專利名稱：X射線ct裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及不降低X射線CT裝置的診斷值、能夠減少心臟等運(yùn)動(dòng)部 位在攝影時(shí)被照射、提高圖像質(zhì)量、提高圖像化的處理速度的技術(shù)。
背景技術(shù)：
在心臟區(qū)域攝影中，公知在跟隨心臟的跳動(dòng)不進(jìn)行掃描及重構(gòu)的情況 下，產(chǎn)生被稱為運(yùn)動(dòng)偽像(motion artifact)的模擬圖像或模糊不清，不適 于臨床診斷。作為用于解決其的方法(approach)之一，考慮盡可能提高 掃描速度，作為實(shí)現(xiàn)其的裝置，有使用了電子束的CT裝置，具有100ms 左右的掃描速度，能夠進(jìn)行好像心臟停止了那樣的鮮明斷層攝影。但是， 該使用了電子束的CT裝置不僅價(jià)格高、大型，而且除了已有的X射線 CT裝置以外還需要重新設(shè)置，有可能造成設(shè)備投資上的負(fù)擔(dān)。
因此，開(kāi)發(fā)了以已有的X射線CT裝置為基礎(chǔ)的ECG閘門攝影法。 其在相同切割(slice)面經(jīng)過(guò)多次心搏連續(xù)收集投影數(shù)據(jù)，將同時(shí)記錄的 心電信息的R波作為基準(zhǔn)，設(shè)定自此開(kāi)始的時(shí)間與心搏相位的寬度，從多 個(gè)心搏的數(shù)據(jù)中僅收集相同心時(shí)相的投影數(shù)據(jù)，由ECG重構(gòu)機(jī)構(gòu)對(duì)斷層 攝影圖像進(jìn)行重構(gòu)。
這樣，在之后制作任意心時(shí)相的斷層圖像的情況下，從豐富的投影數(shù) 據(jù)中提取必要的數(shù)據(jù)得到目標(biāo)斷層圖像的方法， 一般被稱為回顧性的分段 (segment)重構(gòu)。然而，在回顧性的分段重構(gòu)中，有因進(jìn)行冗長(zhǎng)計(jì)量而導(dǎo) 致患者受到的照射增大的問(wèn)題。與此相對(duì)應(yīng)，有所謂的計(jì)劃性取得斷層圖 像形成所需投影數(shù)據(jù)的前瞻的方法。其決定預(yù)先取得的心時(shí)相，由于僅瞄 準(zhǔn)該范圍來(lái)照射X射線，故可以避免多余的照射。
作為同樣可以減少受到照射并用X射線CT裝置對(duì)心臟等運(yùn)動(dòng)器官進(jìn)
行攝影的技術(shù)，例如有特開(kāi)2001 — 190547號(hào)公報(bào)。包括相對(duì)X射線檢
測(cè)器以?shī)A持被檢測(cè)體并相對(duì)向的狀態(tài)旋轉(zhuǎn)驅(qū)動(dòng)X射線管的旋轉(zhuǎn)結(jié)構(gòu)；向X 射線管供給用于X射線照射的電力的X射線控制部；和輸入X射線檢測(cè) 器檢測(cè)出的投影數(shù)據(jù)以重構(gòu)斷層圖像的重構(gòu)裝置；另一方面，被檢測(cè)體透 過(guò)厚度隨著X射線管與檢測(cè)器的旋轉(zhuǎn)而變化，產(chǎn)生不必要的無(wú)效被照射或 射線量不足所導(dǎo)致的噪音增大。當(dāng)被檢測(cè)體透過(guò)厚度較短時(shí)，如果不進(jìn)行 減小管電流的控制，有可能增大無(wú)用的被照射。相反，在被檢測(cè)體透過(guò)厚 度長(zhǎng)時(shí)，若不進(jìn)行使管電流增大那樣的控制，則有使圖像噪音增加的可能 性。在此，特開(kāi)2002—263097號(hào)公報(bào)公開(kāi)了圖2c那樣的透過(guò)厚度依賴型
控制。即，從掃描照片按照旋轉(zhuǎn)角度e、體軸方向位置z而使管電流變化。
在該方法中，由于考慮被檢測(cè)體的透過(guò)厚度來(lái)控制管電流，故可以大量減 少被檢測(cè)體受到照射的X射線。

發(fā)明內(nèi)容
在此，本發(fā)明的目的在于提供一種X射線CT裝置，其針對(duì)心臟等周 期性運(yùn)動(dòng)部位，加進(jìn)所述周期性運(yùn)動(dòng)中的時(shí)相與被檢測(cè)體內(nèi)X射線透過(guò)厚 度雙方，是在進(jìn)一步追究無(wú)效被照射與圖像質(zhì)量提高的同時(shí)也可以進(jìn)行回 顧性重構(gòu)的前瞻性掃描及重構(gòu)方法的發(fā)展形態(tài)，能同時(shí)實(shí)現(xiàn)X射線向被檢 測(cè)體的照射減少、診斷圖像質(zhì)量提高與攝影后重構(gòu)的自由度的確保。
另夕卜，在現(xiàn)有的采用了回顧性ECG閘門攝影法的X射線CT裝置中， 由于捕捉心室舒張期等的斷層攝影圖像，故可以觀察心室壁的運(yùn)動(dòng)異?；?冠狀動(dòng)脈的異常，但一旦拍攝了心臟區(qū)域之后，由于利用ECG重構(gòu)機(jī)構(gòu) 來(lái)組合投影數(shù)據(jù)并進(jìn)行圖像重構(gòu)處理，所以不能一邊拍攝心臟區(qū)域一邊觀 察心臟的圖像。
因此，本發(fā)明的其他目的在于提供一種X射線CT裝置，其使前瞻性 掃描方法及重構(gòu)方法得到發(fā)展，在降低心臟等運(yùn)動(dòng)部位的動(dòng)作所引起的運(yùn) 動(dòng)偽像的同時(shí)，可以一邊拍攝運(yùn)動(dòng)部位一邊實(shí)時(shí)觀察該圖像。
根據(jù)本發(fā)明的第一特征，是一種X射線CT裝置，其包括取得被檢 測(cè)體的運(yùn)動(dòng)部位的周期性運(yùn)動(dòng)信息的運(yùn)動(dòng)信息取得機(jī)構(gòu)；與X射線源一起
旋轉(zhuǎn)，檢測(cè)從該X射線源照射到被檢測(cè)體上的X射線后在每個(gè)收集區(qū)域 得到投影數(shù)據(jù)的檢測(cè)器；和處理該檢測(cè)器的所述投影數(shù)據(jù)以重構(gòu)被檢測(cè)體 的斷層攝影圖像的重構(gòu)機(jī)構(gòu)；其中，進(jìn)一步具備延遲時(shí)間決定機(jī)構(gòu)，其
在從所計(jì)量的周期性運(yùn)動(dòng)信息的相位與該X射線CT裝置的所述旋轉(zhuǎn)周期
上的相位重合一次到下一次重合為止的時(shí)間間隔上相加所述收集區(qū)域的
時(shí)間寬度與該X射線CT裝置內(nèi)的處理延遲時(shí)間，以決定延遲時(shí)間；和收 集機(jī)構(gòu)，其對(duì)應(yīng)于由所述運(yùn)動(dòng)信息取得機(jī)構(gòu)獲得的周期性運(yùn)動(dòng)信息，依次 收集從所述檢測(cè)器得到的所述投影數(shù)據(jù)；所述重構(gòu)機(jī)構(gòu)在所述延遲時(shí)間后 開(kāi)始所述斷層攝影圖像的重構(gòu)。
