DE102012203980A1

DE102012203980A1 - CT-Bildverarbeitungsvorrichtung und CT-Bildverarbeitungsverfahren

Info

Publication number: DE102012203980A1
Application number: DE102012203980A
Authority: DE
Inventors: Yukihiro Hara; Takafumi Koike
Original assignee: Rigaku Denki Co Ltd; Rigaku Corp
Current assignee: Rigaku Denki Co Ltd; Rigaku Corp
Priority date: 2011-03-14
Filing date: 2012-03-14
Publication date: 2012-09-20
Also published as: JP5545881B2; US8781200B2; US20120237099A1; JP2012187350A

Abstract

Eine CT-Bildverarbeitungsvorrichtung 5, die Projektionsdaten synchron mit einer periodischen Bewegung eines Bereichs eines Probanden verarbeitet, einschlielßlich einer ROI-Berechnungseinheit 36, die bestimmte Informationen über einen ROI zur Synchronisation für jeden Abtastwinkel berechnet, um den Zielbereich des Probanden zu verfolgen. Als ein Ergebnis wird ein starkes Synchronisationssignal erhalten, kann eine charakteristische Größe gemessen werden, in der ein Atemmuster und ein Herzschlag ausreichend auftreten, und es wird eine einfache Synchronisationsverarbeitung unter Verwendung der Projektionsdaten ermöglicht. Eine dezidierte Vorrichtung zum Erhalten des Herzschlags oder der Atmung, wie zum Beispiel ein ECG und ein Atemmessgerät, ist nicht erforderlich, und ein Herzschlagsignal und ein Atemsignal kann von einem ROI-Signal der Projektionsdaten erhalten werden. Als ein Ergebnis kann die Unschärfe in einem Bild eliminiert werden, die durch den Herzschlag verursacht wird, und eine Bildqualität wird dadurch extrem verbessert.

Description

Hintergrund der Erfindung
Erfindungsgebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft eine CT-Bildverarbeitungsvorrichtung und ein CT-Bildverarbeitungsverfahren, bei dem ein Teil eines Probanden (engl. Subject) synchron mit einer periodischen Bewegung dessen durch eine Röntgen-CT-Vorrichtung (engl. X-ray CT Device) abgetastet wird, und erhaltene Projektionsdaten verarbeitet werden, um ein Bild zu rekonstruieren.
Beschreibung des Stands der Technik
Die Röntgen-CT-Abtastung ist effektiv für in vivo Untersuchungen eines Tieres, wie zum Beispiel eine Maus oder eine Ratte. Tiere können während der CT-Abtastung die Atmung gemäß einer Anweisung eines Betreibers jedoch nicht stoppen, so wie Menschen. Darüber hinaus kann während der biologischen Abtastung das Herz nicht gestoppt werden. Daher weisen Bilder von Herzen, Lungen und benachbarten Organen, wie zum Beispiel der Leber, aufgrund des Einflusses der Herzschlags und der Atmung eine Unschärfe auf, und das Röntgen-CT ist für die Beobachtung oder Inspektion feiner Bereiche nicht geeignet.
Eine Röntgen-CT-Vorrichtung, die eine atemsynchronisierte Abtastung durchführen kann, wurde auf Grundlage der oben beschriebenen Umstände entwickelt. In den Vorrichtungen der japanischen ungeprüften veröffentlichten Patentanmeldung mit der Nummer 2008-228828 (Patentdokument 1) und der japanischen ungeprüften veröffentlichten Patentanmeldung mit der Nummer 2008-228829 (Patentdokument 2), wird zum Beispiel ein Bereich von Interesse eingestellt, um einen Bereich einer periodischen Bewegung eines Bereichs eines Probanden zu berücksichtigen, und eine charakteristische Größe, die durch Integration über den Bereich von Interesse erhalten wird, wird als ein Synchronisationssignal der periodischen Bewegung des Probanden berechnet. Eine Gantry-Rotation wird dann durch Verschieben einer Phase unter Verwendung des Synchronisationssignals der periodischen Bewegung gesteuert, um eine Röntgen-CT-Abtastung durchzuführen, und es wird eine Interpolationsverarbeitung mit den Daten durchgeführt, die in einer Vielzahl von Rotationen abgetastet werden.
Darüber hinaus wird in einer Steuereinheit, die in Dinkel et al. „Intrinsic Gating for Small-Animal Computed Tomography A Robust ECG-Less Paradigm for Deriving Cardiac Phase Information and Functional Imaging, Journal OF THE American Heart Association, USA, American Heart Association, Circ Cardiovasc Imagin 2008; 1; 235–243 (Nicht-Patentdokument 1) ein Atemmuster erhalten, indem ein Drucksensor in der Nähe des Brustbereichs des Probanden platziert wird, während Elektroden an beiden Schultern und einem Fußbereich eines Probanden punktiert wurden, und eine ECG-Messung durchgeführt wird, um ein Herzschlagsignal zu erhalten. Dann werden mehrere Sitzungen einer CT-Abtastung durchgeführt, während eine Phase bezüglich des Atemmusters verschoben wird, werden CT-Winkeldaten mit der gleichen Phase ausgewählt und in einzelne CT-Daten organisiert, und wird eine Bildrekonstruktion der synchronen CT-Daten ausgeführt.
Andererseits berechnen einige Röntgen-CT-Abtastvorrichtungen eine Position eines Bereichs gemäß einem Abtastwinkel auf Grundlage des Bereichs, der in einem Abtastbild eingestellt ist. In einer Röntgen-Blutgefäß-Bildgebungsvorrichtung, die in der japanischen ungeprüften veröffentlichten Patentanmeldung mit der Nummer 2006-346263 (Patendokument 3) beschrieben ist, wird ein Gate-Bereich bezüglich eines Inspektionsbereichs und eines Abtastwinkels gespeichert, und der gespeicherte Gate-Bereich, der mit dem Inspektionsbereich und dem Abtastwinkel zusammenhängt, wird für jedes abgetastete Bild eingestellt. Zu diesem Zeitpunkt wird eine Gate-Bereich-Information für den eingestellten Abtastwinkel aus der Gate-Bereichs-Information erzeugt, die für die benachbarten Winkel registriert sind.
