechanism including the slip ring and the brush (not shown).

前記X線検出器16は、図2に示すように、複数の検出器列を有しており(本実施の形態ではA、B、C、Dの4列)、チャネル方向と列方向に二次元的に配列された複数のX線検出素子を有する。
このX線検出素子は、例えばシンチレータとフォトダイオードとの組み合わせによって構成され、全体として円筒面状若しくはチャネル方向に関して折れ線状に湾曲したX線入射面を構成しており、例えばチャネル番号iは1〜1000程度である。 As shown in FIG. 2, the X-ray detector 16 has a plurality of detector rows (in this embodiment, four rows of A, B, C, and D), and two channels are arranged in the channel direction and the column direction. It has a plurality of X-ray detection elements arranged in a dimension.
This X-ray detection element is constituted by a combination of, for example, a scintillator and a photodiode, and as a whole, constitutes an X-ray incident surface curved in a cylindrical shape or a polygonal line shape with respect to the channel direction, for example, channel number i is 1 to About 1000.

前記X線検出器16には、図示省略のデータ収集装置が接続され、このデータ収集装置はX線検出器16の個々のX線検出素子の検出データを収集する。   A data collection device (not shown) is connected to the X-ray detector 16, and this data collection device collects detection data of individual X-ray detection elements of the X-ray detector 16.

前記X線源14及びX線検出器16は、X線源／検出器駆動部18により駆動され、相対的な位置関係を保ちつつ回転する。これとともに、検査台駆動部22が検査台20を回転面と垂直方向に移動させる。この回転および移動により螺旋スキャンが行われ、検査台20上に載置された被検体99の透過X線データが取得される。螺旋スキャンの際には、心電計24 により被検体99の心電信号が併せて取得される。   The X-ray source 14 and the X-ray detector 16 are driven by an X-ray source / detector driving unit 18 and rotate while maintaining a relative positional relationship. At the same time, the inspection table driving unit 22 moves the inspection table 20 in the direction perpendicular to the rotation surface. A spiral scan is performed by this rotation and movement, and transmission X-ray data of the subject 99 placed on the examination table 20 is acquired. During the helical scan, the electrocardiogram 24 of the subject 99 is also acquired by the electrocardiograph 24.

X線CT装置10は、また、データ取得制御部26を備えている。データ取得制御部26は、X線制御部12、X線源／検出器駆動部18、検査台駆動部22、および心電計24を制御し、操作部32が設定した条件により透過X線データと心電信号とを取得する。このデ―タ取得制御部26が取得した透過X線データ及び心電信号は前記図示省略のスリップリングとブラシから成る信号伝達機構を介してデータ処理部28に入力され、この入力された透過X線データ及び心電信号に基づいて断層像を再構成する(後述)。再構成された断層像は、表示モニタ30に画像として表示される。   The X-ray CT apparatus 10 also includes a data acquisition control unit 26. The data acquisition control unit 26 controls the X-ray control unit 12, the X-ray source / detector drive unit 18, the examination table drive unit 22, and the electrocardiograph 24, and transmits X-ray data according to the conditions set by the operation unit 32. And get an ECG signal. The transmitted X-ray data and the electrocardiographic signal acquired by the data acquisition control unit 26 are input to the data processing unit 28 via a signal transmission mechanism including a slip ring and a brush (not shown), and the transmitted transmission X-ray data is input. A tomogram is reconstructed based on the line data and the electrocardiogram signal (described later). The reconstructed tomographic image is displayed on the display monitor 30 as an image.

操作部32は図示しないボタンやスイッチを含み、前記X線条件、X線源14及びX線検出器16の回転速度、検査台20の移動速度、断層像再構成における再構成位置や心時相(心電信号の位相)等のスキャンや断層像再構成に必要なパラメータをユーザが設定可能に構成されている。   The operation unit 32 includes buttons and switches (not shown), the X-ray condition, the rotational speed of the X-ray source 14 and the X-ray detector 16, the moving speed of the examination table 20, the reconstruction position and the cardiac phase in the tomographic image reconstruction. Parameters necessary for scanning such as (phase of electrocardiogram signal) and tomographic image reconstruction can be set by the user.