根據(jù)本發(fā)明的第二特征，進(jìn)一步具備重構(gòu)時(shí)相指定機(jī)構(gòu)，其指定要 進(jìn)行所述周期性運(yùn)動(dòng)信息內(nèi)的重構(gòu)的時(shí)相；和使用運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖 案與透過(guò)厚度依賴型控制圖案對(duì)所述X射線源進(jìn)行調(diào)制控制的機(jī)構(gòu)，其中 所述運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖案以在該指定時(shí)相中使從所述X射線管照射 的X射線的強(qiáng)度相對(duì)變大的方式進(jìn)行控制，所述透過(guò)厚度依賴型控制圖案 依賴于所述被檢測(cè)體的X射線透過(guò)厚度并使從所述X射線管照射的X射 線的強(qiáng)度發(fā)生變化，將所述檢測(cè)器的輸出電平保持恒定；所述重構(gòu)機(jī)構(gòu)以 由重構(gòu)時(shí)相指定機(jī)構(gòu)指定的時(shí)相所對(duì)應(yīng)的收集區(qū)域的投影數(shù)據(jù)來(lái)重構(gòu)所 述運(yùn)動(dòng)部位的斷層圖像。
根據(jù)本發(fā)明的第三特征，進(jìn)一步具備重構(gòu)時(shí)相指定機(jī)構(gòu)，其指定要 進(jìn)行所述周期性運(yùn)動(dòng)信息內(nèi)的重構(gòu)的時(shí)相；使用運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖案 的模式或該運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖案與透過(guò)厚度依賴型控制圖案的合成 模式中的某一種對(duì)所述X射線源進(jìn)行調(diào)制控制的機(jī)構(gòu)，其中所述運(yùn)動(dòng)周期 依賴型控制圖案以在該指定時(shí)相中使從所述X射線管照射的X射線的強(qiáng) 度相對(duì)變大的方式進(jìn)行控制，所述透過(guò)厚度依賴型控制模式依賴于所述被 檢測(cè)體的X射線透過(guò)厚度并使從所述X射線管照射的X射線的強(qiáng)度發(fā)生 變化，將所述檢測(cè)器的輸出電平保持恒定；和選擇執(zhí)行所述運(yùn)動(dòng)周期依賴 型控制圖案的模式與所述合成模式中的某一種的選擇機(jī)構(gòu)；所述重構(gòu)機(jī)構(gòu) 以由重構(gòu)時(shí)相指定機(jī)構(gòu)指定的時(shí)相所對(duì)應(yīng)的收集區(qū)域的投影數(shù)據(jù)來(lái)重構(gòu) 所述運(yùn)動(dòng)部位的斷層圖像。
根據(jù)本發(fā)明的第四特征，所述周期性運(yùn)動(dòng)信息為心臟的跳動(dòng)。 根據(jù)本發(fā)明的第五特征，所述重構(gòu)機(jī)構(gòu)使用所述旋轉(zhuǎn)的至少180度部 分的收集區(qū)域所對(duì)應(yīng)的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行重構(gòu)。
根據(jù)本發(fā)明的第六特征，進(jìn)一步具備插補(bǔ)機(jī)構(gòu)，其經(jīng)過(guò)所述延遲時(shí)間 后，可以從其他投影數(shù)據(jù)的收集區(qū)域?qū)λ鲋貥?gòu)的切面位置中的投影數(shù)據(jù) 的收集區(qū)域進(jìn)行插補(bǔ)。
根據(jù)本發(fā)明的第七特征，進(jìn)一步具備插補(bǔ)機(jī)構(gòu)，其經(jīng)過(guò)所述延遲時(shí)間 后，可以從其他投影數(shù)據(jù)的收集區(qū)域所述重構(gòu)的切面位置中的投影數(shù)據(jù)的 收集區(qū)域?qū)M(jìn)行插補(bǔ)。
根據(jù)本發(fā)明的第八特征，還具有緩沖機(jī)構(gòu)，其將從所述收集機(jī)構(gòu)得到 的投影數(shù)據(jù)與周期性運(yùn)動(dòng)信息對(duì)應(yīng)后暫時(shí)保存，同時(shí)在所述延遲時(shí)間后刪 除或更新已完成重構(gòu)的投影數(shù)據(jù)。
根據(jù)本發(fā)明的第九特征，所述重構(gòu)機(jī)構(gòu)中還具備使所述收集區(qū)域間或 所述斷層圖像間的噪聲電平差減少的濾波機(jī)構(gòu)。


圖1是表示本發(fā)明的X射線CT裝置的構(gòu)成例的框圖。 圖2a是說(shuō)明ECG波形與其中的時(shí)相1及時(shí)相2的位置的圖；圖2b 是說(shuō)明本發(fā)明所采用的管電流控制圖案的例子的圖；圖2c是說(shuō)明現(xiàn)有技 術(shù)所采用的被檢測(cè)體透過(guò)厚度管電流控制圖案的例子的圖。 圖3是說(shuō)明插入濾波處理的形態(tài)的流程圖。
圖4是表示本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的X射線CT裝置的動(dòng)作的流程圖。
圖5是圖4所示的X射線CT裝置的投影數(shù)據(jù)的示意圖。
圖6是圖4所示的X射線CT裝置中的重構(gòu)機(jī)構(gòu)的示意圖。
圖7是圖4所示的X射線CT裝置中的緩沖機(jī)構(gòu)的示意圖。
圖8是一般的心電波形的模式圖。
圖9是投影數(shù)據(jù)的模式圖。
圖IO是表示一并記載了心電信息的投影數(shù)據(jù)的示意圖。
圖11是表示現(xiàn)有的X射線CT裝置中的重構(gòu)法的初始狀態(tài)的示意圖。
圖12是表示現(xiàn)有的X射線CT裝置中的重構(gòu)法的其他狀態(tài)的示意圖。
具體實(shí)施例方式
以下，利用附圖對(duì)本發(fā)明的X射線CT裝置的實(shí)施例進(jìn)行說(shuō)明。 (實(shí)施例l)
如圖1所示，X射線CT裝置具有集中控制整個(gè)系統(tǒng)的主機(jī)107， 含有X射線管101的X射線產(chǎn)生系統(tǒng)，裝載了包含檢測(cè)器102的檢測(cè)器 系統(tǒng)的(旋轉(zhuǎn))掃描結(jié)構(gòu)103，患者定位時(shí)、螺旋掃描時(shí)的搬送用患者載 置臺(tái)104、實(shí)施各種圖像處理的圖像處理裝置106、外部存儲(chǔ)裝置110、顯 示裝置109、輸入操作者的指示信息的輸入設(shè)備108。另外，能從外部的 運(yùn)動(dòng)信息取得機(jī)構(gòu)lll向該X射線CT裝置輸入運(yùn)動(dòng)信息。該運(yùn)動(dòng)信息例 如是周期性運(yùn)動(dòng)信息，從運(yùn)動(dòng)信息取得機(jī)構(gòu)111輸入到計(jì)量電路105。若 從檢測(cè)器102輸入每個(gè)收集區(qū)域的投影數(shù)據(jù)，則在該數(shù)據(jù)上附記運(yùn)動(dòng)信息 并發(fā)送到圖像處理裝置106或主機(jī)107。投影數(shù)據(jù)雖然是沿檢測(cè)器的頻道 方向延伸了的數(shù)據(jù)，但有時(shí)在頻道端部不存在數(shù)據(jù)的有效性，故利用該空 間來(lái)附記運(yùn)動(dòng)信息。通過(guò)這樣進(jìn)行處理，從而可以僅提取與周期性運(yùn)動(dòng)的 某個(gè)時(shí)相相關(guān)的數(shù)據(jù)。
