X射线ct装置以及x射线ct装置的控制方法

专利名称：X射线ct装置以及x射线ct装置的控制方法
技术领域：
本发明涉及根据用x射线扫描被检体而得到的投影数据，基于心电同步重构法来
重构图像数据的X射线CT (computerizedtomogr即hy)装置以及X射线CT装置的控制方法。
背景技术：
X射线CT装置根据透过了被检体的X射线的强度，通过图像来提供关于被检体的 信息，在以疾病的诊断、治疗或手术计划等为首的大多数的医疗行为中起到重要的作用。
在使用了 X射线CT装置的活动快的特别是心脏检查中，提高图像的时间分辨率是 重要的课题之一。作为针对该课题的主要应对法，有将半(half)重构法与心电同步重构法 合用。正如所公知那样，在该方法中，以操作者指定的心脏的活动的相位(心拍相位)为中 心，切出在X射线管旋转180。 +a (a :扇束(Fan Beam)X射线的扇角)的范围的期间所收 集的半投影数据组，根据切出的半投影数据组，通过使用了基于所谓Parker的二维的权重 系数映射(m即)的二维滤波器，生成360。范围的全(full)投影数据组，根据360°范围的 全投影数据组来重构图像数据。另外，所谓心拍相位是指，以0 100X对从R波到下一个 R波为止的不定期间进行标准化，以^表现该期间的位置。 在利用X射线CT装置的摄像中，在图像重构的原理上，旋转360。所需的时间、或 者即使是半重构中旋转(180° +a )所需的时间被限制为实质的时间分辨率。因此，由于在 该实质的时间分辨率中所发生的起因于心脏的跳动的大小的模糊等引起的画质降低将难 以避免。在大多数情况下，难以将心拍相位指定于最佳相位、即难以指定以心拍相位为中心 的实质的时间分辨率的时间宽度中心脏的活动最少的心拍相位。 因此，公开了进行如下处理的技术为了针对心电同步重构确定最佳的心拍相位， 针对投影数据进行加法处理，求出在心拍相位间的活动量，根据活动量来决定活动少的心 拍相位(例如参照日本特开2007-37782号公报)。 另外，作为X射线CT装置，有如下锥束(cone beam)X射线CT装置将发生锥束的 X射线管与大面积的平面(二维)的X射线检测器相对地设置，使X射线管与X射线检测器 的对绕被检体周围旋转，从而收集基于计算机的三维图像重构中所需的投影数据。在锥束 X射线CT装置中，在进行三维图像重构时锥束伪像(artifact)成为问题。进行X射线CT 图像的重构的FeldKamp法(例如参照后述的文献1)由于采用严密解型算法，所以重构图 像的精度一般较高，近年来被用于进行多列化的多切片CT、锥束CT的图像重构法。
文 献1 :Feldkamp， L. A. ， Davis， L. C. ， Kress， J. W. ， "Practicalcone-beam algorithm" J. Opt. Soc. Am. Al 612-619 (1984) 但是，已知在X射线源旋转的旋转中心的重构面以外，离开体轴方向的位置处的 重构图像一般发生锥束伪像的情况变多(例如参照后述的文献2、3、4)。
文献2 :Turbell， H， "Cone-beam reconstruction using f ilteredbackprojecti on，， Linkoping Studies in Science and Technology, Thesis (2001) 文献3 :Wang，G. ，Lin，T-H. ，Cheng，P-C. ，Shinozaki D. M. ，"A general cone-beamreconstruction algorithm''IEEE Trans. Med. Imaging 12486-496(1993) 文献4 :Zeng， G丄，Gullberg， G. T. ， "A cone-beam tomographyalgorithm for
orthogonal circle_and_line orbit，， Phys. Med. Biol. 37563-577 (1992) 另外，作为涉及本发明的其他文献，有日本特开2007-512936号公报、日本特开
2000-157535号公报。 在使用了以往的锥束X射线CT装置的心脏检查中，将列方向(切片方向)的所有 数据积累起来而确定了心拍相位，但特别在检测面具有40mm以上这样的宽锥角的情况下， 对于确定最佳的心拍相位是不充分的。特别是，开发了由128列、160列或320列的X射线 检测元件构成的宽检测面的X射线检测器，但在将使用64列的X射线检测器进行的最佳心 拍相位的设定方法直接地应用于使用了 128列、160列或320列的X射线检测器的情况时， 由于锥角的影响而难以设定最佳心拍相位。

发明内容
本发明是考虑上述情况而完成的，其目的在于提供一种可以正确且高精度地设定
最佳心拍相位的X射线CT装置以及X射线CT装置的控制方法。 为了解决上述课题，本发明提供一种X射线CT装置，其特征在于，具有 X射线管，朝向被检体照射锥束X射线； X射线检测器，按矩阵状地具备多个X射线检测元件群并检测X射线；
