JP5486776B2 - X-ray CT apparatus and control program thereof - Google Patents
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
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- A61B6/508—Clinical applications for non-human patients
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。 The present invention relates to an X-ray CT apparatus that generates a tomographic image of a subject based on projection data obtained when the subject is irradiated with X-rays, and a control program therefor.
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。 As is well known, an X-ray CT apparatus includes an X-ray generator and an X-ray detector that are arranged opposite to each other with a subject interposed therebetween, and the X-ray generator and the X-ray detector are relative to the subject. CT imaging is performed to irradiate and detect X-rays while rotating. Then, projection data indicating the degree of X-ray attenuation (degree of X-ray absorption by the subject) is collected at each rotation angle in the CT imaging process, and a tomographic image (CT image) of the subject is obtained based on the obtained projection data. ) Is generated.
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。 Here, during the CT imaging, if an imaging target region such as an organ moves in accordance with the body movement of the subject such as respiratory motion, an artifact occurs in the finally obtained CT image. Therefore, conventionally, a respiratory synchronization scan that detects CT motion of a subject and performs CT imaging (scanning) in accordance with a phase in which movement of an organ caused by respiration can be regarded as almost stationary has been proposed. (For example, Patent Documents 1 and 2 below). According to this technique, it is possible to reduce the rate of occurrence of artifacts due to body movement, and it is easy to obtain a suitable CT image.
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。 However, in the above technique, a dedicated detection device, for example, a respiration detection device, is provided to detect body movement. As a result, there have been problems such as an increase in cost as a whole diagnostic system including the X-ray CT apparatus and a complicated configuration. Further, such a respiration detection device has to be attached to and detached from the subject as appropriate, which is troublesome. Furthermore, the respiration detection device attached to the subject is depicted in a tomographic image, which may reduce the reliability of the tomographic image.
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。 Therefore, an object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus that can detect the body movement of a subject without using a dedicated apparatus, and a control program therefor.
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。 X-ray CT apparatus of the present invention is a driving control means for controlling the measuring means having a oppositely disposed X-ray generator and X-ray detector across the object, the drive of the measuring means, wherein With the X-ray generator and the X-ray detector stationary with respect to the subject, the subject is irradiated with X-rays for a longer time than the subject's respiratory cycle and detected by the X-ray detector. Drive control means for causing the measurement means to execute at least one preliminary imaging for collecting the detected detection result data at a predetermined time shorter than a stationary period from the end of expiration of the subject to the start of expiration ; The overall size of the detection value in each detection result data for each specified time obtained in the preliminary shooting is calculated for each specified time, and the overall detection value for each specified time in the preliminary shooting period is calculated. based on the temporal change of size Te, extracts data variation caused by respiration, based on the extraction results, characterized in that it comprises a body motion characteristic calculation means for calculating a respiratory characteristic of the subject.
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。 In a preferred aspect, the measurement means further includes a rotation mechanism for rotating the X-ray generator and the X-ray detector relative to the subject, and the drive control means calculates the respiratory characteristics. In this case, the CT imaging for irradiating the subject with X-rays while driving the rotation mechanism and collecting the detection result data detected by the X-ray detector for each specified rotation angle is performed according to the respiratory characteristics. The X-ray CT apparatus is further executed a plurality of times, and the X-ray CT apparatus further includes a sinogram generating means for generating a sinogram in which detection result data obtained by each CT imaging is arranged in order of rotation angle, and a plurality of results obtained by a plurality of CT imaging results. based of the sinogram, the sinogram correction section that generates a corrected sinogram removing or reducing the data variation caused by respiration, the corrected sinogram And a tomographic image producing means for producing a tomographic image based.
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。 The drive control means preferably drives and controls the measurement means according to the respiratory characteristics so that the phase of respiration with respect to the rotation angle of the X-ray generator and X-ray detector differs for each CT scan. .
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。 The sinogram correction means preferably compensates for a data fluctuation portion caused by respiration in one sinogram with data of a corresponding angle portion in another sinogram. Further, it is desirable that the sinogram correcting means further averages an angular portion in which no data fluctuation caused by respiration occurs in any of the plurality of sinograms.
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。 In another preferred aspect, the preliminary imaging is performed in a state where the X-ray generator and the X-ray detector are stationary with respect to the subject. Further, it is desirable that the body motion characteristic calculating means calculates at least a respiration cycle as a respiration characteristic.