在掃描儀100的旋轉(zhuǎn)盤上裝載了 X射線控制裝置IOIC，以控制X社 射線強(qiáng)度。在攝影開(kāi)始前進(jìn)行各裝置的攝影準(zhǔn)備(攝影條件、重構(gòu)條件的 設(shè)定等)。旋轉(zhuǎn)掃描結(jié)構(gòu)103使掃描儀100的旋轉(zhuǎn)盤旋轉(zhuǎn)，在已達(dá)到所希 望的旋轉(zhuǎn)速度的階段，掃描控制裝置103C向主機(jī)107通知準(zhǔn)備完成信息。 在螺旋掃描的情況下，移動(dòng)到預(yù)先考慮了被檢測(cè)體載置臺(tái)104的加速時(shí)間 的位置，以便在X射線開(kāi)始照射的位置成為額定速度。若照射X射線并 開(kāi)始攝影，則X射線管101將主機(jī)107所指示的(或者事先登記了管電流 控制圖案)強(qiáng)度的X射線向?qū)ο蚺渲玫臋z測(cè)器102照射。用檢測(cè)器102檢 測(cè)已透過(guò)被檢測(cè)體(省略圖示)的X射線并轉(zhuǎn)換為電信號(hào)后，在計(jì)量電路 105中作為數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)而取得投影數(shù)據(jù)。投影數(shù)據(jù)通過(guò)在圖像處理裝置中進(jìn) 行以前處理、濾波處理以及逆投影處理為代表的圖像處理而重構(gòu)斷層圖 像。重構(gòu)的圖像在顯示裝置109中作為診斷用圖像而被顯示。
接著，對(duì)運(yùn)動(dòng)部位的攝影的流程進(jìn)行說(shuō)明。在本實(shí)施例涉及的X射線 CT裝置中，具有兩種控制模式運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制模式；和運(yùn)動(dòng)周期 依賴型控制及透過(guò)厚度依賴型控制的合成模式。
以下，雖然對(duì)運(yùn)動(dòng)部位是心臟的情況進(jìn)行說(shuō)明，但運(yùn)動(dòng)部位并未限于 心臟，也包含肺、橫膈、動(dòng)脈、胃、腸等。
操作者在心臟攝影前選擇上述的控制方式的一種，輸入該選擇過(guò)的控 制模式、被檢測(cè)體的平均心率、靶時(shí)相、最大/最小管電流。在主機(jī)107 中，從所輸入的平均心率計(jì)算管電流的控制周期，生成改變最大/最小管電 流間的管電流控制圖案l，并將該控制圖案?jìng)鬏數(shù)絏射線控制裝置。在運(yùn) 動(dòng)周期依賴型控制模式中，使用管電流控制圖案l開(kāi)始攝影。如已經(jīng)說(shuō)明
的，特開(kāi)2002 — 263097號(hào)公報(bào)公開(kāi)圖2c所示的透過(guò)厚度依賴型控制。艮卩，
由于從掃描照片按照旋轉(zhuǎn)角度e、體軸方向裝置z考慮被檢測(cè)體的透過(guò)厚
度之后控制管電流，故可以大量減少照射被檢測(cè)體的X射線。在本實(shí)施例 中，在此基礎(chǔ)上進(jìn)一步削減無(wú)效照射，將該無(wú)效輻射分配為提高圖像質(zhì)量 所需的部分。因此，根據(jù)本實(shí)施例，新創(chuàng)作了運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制及透過(guò) 厚度依賴型控制的合成模式。
圖2a中示出ECG波形數(shù)據(jù)，圖2b中示出本實(shí)施例的管電流控制圖案。 另外，圖2c中示出以現(xiàn)有技術(shù)涉及的被檢測(cè)體透過(guò)厚度依賴方式將最低 管電壓設(shè)為1/2的情況下的控制圖案。以下，為了使說(shuō)明簡(jiǎn)單，假設(shè)在體 軸方向上沒(méi)有斷面形狀的變化。此外，雖然控制波形201與203如圖所示 被控制為正弦波形，但也可以使靶時(shí)相的時(shí)間寬度相對(duì)較大。此時(shí)，希望 做成考慮了心搏的變動(dòng)等的圖案。
若以本實(shí)施例的心搏周期依賴方式控制管電流，則該控制圖案成為圖 2b的虛線201。在此，與圖2c所示的現(xiàn)有例同樣，將最低管電壓設(shè)為1/2。 該情況下，是靶時(shí)相設(shè)為時(shí)相1的例子，與在ECG波形中最高圖像質(zhì)量 時(shí)想看到的時(shí)相1 一致，成為可以采用最大管電流的攝影。在重構(gòu)機(jī)構(gòu)中， 由于僅使用靶時(shí)相中的分段數(shù)據(jù)來(lái)進(jìn)行重構(gòu)，故知道可以取得噪聲最少的 良好圖像。若考慮得到其他時(shí)相的圖像的情況，則例如在圖中所示的時(shí)相 2，由于僅采用管電流接近最小值的數(shù)據(jù)，故成為噪聲多的圖像。典型的 耙時(shí)相的決定方法，例如將60 70%的時(shí)相(所謂的舒張期)作為靶時(shí)相。 通常，舒張期的圖像用于石灰化指數(shù)計(jì)算或冠狀動(dòng)脈的狹窄評(píng)價(jià)，除此以 外的時(shí)相用于觀察心壁的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)。由于心壁的運(yùn)動(dòng)大多以動(dòng)畫來(lái)觀察， 故與靜止圖像相比，噪聲一般不明顯，可以進(jìn)行充分的觀察。另外，即使
在使用靜止圖像來(lái)進(jìn)行分析的情況下，由于沒(méi)有伴隨血管的評(píng)價(jià)等，故不 要求高的分辨率。因此，由于通過(guò)一次攝影就能進(jìn)行檢查，故受到的照射 也少。
若著眼于圖2b的虛線201，則從被檢測(cè)體透過(guò)厚度的觀點(diǎn)來(lái)說(shuō)，可知 在靠近想要縮短透過(guò)厚度并降低管電流的被檢測(cè)體的前后(AP)方向的時(shí) 刻tl，管電流升高。另夕卜，可知在時(shí)刻t2，相反在想提高管電流的左右
(LAT)方向管電流降低。艮口，認(rèn)為在圖2b的虛線201的時(shí)刻tl，無(wú) 用的照射增大，在t2管電流下降到必要以上，過(guò)度增大圖像噪聲。
心搏周期+透過(guò)厚度依賴型控制的合成模式是將運(yùn)動(dòng)周期依賴型控 制圖案以被檢測(cè)體透過(guò)厚度依賴型圖案進(jìn)一步進(jìn)行調(diào)制的方式。若分別設(shè)
為圖2b的虛線201與圖2c的實(shí)線203，則調(diào)制后的圖案成為圖2b的實(shí)線 202。由此，在耙時(shí)相中可以提高圖像質(zhì)量，在其以外的時(shí)相可以極力降 低照射。另外，也可以抑制伴隨被檢測(cè)體透過(guò)厚度的變化而幾乎周期性產(chǎn) 生的旋轉(zhuǎn)角度方向的噪聲變動(dòng)。