心电计，测量上述被检体的心拍相位； 设定单元，设定基本不受上述锥束X射线的锥角的影响的、上述X射线检测元件群 的列方向的所需宽度； 生成单元，使基于包含在上述X射线检测元件群中的上述所需宽度内的第一 X射 线检测元件群的第一投影数据比基于包含在上述X射线检测元件群中的上述所需宽度外 的第二X射线检测元件群的第二投影数据优先地在同一通道通中在上述列方向上进行积 累，从而生成积累数据； 运算单元，根据上述积累数据，求出由上述心电计测量的每个上述心拍相位的活 动量；以及 决定单元，根据每个上述心拍相位的上述活动量，决定特定的心拍相位。 为了解决上述课题，本发明提供一种X射线CT装置的控制方法，其特征在于，具
有 设定步骤，设定基本不受锥束X射线的锥角的影响的、X射线检测元件群的列方向 的所需宽度； 生成步骤，使基于包含在上述X射线检测元件群中的上述所需宽度内的第一 X射 线检测元件群的第一投影数据比基于包含在上述X射线检测元件群中的上述所需宽度外 的第二X射线检测元件群的第二投影数据优先地在同一通道通中在上述列方向上进行积 累，从而生成积累数据； 运算步骤，根据上述积累数据，求出每个心拍相位的活动量；以及
决定步骤，根据每个上述心拍相位的上述活动量，决定特定的心拍相位。


图1是示出第一实施方式的X射线CT装置的硬件结构图。
图2A是示出X射线检测器的结构的一个例子的俯视图。
图2B是示出X射线检测器的结构的一个例子的立体图。
图2C是示出X射线检测器的结构的一个例子的侧视图。
图3是示出第一实施方式的X射线CT装置的功能的框图。 图4是示出基本上不受锥束X射线的锥角的影响的列方向的所需宽度的第一例子 的X射线检测器的俯视放大图。 图5是示出基本上不受锥束X射线的锥角的影响的列方向的所需宽度的第二例子 的X射线检测器的俯视放大图。 图6是示出积累数据组以及2相位前的积累数据组的时间的关系的一个例子的 图。 图7是示出不将列方向的所有列中的全投影数据组积累在一起，而在心拍相位的 变量不同的两个全投影数据组间对视图(view)、通道序号、以及列序号所对应的投影数据 彼此进行差分而求出差分数据，表示基于该差分数据的每列的绝对值总和值的时间分布的 一个例子的图。 图8是示出从图7所示的所有列的绝对值总和值的分布中抽出的表示与列方向的
基准宽度相当的X射线检测元件的16列的绝对值总和值的时间分布的图。 图9是示出第一实施方式的X射线CT装置的动作的流程图。 图IO是示出第二实施方式的X射线CT装置的功能的框图。 图11是示出全积累数据组与相对数据组的360°的数据的一个例子的图。 图12是示出第二实施方式的X射线CT装置的动作的流程图。
具体实施例方式
参照附图，对本发明的X射线CT (computerized tomogr即hy)装置以及X射线 CT装置的控制方法的实施方式进行说明。另外，在本实施方式的X射线CT装置中，有X 射线管与X射线检测器作为一体而绕被检体的周围旋转的旋转/旋转(ROTATE/ROTATE) 类型、以及多个检测元件被排列成环状且仅X射线管绕被检体的周围旋转的固定/旋转 (STATIONARY/ROTATE)类型等各种类型，但无论哪种类型都可以应用本发明。此处，说明当 前成为主流的旋转/旋转类型。 另外，将入射X射线变换成电荷的机械装置的主流为通过闪烁器等荧光体将X射 线变换成光，进而将该光通过光电二极管等光电变换元件变换成电荷的间接变换型、以及 利用了通过X射线在半导体内生成电子空穴对及向其电极移动即光导电现象的直接变换 型。 另外，近年来，将X射线管与X射线检测器的多个对搭载于旋转环上的所谓多管球 型的X射线CT装置得到了产品化，其周边技术也正被开发。在本实施方式的X射线CT装 置中，不论是以往的一管球型的X射线CT装置，还是多管球型的X射线CT装置，都可以应 用。此处，设为一管球型的X射线CT装置来进行说明。
图1是示出第一实施方式的X射线CT装置的硬件结构图。
图1示出第一实施方式的CT装置10。 X射线CT装置lO主要由摄像系统ll以及 控制系统12构成。X射线CT装置10的摄像系统11为了生成投影数据而被构成，该投影数 据用于生成与患者(被检体)O的摄像部位相关的单一或按时序列的多个体数据。另一方 面，控制系统12根据单一或按时序列的多个体数据，进行3D图像数据的生成、显示。
X射线CT装置10的摄像系统11设置有X射线管21 、X射线检测器22、光圈23、数 据收集装置24、心电计(ECG :electro cardiogram) 25、主控制器26、高电压发生装置27、光 圈驱动装置28、旋转驱动装置29、顶板30、顶板驱动装置31以及IF (interface,接口 ) 34a、 34b 。 另外，X射线管21、 X射线检测器22、光圈23以及数据收集装置24设置在摄像系 统ll的底座装置(未图示)的旋转部R中。旋转部R构成为可以在使X射线管21与X射 线检测器22相对的状态下使X射线管21与X射线检测器22绕患者0的周围旋转。