Zusammenfassung der Erfindung
Wie oben erläutert, verhindern die Vorrichtungen in den Patentdokumenten 1 und 2 eine Unschärfe eines Bilds aufgrund der Atmung, indem eine Röntgen-CT-Abtastung durchgeführt wird, während die Rotation des Gantry durch Verschiebung der Phase gesteuert wird. Diese Art von synchronisierten Berechnungsvorrichtungen benötigen jedoch eine mechanische Steuerung des Gantry gemäß der periodischen Bewegung des Bereiches. Darüber hinaus haben kleine Tiere einen schnellen Herzschlag, und es ist schwierig, diesen Einfluss substantiell zu eliminieren. Darüber hinaus kann die Steuereinheit, die in dem Nicht-Patentdokument 1 beschrieben ist, den Einfluss des Herzschlags eliminieren, jedoch ist eine Arbeitsbelastung eines Betreibers groß, und da die Punktierung von Elektroden damit verbunden ist, kann die Sicherheit des Betreibers nicht sichergestellt werden. Darüber hinaus wird der Proband belastet. Es liegt eine Tendenz vor, dass die Abtastzeit lang ist, und eine Bildqualität des Bereichs, der durch den Herzschlag bzw. Plus beeinflusst wird, kann nicht als ausreichend angesehen werden. Darüber hinaus werden Artefakte (falsche Bilder) leicht durch die Punktierung der Elektroden erzeugt, und ein ECG ist teuer.
Die Röntgen-Blutgefäß-Bildgebungsvorrichtung, die im Patentdokument 3 beschrieben ist, erzeugt Gate-Bereichs-Informatianen bei dem Abtastwinkel, der von den Gate-Bereichs-Informationen bei den benachbarten Winkeln eingestellt ist, dies dient jedoch zur Aufrechterhaltung eines Kontrasts des Bilds in dem Bereich, und unterscheidet sich stark von der Eliminierung des Einflusses der periodischen Bewegung des Bereichs.
Die vorliegende Erfindung erfolgte vor dem Hintergrund der obigen Umstände, und hat die Aufgabe, eine CT-Bildverarbeitungsvorrichtung und ein CT-Bildverarbeitungsverfahren bereitzustellen, die ein Synchronisationssignal aus Projektionsdaten extrahieren können, die durch eine CT-Abtastung erhalten werden, und ein synchronisiertes CT-Bild mit einer einfachen Synchronisationsverarbeitung erhalten können. Röntgendaten beziehen sich auf Röntgendaten, die durch einen Probanden in einem vorbestimmten Rotationswinkel hindurch gehen und erfasst werden, und ein Röntgenbild bezieht sich auf ein Bild zum Anzeigen der Röntgendaten als ein Röntgenbild. Darüber hinaus verweisen Projektionsdaten auf Röntgendaten, die durch den Probanden durch eine Drehabtastung hindurch gehen und durch einen Detektor gemessen werden, und CT-Bilddaten verweisen auf Bilddaten, die unter Verwendung der Projektionsdaten rekonstruiert werden.

(1) Um die obige Aufgabe zu erfüllen, ist eine CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung eine CT-Bildverarbeitungsvorrichtung, die Röntgenprojektionsdaten synchron mit einer periodischen Bewegung eines Bereichs eines Probanden verarbeitet, und umfasst eine ROI-Berechnungseinheit, die konfiguriert ist zum Berechnen bestimmter Informationen über einen ROI zur Synchronisation für jeden Abtastwinkel, um den Bereich des Probanden zu verfolgen, der synchronisiert werden soll.

Mit dieser Konfiguration wird ein starkes Synchronisationssignal erhalten und eine charakteristische Größe kann gemessen werden, indem ein Herzschlag und eine Atmung ausreichend auftreten, und es wird eine einfache Synchronisationsverarbeitung unter Verwendung der Projektionsdaten ermöglicht. Dedizierte Vorrichtungen zum Erfassen eines Herzschlags oder der Atmung, wie zum Beispiel ein ECG und eine Atemmessvorrichtung, sind nicht erforderlich, und ein Herzschlagsignal und ein Atmungssignal können aus einem ROI-Signal der Projektionsdaten leicht und mit geringen Kosten erhalten werden. Als ein Ergebnis kann die Unschärfe in einem Bild eliminiert werden, die durch den Herzschlag verursacht wird, und die Bildqualität wird extrem verbessert. Zum Beispiel können synchronisierte Herzbilder sowohl der Diastole als auch der Systole erhalten werden und zum Beispiel für Herzfunktionsuntersuchungen verwendet werden. Diagnosen von Herz, Lunge, Leber und der peripheren Organe werden somit zuverlässig verbessert.
Darüber hinaus ist die Punktierung einer Nadel nicht weiter notwendig, und die Verarbeitbarkeit der synchronisierten Herzschlagabtastung und der synchronisierten Atmungsabtastung kann verbessert werden. Da ein Synchronisationssignal ohne Verwendung einer ECG-Elektrode erhalten wird, kann ein Punktierungsunfall eliminiert werden. Wie oben erläutert, kann die Arbeitssicherheit eines Betreibers sichergestellt werden, und die Belastung eines Probanden kann verringert werden. Darüber hinaus wird das Auftreten von Artefakten verhindert, die durch punktierte Elektroden verursacht werden.

(2) Darüber hinaus ist die CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung dadurch gekennzeichnet, dass die ROI-Berechnungseinheit die bestimmten Informationen des ROI zur Synchronisation für die Projektionsdaten anderer Abtastwinkel auf Grundlage des ROI zur Synchronisation berechnet, der für Röntgendaten einer Vielzahl von Abtastwinkeln eingestellt ist. Dadurch kann der ROI zur Synchronisation für jeden Abtastwinkel bestimmt werden, um den Bereich des Probanden, bei dem es sich um ein Target handelt, zu verfolgen.
(3) Darüber hinaus ist die CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung dadurch gekennzeichnet, dass die ROI-Berechnungseinheit eine Position und eine Form des ROI zur Synchronisation berechnet, bezugnehmend auf die Position eines Rotationszentrums der Röntgenbestrahlung auf die Projektionsdaten. Dadurch kann der ROI zur Synchronisation bei jedem Abtastwinkel eingestellt werden, um den Target-Bereich, der synchronisiert werden soll, zu verfolgen, und kann zuverlässig synchron mit der periodischen Bewegung des Bereichs verarbeitet werden.
(4) Darüber hinaus ist die CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung dadurch gekennzeichnet, dass die ROI-Berechnungseinheit den ROI zur Synchronisation von Projektionsdaten von anderen Abtastwinkeln auf Grundlage des ROI zur Synchronisation berechnet, der für Projektionsdaten von zwei Abtastwinkeln eingestellt ist, die einen Winkel von 90° zueinander ausbilden. Wenn daher der ROI zur Synchronisation bei einem anderen Winkel berechnet werden soll, kann das Übersehen eines Synchronisationssignals reduziert werden. Der Winkel, der durch jeden ROI zur Synchronisation ausgebildet wird, ist bevorzugt 90°, jedoch kann der Winkel für alle Projektionsdaten bei zwei Abtastwinkeln von 60° oder mehr und 120° oder weniger eingestellt werden.
(5) Darüber hinaus ist die CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ferner durch eine Atmungssynchronisations-Verarbeitungseinheit gekennzeichnet, die konfiguriert ist zum Sortieren aller Projektionsdaten in ein vorbestimmtes Phasensegment des Atemmusters auf Grundlage einer Beziehung zwischen dem Abtastwinkel und einer charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation. Dadurch können zum Beispiel die Projektionsdaten. in ein Segment außer dem der Diastole des Atemmusters sortiert werden.