如下所述地選擇運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制模式與運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制及 透過(guò)厚度依賴型控制的合成模式。例如，在以高圖像質(zhì)量?jī)H得到特定心搏 相位時(shí)，選擇運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制模式。在運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制模式中， 圖像質(zhì)量劣化顯著的情況下，為了抑制其并得到低照射而可以選擇合成模 式。
一般，由于合成模式的優(yōu)點(diǎn)更大，故也能采用不進(jìn)行選擇而僅執(zhí)行合 成模式的構(gòu)成。
另外，在本實(shí)施例中，由于噪聲電平在每個(gè)心時(shí)相發(fā)生變化，故像圖 3的流程圖中的302那樣，計(jì)算出投影數(shù)據(jù)的標(biāo)準(zhǔn)差值，計(jì)算各分段數(shù)據(jù) 的噪聲量，設(shè)置根據(jù)噪聲量來(lái)調(diào)整對(duì)投影數(shù)據(jù)實(shí)施的濾波的處理304、305。 而且，該濾波處理例如由圖像處理裝置106來(lái)執(zhí)行?？梢宰兏嫱队暗哪?糊修正用的重構(gòu)濾波處理而采用，也可以在頻道方向另外采用進(jìn)行加權(quán)平 均濾波等公知方法，只要可以調(diào)整頻率特性就不會(huì)特別限定。
根據(jù)本實(shí)施例，通過(guò)設(shè)定舒張期等的靶時(shí)相，提高靶時(shí)相中的管電流， 從而可以得到良好的靶時(shí)相的圖像質(zhì)量，冠狀動(dòng)脈的評(píng)價(jià)變得容易。此外， 在收縮期管電流雖然低，但心壁的邊界可以充分跟蹤，故可以從舒張期與
收縮期的容積比率評(píng)價(jià)心功能，以l次的可以重構(gòu)斷層圖像的投影數(shù)據(jù)的 計(jì)量就能進(jìn)行通常所需的心臟的所有評(píng)價(jià)。這樣，也能進(jìn)行現(xiàn)有的回顧性重構(gòu)。
再有，也可以設(shè)置使投影數(shù)據(jù)的噪聲電平基本恒定的濾波機(jī)構(gòu)。該情 況下，圖像質(zhì)量進(jìn)一步穩(wěn)定。還有，在以透過(guò)厚度依賴型控制圖案調(diào)制了 運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖案的情況下，可以一邊提高必要部位的圖像質(zhì)量， 一邊進(jìn)一步降低整體的被照射。
進(jìn)而，在僅對(duì)舒張期照射X射線的情況下，雖然有時(shí)由于心律不齊等 使數(shù)據(jù)出現(xiàn)不足，但在本發(fā)明的攝影方法中，由于在舒張期以外的全部心 時(shí)相取得投影數(shù)據(jù)，故之后能夠補(bǔ)充不足的數(shù)據(jù)。這樣，雖然可以取得全 部心時(shí)相的投影數(shù)據(jù)，但在前瞻而無(wú)意的投影數(shù)據(jù)中也包括噪聲多的數(shù) 據(jù)。然而，如果有必要，即使不重新攝影也可以補(bǔ)充任意的心時(shí)相的數(shù)據(jù)。 該情況下，利用上述的濾波機(jī)構(gòu)能夠?qū)崿F(xiàn)噪聲的降低。
以上，提供了一種方法，其中不管X射線CT裝置的世代或攝影模式， 即使為單切面(single slice) CT或錐面光束(cone beam) CT、或者螺旋 掃描或動(dòng)態(tài)掃描，也不管360度重構(gòu)或180度重構(gòu)，可以得到圖像質(zhì)量提 高效果與被照射降低效果。
在本實(shí)施例中雖然以心臟為中心進(jìn)行了說(shuō)明，但如上所述，可知即 使在其他周期性運(yùn)動(dòng)部位或自發(fā)性周期運(yùn)動(dòng)中的攝影中也可以采用本發(fā) 明。
(實(shí)施例2)
即使在實(shí)施例2中，也與實(shí)施例1同樣地使用圖1那樣的X射線CT 裝置的構(gòu)成。在這里也將運(yùn)動(dòng)部位作為心臟來(lái)進(jìn)行說(shuō)明。
首先，對(duì)與現(xiàn)有技術(shù)同樣的部分進(jìn)行說(shuō)明。X射線CT裝置通常具有 圖1那樣的構(gòu)成。在掃描儀100中夾持被檢測(cè)體并對(duì)向配置X射線管101 與檢測(cè)器102, —邊用視準(zhǔn)儀(collimator)限制來(lái)自X射線源的X射線照 射區(qū)域， 一邊向被檢測(cè)體的心臟區(qū)域照射X射線，用檢測(cè)器102檢測(cè)通過(guò) 了被檢測(cè)體的心臟區(qū)域的X射線，同時(shí)作為運(yùn)動(dòng)信息取得機(jī)構(gòu)lll，將心 電圖儀安裝在被檢測(cè)體上，作為來(lái)自該心電圖儀的運(yùn)動(dòng)部位的信息， 一邊
取入心電信息， 一邊得到R波附近的心臟區(qū)域的投影數(shù)據(jù)。圖8表示一并
記載了 Q波、R波及S波位置的普通心電波形l，在R波附近心臟最擴(kuò)張，
且心臟的動(dòng)作最慢。因此， 一邊用心電圖儀lll取入該心電信息， 一邊拍
攝R波附近的心臟區(qū)域，以便收集投影數(shù)據(jù)。圖9是模式性表示這樣收集 到的投影數(shù)據(jù)的模式圖。該圖的橫軸是檢測(cè)器的頻道方向，縱軸表示投影 角度。心電信息3雖然與心臟區(qū)域的投影數(shù)據(jù)2—起被記錄著，但在實(shí)際 的投影數(shù)據(jù)中，并不是圖9所示的波形，而是用數(shù)值等表示在投影角度的 某一位置是否存在R波等來(lái)進(jìn)行對(duì)應(yīng)。該對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)例如可以記載于頻道 方向的端部的檢測(cè)元件所對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)部分。
在心臟區(qū)域的攝影之后，通過(guò)ECG重構(gòu)機(jī)構(gòu)對(duì)投影數(shù)據(jù)進(jìn)行以下處 理，從而獲得重構(gòu)圖像。以下，作為使用了4列多切面X射線CT裝置的 螺旋掃描進(jìn)行說(shuō)明。如圖10所示，示出4條檢測(cè)器列的軌跡15 18，其 掃描周期為1.0秒間隔。另外，從一并記載的心電信息3可知心搏周期 為0.8秒間隔。在0.0秒位置同步之后開(kāi)始的心搏與掃描，經(jīng)過(guò)4.0秒后再 次同步。作為重構(gòu)所需的投影數(shù)據(jù)，需要收集投影角度不同而心時(shí)相相同 的數(shù)據(jù)。在圖中，在從0.0秒位置開(kāi)始到4.0秒之前(除去4.0秒)的投影 數(shù)據(jù)中，由于R波出現(xiàn)5次，故在4.0秒期間存在心時(shí)相不同的5個(gè)投影 數(shù)據(jù)4 8。由于將360度份的投影數(shù)據(jù)分為5次進(jìn)行收集，故1個(gè)收集區(qū) 域?yàn)?2度份的投影數(shù)據(jù)。若換算成時(shí)間，則掃描周期為1.0秒，所以1 個(gè)收集區(qū)域的時(shí)間寬度為200ms (ls/5次)。這些投影數(shù)據(jù)4 8是心時(shí)相 相同但投影角度不同的數(shù)據(jù)，由于進(jìn)行螺旋掃描，故切面位置也不同。若 用掃描1個(gè)周期的范圍表示收集區(qū)域4 8的投影數(shù)據(jù)群，則如圖11所示。