X射线管21根据从高电压发生装置27供给的管电压来发生X射线，朝向X射线检 测器22照射锥束X射线。 X射线检测器22是以矩阵状(通道方向以及切片方向(列方向))地具有多个X 射线检测元件22a的二维阵列型检测器(还称为多切片型检测器)。各X射线检测元件22a 具有例如0. 5mmX0. 5mm的正方检测面。 图2A是示出X射线检测器22的结构的一个例子的俯视图，图2B是示出X射线检 测器22的结构的一个例子的立体图，图2C是示出X射线检测器22的结构的一个例子的侧 视图。 X射线检测器22例如由在通道方向上具有916通道、在列方向上具有84列、128 列、160列或320列的多个X射线检测元件22a构成。 另夕卜，图1所示的光圈23通过光圈驱动装置28的控制，来调整向患者0辐射的X 射线的切片方向的辐射范围。即、通过利用光圈驱动装置28来调整光圈23的开口，可以变 更切片方向的X射线辐射范围。 数据收集装置24 —般被称为DAS (data acquisition system,数据采集系统)，对 从X射线检测器22以每个通道输出的信号进行放大，进而变换成数字信号。变换后的元数 据(RAW数据)经由摄像系统11的IF 34b被供给到外部的控制系统12。
心电计单元25由未图示的心电计电极、放大器以及A/D(analogto digital)变换 电路构成。心电计单元25利用放大器对作为由心电计电极感知的电信号的心电波形数据 进行放大，从放大信号中去除噪声并变换成数字信号。心电计单元25安装在患者0上。
主控制器26根据从控制系统12经由IF34a输入的控制信号，进行数据收集装置 24、心电计单元25、高电压发生装置27、光圈驱动装置28以及旋转驱动装置29等控制。
高电压发生装置27通过主控制器26的控制，将X射线的辐射中所需的电力供给 X射线管21。高电压发生装置27由未图示的高电压变压器、灯丝加热变换器、整流器以及 高电压切换器等构成。 光圈驱动装置28通过主控制器26的控制，调整光圈23中的X射线的切片方向的 辐射范围。 旋转驱动装置29通过主控制器26的控制，使旋转部R连续旋转，以使旋转部R在 维持了该位置关系的状态下绕空洞部的周围旋转。
7
顶板30载置患者0。 顶板驱动装置31通过主控制器26的控制，使顶板30沿着切片方向移动。旋转部 R的中央部分具有开口，插入载置于该开口部的顶板30上的患者0。另外，将与旋转部R的 旋转中心轴平行的方向定义为z轴方向(切片方向)，用X轴方向、Y轴方向定义与z轴方 向正交的平面。 IF34a、34b分别由依照并行连接规格、串行连接规格的连接器构成，进行与各规格 对应的通信控制。IF34a、34b与控制系统12进行通信，与控制系统12的IF44a、44b分别连接。 X射线CT装置10的控制系统12以计算机为基础而构成，可以与医院骨干的 LAN(local area network)等网络N相互进行通信。控制系统12主要由作为处理器的 CPU(central processing unit)41、存储器42、 HD(hard disc)43、 IF44a、44b、44c、输入装 置45以及显示装置46等基本硬件构成。CPU41经由作为公共信号传送路径的总线，与构成 控制系统12的各硬件结构要素相互连接。另外，控制系统12还有时具备记录介质驱动器 47。 CPU41是具有由半导体构成的电子电路被封入具有多个端子的封装中的集成电路 (LSI)的结构的控制装置。在由医生等操作者通过操作输入装置45等而输入了指令时， CPU41执行存储在存储器42中的程序。或者，CPU41将存储在HD43中的程序、从网络N传 送并通过IF44c接收而安装在HD43中的程序、或从安装在记录介质驱动器47上的记录介 质中读出并安装在HD43中的程序载入存储器42而执行。 存储器42是具有兼备R0M(Read Only Memory)以及RAM (random access memory) 等要素的结构的存储装置。存储器42存储IPL(initial program loading,初始程度调 入)、BI0S(basicinput/output system,基本输入输出系统)以及数据、或被用于CPU41的 工作存储器、数据的临时存储。 HD43是具有涂敷或蒸镀了磁性体的金属的盘无法拆卸地内置于读取装置(未图 示)中的结构的存储装置。HD43是存储安装在控制系统12中的程序(除了应用程序以外， 还包含0S(operatingsystem)等)、数据的存储装置。另外，在OS中，还可以提供在针对操 作者的信息的显示中另用图形，并可以利用输入装置45进行基础的操作的GUI (graphical user interface,图形用户接口 )。 IF44a、44b、44c分别由依照并行连接规格、串行连接规格的连接器构成，进行与各 规格对应的通信控制。IF44a、44b与摄像系统11进行通信，与摄像系统11的IF34a、34b分 别连接。另夕卜，IF44c具有可以与网络N网连接的功能，由此，控制系统12可以从IF44c与 网络N连接。 输入装置45是可以由操作者操作的指示设备，基于操作的输入信号被送给 CPU41。 显示装置46包括未图示的图像合成电路、MUX (multiplexer,多路复用器)、保 存用存储器、显示用存储器(VRAM:video randomaccess memory,视频随机访问存储器)、 D/A(digital to analog)变换电路、视频编码器以及监视器等。