(6) Darüber hinaus ist die CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung dadurch gekennzeichnet, dass die Atmungssynchronisations-Verarbeitungseinheit die charakteristische Größe des ROI zur Synchronisation durch den Abtastwinkel differenziert, und die Projektionsdaten auf Grundlage eines vorbestimmten Schwellenwerts unter Verwendung des differenzierten Werts sortiert und extrahiert. Dadurch können Daten für die Diastole und Daten für die Systole des Atemmusters deutlich separiert werden. Da das Atemmuster eine größere Veränderung als der Herzschlag aufweist, wird das Atemmuster nicht durch den Herzschlag beeinflusst.
(7) Ferner ist die CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ferner durch eine Herzschlagsynchronisations-Verarbeitungseinheit gekennzeichnet, die konfiguriert ist zum Sortieren und Extrahieren der Projektionsdaten, die in das vorbestimmte Phasensegment des Atemmusters sortiert sind, in ein vorbestimmtes Phasensegment des Herzschlags auf Grundlage einer Beziehung zwischen dem Abtastwinkel und der charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation. Die sortierten Daten können dadurch weiter in ein Segment der Diastole des Herzschlags sortiert und extrahiert werden.
(8) Darüber hinaus ist die CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung dadurch gekennzeichnet, dass die Herzschlagsynchronisations-Verarbeitungseinheit einen gleitenden Mittelwert der charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation bezüglich des Abtastwinkels für die Projektionsdaten berechnet, die in das vorbestimmte Phasensegment des Atemmusters sortiert sind, und die Projektionsdaten auf Grundlage des gleitenden Mittelwerts sortiert und extrahiert. Unter Verwendung des gleitenden Mittelwerts als Grundlage, können die Daten der Diastole und die Daten der Systole des Herzschlags separiert werden. Für den gleitenden Mittelwert wird zum Beispiel ein vierfacher Wert verwendet.
(9) Ferner ist die CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ferner durch eine Bildrekonstruktionseinheit gekennzeichnet, die konfiguriert ist zum Rekonstruieren von CT-Bilddaten durch die Projektionsdaten, die in das vorbestimmte Phasensegment des Atemmusters oder Herzschlags sortiert sind. Dadurch können klare CT-Bilddaten auch für den Bereich erhalten werden, der sich periodisch bewegt, unter Verwendung der Projektionsdaten, die in das Phasensegment eines bestimmten Atemmusters oder eines Phasensegments der Herzschlags sortiert werden.
(10) Ferner die CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung dadurch gekennzeichnet, dass die Bildrekonstruktionseinheit das CT-Bild durch Interpolation der Projektionsdaten rekonstruiert, die aufgrund des Sortierens der Projektionsdaten mit Projektionsdaten bei dem benachbarten Abtastwinkel fehlen. Artefakte, die aufgrund des Mangels der Projektionsdaten verursacht werden, können dadurch reduziert werden.
(11) Ferner ist die CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung dadurch gekennzeichnet, dass die Bildrekonstruktionseinheit die Projektionsdaten verwendet, die für eine Vielzahl von Datenelementen gemittelt werden, welche die Abtastwinkel in der Nähe zueinander aufweisen, zur Rekonstruktion von CT-Bilddaten als Projektionsdaten bezüglich des gemittelten Abtastwinkels. Dadurch kann eine Hochgeschwindigkeits-CT-Bildrekonstruktions-Berechnungsverarbeitung ausgeführt werden.
(12) Ferner ist die CT-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ferner durch eine ROI-Einstelleinheit gekennzeichnet, die konfiguriert ist zum Speichern. des ROI zur Synchronisation, der für die Projektionsdaten einer Vielzahl von Abtastwinkeln in Verbindung mit den Projektionsdaten während der Abtastung eingestellt ist. Da der ROI zur Synchronisation bei der Vielzahl von Abtastwinkeln eingestellt werden kann, kann der ROI zur Synchronisation unter Verwendung des eingestellten ROT zur Synchronisation bei anderen Winkeln berechnet werden.
(13) Ferner ist ein CT-Bildverarbeitungsverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung ein CT-Bildverarbeitungsverfahren zum Verarbeiten von Röntgenprojektionsdaten synchron mit einer periodischen Bewegung eines Bereichs eines Probanden unter Verwendung eines Computers, mit dem Schritt zum Berechnen bestimmter Informationen über einen ROI zur Synchronisation, das für jeden Abtastwinkel ausgeführt wird, um den Bereich des Probanden zu verfolgen, der synchronisiert werden soll.

Dadurch wird eine einfache Synchronisationsverarbeitung unter Verwendung von Projektionsdaten ermöglicht. Ein Herzschlagsignal und ein Atemmustersignal können aus dem ROI-Signal der Projektionsdaten erhalten werden, ohne dass dezidierte Vorrichtungen zum Erhalten des Herzschlags und der Atmung, wie zum Beispiel ein ECG und eine Atemmessvorrichtung, benötigt werden. Als ein Resultat kann die Unschärfe eines Bilds eliminiert werden, die durch den Herzschlag verursacht wird, und die Bildqualität wird extrem verbessert. Darüber hinaus können synchronisierte Herzbilder für die Diastole und die Systole erhalten werden und für funktionale Herztests verwendet werden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung kann der ROI zur Synchronisation bei anderen Abtastwinkeln auf Grundlage des ROI zur Synchronisation eingestellt werden, der bei einer Vielzahl von Abtastwinkeln eingestellt ist. Als ein Ergebnis kann ein Synchronisationssignal unter Verwendung der Projektionsdaten genau erhalten werden, wird eine einfache Synchronisationsverarbeitung ermöglicht, und es kann eine Belastung eines Betreibers verringert werden. Darüber hinaus werden Diagnosen der Herzens, der Lunge, der Leber und peripherer Organe zuverlässig verbessert.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist ein Übersichtsdiagramm zur Darstellung einer Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung.
2 ist ein Blockdiagramm zur Darstellung der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung.
3 ist ein Flussdiagramm zur Darstellung eines Verwendungsverfahrens und eines Betriebs der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung.
4 ist eine Ansicht zur Darstellung eines ROI-Einstellbildschirms zur Synchronisierung.
5 ist eine Ansicht zur Darstellung eines Synchronisierungsverarbeitungs-Anzeigebildschirms.
6A ist eine Ansicht zur Darstellung eines Röntgenbilds bei einem Abtastwinkel von 0° und einer Position des ROI zur Synchronisierung.
6B ist eine Ansicht zur Darstellung des Röntgenbilds bei einem Abtastwinkel von 90° und der ROI-Position zur Synchronisierung.
7 ist ein Graph zur Darstellung einer charakteristischen ROI-Größe zur Synchronisierung bezüglich des Abtastwinkels.
8A ist ein Seitenröntgendiagramm eines Abtastbereichs.