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。
Another control program for an X-ray CT apparatus according to the present invention is a drive control means for controlling the drive of a measurement means having an X-ray generator and an X-ray detector arranged opposite to each other with a computer interposed therebetween. In the state where the X-ray generator and the X-ray detector are stationary with respect to the subject, the subject is irradiated with X-rays for a longer time than the respiratory cycle of the subject and X-rays are emitted. Drive that causes the measurement means to perform at least one preliminary imaging for collecting detection result data detected by the detector at a predetermined time shorter than a stationary period from the end of expiration of the subject to the start of expiration and control means, wherein calculating the overall size of the detection value at each detection result data obtained for each specified time in the preliminary shot every specified time, the detection value for each said specified time during the preliminary imaging period Overall Wherein based on the temporal change of is come to extract data variation caused by respiration, on the basis of the extraction result, the body motion characteristic calculation means for calculating a respiratory characteristic of the subject, that is to function And
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。 According to the present invention, body motion characteristics of a subject are calculated based on detection result data obtained as a result of preliminary imaging. As a result, the body movement of the subject can be detected without using a dedicated device.
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。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention. FIG. 2 is a perspective view of the measurement unit 10 of the X-ray CT apparatus.
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。 As is well known, an X-ray CT apparatus is an apparatus that generates a tomographic image (CT image) of a subject based on projection data obtained by irradiating the subject with X-rays. In addition to the tomographic image generation function, the X-ray CT apparatus according to the present embodiment further includes a function for detecting characteristics of body movement of the subject, for example, a period of body movement. A more suitable tomographic image can be generated using the detected body motion characteristics. Hereinafter, the X-ray CT apparatus will be described in detail.
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。 The X-ray CT apparatus of this embodiment has a configuration suitable when a small animal such as a mouse, rat, guinea pig, hamster or the like used in animal experiments is used as a subject. However, by changing the configuration of the gantry 18 and the container 24 described later, a person or the like can be used as the subject.
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。 As shown in FIG. 1, the X-ray CT apparatus includes a measurement unit 10 that acquires projection data, and a calculation control unit 12 that controls driving of the measurement unit 10 and executes various calculations based on the obtained projection data. It is roughly divided into
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。 As shown in FIG. 2, the measurement unit 10 is provided with a main body having a gantry 18. An opening is formed in the upper surface 16A of the main body 16, and an arm 26 projects upward from the opening. The arm 26 forms a part of the slide mechanism 68. The arm 26 is connected to the container 24, and slides (moves and scans) the container 24 in the direction of the rotation center axis.
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。 On the other hand, in the gantry 18, a measurement unit including an X-ray generator 52 and an X-ray detector 60 is accommodated. The measuring unit rotates around the rotation center axis. A hollow portion 18A is formed in the central portion of the gantry 18 in the direction of the rotation center axis. The hollow portion 18A is a non-penetrating type, but may be a penetrating type.
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***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。 The container 24 is a capsule for storing a subject (a small animal or a tissue extracted therefrom), and the shape thereof is a hollow, substantially cylindrical shape in the present embodiment. The container 24 is arranged in a state where the container center axis coincides with the rotation center axis. Specifically, the base end portion of the container 24 is detachably attached to the upper end portion of the arm 26 described above. In this case, examples of the attachment / detachment mechanism include various engagement mechanisms or screwing mechanisms. As described above, the container 24 has a hollow cylindrical shape, and one or a plurality of small animals are disposed in the container 24 in the present embodiment. With such a configuration, the hair of a small animal can be prevented from coming into direct contact with the gantry 18. In addition, it is possible to prevent the problem that small animal excrement or detached hair is released to the outside. Furthermore, since it becomes possible to restrain a small animal in the container 24 with a fixture, problems such as image blurring when a CT image is reconstructed can be prevented. It is desirable to prepare a plurality of types of containers having different sizes and shapes and selectively use the containers.
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。 After the container 24 is attached to the arm 26, the arm 26 is driven forward along the direction of the rotation center axis, whereby the container 24 is inserted into the cavity 18A of the gantry 18. At this time, the container 24 is positioned so that the X-ray beam is set at the measurement position in the specimen. Further, such a measurement position is changed continuously or stepwise. As a result, a large number of CT sections spatially aligned at a predetermined pitch are formed.