次に、上記実施の形態の動作について説明する。X線CT装置10は、図3に示すフローに従って断層像の再構成を行う。
(1)まず、ステップ100で、透過X線データ及び心電信号を取得する。
本ステップでは、X線源14及びX線検出器16を回転させながらX線源14がX線を照射し、これに併せて検査台20を被検体99の体軸方向に移動させることにより螺旋スキャンを行い、X線検出器16が被検体99の透過X線データを取得する。この際、心電計24が被検体99の心電信号を取得する。
なお、心電同期撮影を行う場合、X線源14及びX線検出器16の回転周期と心電信号の周期(心拍周期)が同じであると、異なる角度情報を得ることができない。したがって、図4に示すように回転周期は心拍周期より所定の間隔(例えば、10％〜20％)ずらすことが好ましい。 Next, the operation of the above embodiment will be described. The X-ray CT apparatus 10 reconstructs a tomographic image according to the flow shown in FIG.
(1) First, in step 100, transmission X-ray data and an electrocardiogram signal are acquired.
In this step, the X-ray source 14 irradiates X-rays while rotating the X-ray source 14 and the X-ray detector 16, and at the same time, the examination table 20 is moved in the body axis direction of the subject 99 to spiral. Scanning is performed, and the X-ray detector 16 acquires transmission X-ray data of the subject 99. At this time, the electrocardiograph 24 acquires an electrocardiographic signal of the subject 99.
When performing electrocardiogram synchronous imaging, different angle information cannot be obtained if the rotation cycle of the X-ray source 14 and the X-ray detector 16 and the cycle of the electrocardiogram signal (heart rate cycle) are the same. Therefore, as shown in FIG. 4, the rotation period is preferably shifted from the heartbeat period by a predetermined interval (for example, 10% to 20%).

(2)次のステップ102で、前記ステップ100で取得した心電信号から心拍周期のずれを算出する(周期ずれ算出手段)。
この心拍周期のずれは、心拍周期の変動によるアーチファクトを低減するために用いるものである。
すなわち、従来の特許文献1に開示されている重みテーブルは、被検体の心拍周期に変動がない場合であるが、例えば不整脈の患者の場合の心拍周期は一定ではなく、該心拍周期は図5に示すように変動しており、このように変動するとアーチファクトを発生しやすい。
これは、従来の重みテーブルは、作成した計測データに掛け合わせる重みテーブルの比率が同じであることによるもので、本発明は前記のように心拍周期のずれも考慮して後述の重みテーブルを作成するものである。 (2) In the next step 102, a heartbeat cycle shift is calculated from the electrocardiogram signal acquired in step 100 (cycle shift calculation means).
This shift in the heartbeat period is used to reduce artifacts due to fluctuations in the heartbeat period.
That is, the conventional weight table disclosed in Patent Document 1 is a case where there is no fluctuation in the heartbeat cycle of the subject. For example, the heartbeat cycle in the case of an arrhythmia patient is not constant. As shown in FIG. 5, if it fluctuates in this way, artifacts are likely to occur.
This is because the conventional weight table has the same ratio of the weight table to be multiplied with the created measurement data, and the present invention creates a weight table to be described later in consideration of the shift of the cardiac cycle as described above. To do.

前記心拍周期のずれの算出は、周期のずれ率を算出し、このずれ率を正規化することによって得るものである。
前記周期のずれ率は、上記図3のフローのステップ100で計測した心電情報を用いて心拍周期のずれ率D_θ、すなわち被検体の心拍周期の平均時間間隔TAVGからずれる割合を下式により算出する(周期ずれ率算出手段)。

ここで、TAVGは数回転分の心拍の計測によって得られた該心拍周期の平均時間間隔、T_θは計測によって取得した心拍の時間間隔である。
この処理は、体動についても同様に、理想的なサイノグラム曲線とのずれを検出することによって周期のずれ率を算出することができる。 The calculation of the shift of the heartbeat cycle is obtained by calculating a shift rate of the cycle and normalizing the shift rate.
The period deviation rate is obtained by calculating the rate of deviation from the heartbeat period deviation rate D _θ , that is, the average time interval TAVG of the subject's heartbeat period using the electrocardiogram information measured in step 100 of the flow of FIG. Calculate (periodic deviation rate calculation means).

Here, Tavg is the average time interval of the cardiac cycle obtained by the measurement of the number revolutions of the heart, the T _theta is the time interval of the heartbeat obtained by the measurement.
In this process, the rate of deviation of the period can be calculated by detecting the deviation from the ideal sinogram curve in the same way for the body movement.

後述の重み関数計算では、該重み関数のレベルを合わせるために、前記ずれ率D_θを正規化したずれ係数D_θ’を用いる。正規化関数をFとすると正規化後のずれ係数D_θ’は下式で与えられる(ずれ率正規化手段)。

In the weight function calculation described later, a shift coefficient D _θ ′ obtained by normalizing the shift rate D _θ is used to match the level of the weight function. When the normalization function is F, the normalized deviation coefficient D _θ ′ is given by the following equation (deviation rate normalizing means).