8B ist ein Seitenröntgendiagramm des Abtastbereichs.
9 ist eine Ansicht zur Darstellung eines Sinogrammbilds, des eine ROI-Änderung zur Synchronisierung bezüglich des Abtastwinkels anzeigt.
10A ist ein Graph zur Darstellung der charakteristischen Größe der ROI zur Synchronisierung im Abtastwinkel von 0° bis 360°.
10B ist ein Diagramm zur Darstellung eines Verarbeitungsverfahrens unter Verwendung eines Teils des Graphs zur Darstellung der charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisierung im Abtastbereich von 0° bis 360°.
11 ist ein Graph zur Darstellung der charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisierung bezüglich des Abtastwinkels, eines Differenzialwerts für den Abtastwinkel der charakteristischen Größe, und der charakteristischen Größe nach einer Interpolation.
12A ist eine Ansicht zur Darstellung eines Querschnittbilds eines Körpers einer Maus, wenn die synchronisierte Atemverarbeitung nicht ausgeführt wird.
12B ist eine Ansicht zur Darstellung eines Querschnittbilds eines Körpers einer Maus, wenn die synchronisierte Atemverarbeitung ausgeführt wird.
13 ist ein Graph der charakteristischen Größe zum Anzeigen eines Verfahrens einer synchronisierten Herzschlagverarbeitung.
14 ist eine Ansicht zur Darstellung eines Bildbeispiels ohne die synchronisierte Herzschlagverarbeitung.
15 ist eine Ansicht zur Darstellung eines CT-Bildbeispiels, das erhalten wird durch Bestimmen von Projektionsdaten der Diastole eines Herzens durch die synchronisierte Herzschlagverarbeitung und die Bildrekonstruktion.
16 ist eine Ansicht zur Darstellung eines CT-Bildbeispiels, des erhalten wird durch eine Spezifizierung von Projektionsdaten der Systole eines Herzens durch die synchronisierte Herzschlagverarbeitung und die Bildrekonstruktion.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird im Folgenden mit Bezug auf die begleitenden Zeichnungen erläutert. Zur Erleichterung des Verständnisses der Erläuterung werden in jeder Figur den gleichen Komponenten die gleichen Bezugszeichen gegeben, und eine doppelte Erläuterung wird weg gelassen.
(Konfiguration der Röntgen-CT-Vorrichtung)
1 ist ein allgemeines Diagramm einer Röntgen-CT-Vorrichtung 1. Wie in 1 dargestellt, umfasst die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 eine Abtasteinheit (engl. Scanning Unit) 2, einen Bildrekonstruktions-PC 5 (CT-Bildverarbeitungsvorrichtung), eine Eingabeeinheit 6 und eine Anzeigeeinheit 8. Die Abtasteinheit 2 weist eine Gantry-Steuereinheit 11 und ein Gantry 12 auf, und führt ein Röntgen-CT eines darin enthaltenen Probanden durch Rotation des Gantry 12 durch. Die Abtasteinheit 12 führt eine CT-Abtastung bei berechneten Zeitpunkten durch, um die CT-Abtastung zu starten, und tastet Projektionsdaten des Probanden ab. Die abgetasteten CT-Daten werden an den Bildrekonstruktions-PC 5 übertragen. Die Abtasteinheit 12 kann auch das Abtasten der Projektionsdaten des Probanden und die CT-Abtastung synchron mit der Atmung durchführen.
Das Gantry 12 wird rotierbar um den Probanden bereitgestellt, um Röntgendaten des Probanden bei einem vorbestimmten Rotationswinkel zu erhalten, und um die Projektionsdaten über eine Rotationsabtastung zu erhalten. Das Gantry 12 umfasst einen Rotationsarm 15, eine Röntgenröhre 16, einen Detektor 17 und einen Armrotationsmotor 18. Die Röntgenröhre 16 und der Detektor 17 werden an dem Rotationsarm 15 fixiert. Der Rotationsarm 15 wird in dem Gantry 12 um einen Punkt zwischen der Röntgenröhre 16 und dem Detektor 17 rotierbar installiert.
Die Röntgenröhre 16 erzeugt und projiziert Röntgenstrahlen in die Richtung des Detektors 10. Der Detektor 17 weist eine Lichtempfangsoberfläche auf, welche die Röntgenstrahlen empfängt, und wird mit der Form eines Panels ausgebildet. Die Röntgenstrahlen werden von der Röntgenröhre 16 projiziert, durch den Probanden übertragen und durch den Detektor 17 erfasst. Der Armrotationsmotor 18 rotiert das gesamte Gantry 12, indem der Rotationsarm 15 rotiert wird. Der Armrotationsmotor 18 kann das Gantry 12 mit einer eingestellten Geschwindigkeit während der CT-Abtastung rotieren. Wenn darüber hinaus die Abtastung beendet ist, kann der Armrotationsmotor 18 das Gantry 12 in eine umgekehrte Richtung hin zu einer Ausgangsposition rotieren. Die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 wurde als eine Vorrichtung vom Armtyp beschrieben, die Anwendung der vorliegenden Erfindung ist jedoch nicht auf diesen Typ beschränkt.
Die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 kann eine große Datenmenge mit einer hohen Geschwindigkeit erfassen, indem der Hochgeschwindigkeitsdetektor 10 verwendet wird, und kann somit die Abtastzeit reduzieren. Darüber hinaus kann die Vorrichtung einen Einfluss der Bewegung des Körpers durch die Hochgeschwindigkeits-Datenerfassung reduzieren. Eine Frame-Rate ist bevorzugt 30 fps oder mehr, und noch bevorzugter 100 fps oder mehr. Durch die Einstellung der Frame-Rate bei 30 fps oder mehr kann die Abtastung der Diastole und Systole des Herzschlags eines kleinen Tiers, wie einer Maus, in dem gleichen Frame verhindert werden. Darüber hinaus werden bevorzugt Projektionsdaten von 3600 bis 14400 Frames vorab erhalten. Die Synchronisationsverarbeitung kann jedoch nur mittels einer Software ausgeführt werden, ohne dass eine spezielle Hardware erforderlich ist.
Der Bildrekonstruktions-PC 5 (CT-Bildverarbeitungsvorrichtung) erlangt die abgetasteten Projektionsdaten und berechnet eine charakteristische Größe als ein Synchronisationssignal der Atmung oder des Herzschlags bzw. Pulses auf Grundlage der Projektionsdaten. Der PC 5 rekonstruiert dann dreidimensionale CT-Bilddaten unter Verwendung des synchronisierten Atmungssignals. Der Bildrekonstruktions-PC 5 weist auch eine Funktion auf zum Übertragen einer Abtastbedingung und dergleichen an die Abtasteinheit 2, und zum Steuern eines Betriebs der Abtasteinheit 2. Die Eingabeeinheit 6, wie zum Beispiel eine Tastatur, eine Maus und dergleichen, empfängt eine Eingabe von einem Nutzer und überträgt das eingegebene Signal an den Bildrekonstruktions-PC 5.