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。 An operation panel 20 is provided on the upper surface 16A of the main body 16, and the operation panel 20 includes a plurality of switches, indicators, and the like. Using this operation panel 20, the user can operate the operation of the apparatus at the measurement site. A plurality of casters 22 are provided below the main body 16.
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。 In the measurement unit 10, an X-ray generator 52 is provided on one side and the X-ray detector 60 is provided on the other side with the rotation center axis O therebetween (see FIG. 1). A collimator 54 is provided on the irradiation side of the X-ray generator 52. The X-ray generator 52 emits an X-ray beam 56 having an intensity corresponding to the supplied drive voltage. As shown in FIG. 1, the X-ray beam has a divergent or fan shape (that is, a fan beam shape). On the other hand, the X-ray detector 60 is configured by arranging a plurality of (for example, 100) X-ray detection elements in a line, and an X-ray receiving opening is set according to the opening angle of the X-ray beam 56. Incidentally, the arrangement of the plurality of X-ray detection elements may be linear or arcuate. In the present embodiment, a highly sensitive X-ray detection element is used. The detection value detected by the X-ray detector 60 is output to the processor 30 as projection data. In FIG. 1, the voltage source connected to the X-ray generator 52 and the signal processing circuit connected to the X-ray detector 60 are not shown.
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。 In FIG. 1, reference numeral 58 denotes an effective field of view. This is a circular area in which a CT image can be formed when the X-ray beam 56 is rotated and scanned. Incidentally, the effective visual field 58 is determined according to the positional relationship between the rotation center axis, the X-ray generator 52, and the X-ray detector 60. In this embodiment, since the displacement mechanism 62 is provided, it is possible to change the positional relationship between them and mechanically vary the magnification of the CT image.
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。 That is, the X-ray generator 52 and the X-ray detector 60 are connected to the displacement mechanism 62, and the displacement mechanism 62 maintains the distance between the X-ray generator 52 and the X-ray detector 60. They (that is, the measurement unit) are displaced in the beam axis direction of the X-ray beam 56. In this case, the rotation center axis O is not changed, that is, the magnification can be changed by moving the measurement unit without moving the container described above. The displacement mechanism 62 includes a motor 62A for generating a displacement force.
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。 The gantry rotation mechanism 66 is a mechanism that rotates the entire base including the displacement mechanism mounted thereon by rotating the rotation base. Since the measurement unit is mounted on the displacement mechanism 62, the measurement unit positioned at a desired position by the displacement mechanism 62 is rotationally driven while maintaining the position. The gantry rotating mechanism 66 has a motor 66A for generating the driving force.
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。 The slide mechanism 68 is a moving mechanism that slides the arm 26 shown in FIG. 2, and the driving force is generated by the motor 68A. The operation panel 20 is provided on the upper surface of the main body as described above. The operation panel 20 may be connected to a local controller (not shown) provided on the measurement unit 10 side so that the local controller and the arithmetic control unit 12 communicate with each other.
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。 Incidentally, although various mechanisms 62, 66, 68 and the like are shown in FIG. 1, it is desirable to provide a sensor to detect a position or a position change by these mechanisms. And it is desirable for the arithmetic control part 12 to perform feedback control based on the output signal of those sensors. The magnification change by the displacement mechanism 62 may be performed by user input. For example, the subject size or the container size is automatically detected, and the magnification is automatically set based on the detected data. Also good. Furthermore, when the container type or the like is registered in advance, the magnification may be set using the registered information. Further, in the example shown in FIG. 1, the slide mechanism 68 has the motor 68 </ b> A as a drive source, but the slide force may be generated artificially.
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。 Next, the arithmetic control unit 12 will be described. Connected to the processor 30 are a display 32, a storage device 34, a keyboard 36, a mouse 38, a printer 40, and the like. In addition, a communication unit 42 for communicating with an external device via a network is connected.
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。 The processor 30 includes a CPU and various programs. FIG. 1 shows typical functions thereof. That is, the processor 30 functions as the motion control unit 44, the body motion characteristic calculation unit 46, the sinogram generation unit 47, the sinogram correction unit 48, the tomographic image generation unit 49, and the like.