前記正規化関数Fの単純な例を示すと、Fは心拍のばらつきの実用上の範囲である閾値nに従い、以下の式で与えられる。

When a simple example of the normalization function F is shown, F is given by the following equation according to a threshold value n which is a practical range of heartbeat variation.

(3)次のステップ104では、操作部32を介したユーザの指示入力に基づいて再構成位置を設定し、ステップ106へ進む。再構成位置とは断層像が生成される位置であり、被検体99の体軸方向について指定される位置である。 (3) In the next step 104, the reconstruction position is set based on the user's instruction input via the operation unit 32, and the process proceeds to step 106. The reconstruction position is a position where a tomographic image is generated, and is a position specified in the body axis direction of the subject 99.

(4)ステップ106では、X線検出器16の各列(A、B、C、D)が取得した透過X線データから、図6に示す単列検出器相当の計測データD(複数回転分、本実施の形態では5回転分)を作成する(後述)。このデータは、再構成位置において単列検出器を複数回転して得られるようなデータである。 (4) In step 106, from the transmitted X-ray data acquired by each column (A, B, C, D) of the X-ray detector 16, the measurement data D corresponding to the single-row detector shown in FIG. In this embodiment, 5 rotations) are created (described later). This data is data obtained by rotating the single-row detector a plurality of times at the reconstruction position.

(5)次のステップ108では、操作部32を介したユーザの指示入力に基づいて再構成を行う心時相を指定し、ステップ110へ進んで指定した心時相に対応する計測データ位置を選択した後にステップ112へ進む。 (5) In the next step 108, a cardiac time phase to be reconfigured is designated based on the user's instruction input via the operation unit 32, and the process proceeds to step 110 to set the measurement data position corresponding to the designated cardiac time phase. After selection, go to step 112.

(6)ステップ112では、重みテーブルTwを作成する(後述)。
この重みテーブルTwは、上記のステップ106で作成した単列検出器相当の計測データDから、上記ステップ110で指定した心時相における1回転分の計測データを抽出するために用いるものである。 (6) In step 112, a weight table Tw is created (described later).
The weight table Tw is used to extract measurement data for one rotation in the cardiac phase specified in step 110 from the measurement data D corresponding to the single-row detector created in step 106.

この重みテーブルTwは、X線検出器16の各列(A、B、C、D)のそれぞれに対応して作成する必要はなく、単列検出器相当の計測データDについて作成すればよい。すなわち、この単列検出器相当の計測データDを用いることにより、各列に対応した複数の重みテーブルをあらかじめ用意しておく必要が無いので、簡単な構成で、かつ迅速に断層像の再構成を行うことができるようになる。   This weight table Tw does not need to be created corresponding to each column (A, B, C, D) of the X-ray detector 16, but may be created for measurement data D corresponding to a single-row detector. That is, by using the measurement data D corresponding to this single-row detector, it is not necessary to prepare a plurality of weight tables corresponding to each row in advance, so that a tomographic image can be reconstructed quickly with a simple configuration. Will be able to do.

(7)次のステップ114では、計測データDに重みテーブルTwを掛け合わせて指定した心時相における1回転分の計測データD’を抽出し(図7参照)、ステップ116へ進む。 (7) In the next step 114, the measurement data D 'for one rotation in the cardiac phase specified by multiplying the measurement data D by the weight table Tw is extracted (see FIG. 7), and the process proceeds to step 116.

(8)ステップ116では計測データD’に基づいて断層像を再構成し(図8参照)、次のステップ118において表示モニタ30に断層像を表示した後にステップ120へ進む。なお、ステップ116における断層像の再構成は、従来から知られている技術により行うことができる。 (8) In step 116, the tomographic image is reconstructed based on the measurement data D '(see FIG. 8). After the tomographic image is displayed on the display monitor 30 in the next step 118, the process proceeds to step 120. Note that the tomographic image reconstruction in step 116 can be performed by a conventionally known technique.

(9)ステップ120では、心時相を再指定するか否かを判断する。この判断は、操作部32を介したユーザの指示入力により行うことができる。肯定されると、上記のステップ108からステップ118を繰り返して指定された心時相における断層像を再構成し、表示する。この場合、単列検出器相当の計測データDが既に作成されているので、心時相を指定するごとにデータ作成処理を行う必要はなく、断層像の再構成を迅速に行うことができる。 (9) In step 120, it is determined whether or not to respecify the cardiac time phase. This determination can be made by a user instruction input via the operation unit 32. If the determination is affirmative, the above steps 108 to 118 are repeated to reconstruct and display a tomographic image at the specified cardiac phase. In this case, since measurement data D corresponding to a single-row detector has already been created, it is not necessary to perform data creation processing every time a cardiac time phase is designated, and tomographic image reconstruction can be performed quickly.