Die Anzeigeeinheit 8, wie zum Beispiel eine Anzeigevorrichtung, zeigt ein Röntgenbild und ein erhaltenes Synchronisationssignal an. Die Anzeigeeinheit 8 zeigt auch die Projektionsdaten während der CT-Abtastung an, und zeigt CT-Bilddaten nach der Bildrekonstruktion an. Die Gantry-Steuereinheit 11 empfängt eine Anweisung von dem Bildrekonstruktions-PC 5, steuert die Rotation des Gantry 12 bei einer angewiesenen Geschwindigkeit und steuert die CT-Abtastung mittels der Röntgenröhre 16 und des Detektors 17.
(Konfiguration des Bildrekonstruktions-PC)
Im Folgenden wird die Funktion der Bildverarbeitung detailliert erläutert. 2 ist ein Blockdiagramm der Röntgen-CT-Vorrichtung 1. Wie in 2 dargestellt, empfängt der Bildrekonstruktions-PC 5 die Eingabe des Nutzers von der Eingabeeinheit 6, wie zum Beispiel eine Tastatur, eine Maus und dergleichen. Andererseits zeigt der Bildrekonstruktions-PC 5 das Röntgenbild an, sowie einen Eingabebildschirm und dergleichen, auf der Anzeigeeinheit 8, wie zum Beispiel eine Anzeigevorrichtung. Während des Abtastens überträgt der Bildrekonstruktions-PC 5 eine Steuerinformation, die von dem Nutzer eingegeben wird, an die Abtasteinheit 2.
Darüber hinaus enthält der Bildrekonstruktions-PC 5 eine Datenerlangungseinheit 31, eine Speichereinheit 32, eine Helligkeitswert-Berechnungseinheit 34 (Berechnungseinheit einer charakteristischen Größe), eine ROI-Einstelleinheit 35, eine ROI-Berechnungseinheit 36, eine Atmungssynchronisations-Verarbeitungseinheit 37, eine Herzschlagsynchronisations-Verarbeitungseinheit 38 und eine Bildrekonstruktionseinheit 39, und verarbeitet die Projektionsdaten synchron mit einer periodischen Bewegung eines Teils des Probanden. Jede Einheit kann eine Information über einen Steuerbus L übertragen/empfangen. Der Bildrekonstruktions-PC 5 besteht im Wesentlichen aus einer CPU und einem Speicher oder einer Festplatte oder dergleichen.
Die Datenerlangungseinheit 31 erlangt Röntgendaten und Projektionsdaten des Probanden von der Abtasteinheit 2. Die Speichereinheit 32 speichert die erlangten Projektionsdaten des Probanden. Die Speichereinheit 32 speichert auch einen Helligkeitswert, der durch die Helligkeitswert-Berechnungseinheit 34 berechnet wird.
Die Helligkeitswert-Berechnungseinheit 34 integriert die Helligkeitswerte eines ROI (engl. Region Of Interest) für die Synchronisierung, der für die erlangten Projektionsdaten eingestellt ist, und unterteilt den Helligkeitswert durch die Pixelanzahl des ROI für die Synchronisation. Als ein Ergebnis kann ein Mittelwert (charakteristische Größe) des Helligkeitswerts als ein synchronisiertes Atemsignal berechnet werden. Die charakteristische Größe muss nicht unbedingt ein Helligkeitswert sein, aber es reicht aus, wenn dies ein Wert ist, der mit einem integrierten Wert eines bestimmten Bereichs zusammenhängt. Die Berechnung des ROI für die Synchronisation erfolgt während oder nach der Datenerfassung. Der ROI für die Synchronisation hat eine Anwendung, die sich von einem ROI zur Beobachtung unterscheidet, und wird zur Erfassung eines starken Signals einer periodischen Bewegung verwendet.
Die ROI-Einstelleinheit 35 speichert den ROI zur Synchronisation, der für Röntgendaten einer Vielzahl von Winkeln in Verbindung mit einem Radios-Kopie-Abtastwinkel eingestellt ist. Der ROI zur Synchronisation wird durch die Eingabe durch einen Nutzer von der Eingabeeinheit 6 eingestellt. Bei der Vielzahl von Abtastwinkeln handelt es sich bevorzugt um zwei Abtastwinkel, die einen Winkel von 60° oder mehr und 120° oder mehr zueinander aufweisen, und es wird noch mehr bevorzugt, dass die zwei Winkel senkrecht zueinander sind. Wenn, als ein Ergebnis, der ROI zur Synchronisation eines anderen Winkels berechnet wird, kann ein Einstellfehler reduziert werden. Der ROI zur Synchronisation kann für drei oder mehr Abtastwinkel eingestellt werden.
Zu diesem Zeitpunkt zeigt der Bildrekonstruktions-PC 5 bevorzugt den ROI zur Synchronisation zum Einstellen an, und zeigt die charakteristische Größe der Röntgenstrahlen in dem ROI zur Synchronisation zum Einstellen auf Grundlage einer Echtzeit an. Zum Beispiel kann der Nutzer die Eignung der Einstellung des ROI zur Synchronisation auf Grundlage dessen bestimmen, oh ein starkes Signal erhalten wird oder nicht, indem die Anzeige eines Graphs der charakteristischen Größe überprüft wird.
Wie oben erläutert, kann der Bildrekonstruktions-PC 5 den ROI zur Synchronisation selbst bei einem anderen Abtastwinkel einstellen, auf Grundlage des ROI zur Synchronisation, der bei einer Vielzahl von Abtastwinkeln eingestellt ist. Als ein Ergebnis kann eine charakteristische Größe gemessen werden, die einen Herzschlag und eine Atmung ausreichend darstellt, und eine einfache Synchronisationsverarbeitung wird unter Verwendung von Projektionsdaten möglich. Eine dedizierte Vorrichtung zum Erfassen des Herzschlags oder der Atmung, wie zum Beispiel ein ECG, einer respiratorischen Messvorrichtung und dergleichen wird nicht länger benötigt, und ein Herzschlagsignal und ein Atmungssignal kann aus der ROI zur Synchronisation der Projektionsdaten erhalten werden. Eine Bildunschärfe, die durch den Herzschlag verursacht wird, kann somit eliminiert werden, und die Bildqualität wird extrem verbessert. Darüber hinaus können synchronisierte Herzbilder, sowohl für die Diastole als auch die Systole erhalten werden und für funktionale Herztests verwendet werden.
Da ferner keine ECG-Messung beteiligt ist, ist ein Nadeleinstich nicht länger erforderlich, wird die Verarbeitbarkeit der synchronisierten Herzschlagabtastung und der synchronisierten Atmungsabtastung verbessert und es wird kein Unfall durch einen Durchstich verursacht. Wie oben erläutert, kann die Arbeitssicherheit eines Betreibers sichergestellt werden, und eine Belastung des Probanden kann verringert werden.