圖11的收集區(qū)域6a 10a，是將圖10的各收集區(qū)域5 8和心搏與掃 描周期同步后的R波后200ms的收集區(qū)域9、 10分別平行移動(dòng)后的區(qū)域。 收集區(qū)域9與收集區(qū)域4的投影角度及心時(shí)相是相同的，是切面位置為4 個(gè)周期即4秒前的投影數(shù)據(jù)。收集區(qū)域5與收集區(qū)域10的關(guān)系也和收集 區(qū)域4與收集區(qū)域9的關(guān)系一樣。僅示出了該圖11的左方主要部分的圖 是圖12A。在收集區(qū)域4與收集區(qū)域9a之間，因螺旋掃描而在體軸方向 產(chǎn)生不連續(xù)區(qū)域ll。在產(chǎn)生了該不連續(xù)區(qū)域11時(shí)，使用單純的線形插補(bǔ) 等算出數(shù)據(jù)12，如圖12B那樣進(jìn)行插補(bǔ)。對(duì)于收集區(qū)域5與收集區(qū)域10a
之間的不連續(xù)區(qū)域13，也同樣做成數(shù)據(jù)14后進(jìn)行插補(bǔ)。之后，如圖12B 所示，指定所希望的切面位置SLA、 SLB，以獲得這些指定位置中的重構(gòu) 圖像。
在使用通過(guò)在體軸方向準(zhǔn)備多個(gè)檢測(cè)器列而可以同時(shí)計(jì)量多個(gè)切面 位置的投影數(shù)據(jù)的多切面CT裝置，進(jìn)行心電同步重構(gòu)(ECG同步重構(gòu)) 的情況下，若使載置臺(tái)速度變慢，重復(fù)相同的切面位置來(lái)進(jìn)行計(jì)量，則可 以使時(shí)間分辨能力提高。此時(shí)使用的重構(gòu)法是被稱為已經(jīng)敘述過(guò)的回顧式 分段重構(gòu)法的方法。即，在螺旋掃描時(shí)通過(guò)以各檢測(cè)器列多次(分段數(shù)) 計(jì)量同一切面位置的心時(shí)相的區(qū)域(例如舒張期)，從而可以取得包含以 分段數(shù)去除做成該切面位置的斷層圖像所需的掃描時(shí)間(時(shí)間分解)后的 時(shí)間成分的斷層圖像。該時(shí)間分辨能力越小，就越可以得到體動(dòng)的影響少 的斷層圖像。例如，在4列多切面的情況下，將重構(gòu)所需的視野范圍(在 半掃描情況下為180度+扇角)分割為4個(gè)分段，設(shè)定載置臺(tái)進(jìn)程或掃描 時(shí)間等攝影條件，以便可以以不同的列計(jì)量每一個(gè)分段。在分段重構(gòu)的情 況下，雖然最佳掃描時(shí)間也依賴于患者的心率，但若設(shè)為0.6秒掃描，則 能夠取得具有作為半掃描的四分之一的約0.1秒的時(shí)間分辨能力的圖像。
在該方法中，若增加列數(shù)，則可以使分段數(shù)增加，故可以進(jìn)一步提高 時(shí)間分辨能力。例如，在8列中分段數(shù)最大為2倍，最高可以達(dá)成半掃描 的八分之一。為了實(shí)現(xiàn)這一點(diǎn)，需要以相同速度輸送4列系統(tǒng)和患者載置 臺(tái)。然而，如果優(yōu)先時(shí)間分辨能力，則某個(gè)掃描時(shí)間內(nèi)得到的體軸方向的 斷層圖像數(shù)(通過(guò)量，throughput)不會(huì)提高。作為代表例，螺旋間距為 1左右。
圖4是表示本發(fā)明的實(shí)施例2的X射線CT裝置的動(dòng)作的流程圖。從 圖l可知本實(shí)施例的X射線CT裝置具有取得被檢測(cè)體的心電信息的 心電圖儀111;檢測(cè)從X射線源照射到被檢測(cè)體的X射線以得到投影數(shù)據(jù) 的檢測(cè)器102;通常內(nèi)置于主機(jī)107中，設(shè)定從心電信息的心搏時(shí)相與掃 描周期的相位重合的ECG延遲時(shí)間決定的延遲時(shí)間的延遲時(shí)間設(shè)定機(jī)構(gòu) 及在投影數(shù)據(jù)收集前決定進(jìn)行重構(gòu)的切面位置的決定機(jī)構(gòu)；從心電信息取 得機(jī)構(gòu)得到的心電信息順次收集相同心時(shí)相的投影數(shù)據(jù)的計(jì)量電路105等 收集機(jī)構(gòu)；通常內(nèi)置于圖像處理裝置106等中，在經(jīng)過(guò)延遲時(shí)間后對(duì)切面
位置所對(duì)應(yīng)的相同投影角的對(duì)軸方向的不連續(xù)區(qū)域進(jìn)行插補(bǔ)以做成投影 數(shù)據(jù)的插補(bǔ)機(jī)構(gòu)及經(jīng)過(guò)延遲時(shí)間后，從收集機(jī)構(gòu)取得指定完的切面位置的 投影數(shù)據(jù)，以重構(gòu)斷層攝影圖像的延遲時(shí)間聯(lián)動(dòng)重構(gòu)機(jī)構(gòu)。 以下按照流程說(shuō)明本實(shí)施例。
在步驟32中，將被檢測(cè)體安放并固定在X射線CT裝置的床上后， 由心電圖儀等心電信息取得機(jī)構(gòu)取得被檢測(cè)體的心電信息并得到平均心 率。在步驟33中，在投影數(shù)據(jù)的收集之前，決定重構(gòu)的心臟區(qū)域的切面 位置，同時(shí)設(shè)定X射線CT裝置的掃描速度。在步驟34中進(jìn)行心臟攝影 功能相關(guān)的本實(shí)施例固有的設(shè)定。g卩，從步驟32中求得的平均心率或步 驟33中設(shè)定過(guò)的掃描速度等，計(jì)算ECG延遲時(shí)間。ECG延遲時(shí)間是到平 均心率的心搏相位與X射線CT裝置的掃描周期的相位再次重合位置的時(shí) 間，在該ECG延遲時(shí)間內(nèi)，根據(jù)考慮了 X射線CT裝置內(nèi)的系統(tǒng)應(yīng)答時(shí) 間的規(guī)定延遲時(shí)間，開(kāi)始重構(gòu)。在步驟35中進(jìn)行心臟區(qū)域的CT攝影。此 時(shí)，參照用心電圖儀111得到的心電信息，由計(jì)量電路105等收集機(jī)構(gòu)順 次收集相同心時(shí)相的投影數(shù)據(jù)。經(jīng)過(guò)了規(guī)定的延遲時(shí)間后，由插補(bǔ)機(jī)構(gòu)對(duì) 預(yù)先設(shè)定過(guò)的最初切面位置所對(duì)應(yīng)的相同投影角的對(duì)軸方向的投影數(shù)據(jù) 不連續(xù)區(qū)域進(jìn)行插補(bǔ)并制作。使用這樣插補(bǔ)做成的數(shù)據(jù)及該延遲時(shí)間經(jīng)過(guò) 過(guò)程中的投影數(shù)據(jù)，例如由圖像處理裝置106等延遲時(shí)間聯(lián)動(dòng)重構(gòu)機(jī)構(gòu)來(lái) 重構(gòu)斷層圖像。由于在R波附近心臟為最擴(kuò)張的狀態(tài)，另外心臟的動(dòng)作最 慢，故若利用相同部分的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行重構(gòu)，則可以得到心臟正在停止那 樣鮮明的攝影圖像。