图像合成电路生成将重构 图像等与各种参数的文字信息、刻度等一起合成的显示数据，并将该显示数据输出给MUX。 MUX为了回避由于向保存用存储器的输出与向显示用存储器的输出的竞合而引起的显示器上的显示闪烁而恰当地切换显示数据的输出。保存用存储器将从MUX输出的每个重构图像 的各显示数据存储为AVI (audio video interleaving,音频视频交织)文件等活动图像文 件。另一方面，将从MUX输出的重构图像临时存储为影像数据。 D/A变换电路将从MUX或VRAM输出的显示数据变换成模拟信号。视频编码器 对显示数据实施规定的编码处理，作为视频信号输出给监视器。监视器由液晶显示器、 CRT (cathode ray tube)等构成，依次显示显示数据。 记录介质驱动器47可以装卸记录介质，读出记录在记录介质中的数据(包括程 序)，向总线上输出，并且，将经由总线供给的数据写入记录介质。这样的记录介质可以作为 所谓软件包(packagesoftware)而提供。 图3是示出第一实施方式的X射线CT装置10的功能的框图。 通过图1所示的CPU41执行程序，X射线CT装置10如图3所示作为扫描控制部
51、前处理部52、散射线校正部53、投影数据组取得部54、投影数据校正部55、积累处理部
56以及最佳相位决定部57发挥功能。另外，构成X射线CT装置10的各结构要素51至57
通过CPU41执行程序而发挥功能，但不限于该情况。也可以将构成X射线CT装置10的各
结构要素51至57的所有或一部分作为硬件而设置在X射线CT装置10中。 扫描控制部51具有控制摄像系统11的主控制器26，使扫描与取得心电波形数据
一起执行的功能。 前处理部52对从摄像系统11的数据收集装置24输入的元数据进行对数变换处 理、灵敏度校正等校正处理而生成投影数据。 散射线校正部53具有对从前处理部52输入的投影数据进行散射线的去除处理的 功能。散射线校正部53根据X射线辐射范围内的投影数据的值进行散射线的去除，从成为 对象的投影数据中减去根据进行散射线校正的对象的投影数据或其邻接投影数据的值的 大小推测的散射线来进行散射线校正。从散射线校正部53输出的投影数据与由心电计单 元25形成的心电波形数据关联起来被记录在HD43等存储装置中。另外，从散射线校正部 53输出的投影数据与视图、通道序号、列序号、以及表示顶板30的位置信息等的代码关联 起来。 投影数据组取得部54具有从由散射线校正部53生成的投影数据中，取得以心拍 相位的变量n为中心的(180° +a)的半投影数据组P[n]的功能。换言之，投影数据组取 得部54从通过扫描收集的时间轴上的一连串的数据(在时间轴与通道轴上排列时，被统称 为正弦图(sinogram)的数据)中，切出以心拍相位的变量n为中心的(180° +a)的半投 影数据组P[n]。另外，投影数据组是指，被定义成为了重构一个图像所需的投影数据的集 合，半重构法的基础是位于以特定相位的变量n为中心的(180° +a)的角度范围中的投影 数据。另外，在投影数据组取得部54中，以切出一个心拍期间的数据的例子进行了说明，但 也可以设为合成与该心拍相位n对应的多个不同的心拍期间的投影数据，而构成用于生成 一个图像的半投影数据组P[n]。 此处，n是用于简单地识别心拍相位的变量。例如，在以2%间隔分割了心拍周期 时，n成为0、1、2、3、 、49、50，分别对应于心拍相位0%、2%、4%、6%、 、98%、100%。 以下，对以2%间隔分割心拍周期的情况(n = 0至50)进行说明。 投影数据校正部55具有根据由投影数据组取得部54取得的半投影数据组P [n]，生成360°的全投影数据组FP[n]的功能。投影数据校正部55通过使半投影数据组P[n] 通过使用了基于所谓Parker的二维的权重系数映射的二维滤波器，生成补偿了与重构图 像的每个像素的逆投影次数相关的差异的全投影数据组FP[n]。 积累处理部56具有设定基本不受锥束X射线的锥角的影响的X射线检测器22的 列方向的所需宽度W的功能。另外，积累处理部56具有如下功能根据由投影数据校正部 55生成的全投影数据组FP [n]，将基于设定的所需宽度W内的第一 X射线检测元件22al的 第一投影数据比基于所需宽度W外的第二 X射线检测元件22a2的第二投影数据优先地在 同一通道中在列方向上进行积累(accumulate)处理(单纯加法处理、加权加法处理)，从而 求出积累数据，生成360。的全积累数据组FBP[n]。即、积累处理部56通过在所要宽度W 内在列方向上将多个第一投影数据比第二投影数据优先地进行积累处理，而在列方向上提 供规定的厚度。 例如，积累处理部56将基于第二 X射线检测元件22a2的第二投影数据的权重设 为0，在列方向上仅积累基于第一X射线检测元件22al的第一投影数据。或者，例如，积累 处理部56对基于第一 X射线检测元件22al的第一投影数据进行较大地加权，另一方面对 基于第二X射线检测元件22a2的投影数据进行较小地加权，从而在列方向上积累加权后的 数据。 图4是示出基本不受锥束X射线的锥角的影响的列方向的所需宽度W的第一例子 的X射线检测器22的俯视放大图。 如图4所示，积累处理部56首先根据构成X射线检测器22的X射线检测元件22a 的最大列数(例如84列、128列、160列或320列)，设定基本不受锥束X射线的锥角的影响 的列方向的基准宽度WO(例如8mm)。然后，积累处理部56设定与列方向的基准宽度WO — 致的列方向的所需宽度W(例如8mm)。另夕卜，由于X射线检测器22的列方向的中心最不易 受到锥角的影响，所以积累处理部56以将X射线检测器22的列方向的中心作为中心并跨 越该中心的方式设定列方向的基准宽度WO。 X射线检测元件22a由列方向的所需宽度W内 的第一 X射线检测元件22al、列方向的所需宽度W外的第二 X射线检测元件22a2构成。