(10)一方、ステップ120において判断が否定されるとステップ122へ進み、再構成位置を再設定するか否かを判断する。この判断は、操作部32を介したユーザの指示入力により行うことができる。肯定されるとステップ104へ戻り、否定されるとステップ124へ進む。 (10) On the other hand, if the determination in step 120 is negative, the process proceeds to step 122 to determine whether or not to reset the reconstruction position. This determination can be made by a user instruction input via the operation unit 32. If the determination is affirmative, the process returns to step 104, and if the determination is negative, the process proceeds to step 124.

(11)ステップ124では、計測データおよび心電信号を再取得するか否かを判断する。この判断は、操作部32を介したユーザの指示入力により行うことができる。肯定されるとステップ100へ戻り、否定されると本処理ルーチンを終了する。 (11) In step 124, it is determined whether or not to reacquire measurement data and an electrocardiogram signal. This determination can be made by a user instruction input via the operation unit 32. If the determination is affirmative, the process returns to step 100, and if the determination is negative, this processing routine is terminated.

以上説明したように、X線CT装置10では、断層像の再構成を簡単な構成で、かつ迅速に行うことができる。   As described above, the X-ray CT apparatus 10 can perform reconstruction of tomographic images quickly with a simple configuration.

次に、図3に示すフローのステップ106における単列検出器相当の計測データ算出処理について説明する。図9に、計測データ算出処理のフローを示す。   Next, measurement data calculation processing corresponding to a single-row detector in step 106 of the flow shown in FIG. 3 will be described. FIG. 9 shows a flow of measurement data calculation processing.

(12)まず、ステップ200において、再構成位置における全周分のデータ(X線検出器1列分)を作成する。この処理は、以下のようにして行う。 (12) First, in step 200, data for the entire circumference at the reconstruction position (for one row of X-ray detectors) is created. This process is performed as follows.

図10に示すように、時刻ｔ0において、X線検出器のある列(ここではA列とする)が再構成位置にあるものとする。この場合、Ａ列がデータを取得できるのは検出器のチャネル方向の広がりに相当する角度、すなわち(θ0−Δθ)から(θ0＋Δθ)の範囲(実線の範囲)であり、その他の角度(点線の範囲)については、他の時刻におけるデータから補間により作成する必要がある。   As shown in FIG. 10, it is assumed that at a time t0, a certain column of X-ray detectors (here, column A) is at the reconstruction position. In this case, the column A can acquire data in an angle corresponding to the spread in the channel direction of the detector, that is, a range from (θ0−Δθ) to (θ0 + Δθ) (solid line range), and other angles (dotted line). The (range) needs to be created by interpolation from data at other times.

図11は、再構成位置での時刻t0における角度θ1からθ2の範囲のデータを、他の時刻におけるデータの補間により作成する様子を示すものである。
補間は、A列が角度θ1からθ2の範囲のデータを取得している時刻(ここではt0−Δtおよびt0＋Δtとする)のデータを基に行う。
他の角度範囲においても、角度θ1からθ2の範囲と同様にしてデータを作成
する。これを全角度において行うことにより、再構成位置における時刻t0での全周分のデータが作成できる。なお、以上の説明は、列Ａが再構成位置にある時刻、すなわちt＝t0でのデータについてのものである。 FIG. 11 shows a state where data in the range of angles θ1 to θ2 at time t0 at the reconstruction position is created by interpolation of data at other times.
Interpolation is performed on the basis of data at the time when the column A acquires data in the range of angles θ1 to θ2 (here, t0−Δt and t0 + Δt).
In other angle ranges, data is created in the same manner as in the range of angles θ1 to θ2. By performing this operation at all angles, data for the entire circumference at time t0 at the reconstruction position can be created. The above description is about data at the time when column A is at the reconstruction position, that is, t = t0.

(13)次のステップ202では、X線検出器16の全列(列A、B、C、D)についてデータを作成したか否かを判断する。肯定されるとステップ204へ進み、否定されるとステップ200へ戻る。すなわち、列B、C、Dが再構成位置にある時刻(それぞれt1、t2、t3とする)はt0と異なるので、ステップ200の処理を列B、C、Dについても繰り返し、それぞれの時刻において再構成位置での全周分のデータを作成する。 (13) In the next step 202, it is determined whether data has been created for all columns (columns A, B, C, D) of the X-ray detector 16. If the determination is affirmative, the process proceeds to step 204, and if the determination is negative, the process returns to step 200. That is, the time at which columns B, C, and D are at the reconstruction position (t1, t2, and t3, respectively) is different from t0, so the process of step 200 is repeated for columns B, C, and D at each time. Data for the entire circumference at the reconstruction position is created.