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。 The operation control unit 44 controls driving of the measurement unit 10. More specifically, the operation control unit 44 drives and controls the gantry rotation mechanism 66, the X-ray generator 52, the X-ray detector 60, and the like to execute preliminary imaging and CT imaging. Preliminary imaging is an imaging operation for detecting body motion characteristics, and is an operation for performing X-ray irradiation and detection in a state where the X-ray generator 52 and the X-ray detector 60 are stationary with respect to the subject. It is. This preliminary imaging is performed prior to the execution of CT imaging, as will be described in detail later. In addition, the detection result detected by the X-ray detector 60 during this preliminary imaging is output to the body motion characteristic calculation unit 46.
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。 CT imaging is an imaging operation performed for generating a tomographic image, and is an operation of irradiating and detecting X-rays while rotating the X-ray generator 52 and the X-ray detector 60 with respect to the subject. Conventionally, this CT imaging is usually performed once for each imaging region, but in this embodiment, as will be described in detail later, this CT imaging is performed for one imaging region. Run multiple times. Projection data obtained as a result of CT imaging is output to the sinogram generation unit 47.
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。 The body movement characteristic calculation unit 46 calculates the body movement characteristic of the subject based on the detection result detected by the X-ray detector 60 during preliminary imaging. Here, the body motion is a motion periodically performed by the subject, and corresponds to, for example, a respiratory motion or a heartbeat motion. In addition, the body motion characteristics include a period of body motion, a period in which the region to be imaged is displaced by a respiratory motion (a variation period), and the like. The body motion characteristic detected by the body motion characteristic calculation unit 46 is temporarily stored in the storage device 34 and used for CT imaging timing control and sinogram correction processing, which will be described later.
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。 The sinogram generator 47 is a part that generates a sinogram as its name suggests. A sinogram is a set of projection data obtained by CT imaging arranged in order of rotation angle, which will be described with reference to FIG.
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＝ｌｏｇｅ（Ｉ０／Ｉ）である。 FIG. 3 is a diagram showing the basic principle of CT imaging. As described above, the X-ray generator 52 and the X-ray detector 60 are opposed to the measurement unit 10 with the subject 100 interposed therebetween. X-rays irradiated from the X-ray generator 52 are partially absorbed by the subject 100 and then reach the X-ray detector 60. Detection elements 61_1, 61_2,..., 61_N provided in the X-ray detector 60 detect the intensity I of this X-ray. Data obtained by converting the detected X-ray intensity I into an X-ray attenuation amount R is projection data. X-ray attenuation R = log e (I 0 / I).
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。 In the present embodiment, the X-ray generator 52 and the X-ray detector 60 are rotated 180 degrees with respect to the subject 100 in one CT imaging. During this rotation, projection data is output for each specified rotation angle. The sinogram is obtained by arranging projection data obtained for each specified rotation angle with the horizontal axis as the rotation angle and the vertical axis as the element number. FIG. 4 is an image diagram of a sinogram obtained by imaging the X-ray attenuation amount R as a luminance value.
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。 As described above, in this embodiment, CT imaging is performed a plurality of times for one imaging region, but the sinogram generation unit 47 generates a sinogram for each CT imaging. Therefore, a plurality of sinograms are generated for one imaging region. The plurality of sinograms are output to the sinogram correction unit 48.
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。 The sinogram correction unit 48 is a part that corrects the calculated sinogram in order to remove or reduce the influence of body movement. Here, the corrected sinogram is output to the tomographic image generation unit 49 as a corrected sinogram.
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。 The tomographic image generation unit 49 generates a tomographic image based on the corrected sinogram. Regarding the generation of the tomographic image based on the sinogram, since a known conventional technique can be used, a detailed description thereof is omitted here. The obtained tomographic image is displayed on the display 32. Based on the tomographic image displayed on the display 32, the user makes a diagnosis on the internal state of the subject.
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。 Next, the operation of this X-ray CT apparatus will be described in detail. As described above, the X-ray CT apparatus according to the present embodiment is configured so that the measurement unit (X-ray generator 52 and X-ray detector 60) rotates before the CT imaging that performs X-ray irradiation and detection. Preliminary imaging that performs X-ray irradiation and detection without rotation is executed, and body motion characteristics are calculated based on the detection result obtained by the preliminary imaging. The reason for calculating the body motion characteristics in this way will be briefly described by taking a breathing exercise as an example.