在步驟36中，用顯示裝置109顯示這樣重構(gòu)的斷層圖像。根據(jù)切面 位置的數(shù)量重復(fù)步驟35及步驟36，在顯示裝置109上順次顯示各切面位 置的斷層攝影圖像。
接著，對(duì)作為本實(shí)施例的特征的圖4的步驟33和步驟34的心臟攝影 設(shè)定進(jìn)行詳細(xì)說(shuō)明。在步驟33中，在投影數(shù)據(jù)收集前決定進(jìn)行重構(gòu)的切 面位置。例如，如圖5所示，在體軸方向上決定最初的切面位置20a和最 后的切面位置20n，進(jìn)行它們之間的枚數(shù)指定或間隔指定，其他切面位置 20b 20m也如虛線那樣地決定。
在步驟34中，在延遲時(shí)間設(shè)定機(jī)構(gòu)中設(shè)定ECG延遲時(shí)間與從該ECG
延遲時(shí)間決定的規(guī)定延遲時(shí)間。如圖7中已經(jīng)說(shuō)明的，掃描周期為1.0秒
間隔，另外從一并記載的心電信息3可知心搏周期為0.8秒間隔。如該圖 所示，在0.0秒位置同步之后開(kāi)始的心搏與掃描在4.0秒位置再次重合并 同步。在到該心電信息3的心搏相位與掃描周期的相位重合所需的時(shí)間4.0 秒上相加后述的1個(gè)收集區(qū)域的時(shí)間寬度即分段寬度200ms后的4.2秒是 ECG延遲時(shí)間。根據(jù)該ECG延遲時(shí)間4.2秒，將規(guī)定的延遲時(shí)間、在這 里從重構(gòu)的支持到計(jì)算開(kāi)始為止的系統(tǒng)應(yīng)答延遲時(shí)間理想地設(shè)為0秒，作 為規(guī)定延遲時(shí)間決定為4.2秒。延遲時(shí)間設(shè)定機(jī)構(gòu)例如在主機(jī)107中內(nèi)置 其功能。在上述規(guī)定延遲時(shí)間的計(jì)算之際，雖然從心電圖儀lll獲得心搏 周期，但該心搏周期也可以以存儲(chǔ)為投影數(shù)據(jù)的R波等為基準(zhǔn)進(jìn)行計(jì)算， 也可以在被檢測(cè)體的心臟區(qū)域攝影前另外取得心電信息。
設(shè)定該規(guī)定延遲時(shí)間之后，進(jìn)行步驟35的心臟區(qū)域CT攝影，此時(shí)對(duì) 順次收集相同心時(shí)相的投影數(shù)據(jù)的收集機(jī)構(gòu)進(jìn)行說(shuō)明。作為重構(gòu)所需的投 影數(shù)據(jù)，需要收集投影角度不同但心時(shí)相相同的數(shù)據(jù)。如圖5及圖12所 示，在從0.0秒位置幵始到4.0秒之前為止(除去4.0秒)的投影數(shù)據(jù)中， 由于R波出現(xiàn)5次，故在4.0秒期間內(nèi)心時(shí)相不同的5個(gè)投影數(shù)據(jù)作為分 段而存在。其在圖5中示出的是收集區(qū)域4 9。由于將360度份的投影數(shù) 據(jù)分為5次進(jìn)行收集，故1個(gè)收集區(qū)域?yàn)?2度份的投影數(shù)據(jù)。若換算為 時(shí)間，則掃描周期為1.0秒，所以1個(gè)收集區(qū)域的時(shí)間寬度為200ms (ls/5 次)。這些投影數(shù)據(jù)是心時(shí)相相同但投影角度不同的數(shù)據(jù)，由于進(jìn)行螺旋 掃描，故切面位置也不同。收集區(qū)域9、 IO表示心搏與掃描周期同步后的 R波后200ms的投影數(shù)據(jù)，投影角度及心時(shí)相相同，切面位置成為4個(gè)周 期即4秒前的投影數(shù)據(jù)。
圖6B到圖6E是將上述收集機(jī)構(gòu)的數(shù)據(jù)收集動(dòng)作和時(shí)間的經(jīng)過(guò)一起表 示的示意圖。如圖6A所示，雖然在開(kāi)始掃描1.8秒后對(duì)收集區(qū)域4 6的 數(shù)據(jù)進(jìn)行收集，但在該時(shí)刻重構(gòu)所需的投影數(shù)據(jù)是不充分的。另外，如圖 6C所示，在2.6秒后雖然對(duì)收集區(qū)域4 7的數(shù)據(jù)進(jìn)行收集，但在該時(shí)刻 重構(gòu)所需的投影數(shù)據(jù)仍然是不充分的。進(jìn)而，如圖6D所示，3.4秒后正在 對(duì)收集區(qū)域4 7的數(shù)據(jù)進(jìn)行收集，在最初的72度份的投影數(shù)據(jù)區(qū)域中并 不存在投影數(shù)據(jù)。在圖6E的4.2秒經(jīng)過(guò)后，收集區(qū)域4與9的數(shù)據(jù)以相
同相位統(tǒng)一。但是，最初的72度份的數(shù)據(jù)4并未與切面位置重合，產(chǎn)生
間隙區(qū)域ll。但是，這使用單純的線形插補(bǔ)等從收集區(qū)域4與收集區(qū)域9
計(jì)算數(shù)據(jù)，通過(guò)插補(bǔ)，作為插補(bǔ)區(qū)域可以得到投影數(shù)據(jù)。此時(shí)，例如通過(guò)
圖像處理裝置106所包含的插補(bǔ)機(jī)構(gòu)，就可以在經(jīng)過(guò)規(guī)定延遲時(shí)間后對(duì)切 面位置20a所對(duì)應(yīng)的相同投影角的體軸方向的不連續(xù)區(qū)域進(jìn)行插補(bǔ)，得到 投影數(shù)據(jù)11。這樣，最終在經(jīng)過(guò)4.2秒后，能夠得到所希望的切面位置20a 中的重構(gòu)圖像。
在步驟36中，經(jīng)過(guò)規(guī)定延遲時(shí)間后，延遲時(shí)間聯(lián)動(dòng)重構(gòu)機(jī)構(gòu)從收集 機(jī)構(gòu)取得指定過(guò)的切面位置20的投影數(shù)據(jù)，重構(gòu)斷層攝影圖像，并將其 顯示在顯示機(jī)構(gòu)上。
根據(jù)這種X射線CT裝置，通過(guò)延遲時(shí)間設(shè)定機(jī)構(gòu)設(shè)定從ECG延遲 時(shí)間計(jì)算出的規(guī)定延遲時(shí)間，經(jīng)過(guò)該規(guī)定延遲時(shí)間后，從收集機(jī)構(gòu)取得所 指定的切面位置的投影數(shù)據(jù)，由延遲時(shí)間聯(lián)動(dòng)重構(gòu)機(jī)構(gòu)對(duì)斷層攝影圖像進(jìn) 行重構(gòu)。對(duì)于從ECG延遲時(shí)間決定規(guī)定延遲時(shí)間的方法，例如在ECG延 遲時(shí)間上相加余量(margin)來(lái)決定。在此，所謂余量是指從重構(gòu)處理的 指示到計(jì)算開(kāi)始為止的時(shí)間等、系統(tǒng)間的應(yīng)答時(shí)間等的處理延遲時(shí)間。