(14)ステップ204では、上記ステップ102で心拍のずれ率Dθを計算した後、図12に示すように、螺旋スキャンによって得られた多列検出器による計測データから、再構成位置(図3のフローのステップ104)を設定し、その位置における単列検出器相当の計測データを作成する。
スキャナ位置の移動によって再構成位置と各スライスの位置関係が変化し、図12の<1>の時はAスライス、<2>の時はBスライス、<3>の時はCスライス、<4>の時はD スライスへと移行し、再構成位置は同じで<1>→<2>→<3>→<4>へと時間が変化する。 (14) In step 204, after calculating the heart rate deviation rate Dθ in step 102, as shown in FIG. 12, from the measurement data obtained by the multi-row detector obtained by the helical scan, the reconstruction position (in FIG. Step 104) of the flow is set, and measurement data corresponding to the single-row detector at that position is created.
The positional relationship between the reconstruction position and each slice changes due to the movement of the scanner position. In Fig. 12, <1> is A slice, <2> is B slice, <3> is C slice, <4 When>, move to D slice, the reconstruction position is the same, and the time changes from <1> to <2> to <3> to <4>.

このようにして取得された各列の計測データに対して、特定の位置に対応する線形な重み関数を用意し、加重加算する。
これは取得したいAスライスとBスライスとの間の値をX、Aスライスの計測値をXA、Bスライスの計測値をXB、内積比をkとすると、Xは下式により算出される。

A linear weight function corresponding to a specific position is prepared for the measurement data of each column acquired in this way, and weighted addition is performed.
If the value between the A slice and the B slice to be acquired is X, the measurement value of the A slice is XA, the measurement value of the B slice is XB, and the inner product ratio is k, X is calculated by the following equation.

前記kは内積比であるので、通常0≦k≦1であるが、AスライスやDスライスの外側では、外積を用いて、例えば、Dと存在しない次の列のX線検出器(このX線検出器を仮想検出器と記す)データをCとDのデータとから外挿により作成し、前記Dと仮想検出器の検出データから存在しない列の検出器データを仮想的に作成することもできるよう、k＞1や k＜0の値もとり得る。   Since k is an inner product ratio, usually 0 ≦ k ≦ 1, but outside the A slice and the D slice, using an outer product, for example, an X-ray detector of the next column that does not exist as D (this X (The line detector is referred to as a virtual detector.) Data can be created by extrapolation from the data of C and D, and detector data in a column that does not exist can be created virtually from the detection data of D and the virtual detector. As possible, k> 1 and k <0 values are possible.

このように、設定した再構成位置が各列の検出器にある時は、対応する検出器
の計測データとし、検出器間にある時、あるいは検出器外にある時は、内挿又は外挿補間により求める。
この処理を繰り返し、全周分(θ＝0〜2π)のデータを作成する。 In this way, when the set reconstruction position is in the detector of each row, the measurement data of the corresponding detector is used, and when it is between detectors or outside the detector, interpolation or extrapolation is performed. Obtained by interpolation.
This process is repeated to create data for the entire circumference (θ = 0 to 2π).

(15)次のステップ206では、所定の回転数分(ここでは5回転とする)のデータを作成したか否かを判断する。肯定されると本処理ルーチンを終了してリターンし、否定されるとステップ204へ戻る。すなわち、所定の回転数に相当する時間において、ステップ204の処理を繰り返す。 (15) In the next step 206, it is determined whether data for a predetermined number of rotations (here, 5 rotations) has been created. If the determination is affirmative, the processing routine is terminated and the process returns. If the determination is negative, the process returns to step 204. That is, the process of step 204 is repeated for a time corresponding to a predetermined rotation speed.

以上の処理により、再構成位置における単列検出器相当の計測データD(5回転分)が作成される。   Through the above processing, measurement data D (for 5 rotations) corresponding to the single-row detector at the reconstruction position is created.

次に、図3に示すフローのステップ112における重みテーブル作成処理について説明する。   Next, the weight table creation process in step 112 of the flow shown in FIG. 3 will be described.

図13に重みテーブル作成処理のフローを示す。
この図13の重みテーブル作成処理は、被検体の心拍周期の変動も考慮して作成するものである。 FIG. 13 shows a flow of the weight table creation process.
The weight table creation process in FIG. 13 is created in consideration of fluctuations in the heartbeat cycle of the subject.

(16)まず、ステップ300において、図14に示すように、心拍計測値のピーク点を中心に、180°の範囲の重みを持った、複数回転分の重み関数を作成する。
角度θでの重み関数をW_θ、中心角度をθ₀、次数をnとすると、重み関数W_θは下式で表される。

前記式(5)のσは、 のとき、W_θが0にならないようにするための定数である。 (16) First, in step 300, as shown in FIG. 14, a weight function for a plurality of rotations having a weight in the range of 180 ° is created around the peak point of the heartbeat measurement value.
When the weighting function at the angle θ is W _θ , the center angle is θ ₀ , and the order is n, the weighting function W _θ is expressed by the following equation.