图5是示出基本不受锥束X射线的锥角的影响的列方向的所需宽度W的第二例子 的X射线检测器22的俯视放大图。 如图5所示，积累处理部56以与列方向的基准宽度WO—致的方式设定列方向的 所需宽度W。 另外，图3所示的最佳相位决定部57具有根据由积累处理部56生成的全积累 数据组FBP[n]决定最佳相位的功能。具体而言，最佳相位决定部57首先在由积累处理 部56生成的心拍相位的变量不同的两个全积累数据组间对视图以及通道序号所对应的 积累数据彼此进行差分而求出差分数据，生成作为该差分数据的集合的360°的差分数据 组Y[n]。例如、最佳相位决定部57根据全积累数据组FBP[n]和2相位前的全积累数据组 FBP [n-2]，将视图以及通道合起来进行差分，而生成心拍相位的变量n的差分数据组Y[n]。
图6是示出差分处理对象的数据组与时间的关系的一个例子的图。
图6的纵轴表示时间(各全积累数据组的视图)、各数据组的纵轴表示X射线检测 器22的通道方向。最佳相位决定部57根据图6所示那样的全积累数据组FBP[n]、和基于 投影数据组P [n-2]的全积累数据组FBP [n-2]，生成差分数据组Y [n]。
另外，图3所示的最佳相位决定部57将基于构成差分数据组Y[n]的所有通道的 差分数据(与各视图以及各通道序号对应的差分数据)的绝对值的总和值(以下简称为 "绝对值总和值")ST[n]计算为表示心脏的活动量的指标值。另外，不限于基于构成差分数 据组Y[n]的差分数据的绝对值总和值，而也可以通过其他方法求出表示活动量的值。例 如，也可以局限于与关心区域ROI (region of interest)对应的宽度区域而计算该总和。另 外，也可以并非单纯地求出绝对值总和值，而可以求出平方和。 图7是示出不积累列方向的所有列中的全投影数据组FP[n]，而在心拍相位的变 量不同的两个全投影数据组间对视图、通道序号、以及列序号所对应的投影数据彼此进行 差分而求出差分数据，表示基于该差分数据的每列的绝对值总和值的时间分布的一个例子 的图。图8是示出从图7所示的所有列的绝对值总和值的时间分布中抽出的与列方向的基 准宽度W0(8mm)相当的0. 5X0. 5mm的X射线检测元件22a的16列的绝对值总和值的时间 分布的图。 图7以及图8的纵轴表示基于差分数据的绝对值总和值，横轴表示时间。如图7所 示，从X射线管21照射的锥束X射线的锥角越大、即越是X射线检测器22的外侧的列(特 别是第1列、第84列)，绝对值总和值受到锥角的影响越大，所以无法恰当地表示活动量。 因此，优选从积累处理部56的积累处理中去除经由与X射线检测器22中的与外侧的列相 当的X射线检测元件22a的投影数据。 另一方面，如图8所示，在X射线检测器22中的列方向的中心附近(例如跨越列 方向的中心的8mm以内)的X射线检测元件22a中，几乎不受锥角的影响(时间分布大致 一致)。因此，通过仅将经由列方向的中心附近的X射线检测元件22a的投影数据设为积累 处理部56的积累处理的对象，通过最佳相位决定部57得到的绝对值总和值ST[n]可以恰 当地表示活动量。此处可知，根据图7以及图8所示的分布，在X射线检测元件22a的尺寸 是O. 5mmX0. 5mm的情况下，积累处理部56优选将以X射线检测器22的列方向的中心为中 心并跨越该中心的8mm以内设定为基准宽度W0。 另外，图3所示的最佳相位决定部57具有如下功能从计算出的每n个绝对值总 和值ST[n]中，选择与振动的活动最小的状况对应的心拍相位的变量m(m〈二n)情况下的 最小的绝对值总和值ST[m]。最小的绝对值总和值ST[m]由来于投影数据组P[m] 、P[m-2]， 即意味着在一个心拍周期中，从(2X (m-2)) %的心拍相位至(2X (m)) %的心拍相位为止 的期间是心脏的活动最小、或者与其最接近。最佳相位决定部57例如通过下式(1)来决定 最佳的心拍相位。
式(1) {(2X (m-2)) %+(2Xm) % }/2 (1) 另外，不限于式(1)，最佳相位决定部57也可以将(2X (m-2))X决定为最佳相位， 也可以将((2Xm) % )/2决定位最佳相位。 另外，最佳相位决定部57还可以使将心拍相位与上述活动量对应起来的信息显 示在显示装置46中。另外，最佳相位决定部57根据被决定的最佳相位重构图像，使该图像 显示在显示装置46中。 如上所述，在最佳相位决定部57中，并非针对重构图像，而通过针对重构处理前 的投影数据的处理来决定最佳相位，从而可以谋求大幅削减处理工时。