因此，如以往那樣， 一旦對(duì)整個(gè)心臟區(qū)域進(jìn)行攝影后，無(wú)需組合投影 數(shù)據(jù)來(lái)進(jìn)行圖像重構(gòu)處理。經(jīng)過(guò)規(guī)定的延遲時(shí)間后可以重構(gòu)切面位置20a 的斷層攝影圖像，可以一邊攝影心臟區(qū)域一邊實(shí)時(shí)觀察心臟的圖像。而， 由于根據(jù)由心電信息收集機(jī)構(gòu)得到的心電圖的R波，由收集機(jī)構(gòu)收集心時(shí) 相相同但投影角度不同的投影數(shù)據(jù)，并利用延遲時(shí)間聯(lián)動(dòng)重構(gòu)機(jī)構(gòu)將其重 構(gòu)為切面位置20a的斷層攝影圖像，故可以一邊攝影心臟區(qū)域， 一邊在經(jīng) 過(guò)了延遲時(shí)間后提供如同心臟正在靜止的鮮明的心臟斷層圖像。
接著上述切面位置20a的重構(gòu)，同樣地進(jìn)行下一切面位置20b的重構(gòu)。 在得到切面位置20c的斷層攝影圖像的情況下，收集機(jī)構(gòu)在圖6中收集了 各收集區(qū)域4 9的投影數(shù)據(jù)之后，在收集了下一收集區(qū)域10的投影數(shù)據(jù) 的時(shí)刻，即若這一次從收集區(qū)域5經(jīng)過(guò)規(guī)定的延遲時(shí)間，則與收集區(qū)域5 及收集區(qū)域9的情況一樣，是在收集區(qū)域5與收集區(qū)域10之間產(chǎn)生了間 隙區(qū)域13的狀態(tài)。然而，由于插補(bǔ)機(jī)構(gòu)的構(gòu)成為在經(jīng)過(guò)延遲時(shí)間后， 對(duì)切面位置所對(duì)應(yīng)的相同投影角的對(duì)軸方向的不連續(xù)區(qū)域進(jìn)行插補(bǔ)，以獲
得投影數(shù)據(jù)，故若從收集區(qū)域5經(jīng)過(guò)規(guī)定的延遲時(shí)間，則利用線形插補(bǔ)等
從收集區(qū)域5與收集區(qū)域10計(jì)算數(shù)據(jù)，得到間隙區(qū)域13的投影數(shù)據(jù)。另
外，延遲時(shí)間聯(lián)動(dòng)重構(gòu)機(jī)構(gòu)的構(gòu)成為在經(jīng)過(guò)延遲時(shí)間后，從收集機(jī)構(gòu)取 得所指定的切面位置的投影數(shù)據(jù)，以重構(gòu)斷層攝影圖像，故若從收集區(qū)域
5經(jīng)過(guò)規(guī)定的延遲時(shí)間，則進(jìn)行切面位置20c的重構(gòu)。
這樣，通過(guò)反復(fù)進(jìn)行與上述的最初切面位置20a的情況同樣的處理， 從而可以一邊分別攝影接下來(lái)的切面位置20b 20n， 一邊在經(jīng)過(guò)延遲時(shí)間 后在各切面位置20b 20n得到如同心臟正在靜止那樣的鮮明的心臟斷層 圖像。因?yàn)樵撎幚矸磸?fù)進(jìn)行直到獲得最后的切面位置20n的斷層攝影圖像 為止，實(shí)時(shí)地順次在顯示機(jī)構(gòu)上顯示，所以可以一邊攝影一邊觀察該鮮明 的圖像。
此時(shí)，上述的X射線CT裝置，為了得到下一切面位置中的重構(gòu)圖像， 設(shè)有使用心電圖儀的心電信息來(lái)順次收集相同心時(shí)相的投影數(shù)據(jù)的收集 機(jī)構(gòu)，但也可以在該收集機(jī)構(gòu)中附加緩沖相同心時(shí)相的投影數(shù)據(jù)、同時(shí)在 規(guī)定的延遲時(shí)間后消除結(jié)束了重構(gòu)的投影數(shù)據(jù)的緩沖機(jī)構(gòu)。即，如上述的 圖6B到圖6E所示，具有緩沖機(jī)構(gòu)，其到由延遲時(shí)間聯(lián)動(dòng)重構(gòu)機(jī)構(gòu)對(duì)最初 的切面位置20B中的斷層圖像進(jìn)行重構(gòu)為止，至少保持相當(dāng)于規(guī)定的延遲 時(shí)間部分的各收集區(qū)域4 8的投影數(shù)據(jù)。該緩沖機(jī)構(gòu)例如是圖1的外部 存儲(chǔ)機(jī)構(gòu)110。如圖7A所示，緩沖機(jī)構(gòu)在完成切面位置20a中的斷層攝 影圖像的重構(gòu)時(shí)，如圖7B所示，刪除重構(gòu)下一切面位置20c中的斷層攝 影圖像時(shí)不需要的投影數(shù)據(jù)、即收集區(qū)域4的投影數(shù)據(jù)。伴隨重構(gòu)的切面 位置的變更來(lái)順次進(jìn)行其。這樣，通過(guò)緩沖機(jī)構(gòu)順次更換收集區(qū)域的投影 數(shù)據(jù)，從而可以以簡(jiǎn)單的構(gòu)成保持用于得到各種切面位置的斷層攝影圖像 的投影數(shù)據(jù)。該緩沖機(jī)構(gòu)當(dāng)然也可以設(shè)置在運(yùn)算裝置的存儲(chǔ)器上。
另外，雖然對(duì)360度重構(gòu)的情況進(jìn)行了記載，但當(dāng)然也可應(yīng)用于180 度重構(gòu)。該情況下，將統(tǒng)一了 180度重構(gòu)所需的投影數(shù)據(jù)的時(shí)刻設(shè)為ECG 延遲時(shí)間，規(guī)定延遲時(shí)間是經(jīng)驗(yàn)性地在其上添加了若干余量而決定的。延 遲時(shí)間聯(lián)動(dòng)重構(gòu)機(jī)構(gòu)例如可以裝載在主機(jī)107內(nèi)。主機(jī)107從輸入設(shè)備108 接受掃描開(kāi)始的指示，開(kāi)始掃描后，如上所述地計(jì)時(shí)規(guī)定延遲時(shí)間。主機(jī) 107在經(jīng)過(guò)規(guī)定延遲時(shí)間后，使延遲時(shí)間聯(lián)動(dòng)重構(gòu)機(jī)構(gòu)106進(jìn)行圖像重構(gòu)，
并用顯示裝置109顯示完成后的圖像。與該重構(gòu)一并進(jìn)行而也可以進(jìn)行下 一掃描。
艮卩，在體軸方向或?qū)﹂g方向進(jìn)行連續(xù)掃描的攝影中，特別是即使不進(jìn) 行重構(gòu)指示，在某一切面的可以圖像重構(gòu)的投影數(shù)據(jù)統(tǒng)一之后，也可以看 見(jiàn)其斷層圖像。由此，操作者的勞力減少，可以實(shí)時(shí)地取得圖像，可以降
低運(yùn)動(dòng)偽像(motion artifact)。在使用了 180度重構(gòu)的情況下，與360度 重構(gòu)相比，可以更快地進(jìn)行圖像的取得。
而且，在上述實(shí)施方式中，以使用了4列多切面X射線CT裝置的螺 旋攝影為例進(jìn)行了說(shuō)明，但本發(fā)明并未限于此，也可以適用于在已使床停 止的狀態(tài)下的攝影或單切面X射線CT裝置。