Die ROI-Berechnungseinheit 36 berechnet eine bestimmte Information des ROI zur Synchronisation für die Projektionsdaten bei einem anderen Abtastwinkel auf Grundlage des ROI zur Synchronisation, der für die Röntgendaten einer Vielzahl von Abtastwinkeln eingestellt ist. Wie oben erläutert, kann der ROI zur Synchronisation bestimmt werden, um den zu synchronisierenden Bereich zu verfolgen, indem der ROI zur Synchronisation für einen Winkel außer dem Winkel interpoliert wird, für den der ROI zur Synchronisation eingestellt wurde.
Das Herz befindet sich aus Sicht des Probanden an der Vorderseite links, in einer Tiefe, und wenn der Proband auf einer Stufe platziert und rotationsartig abgetastet wird, bewegt sich das Herz in der Form einer Ellipse. Daher kann ein Synchronisationssignal des Herzens durch den fixierten ROI nicht ausreichend erfasst werden. Die Bewegung kann jedoch unter Verwendung der Berechnungsverarbeitung des oben beschriebenen ROI zur Synchronisation verfolgt werden. Wie oben kann ein starkes Synchronisationssignal für den Herzschlag erfasst werden. Bei der Berechnung werden die Position und die Form des ROI zur Synchronisation als dessen spezifische Information berechnet, durch einen Verweis auf die Position des Rotationszentrums der Röntgenbestrahlung auf den Projektionsdaten. Details der Verarbeitung zur Interpolation des ROI zur Synchronisation werden später erläutert.
Die Atmungssynchronisations-Verarbeitungseinheit 37 führt eine Aufteilung aller Projektionsdaten für einen vorbestimmten Phasenabschnitt eines Atmungsmusters (engl. Breathing Beat) durch, und extrahiert dieses auf Grundlage des Zusammenhangs zwischen dem Abtastwinkel und der charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation. Der vorbestimmte Phasenabschnitt des Atemmusters ist zum Beispiel die Systole und Diastole einer Lunge. Insbesondere wird die charakteristische Größe des ROI zur Synchronisation durch den Abtastwinkel unterschieden, und die Projektionsdaten werden auf Grundlage eines vorbestimmten Schwellenwerts sortiert und extrahiert. Da eine Bewegung eines Diaphragmas, die durch das Atemmuster verursacht wird, in der charakteristischen Größe als eine starke Veränderung auftritt, und zwar mit einer Amplitude, die größer als der Herzschlag ist, sind die Differenzialwert zwischen der Diastole und der Systole der Lunge im Wesentlichen unterschiedlich. Die Daten können zwischen der Diastole und der Systole der Lunge separiert werden, indem dies verwendet wird.
Wie oben beschrieben, können die Projektionsdaten in einem Phasenabschnitt des Atemmusters und einem Phasenabschnitt des Herzschlags sortiert und extrahiert werden. Zum Beispiel werden die Projektionsdaten in einem Abschnitt außer der Diastole der Lunge sortiert, und die sortierten Daten können ferner in einen Abschnitt der Diastole des Herzschlags sortiert werden. Da das Atmungsmuster eine größere Steigung als der Herzschlag aufweist, ist die Atmung durch den Herzschlag kaum beeinträchtigt.
Die Herzschlagsynchronisationsverarbeitungseinheit 38 unterteilt die Projektionsdaten, die in einem vorbestimmten Atmungsmuster-Phasenabschnitt in der Atmungssynchronisations-Verarbeitungseinheit 37 sortiert werden, in einen vorbestimmten Herzschlag-Phasenabschnitt, auf Grundlage der Beziehung zwischen dem Abtastwinkel und der charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation. Der vorbestimmte Herzschlag-Phasenabschnitt ist zum Beispiel die Diastole und die Systole des Herzens. Die Unterteilungsverarbeitung wird bevorzugt ausgeführt, so dass ein gleitender Mittelwert der charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation für den Abtastwinkel berechnet wird und die Projektionsdaten auf Grundlage des gleitenden Mittelwerts sortiert werden. Unter Verwendung des gleitenden Mittelwerts als eine Referenz können die Daten der Diastole des Herzschlags von den Daten der Systole separiert werden. Der gleitende Mittelwert wird zum Beispiel unter Verwendung eines vierfachen Werts ausgeführt.
Die Bildrekonstruktionseinheit 39 rekonstruiert die dreidimensionalen CT-Bilddaten durch die Projektionsdaten, die in den vorbestimmten Atmungsmuster- oder Herzschlag-Phasenabschnitt sortiert sind. Als ein Ergebnis kann ein deutliches CT-Rekonstruktionsbild erhalten werden, auch für den Bereich, der sich periodisch bewegt, indem die Projektionsdaten verwendet werden, die in einen bestimmten Atmungsmuster-Phasenabschnitt und den Herzschlag-Phasenabschnitt sortier sind. Die Bildrekonstruktionseinheit 39 extrahiert erforderliche Projektionsdaten und rekonstruiert die CT-Bilddaten mit den Daten für eine Rotation des Gantry, die der Synchronisationsverarbeitung unterworfen werden. Als ein Ergebnis werden CT-Bilddaten ohne Artefakt und geringerer Unschärfe erhalten.
Bei der Rekonstruktionsverarbeitung werden die Projektionsdaten, die durch die Unterteilung der Projektionsdaten fehlen, bevorzugt durch die Projektionsdaten in der Nähe des Abtastwinkels interpoliert, um die CT-Bilddaten zu rekonstruieren. Als ein Ergebnis können deutliche CT-Bilddaten effizient erhalten werden. Zum Beispiel werden die Projektionsdaten, die für eine Vielzahl von Datenelementen mit benachbarten Abtastwinkeln gemittelt werden, zur Rekonstruktion der CT-Bilddaten als Projektionsdaten für den gemittelten Abtastwinkel verwendet. Die Rekonstruktion wird bevorzugt auf Grundlage von ca. 1000 Frames der Projektionsdaten ausgeführt. Dies ist der Fall, da, wenn zu viele Projektionsdaten vorliegen, die zu berechnen sind, eine Berechnungsverarbeitungslast groß wird. In diesem Fall werden die CT-Bilddaten zum Beispiel unter Verwendung einzelner verwendbarer Projektionsdaten für 16 Projektionsdatenelemente rekonstruiert.
(Verwendungsverfahren und Betrieb der Vorrichtung)
Im Folgenden wird ein Beispiel eines Verwendungsverfahrens und eines Betriebs der Röntgen-CT-Vorrichtung 1 beschrieben, die wie oben konfiguriert ist. 3 ist ein Flussdiagramm zur Darstellung des Verwendungsverfahrens und des Betriebs der Röntgen-CT-Vorrichtung 1.