接下来，使用图9所示的流程图，对第一实施方式的X射线CT装置10的动作进行 说明。 首先，根据扫描控制部51的控制，与取得心电波形数据一起执行扫描(步骤S1)。 由此收集至少一个心拍的期间的投影数据，并存储在投影数据存储部203中。扫描结束，接 下来开始最佳相位的决定动作。 在最佳相位的决定动作中，首先，用于简单地识别心拍相位的变量n被初始化为 0 (步骤S2)。 接下来，从HD43等存储装置中读出以心拍相位的变量0X为中心的(180° +a)
的半投影数据组P
(步骤S3)。换言之，从通过步骤S1的扫描所收集的时间轴上的一连
串的数据中，切出以心拍相位的变量OX为中心的半投影数据组P
。 接下来，通过使半投影数据组P[O]通过使用了基于所谓Parker的二维的权重系
数映射的二维滤波器，生成补偿了心拍相泣的变量0%的每个像素的逆投影的次数的差异
后的360°的全投影数据组FP
(步骤S4)。 接下来，在X射线检测器22的列方向上，设定基本不受锥角X射线的锥角的影响 的所需宽度。另外，根据通过步骤S4生成的全投影数据组FP
，将基于设定的所需宽度W 内的第一X射线检测元件22al的第一投影数据比基于所需宽度W外的第二X射线检测元件 22a2的第二投影数据优先地在同一通道中在列方向上进行积累处理，从而生成心拍相位的 变量0%的全积累数据组FBP[O](步骤S5)。 接下来，在通过步骤S5生成的全积累数据组FBP[O]、与2相位前的全积累数据 组FBP[-2]之间，将视图以及通道合起来进行羞分，生成心拍相位的变量0%的差分数据组 Y[O](步骤S6)。 接下来，根据构成通过步骤S6生成的差分数据组Y
的所有通道的差分数据，计 算出心拍相位的变量0下的绝对值总和值ST[O](步骤S7)。 接下来，判断通过步骤S3至S7处理的心拍相位的变量n是否为最大(50)(步骤 S8)。在步骤S8的判断中判断为YES、即心拍相位的变量n最大的情况下，在基于通过步骤 S7计算出的差分数据的绝对值总和值ST[n]中，选择最小的心拍相位的变量m下的绝对值 总和值ST[m](步骤S9)。然后，例如通过式(1)求出与通过步骤S9选择的最小的绝对值总 和值ST[m]对应的心拍相位，将该心拍相位设定为最佳心拍相位(步骤SIO)。
另一方面，在步骤S8的判断中判断为N0、即心拍相位的变量n并非最大的情况下， 将通过步骤S3至S7处理的n设为(n+l)(步骤Sll)，再次返回步骤S3的处理。经由步骤 Sll的处理，直到心拍相位的变量n达到心拍期间的最大为止，反复步骤S3至S7的处理。
根据第一实施方式的X射线CT装置10，通过仅根据基于基本不受到锥角的影响的 所需宽度W内的第一X射线检测元件22al的第一投影数据来设定最佳心拍相位，可以正确 且高精度地设定最佳心拍相位。 图IO是示出第二实施方式的X射线CT装置IOA的功能的框图。另外，第二实施 方式的X射线CT装置10A的硬件结构与图1所示的第一实施方式的X射线CT装置10相 同，所以省略说明。 通过图1所示的CPU41执行程序，X射线CT装置10A如图10所示，作为扫描控制 部51、前处理部52、散射线校正部53、投影数据组取得部54A、积累处理部56A以及最佳相
12位决定部57A发挥功能。另外，构成X射线CT装置10A的各结构要素51至57A通过CPU41 执行程序而发挥功能，但不限于该情况。也可以将构成X射线CT装置10A的各结构要素51 至57A的所有或一部分作为硬件设置在X射线CT装置10中。另外，在图10所示的X射线 CT装置10A中，对与图3所示的X射线CT装置10相同的要素附加相同符号并省略说明。
投影数据组取得部54A具有从由散射线校正部53生成的投影数据中，取得以心拍 相位的变量n为中心的360。的全投影数据组F'P[n]的功能。换言之，投影数据组取得 部54从通过扫描收集的时间轴上的一连串的数据中，切出以心拍相位的变量n为中心的 360°的全投影数据组F'P[n]。另外，以在投影数据组取得部54A中切出一个心拍期间的 数据的例子进行了说明，但也可以合成与该心拍相位对应的多个不同的心拍期间的投影数 据，来构成用于生成一个图像的投影数据。 积累处理部56A具有与积累处理部56同样地设定所需宽度W的功能；以及根据 由投影数据组取得部54A取得的360°的全投影数据F' P[n]，将基于设定的所需宽度W内 的第一 X射线检测元件22al的第一投影数据比基于所需宽度W外的第二 X射线检测元件 22a2的第二投影数据优先地在同一通道中在列方向上进行积累处理，从而生成360°的全 积累数据组F'BP[n]的功能。 例如，积累处理部56A将基于第二 X射线检测元件22a2的第二投影数据的权重设 为0，在列方向上仅积累基于第一X射线检测元件22al的第一投影数据。或者，例如、积累 处理部56A针对基于第一 X射线检测元件22al的第一投影数据进行较大地加权，另一方面 针对基于第二 X射线检测元件22a2的投影数据进行较小地加权，从而在列方向上积累加权 后的数据。 最佳相位决定部57A具有根据由积累处理部56A生成的全积累数据组F' BP[n]， 决定最佳相位的功能。具体而言，最佳相位决定部57A首先对由积累处理部56A生成的全 积累数据组F' BP[n]、与由构成该全积累数据组F' BP[n]的投影数据的相对数据构成的相 对数据组进行差分而求出差分数据，生成作为该差分数据的集合的差分数据组Y' [n]。此 处，所谓相对数据是指，针对某投影数据，连接X射线管21的焦点与X射线检测器22的通 道中心的直线(投影线)所重叠的投影数据。 图11是示出差分处理对象的数据组与时间的关系的一个例子的图。 图11的纵轴表示时间(各数据组的视图)，横轴表示X射线检测器22的通道方