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。 FIG. 5 is a graph schematically showing the positional variation of the body surface around the chest of a rat sleeping under anesthesia. In FIG. 5, an arrow a indicates the start timing of the inhalation operation for inhaling, and an arrow b indicates the start timing of the exhalation operation for exhaling. Here, as is clear from FIG. 5, the animal's chest is almost stationary after the expiration of exhaling, but moves when inhaling. Hereinafter, the section B from the timing b to the timing a when the chest is almost stationary is referred to as a stationary period, and the section A from the timing a to the timing b when the chest is varied is referred to as a variation period. Obviously, the fluctuation of the subject during this fluctuation period affects the detected projection data. Specifically, the X-ray attenuation detected during the fluctuation period tends to be lower than the X-ray attenuation detected during the stationary period.
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。 FIG. 12 is a sinogram generated based on projection data obtained by CT imaging performed during breathing exercise. It can be seen from FIG. 12 that the portion K where the X-ray attenuation amount is reduced (luminance is reduced) appears periodically. This reduced portion K of the X-ray attenuation amount corresponds to the fluctuation period. When a tomographic image is generated based on projection data that remains affected by the movement of the subject during such a fluctuation period, a virtual image called a motion artifact is generated in the tomographic image.
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。 Therefore, conventionally, there is known a technique for detecting respiration of a subject and performing CT imaging in synchronization with body movement using the detection result. However, in such a conventional technique, a dedicated respiration sensor is used to detect a respiratory motion. The use of the respiration sensor has caused not only a problem of an increase in cost but also a problem that extra labor is required to attach and detach the respiration sensor to and from the subject. In addition, the respiration sensor attached to the subject is depicted in a tomographic image, and as a result, the reliability of diagnosis may be reduced.
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。 Therefore, in the present embodiment, the characteristics of respiration are calculated based on the detection result obtained by preliminary imaging without using a dedicated respiration sensor. The preliminary photographing and the procedure for calculating body motion characteristics will be described in detail.
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。 As described above, the preliminary imaging is realized by performing X-ray irradiation and detection while the X-ray generator 52 and the X-ray detector 60 are stationary with respect to the subject. Here, the duration of this preliminary imaging must be longer than at least one cycle of the subject's respiratory motion. Further, it is desirable that the X-ray detection interval (sampling interval) at the time of preliminary irradiation is sufficiently shorter than the stationary period.
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。 Here, the X-ray detector 60 is provided with a plurality of X-ray detection elements 61_1, 61_2,..., 61_N, and X-rays are provided for each X-ray detection element 61_1, 61_2,. Intensity is detected. The detected N X-ray intensities are converted into X-ray attenuation amounts and output to the processor 30 as projection data.
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。 The body motion characteristic calculation unit 46 extracts data fluctuations resulting from the respiratory motion from the obtained projection data, and calculates the cycle of the respiratory motion based on the extraction result. The data fluctuation resulting from the respiratory motion is extracted by the following procedure, for example. The body motion characteristic calculation unit 46 first calculates an average value Rave of N X-ray attenuation amounts at each sampling timing. FIG. 6 is a graph showing the average value Rave of the calculated X-ray attenuation. In FIG. 6, the horizontal axis represents the detection time, and the vertical axis represents the X-ray attenuation average value Rave. If the average value of the X-ray attenuation amount Rave can be calculated, then the body motion characteristic calculation unit 46 extracts data fluctuations resulting from the respiratory motion of the X-ray attenuation amount average value Rave.
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。 That is, as described above, when movement occurs around the chest of the subject as a result of breathing, the detected X-ray attenuation decreases as a whole, and the average value Rave also naturally decreases. The body motion characteristic calculation unit 46 extracts the decrease in the amount of X-ray attenuation as a variation caused by respiratory motion. Specifically, for example, a predetermined threshold value L is set, and the timing when the X-ray attenuation amount average value Rave is lower than the threshold value L and the duration time U that is lower are extracted. The threshold value L may be set based on experience, or may be calculated and set based on the obtained projection data. Specifically, for example, an average value of the amount of X-ray attenuation over the entire time of preliminary imaging is calculated, and a value obtained by multiplying the average value of the total time by a predetermined coefficient (for example, 0.9) is obtained. The threshold value L may be set.
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。 If the timing lower than the threshold value L and the duration thereof can be extracted, then the body motion characteristic calculation unit 46 calculates the respiratory motion period T, the fluctuation period U, and the like based on the extraction result. The body movement characteristic calculation unit 46 temporarily stores the calculated respiratory cycle T, the duration U of the fluctuation period, and the like in the storage device 34 as body movement characteristics.