Σ in the equation (5) is a constant for preventing W _{θ from} becoming 0 when

上記式(5)より、重み関数W_θは、D'_θ(ステップ102で求めた心拍周期のずれ率D_θを正規化したずれ係数)に依存するため、体動が大きい位置ほど、重み関数の値は小さくなる。 From the above equation (5), the weighting function W _θ depends on D ′ _θ (the deviation coefficient obtained by normalizing the heartbeat period deviation rate D _θ obtained in step 102). The value of becomes smaller.

(17)次に、ステップ302において、前記ステップ300で作成した複数回転分の重み関数を1回転分に折り折り畳んで加算する。 (17) Next, in step 302, the weight function for a plurality of rotations created in step 300 is folded into one rotation and added.

(18)次のステップ304では、以下の式により、対向データとの和を一定とするために、図15に示すように、180°分の計測データ量に相当する逆数データを作成し、重みテーブルに加算する。
正規化後の重み関数をW'_θとすると、該W'_θは下式で与えられる。

(18) In the next step 304, in order to make the sum with the opposite data constant by the following formula, as shown in FIG. 15, reciprocal data corresponding to the measurement data amount for 180 ° is created and weighted: Add to table.
If the weight function after normalization is W ′ _θ , the W ′ _θ is given by the following equation.

(19)ステップ306では、以下の式より、五回転分の正規化重み関数Ω_θを作成する(図15参照)。

なお、C_θ’は、C_θを5回転分並べた関数である。 (19) In step 306, a normalized weight function Ω _θ for five rotations is created from the following equation (see FIG. 15).

C _θ ′ is a function in which C _θ is arranged for five rotations.

(20)上記ステップ306で作成した正規化重み関数ΩθはX線検出器が平面上に存在することを前提としているが、実際にはX線検出器は扇形状に配置されている(図2参照)。
そこで、次のステップ308において、平行ビームへの並び替えを行い、重みテーブルTwを作成する(図16参照)。
本ステップ308における前記平行ビームへの並び替え処理は、従来から知られている方法により行うことができる。
平行ビームへの並び替えにより重みテーブルTwを作成すると、本処理ルーチンを終了してリターンする。 (20) Although the normalized weight function Ωθ created in step 306 above assumes that the X-ray detector exists on a plane, the X-ray detector is actually arranged in a fan shape (FIG. 2). reference).
Therefore, in the next step 308, rearrangement into parallel beams is performed to create a weight table Tw (see FIG. 16).
The rearranging process to the parallel beam in step 308 can be performed by a conventionally known method.
When the weight table Tw is created by rearranging to parallel beams, this processing routine is terminated and the process returns.

このようにして、重みテーブルTwを作成し、単列検出器相当の計測データDとを掛け合わせ、1回転分に折り畳む(図16参照)。
これにより、1回転分の特定位置の特定心時相の計測データが完成する。
後は単列検出器のデータとして、断層像を再構成すると、目的の画像を作成することができる(図16参照）。 In this way, the weight table Tw is created, multiplied by the measurement data D corresponding to the single-row detector, and folded for one rotation (see FIG. 16).
As a result, measurement data of a specific cardiac time phase at a specific position for one rotation is completed.
After that, if the tomographic image is reconstructed as single-row detector data, the target image can be created (see FIG. 16).

ここで、従来技術とを比較するために、従来の重みテーブルの例(心拍周期にずれが無く、一定であるとした場合)を図17に示す。
従来技術では、重みテーブルW_θはD'_θを持たなかったため、心拍や体動に関わらず、一定の重みテーブルを作成していた。
そのため、心拍の変動が大きい計測データも均等に使用し、画像にアーチファクトを生じる原因となっていた。 Here, in order to compare with the prior art, FIG. 17 shows an example of a conventional weight table (when the heartbeat period is constant and constant).
In the prior art, since the weight table W _θ does not have D ′ _θ , a constant weight table is created regardless of the heart rate and body movement.
For this reason, measurement data with a large fluctuation in heart rate is used evenly, causing artifacts in the image.

なお、本実施の形態では5回転分の計測データを作成し、このデータを基に断層像の再構成を行う場合について説明したが、何回転分の計測データを作成するかは断層像の再構成等を反映して設定すれば良い。   In this embodiment, measurement data for five rotations is created and the tomographic image is reconstructed based on this data. However, how many rotations of measurement data are created depends on the tomographic image reconstruction. What is necessary is just to set reflecting a structure etc.