Zuerst installiert ein Nutzer einen Probanden, wie zum Beispiel eine Maus, eine Ratte und dergleichen, auf einem Bett, das in der Abtasteinheit 2 bereitgestellt wird (Schritt S1). Dann wird der Proband mit Röntgenstrahlen bestrahlt, durch ein vorhergehendes Abtasten, um Röntgendaten zu erhalten. Eine vorhergehende Abtastung für ca. 5 Sekunden ist ausreichend, und das Gantry wird nicht rotiert. Zu diesem Zeitpunkt wird eine Verarbeitung unmittelbar ausgeführt, ein Atmungssynchronisationssignal berechnet, und ein Graph angezeigt. Der ROI zur Synchronisation wird in einer Region eingestellt, die den Herzbereich der erhaltenen Röntgendaten anzeigt (Schritt S2). Zu diesem Zeitpunkt empfängt die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 Informationen übe eine Position und eine Form zur Spezifizierung des ROI zur Synchronisation von dem Nutzer. Zum Beispiel kann ein rechteckiger ROI zur Synchronisation eingestellt werden, durch Einstellen einer diagonalen Linie durch einen Drag-and-Drop-Betrieb, indem zum Beispiel eine Maus verwendet wird. Der Nutzer stellt den ROI zur Synchronisation bevorzugt derart ein, so dass gegenüberliegende Seitenwände des Herzens an der oberen Seite von dem Diaphragma enthalten sind. Die Form des ROI zur Synchronisation muss nicht notwendigerweise rechtwinklig sein.
Anschließend wird die Röntgenbestrahlung bei einem Winkel durchgeführt, die senkrecht zu dem Abtastwinkel ist, bei dem der ROI zur Synchronisation im Schritt S2 eingestellt ist, und der ROI zur Synchronisation wird bei dem Herzbereich der erhaltenen Projektionsdaten eingestellt (Schritt S3). Dann wird die Röntgen-CT-Abtastung des Probanden durchgeführt, um die Projektionsdaten zu erhalten, und die Position und die Größe des ROI zur Synchronisation werden für den Winkel außer dem Abtastwinkel berechnet, für den der ROI zur Synchronisation für die abgetasteten Projektionsdaten eingestellt ist (Schritt S4). D. h., dass die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 die Eingabe zum Start der Abtastung von dem Nutzer empfängt, das Gantry rotiert, die Abtastung startet, die Projektionsdaten des Probanden gemäß einem Auslösesignal abtastet, und die Position und die Größe des ROI zur Synchronisation für alle Projektionsdaten berechnet und speichert.
Dann berechnet die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 einen Mittelwert eines Zählwerts (Helligkeitswert) in dem ROI zur Synchronisation (Schritt S5). Der Mittelwert der Zählwerte kann durch Integration der Zählwerte in den ROI und durch Unterteilung des Resultats durch die Anzahl der Pixel berechnet werden. Ein Differenzialwert durch den Abtastwinkel der charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation wird für die Projektionsdaten von jedem Abtastwinkel erhalten, wie oben beschrieben, und die Projektionsdaten der Systole der Lunge werden bestimmt (Schritt S6).
Anschließend bestimmt der Nutzer, ob ein synchronisiertes Atembild ausreichend ist, oder ob ein synchronisiertes Herzschlagbild auch erforderlich ist, und gibt eine Anweisung ein (Schritt S7). Wenn die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 eine Anweisung empfängt, dass das synchronisierte Atembild ausreichend ist, bestimmt die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 die Projektionsdaten, die durch die Atemsynchronisation zur Rekonstruktion dreidimensionaler CT-Bilddaten in die Lungensystole sortiert sind (Schritt S8) und beendet die Verarbeitung.
Wenn andererseits eine Anweisung empfangen wird, auch das synchronisierte Herzschlagbild zu erhalten, erfasst die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 einen Mittelwert für die Projektionsdaten, die als die Daten der Lungensystole spezifiziert sind (Schritt S9). Dann bestimmt der Nutzer, ob die Diastole oder Systole des Herzens erhalten werden soll, und die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 bestimmt, oh die zu erhaltenden Daten die Daten der Diastole oder die Daten der Systole des Herzens sind, gemäß der Bestimmung (Schritt S10).
Wenn die Diastole-Daten des Herzens verwendet werden sollen, wird das CT-Bild durch die Projektionsdaten des Abtastwinkels rekonstruiert, indem die charakteristische Größe des ROI zur Synchronisation größer als der gleitende Mittelwert ist (Schritt S11). Wenn alternativ die Systolen-Daten des Herzens verwendet werden sollen, erfolgt dies durch die Projektionsdaten des Abtastwinkels, bei dem die charakteristische Größe des ROI zur Synchronisation geringer als der gleitende Mittelwert ist (Schritt S12). Das CT-Bild wird durch die Projektionsdaten des zuletzt bestimmten Abtastwinkels rekonstruiert (Schritt S13), und die Verarbeitung wird beendet.
(Einstellen eines ROI nun Synchronisation)
Im Folgenden werden die Details des Einstellungsverfahrens des ROI zur Synchronisation erläutert. 4 ist eine Ansicht zur Darstellung eines Einstellbildschirms des ROI zur Synchronisation. Wie in 4 dargestellt, zeigt die Anzeigeeinheit 8 einen Röntgenbild-Bildschirm 51, einen Graphen-Anzeigebildschirn 52 und ein Steuerpanel 61 an. Der Röntgenbild-Bildschirm 51 zeigt ein Röntgenbild und die Position und die Größe eines ROI 200 zur Synchronisation an. Der Graph-Anzeigebildschirm 52 zeigt einen Graphen für die charakteristische Größe 55, eine Bestimmungsschaltfläche 56 für den ROI zur Synchronisation bei dem Abtastwinkel von 0° und eine Bestimmungsschaltfläche 57 für den ROI zur Synchronisation bei dem Abtastwinkel von 90° an.
In dem Graphen 55 für die charakteristische Größe kann eine große Spitze beobachtet werden, die mit einer langen Periode auf einer gleichmäßigen Wellenform durch Rotation auftritt, und eine kleine Spitze, die mit einer kurzen Periode zwischen den großen Spitzen auftritt. Die großen Spitzen stellen die Lungendiastole in dem Atemmuster dar, während die kleinen Spitzen die Herzdiastole in dem Herzschlag darstellen. Die Spitze in dem Atemmuster ist ca. 10 Mal größer als die Spitze des Herzschlags und ändert sich schnell. Der Nutzer stellt den ROI 200 zur Synchronisation mit der Position und der Größe ein, die nicht nur das Atemmuster, sondern auch die Herzschlagsignal ausreichend große erfassen können, während der Graph der charakteristischen Größe 55 beobachtet wird.
Das Steuerpanel 61 zeigt eine Auswahlschaltfläche 63 für die synchronisierte Atemverarbeitung, eine Auswahlschaltfläche 62 für die synchronisierte Herzschlagverarbeitung, eine Röntgenstrahl-Startschaltfläche 65 und eine CT-Startschaltfläche 64 an, und der Nutzer kann das Abtasten oder Verarbeiten durch Bedienen dieser GUI anweisen.