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。 Here, as is apparent from the above description, according to the present embodiment, it is possible to acquire the period of respiratory motion and the like based on the X-ray detection result obtained by irradiating the subject with X-rays. In other words, it is not necessary to provide a dedicated sensor for detecting the cycle of respiratory motion. As a result, the cost required for the respiration sensor can be reduced, and the labor involved in handling the respiration sensor can be reduced. Furthermore, it is possible to prevent a decrease in diagnosis reliability due to the respiratory sensor being rendered on a tomographic image.
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、Ｒｃｈは、素子番号ＣＨで検出されたＸ線減衰量である。
In the above description, the body motion characteristic is calculated based on the average value Rave of the X-ray attenuation amount. However, as long as the body motion characteristics can be calculated, the body motion characteristics may be calculated based on other parameters such as an integrated value of the X-ray attenuation, an integrated value or an average value of the X-ray intensity, and the like. Further, the body motion characteristic may be calculated based on the gravity center position M of the X-ray attenuation amount R calculated by the following expression 1. In Expression 1, R ch is the X-ray attenuation detected by the element number CH.
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。 In the present embodiment, the measurement unit including the X-ray generator 52 and the X-ray detector 60 is irradiated with X-rays in a state where the measurement unit is stationary with respect to the subject. For example, the period of respiratory motion or the like may be calculated based on the normal CT imaging, that is, the X-ray detection result when X-ray irradiation is performed while rotating the measurement unit with respect to the subject. In other words, preliminary imaging and CT imaging may be performed simultaneously. In this case, the obtained X-ray detection result includes data fluctuations caused by rotation of the measurement unit in addition to data fluctuations caused by respiratory motion. Therefore, when calculating the body motion characteristics, it is preferable to extract the data fluctuation caused by the respiratory motion after removing the data fluctuation caused by the rotation of the measurement unit in advance from the X-ray detection result. In the above description, the case of respiratory motion is described as an example, but if it is a body motion that occurs periodically, it can be applied to the detection of characteristics of other body motions, for example, the heartbeat motion. Also good.
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***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。 Next, breathing synchronization imaging using the calculated body motion characteristics will be described. As described above, if the subject position fluctuates due to respiration during CT imaging, artifacts are generated in the tomographic image. In order to avoid such a problem, it has been proposed to synchronize CT imaging and respiratory motion in order to perform CT imaging while the subject is substantially stationary. Such a technique is effective when the time required for one CT scan, that is, the 180-degree rotation of the measurement unit is sufficiently shorter than the stationary time of the subject. However, in order to enable such high-speed CT imaging, it is necessary to provide a high-performance and high-cost drive mechanism and the like, which increases the cost of the X-ray CT apparatus. On the other hand, when the time required for one CT imaging is longer than the stationary time of the subject, there is a problem that such a technique cannot be adopted.
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。 In the present embodiment, in order to solve such a problem, CT imaging is performed a plurality of times while shifting the phase of body movement for one imaging region. A tomographic image in which the influence of body motion is removed or reduced is generated based on data obtained by multiple CT scans. More specifically, a tomographic image is acquired by the following procedure. In the following, for convenience of explanation, a case where the fluctuation period is smaller than T / 2 when the respiratory cycle is T will be described as an example.
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。 If the body motion characteristic is calculated, the motion control unit 44 drives the rotation mechanism 66, the measurement unit, and the like to execute the first CT imaging. That is, X-ray irradiation and detection are executed while rotating the measurement unit relative to the subject. The sinogram generator 47 arranges the projection data obtained at this time in the order of the rotation angles, and generates the first sinogram 70a. The upper side of FIG. 7 is an image diagram of the first sinogram obtained by the first CT imaging.
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。 When the first CT imaging is completed, the operation control unit 44 subsequently drives the rotation mechanism 66, the measurement unit, and the like to execute the second CT imaging. This second CT imaging is performed with timing control so that the phase of respiration is reversed compared to the first CT imaging. That is, as shown in the lower side of FIG. 7, the second sinogram 70b generated from the projection data obtained by the second CT imaging has a respiration phase of T / 2 as compared with the first sinogram 70a. The second CT imaging is executed with timing control so as to shift.