また、本実施の形態では、4列の検出器の例について説明したが、X線検出器は4列以上、あるいは4列以下であっても良い。   In the present embodiment, an example of a four-row detector has been described. However, the X-ray detector may have four or more rows or four or less rows.

本発明が適用されたX線CT装置の構成図。1 is a configuration diagram of an X-ray CT apparatus to which the present invention is applied. 本発明が適用されるX線CT装置のX線検出器の構成およびX線照射との関係を説明する図。The figure explaining the structure of the X-ray detector of the X-ray CT apparatus to which this invention is applied, and the relationship with X-ray irradiation. 本発明の断層像再構成処理を示すフローチャート。The flowchart which shows the tomogram reconstruction process of this invention. 本発明に係る多列X線検出器の回転周期と心拍周期との関係を示す図。The figure which shows the relationship between the rotation period of the multi-row X-ray detector which concerns on this invention, and a heartbeat period. 本発明に係る心拍周期の変動を示す図。The figure which shows the fluctuation | variation of the heartbeat period which concerns on this invention. 本発明に係る単列検出器相当計測データ作成処理のイメージを示す図。The figure which shows the image of measurement data preparation processing corresponding to a single row detector concerning the present invention. 本発明に係る1回転分の計測データ作成処理のイメージを示す図。The figure which shows the image of the measurement data creation process for 1 rotation which concerns on this invention. 本発明に係る1回転分の計測データから断層像を再構成する様子を示すイメージ図。The image figure which shows a mode that a tomogram is reconstructed from the measurement data for 1 rotation which concerns on this invention. 本発明に係る単列計測器相当の計測データ作成処理を示すフローチャート。The flowchart which shows the measurement data creation process equivalent to the single row measuring device which concerns on this invention. 本発明に係るある時刻におけるデータ取得範囲を示す図。The figure which shows the data acquisition range in the certain time which concerns on this invention. 本発明に係る補間によるデータ作成を示す図。The figure which shows the data preparation by the interpolation which concerns on this invention. 本発明に係る複数列検出器から得られた計測データを単列検出器相当に変換する図。The figure which converts the measurement data obtained from the multiple-row detector according to the present invention into a single-row detector. 本発明に係る重みテーブル作成処理を示すフローチャート。The flowchart which shows the weight table creation process which concerns on this invention. 本発明に係る単列検出器相当の計測データを作成するための重み加算係数の例。The example of the weight addition coefficient for creating the measurement data equivalent to the single row detector concerning the present invention. 本発明に係る正規化重み関数の作成を示す図。The figure which shows creation of the normalization weight function which concerns on this invention. 本発明に係る重みテーブルの作成から断層像作成までの様子を示す図。The figure which shows the mode from preparation of the weight table which concerns on this invention to preparation of a tomogram. 従来技術による重みテーブル作成の例。The example of weight table preparation by a prior art.

符号の説明Explanation of symbols

10 X線CT装置、12 X線制御部、14 X線源、16 X線検出器、20 検査台、24 心電計、26 データ取得制御部、28 データ処理部、30 表示モニタ、32 操作部、99 被検体、D 単列検出器相当計測データ、D’ 指定心時相における計測データ、D_θ 心拍周期のずれ率、D_θ’ 正規化したずれ係数、F 正規化関数、TAVG 心拍周期の平均時間間隔、T_θ ある心拍周期の時間間隔、Tw 重みテーブル、W_θ 重み関数、Ω_θ 正規化重み関数 10 X-ray CT system, 12 X-ray control unit, 14 X-ray source, 16 X-ray detector, 20 examination table, 24 electrocardiograph, 26 data acquisition control unit, 28 data processing unit, 30 display monitor, 32 operation unit , 99 subjects, D single-row detector equivalent measurement data, measurement data at D 'specified cardiac phase, D _θ heart rate deviation rate, D _θ ' normalized deviation coefficient, F normalization function, TAVG heart rate Average time interval, time interval of T _θ heartbeat cycle, Tw weight table, W _θ weight function, Ω _θ normalized weight function

Claims (3)