另外，在上述的實(shí)施例中，由延遲時(shí)間設(shè)定機(jī)構(gòu)將作為ECG延遲時(shí) 間的4.2秒直接設(shè)定為規(guī)定的延遲時(shí)間，但也可以由延遲時(shí)間設(shè)定機(jī)構(gòu)根 據(jù)ECG延遲時(shí)間，以盡可能接近ECG延遲時(shí)間的方式來(lái)設(shè)定規(guī)定的延遲 時(shí)間。具有在投影數(shù)據(jù)收集前決定重構(gòu)的切面位置的決定機(jī)構(gòu)，還具有經(jīng) 過(guò)延遲時(shí)間后，對(duì)切面位置所對(duì)應(yīng)的相同投影角的對(duì)軸方向的不連續(xù)區(qū)域 進(jìn)行插補(bǔ)以獲得投影數(shù)據(jù)的插補(bǔ)機(jī)構(gòu)；和經(jīng)過(guò)延遲時(shí)間后，從收集機(jī)構(gòu)取 得所指定的切面位置的投影數(shù)據(jù)，以對(duì)斷層攝影圖像進(jìn)行重構(gòu)的延遲時(shí)間 聯(lián)動(dòng)重構(gòu)機(jī)構(gòu)等，故從ECG延遲時(shí)間經(jīng)過(guò)后的較早時(shí)期就可以對(duì)斷層攝 影圖像進(jìn)行重構(gòu)。
權(quán)利要求
1.一種X射線CT裝置，其中包括取得被檢測(cè)體的運(yùn)動(dòng)部位的周期性運(yùn)動(dòng)信息的運(yùn)動(dòng)信息取得機(jī)構(gòu)；與X射線源一起旋轉(zhuǎn)，檢測(cè)從該X射線源照射到被檢測(cè)體上的X射線后在每個(gè)收集區(qū)域得到投影數(shù)據(jù)的檢測(cè)器；處理該檢測(cè)器的所述投影數(shù)據(jù)以重構(gòu)被檢測(cè)體的斷層攝影圖像的重構(gòu)機(jī)構(gòu)；和重構(gòu)時(shí)相指定機(jī)構(gòu)，其指定要進(jìn)行所述周期性運(yùn)動(dòng)信息內(nèi)的重構(gòu)的時(shí)相；其特征在于，進(jìn)一步具備使用運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖案與透過(guò)厚度依賴型控制圖案對(duì)所述X射線源進(jìn)行調(diào)制控制的機(jī)構(gòu)，其中所述運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖案以在所述指定時(shí)相中使從X射線管照射的X射線的強(qiáng)度相對(duì)變大的方式進(jìn)行控制，所述透過(guò)厚度依賴型控制圖案依賴于所述被檢測(cè)體的X射線透過(guò)厚度而使從所述X射線管照射的X射線的強(qiáng)度發(fā)生變化，將所述檢測(cè)器的輸出電平保持恒定；所述重構(gòu)機(jī)構(gòu)以由重構(gòu)時(shí)相指定機(jī)構(gòu)指定的時(shí)相所對(duì)應(yīng)的收集區(qū)域的投影數(shù)據(jù)來(lái)重構(gòu)所述運(yùn)動(dòng)部位的斷層圖像。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的X射線CT裝置，其特征在于，進(jìn)一步具備 使用運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖案的模式和該運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖案與透過(guò)厚度依賴型控制圖案的合成模式中的某一種對(duì)所述X射線源進(jìn)行 調(diào)制控制的機(jī)構(gòu)，其中所述運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖案以在所述指定時(shí)相中 使從所述X射線管照射的X射線的強(qiáng)度相對(duì)變大的方式進(jìn)行控制，所述 透過(guò)厚度依賴型控制圖案依賴于所述被檢測(cè)體的X射線透過(guò)厚度并使從 所述X射線管照射的X射線的強(qiáng)度發(fā)生變化，將所述檢測(cè)器的輸出電平 保持恒定；和選擇執(zhí)行所述運(yùn)動(dòng)周期依賴型圖案的模式與所述合成模式中的某一 種的選擇機(jī)構(gòu)；所述重構(gòu)機(jī)構(gòu)以由重構(gòu)時(shí)相指定機(jī)構(gòu)指定的時(shí)相所對(duì)應(yīng)的收集區(qū)域 的投影數(shù)據(jù)來(lái)重構(gòu)所述運(yùn)動(dòng)部位的斷層圖像。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述周期性運(yùn)動(dòng)信息為心臟的搏動(dòng)。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的X射線CT裝置，其特征在于， 所述重構(gòu)機(jī)構(gòu)使用所述旋轉(zhuǎn)的至少180度部分的收集區(qū)域所對(duì)應(yīng)的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行重構(gòu)。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的X射線CT裝置，其特征在于， 所述重構(gòu)機(jī)構(gòu)中還具備使所述收集區(qū)域間或所述斷層圖像間的噪聲電平差減少的濾波機(jī)構(gòu)。
全文摘要
本發(fā)明的X射線CT裝置具備取得被檢測(cè)體的運(yùn)動(dòng)部位的周期性運(yùn)動(dòng)信息的運(yùn)動(dòng)信息取得機(jī)構(gòu)，使用運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖案與透過(guò)厚度依賴型控制圖案對(duì)所述X射線源調(diào)制控制，同時(shí)進(jìn)行攝影，由從所計(jì)量的周期性運(yùn)動(dòng)信息的相位與該X射線CT裝置的所述旋轉(zhuǎn)周期上的相位重合一次到下一次重合為止的時(shí)間間隔，求出延遲時(shí)間，在所述延遲時(shí)間后開(kāi)始重構(gòu)所述斷層攝影圖像，其中所述運(yùn)動(dòng)周期依賴型控制圖案以在要進(jìn)行所述周期性運(yùn)動(dòng)信息內(nèi)的重構(gòu)的指定時(shí)相中使從所述X射線管照射的X射線的強(qiáng)度相對(duì)變大的方式進(jìn)行控制，所述透過(guò)厚度依賴型控制圖案依賴于所述被檢測(cè)體的X射線透過(guò)厚度并改變從所述X射線管照射的X射線的強(qiáng)度而將所述檢測(cè)器的輸出電平保持恒定。
文檔編號(hào)H05G1/26GK101352352SQ20081021286
公開(kāi)日2009年1月28日 申請(qǐng)日期2004年2月13日 優(yōu)先權(quán)日2003年2月14日
發(fā)明者中澤哲夫, 國(guó)分博人, 宮崎靖 申請(qǐng)人:株式會(huì)社日立醫(yī)藥