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。 Here, in this embodiment, the rotation direction of the measurement unit is reversed every time one CT scan is performed. That is, in the first CT imaging, when rotated clockwise from 0 degrees to 180 degrees, the second CT imaging is rotated counterclockwise from 180 degrees to 0 degrees. In this case, the flow of time in the first sinogram 70a is as shown by the arrow X in FIG. 7, and the increasing direction of the rotation angle and the elapsed direction of the detection time are the same. On the other hand, in the second CT imaging, the rotation angle decreases as the detection time elapses. Therefore, the elapsed direction of the detection time in the second sinogram 70b arranged in the order of the rotation angle is opposite to the increase direction of the rotation angle as indicated by the arrow Y. When performing the second CT imaging, it is necessary to control the timing in consideration of the relationship between the elapsed time and the rotation angle. This will be described with reference to FIG.
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。 The upper graph in FIG. 8 indicates the rotation speed of the measurement unit, and the lower graph indicates the rotation angle of the measurement unit. Moreover, in FIG. 8, the thick vertical line has shown the respiration timing. As shown in FIG. 8, it is assumed that the first CT measurement is started after T / 2 has elapsed from the breathing start timing. In this case, the second CT measurement needs to be driven and controlled so that the end time, that is, the time when the rotation angle reaches 0 becomes the breathing start timing.
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。 In this embodiment, the rotation direction of the measurement unit is reversed every time one CT scan is taken, but as shown in FIG. 9, a step Sa that returns to the initial position for each CT scan is added. Thus, the rotation direction during CT imaging may always be the same direction.
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。 The sinogram correction unit 48 generates a corrected sinogram that eliminates or reduces data fluctuations caused by respiratory motion based on the sinograms 70a and 70b obtained by the two CT imagings. As a method for generating the corrected sinogram, for example, it is conceivable that the data of the fluctuation period in one of the two sinograms 70a and 70b is supplemented with the other sinogram. Specifically, using FIG. 7, the corrected sinogram is calculated by replacing the data of the sections b and f corresponding to the fluctuation period in the first sinogram 70a with the data of the sections b and f of the second sinogram. You may do it. At this time, in both the first time and the second time, it is desirable to average the section where the subject is stationary with the two sinograms 70a and 70b. That is, in FIG. 7, it is desirable to use the average value of the first sinogram 70a and the second sinogram 70b for the sections a, c, e, and g. By using the average value in this way, the influence of noise can be reduced and a more suitable tomographic image can be obtained.
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。 As another generation method, data obtained by averaging the first sinogram 70a and the second sinogram 70b may be calculated as a corrected sinogram. Such a method cannot completely eliminate the data fluctuation caused by the respiratory motion, but can halve it. As a result, the influence of respiratory motion can be reduced, and a suitable tomographic image can be obtained as compared with the conventional case.
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。 If the corrected sinogram can be generated, the tomographic image generation unit 49 generates a tomographic image based on the corrected sinogram. At this time, data fluctuation caused by respiration is removed or reduced from the corrected sinogram. Therefore, based on the corrected sinogram, a suitable tomographic image with few motion artifacts can be obtained.
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。 FIG. 10 is a tomographic image generated based on the corrected sinogram. FIG. 11 is a tomographic image generated based on a sinogram before correction. As is clear from the comparison between FIG. 10 and FIG. 11, the tomographic image generated from the corrected sinogram has a significantly reduced motion artifact compared to the tomographic image generated from the sinogram before correction. . And thereby, the user can grasp | ascertain the state of each part currently drawn by the tomographic image more correctly, and can perform a more accurate diagnosis.
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。 As is clear from the above description, in the present embodiment, the influence of body movement is softly reduced, so that more reliable diagnosis is possible. In the above description, in order to simplify the description, the relationship between the fluctuation time U and the respiratory cycle T is assumed to be U <T / 2. However, the present embodiment is also applied to the case where U ≧ T / 2. Can be applied. In the case of U ≧ T / 2, CT imaging is executed three or more times while shifting the breathing phase. Then, based on the obtained three or more sinograms, a corrected sinogram in which data fluctuations due to respiration are removed or reduced may be generated.