被検体を透過したＸ線を検出する複数列X線検出器を有し、前記被検体を螺旋スキャンすることにより複数列の透過Ｘ線データを取得するデータ取得手段と、
前記被検体の生体信号を取得する信号取得手段と、
前記取得した複数列の透過Ｘ線データから、被検体の体軸方向の指定された位置で単列検出器を複数回転して得られる単列検出器相当の透過Ｘ線データを算出するデータ算出手段と、
前記単列検出器相当の透過Ｘ線データと前記取得した生体信号とに基づいて、生体信号の指定された位相における透過Ｘ線データを抽出するデータ抽出手段と、前記抽出した透過Ｘ線データに基づいて前記指定された位置における被検体の断層像を生成する画像生成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置において、前記信号取得手段で取得する生体信号は、所定の範囲で変動する周期を有する信号であって、さらに前記生体信号の周期が所定の周期からずれる割合を算出する周期ずれ算出手段を備え、前記データ抽出手段は、前記単列検出器相当の透過Ｘ線データと前記取得した生体信号とこの信号の周期が所定の周期からずれる割合とに基づいて、生体信号の指定された位相における透過Ｘ線データを抽出する手段を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 A data acquisition unit that includes a plurality of rows of X-ray detectors that detect X-rays transmitted through the subject, and obtains a plurality of rows of transmitted X-ray data by spiral scanning the subject;
Signal acquisition means for acquiring a biological signal of the subject;
Data calculation for calculating transmission X-ray data equivalent to a single-row detector obtained by rotating the single-row detector at a specified position in the body axis direction of the subject from the acquired plural rows of transmitted X-ray data. Means,
Based on the transmitted X-ray data corresponding to the single-row detector and the acquired biological signal, data extracting means for extracting the transmitted X-ray data at a specified phase of the biological signal, and the extracted transmitted X-ray data An X-ray CT apparatus comprising: an image generation unit configured to generate a tomographic image of the subject at the specified position based on the biological signal acquired by the signal acquisition unit is a signal having a cycle that varies within a predetermined range And further comprising a period deviation calculating means for calculating a rate at which the period of the biological signal deviates from a predetermined period, wherein the data extracting means includes the transmitted X-ray data corresponding to the single-row detector and the acquired biological signal. And means for extracting transmitted X-ray data at a specified phase of the biological signal based on the ratio of the period of the signal to a predetermined period. Apparatus. 被検体に関し、体軸方向の指定された位置における該体軸周りに複数回転分の透過Ｘ線デ―タを取得するデータ取得手段と、
前記被検体の生体信号を取得する信号取得手段と、
前記複数回転分の透過Ｘ線データと前記取得した生体信号とに基づいて、生体信号の指定された位相における１回転分のデータを抽出するデータ抽出手段であって、単一の重み関数を重ね合せおよび正規化して生成
した重みテーブルを用いてデータを抽出するデータ抽出手段と、前記抽出された透過Ｘ線データに基づいて、前記指定された位置および位相における被検体の断層像を生成する画像生成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置において、前記信号取得手段で取得する生体信号は、所定の範囲で変動する周期を有する信号であって、さらに前記生体信号の周期が所定の周期からずれる割合を算出する周期ずれ算出手段を備え、前記データ抽出手段は、前記複数回転分の透過Ｘ線データと前記取得した生体信号とこの信号の周期が所定の周期からずれる割合とに基づいて前記生体信号の指定された位相における１回転分のデータを単一の重み
関数を重ね合せおよび正規化して生成した重みテーブルを用いて抽出する手段を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 Data acquisition means for acquiring transmission X-ray data for a plurality of rotations around the body axis at a specified position in the body axis direction with respect to the subject;
Signal acquisition means for acquiring a biological signal of the subject;
Data extraction means for extracting data for one rotation in a specified phase of a biological signal based on the transmitted X-ray data for a plurality of rotations and the acquired biological signal, and superimposing a single weight function Data extracting means for extracting data using a weight table generated by combining and normalizing, and an image for generating a tomographic image of the subject at the specified position and phase based on the extracted transmitted X-ray data In the X-ray CT apparatus including the generation unit, the biological signal acquired by the signal acquisition unit is a signal having a cycle that varies in a predetermined range, and the cycle of the biological signal further deviates from the predetermined cycle. The data extraction means includes the transmission X-ray data for the plurality of rotations, the acquired biological signal, and the period of the signal being a predetermined period. And a means for extracting data for one rotation in a specified phase of the biological signal based on a deviation ratio using a weight table generated by superimposing and normalizing a single weight function. X-ray CT system. 前記周期ずれ算出手段は、前記信号取得手段で取得した生体信号の周期の平均時間間隔とこの平均時間間隔からずれた周期の時間間隔とから前記周期のずれる割合を算出する周期ずれ率算出手段と、この周期ずれ率算出手段で算出したずれ率を正規化するずれ率正規化手段とを備えて成る請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置。   The period deviation calculation means is a period deviation rate calculation means for calculating a rate of deviation of the period from an average time interval of the period of the biological signal acquired by the signal acquisition means and a time interval of a period that is shifted from the average time interval. The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising a deviation rate normalizing unit that normalizes the deviation rate calculated by the periodic deviation rate calculating unit.

Images