向。最佳相位决定部57A针对每个通道计算如图11所示那样的全积累数据组F' BP[n]与
相对数据组的差分。 另外，不限于基于构成为差分数据组Y' [n]的差分数据的绝对值总和值，而也可 以通过其他方法求出表示活动量的值。例如，也可以局限于与关心区域ROI对应的宽度区 域而计算出该总和。另外，也可以并非单纯地求出绝对值总和值，而可以求出平方和。
此处，最佳相位决定部57A还可以使将心拍相位与上述活动量对应起来的信息显 示在显示装置46中。另外，最佳相位决定部57A根据决定的最佳相位重构图像，并使该图 像显示在显示装置46中。 接下来，使用图12所示的流程图，对第二实施方式的X射线CT装置10A的动作进 行说明。另外，在图12所示的X射线CT装置10A的动作中，对与图9所示的X射线CT装 置10的动作相同的步骤附加相同标号并省略说明。
在步骤S2之后，从HD43等存储装置中读出以心拍相位的变量0^为中心的360。 的全投影数据组F' P[O](步骤S13)。换言之，从通过步骤S1的扫描所收集的时间轴上的 一连串的数据中，切出以心拍相位的变量0%为中心的360°的全投影数据组F' P[O]。
接下来，在X射线检测器22的列方向上，设定基本不受锥束X射线的锥角的影响 的所需宽度W。另外，根据通过步骤S13读出的360。的全投影数据组F'P[O]，将基于设定 的所需宽度内的第一 X射线检测元件22al的第一投影数据比基于所需宽度外的第二 X射 线检测元件22a2的第二投影数据优先地在同一通道中在列方向上进行积累处理，从而生 成心拍相位的变量0%的全积累数据组F' BP[O](步骤S14)。 接下来，求出通过步骤S14生成的全积累数据组F' BP
、与由构成该全积累数 据组F' BP[O]的投影数据的相对数据构成的相对数据组的差分数据，生成心拍相位的变量 OX的差分数据组Y'
(步骤S15)。 接下来，根据构成通过步骤S15生成的差分数据组Y'
的所有通道的差分数据， 计算出心拍相位的变量0%下的绝对值总和值ST[O](步骤S16)。 接下来，判断通过步骤S13至步骤S16处理的心拍相位的变量n是否为最大(50) (步骤S8)。在步骤S8的判断中判断为NO、即心拍相位的变量n并非最大的情况下，将通 过步骤S13至S16处理的n设为(n+l)(步骤Sll)，再次，返回步骤S13的处理。经由步骤 Sll的处理，直到心拍相位的变量n达到心拍期间的最大为止，反复步骤S13至S16的处理。
根据第二实施方式的X射线CT装置IOA，通过仅根据基于基本不受锥角的影响的 所需宽度W内的第一 X射线检测元件22al的第一投影数据来设定最佳心拍相位，可以正确 且高精度地设定最佳心拍相位。
权利要求
一种X射线CT装置，其特征在于，具有X射线管，朝向被检体照射锥束X射线；X射线检测器，按矩阵状地具备多个X射线检测元件群并检测X射线；心电计，测量上述被检体的心拍相位；设定单元，设定基本不受上述锥束X射线的锥角的影响的、上述X射线检测元件群的列方向的所需宽度；生成单元，使基于包含在上述X射线检测元件群中的上述所需宽度内的第一X射线检测元件群的第一投影数据比基于包含在上述X射线检测元件群中的上述所需宽度外的第二X射线检测元件群的第二投影数据优先地在同一通道通中在上述列方向上进行积累，从而生成积累数据；运算单元，根据上述积累数据，求出由上述心电计测量的每个上述心拍相位的活动量；以及决定单元，根据每个上述心拍相位的上述活动量，决定特定的心拍相位。
2. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，还具备显示将上述心拍相位 与上述活动量对应起来的信息的显示单元。
3. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，还具备显示根据由上述决定 单元决定的上述特定的心拍相位而重构的图像的显示单元。
4. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，上述设定单元在上述心拍相位 不同的两个36(T的全投影数据组间，对视图、通道序号、以及列序号所对应的投影数据彼 此进行差分而求出差分数据，以包含表示基于上述差分数据的每列的绝对值的总和值的时 间分布大致一致的列的方式设定上述所需宽度。
5. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，上述运算单元具有形成36(T 的上述积累数据即全积累数据组，在心拍相位的变量不同的两个上述全积累数据组间，对 视图以及通道序号所对应的上述积累数据彼此进行差分而求出每个上述通道序号的差分 数据的单元；以及计算出基于上述差分数据的绝对值的总和值而作为上述活动量的单元。
6. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，上述运算单元根据作为360° 的上述积累数据的全积累数据组，对所需的积累数据与其相对数据间进行差分而求出差分 数据，根据作为上述差分数据的集合的差分数据组，计算出上述活动量。
7. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，上述生成单元在上述列方向上 仅积累上述第一投影数据。
8. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，上述生成单元针对上述第一投 影数据进行较大地加权，另一方面针对上述第二投影数据进行较小地加权，从而在上述列 方向上积累上述加权后的数据。
9. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，上述设定单元以将上述列方向 的中心作为中心并跨越该中心的方式设定上述所需宽度。
10. 根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于，上述设定单元将上述所需宽度 设为8mm以内。
11. 一种X射线CT装置的控制方法，其特征在于，具有设定步骤，设定基本不受锥束X射线的锥角的影响的、X射线检测元件群的列方向的所 需宽度；生成步骤，使基于包含在上述x射线检测元件群中的上述所需宽度内的第一 X射线检 测元件群的第一投影数据比基于包含在上述x射线检测元件群中的上述所需宽度外的第二 x射线检测元件群的第二投影数据优先地在同一通道通中在上述列方向上进行积累，从而生成积累数据；运算步骤，根据上述积累数据，求出每个心拍相位的活动量；以及 决定步骤，根据每个上述心拍相位的上述活动量，决定特定的心拍相位。
12. 根据权利要求11所述的X射线CT装置的控制方法，其特征在于，还具备显示将 上述心拍相位与上述活动量对应起来的信息的显示步骤。
13. 根据权利要求11所述的X射线CT装置的控制方法，其特征在于，还具备显示根 据通过上述决定步骤决定的上述特定的心拍相位而重构的图像的显示步骤。
14. 根据权利要求11所述的X射线CT装置的控制方法，其特征在于，上述设定步骤在 上述心拍相位不同的两个360。的全投影数据组间，对视图、通道序号、以及列序号所对应 的投影数据彼此进行差分而求出差分数据，以包含表示基于上述差分数据的每列的绝对值 的总和值的时间分布大致一致的列的方式设定上述所需宽度。
15. 根据权利要求11所述的X射线CT装置的控制方法，其特征在于，上述运算步骤具 有形成36(T的上述积累数据即全积累数据组，在心拍相位的变量不同的两个上述全积 累数据组间对视图以及通道序号所对应的上述积累数据彼此进行差分而求出每个上述通 道序号的差分数据的步骤；以及计算出基于上述差分数据的绝对值的总和值而作为上述活动量的步骤。
16. 根据权利要求11所述的X射线CT装置的控制方法，其特征在于，在上述运算步骤 中，根据360°的上述积累数据即全积累数据组，对所需的积累数据与其相对数据间进行差 分而求出差分数据，根据作为上述差分数据的集合的差分数据组，计算出上述活动量。
17. 根据权利要求11所述的X射线CT装置的控制方法，其特征在于，在上述生成步骤 中，在上述列方向上仅积累上述第一投影数据。
18. 根据权利要求11所述的X射线CT装置的控制方法，其特征在于，在上述生成步骤 中，针对上述第一投影数据进行较大地加权，另一方面针对上述第二投影数据进行较小地 加权，从而在上述列方向上积累上述加权后的数据。
19. 根据权利要求11所述的X射线CT装置的控制方法，其特征在于，在上述设定步骤 中，以将上述列方向的中心作为中心并跨越该中心的方式设定上述所需宽度。
20. 根据权利要求19所述的X射线CT装置的控制方法，其特征在于，在上述设定步骤 中，将上述所需宽度设为8mm以内。
全文摘要
本发明提供一种X射线CT装置以及X射线CT装置的控制方法，该X射线CT装置具有设定单元、生成单元、运算单元、以及决定单元。上述设定单元设定基本不受上述锥束X射线的锥角的影响的、上述X射线检测元件群的列方向的所需宽度。上述生成单元将基于包含在上述X射线检测元件群中的上述所需宽度内的第一X射线检测元件群的第一投影数据比基于包含在上述X射线检测元件群中的上述所需宽度外的第二X射线检测元件群的第二投影数据优先地在同一通道通中在上述列方向上进行积累，从而生成积累数据。上述运算单元根据上述积累数据，求出每个心拍相位的活动量。上述决定单元根据每个上述心拍相位的上述活动量，决定特定的心拍相位。
文档编号A61B6/03GK101711682SQ20091016597
公开日2010年5月26日 申请日期2009年8月20日 优先权日2008年9月30日
发明者中西知, 奥村美和 申请人:株式会社东芝;东芝医疗系统株式会社