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、５２ Ｘ線発生器、５４ コリメータ、５６ Ｘ線ビーム、５８ 有効視野、６０ Ｘ線検出器、６１ Ｘ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。 10 measurement unit, 12 calculation control unit, 16 main body, 18 gantry, 20 operation panel, 24 container, 26 arm, 30 processor, 32 display unit, 34 storage device, 36 keyboard, 38 mouse, 40 printer, 42 communication unit, 44 Motion control unit, 46 body motion characteristic calculation unit, 47 sinogram generation unit, 48 sinogram correction unit, 49 tomographic image generation unit, 52 X-ray generator, 54 collimator, 56 X-ray beam, 58 effective field of view, 60 X-ray detector , 61 X-ray detection element, 62 displacement mechanism, 66 gantry rotation mechanism, 68 slide mechanism, 70 sinogram, 100 subject.
Claims (8)
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。 A measuring means comprising an X-ray generator and an X-ray detector arranged opposite to each other with a subject interposed therebetween;
Drive control means for controlling the drive of the measurement means, wherein the X-ray generator and the X-ray detector are stationary with respect to the subject , and are longer than the respiratory cycle of the subject. Preliminary imaging for irradiating the subject with X-rays and collecting detection result data detected by an X-ray detector at a predetermined time shorter than a stationary period from the end of expiration of the subject to the start of expiration Drive control means for causing the measurement means to execute at least once,
The overall size of the detection value in each detection result data for each specified time obtained in the preliminary shooting is calculated for each specified time, and the overall detection value for each specified time in the preliminary shooting period is calculated. Body motion characteristic calculating means for extracting data fluctuations due to respiration based on temporal changes in size, and calculating respiration characteristics of the subject based on the extraction results;
An X-ray CT apparatus comprising:
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。 The X-ray CT apparatus according to claim 1,
The measurement means further includes a rotation mechanism for rotating the X-ray generator and the X-ray detector relative to the subject,
When the respiration characteristics are calculated, the drive control means irradiates the subject with X-rays while driving the rotation mechanism, and collects detection result data detected by the X-ray detector for each specified rotation angle. CT imaging is performed a plurality of times for one imaging site according to the respiratory characteristics,
The X-ray CT apparatus further includes:
Sinogram generation means for generating a sinogram in which detection result data obtained in each CT imaging is arranged in order of rotation angle;
A sinogram correction means for generating a corrected sinogram in which data fluctuation caused by respiration is removed or reduced based on a plurality of sinograms obtained as a result of a plurality of CT scans;
A tomographic image generating means for generating a tomographic image based on the corrected sinogram;
An X-ray CT apparatus comprising:
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。 The X-ray CT apparatus according to claim 2,
Said drive control means, in response to said respiratory characteristics, so that the phase of the respiratory differs for each CT imaging with respect to the rotation angle of the X-ray generator and X-ray detector, characterized by driving and controlling the measuring means X-ray CT apparatus.
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。 The X-ray CT apparatus according to claim 2 or 3,
The X-ray CT apparatus characterized in that the sinogram correction means compensates for a data fluctuation portion caused by respiration in one sinogram with data of a corresponding angle portion in another sinogram.
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。 The X-ray CT apparatus according to claim 4,
The X-ray CT apparatus characterized in that the sinogram correction means further averages an angular portion where no data fluctuation caused by respiration occurs in any of the plurality of sinograms.
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。 The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 5,
The X-ray CT apparatus, wherein the preliminary imaging is performed in a state where the X-ray generator and the X-ray detector are stationary with respect to the subject.
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。 The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 6,
The X-ray CT apparatus characterized in that the body motion characteristic calculating means calculates at least a respiration cycle as a respiration characteristic.
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。 Computer
Drive control means for controlling the drive of a measuring means having an X-ray generator and an X-ray detector arranged opposite to each other with the subject interposed therebetween, wherein the X-ray generator and the X-ray detector are attached to the subject. In the state where the subject is stationary, the subject irradiates the subject with X-rays for a longer time than the breathing cycle of the subject and the detection result data detected by the X-ray detector is expired by the subject. Drive control means for causing the measurement means to perform at least one preliminary photographing to be collected every specified time shorter than a stationary period from the start of expiration to expiration ,
The overall size of the detection value in each detection result data for each specified time obtained in the preliminary shooting is calculated for each specified time, and the overall detection value for each specified time in the preliminary shooting period is calculated. Body motion characteristic calculating means for extracting data fluctuations due to respiration based on temporal changes in size, and calculating respiration characteristics of the subject based on the extraction results;
A control program for an X-ray CT apparatus.
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