Wenn der ROI zur Synchronisation eingestellt wird, wird zuerst eine Röntgenstrahlbild-Abtastung gestartet. Dann wird der Frame des ROI zur Synchronisation bewegt und bei dem Abtastwinkel von 0° justiert, und der ROI 200 zur Synchronisation wird durch die Bestimmungsschaltfläche 56 für den ROI zur Synchronisation bestimmt. Vergleichbar wird der Frame des ROI 200 zur Synchronisation bewegt und bei dem Abtastwinkel von 90° justiert, und der ROI zur Synchronisation wird durch die ROI-Bestimmungsschaltfläche 57 zur Synchronisation bestimmt. Dann wird die Röntgenstrahlbild-Abtastung beendet, und die CT-Abtastschaltfläche wird betätigt. Dann beginnt der Bildrekonstruktions-PC 5 mit den Durchführung der CT-Abtastung und erhält die Projektionsdaten und den Wert des ROI zur Synchronisation. Anschließend wird die Synchronisationsverarbeitungs-Software automatisch gestartet und die Projektionsdaten, die durch die Synchronisation sortiert werden, werden extrahiert. 5 ist eine Ansicht zur Darstellung eines Synchronisationsverarbeitungs Anzeigebildschirms. Wenn die „Progress”-Anzeige in dem Bildschirm zu 100 Prozent fortgeschritten ist, geht die Routine zur Bildrekonstruktionsverarbeitung.
Die 6A und 6B sind Ansichten zur Darstellung der Positionen der Projektionsdaten und des ROI 200 zur Synchronisation bei den Abtastwinkeln von 0° bzw. 90°. Wie oben erläutert, unterscheiden sich die Position und die Form des ROI 200 zur Synchronisation gemäß dem Abtastwinkel an den Projektionsdaten. Als ein Ergebnis kann der ROI 200 zur Synchronisation berechnet werden, um dem Bereich zu folgen, der eine periodische Bewegung durchführt, und der Herzschlag kann sicher mit der charakteristischen Größe in dem ROI zur Synchronisation erfasst werden.
(Verifikation der Einstellung des ROI zur Synchronisation)
Die charakteristische Größe wurde zwischen einem Fall, bei dem die Position und die Größe des ROI zur Synchronisation nicht gemäß dem Abtastwinkel geändert werden, und einem Fall, bei dem diese gemäß der Einstellung bei einer Vielzahl von Winkeln geändert werden, verglichen. 7 ist ein Graph zur Darstellung der charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation für den Abtastwinkel. In einem Graphen 75 in 7, bei dem die Position und die Größe des ROI zur Synchronisation nicht gemäß dem Abtastwinkel geändert wird, kann des Atemmustersigal mit einer Größe erfasst werden, die für die Verarbeitung ausreichend ist, jedoch ist das Herzschlagsignal klein und nicht ausreichend. Andererseits können in einem Graphen 76 eines Falles, bei dem der ROI zur Synchronisation gemäß der Einstellung bei einer Vielzahl von Winkeln geändert wird, sowohl das Atemmustersignal als auch das Herzschlagsignal mit Größen erfasst werden, die für die Verarbeitung ausreichend sind. Wie oben erläutert, wurde verifiziert, dass der ROI zur Synchronisation ein ausreichendes Atemmuster und einen ausreichenden Herzschlag erfassen kann, indem die Bewegung des zu synchronisierenden Bereichs gemäß dem Abtastwinkel verfolgt wird, anstelle der Fixierung an einer bestimmten Position in den Projektionsdaten.
(Berechnungsprinzip der Interpolation des ROI zur Synchronisation)
Im Folgenden wird das Berechnungsprinzip des ROI zur Synchronisation erläutert. Die 8A und 8B sind Seitenröntgendiagramme einer Abtasteinheit. Wie in der 8 dargestellt, kann durch die Einstellung des ROI 200 zur Synchronisation bei jedem der Abtastwinkel von 0° und 90° die zentralen Positionen des ROI 200 zur Synchronisation bei jedem der Abtastwinkel von 0° und 90° zuerst erfasst werden. Da das Rotationszentrum C bekannt ist, kann ein Abstand zwischen dem Rotationszentrum C und der zentralen Position des ROI zur Synchronisation bei jedem Abtastwinkel erfasst werden. Unter der Annahme, dass der Abstand zwischen dem Rotationszentrum C und der zentralen Position des ROI zur Synchronisation bei jedem der Abtastwinkel von 0° und 90° eine untere Seitenlänge b und eine gegenüberliegende Seitenlänge a ist, kann ein Winkel θ der zentralen Position des ROI zur Synchronisation unter Verwendung von θ = atan (a/b) aus dem Satz des Pythagoras abgeleitet werden. Außerdem kann eine schräge Seitenlänge h aus h = O(a2 + b2) abgeleitet werden.
Dann kann der Abtastwinkel des gegenwärtigen Frames aus der Anzahl von gegenwärtigen Frames/Gesamtframes berechnet werden, und unter der Annahme, dass der Abtastwinkel dieses gegenwärtigen Frames ein beliebiger Winkel ist, kann die 0°-Richtungskoordinate x im Zentrum des ROI zur Synchronisation aus x = h·cos (θ – beliebiger Winkel) abgeleitet werden. Ferner kann die 90°-Richtungskoordinate y im Zentrum des ROI 200 zur Synchronisation aus y = h·sin (θ + beliebiger Winkel) abgeleitet werden. Wie oben erläutert, wird der Frame des ROI 200 zur Synchronisation aus der 0°-Richtungskoordinate x und der 90°-Richtungskoordinate y des Zentrum berechnet. Die Position und die Form des ROI zur Synchronisation bei einem beliebigen Winkel kann dann aus der Form des ROI 200 zur Synchronisation berechnet werden, der an der Positionskoordinate (x, y) des Zentrums bei jedem der Abtastwinkel von 0° und 90° eingestellt ist. Zum Beispiel kann die Position und die Form des ROI 200 zur Synchronisation bei den Abtastwinkeln von 180° und 270° berechnet werden, wie zum Beispiel in der 8B dargestellt.
Es kann eine Konfiguration vorliegen, bei der der periodisch sich bewegende Bereich automatisch erkannt wird, und der Bereich automatisch erkannt und verfolgt wird, bei jedem Mal, wenn der Abtastwinkel des Gantry bewegt wird, um den ROI zur Synchronisation bei jedem Winkel zu berechnen, ohne den ROI zur Synchronisation einzustellen. In diesem Fall wird der ROI zur Synchronisation bestimmt, indem das Herz automatisch erkannt wird, wenn die Peripherie des Probanden abgetastet und dieser befolgt wird, während eine 360°-Rotation durchgeführt wird, so dass eine automatische Erkennung des Äußeren der Bewegung eines Tieres oder einer Person folgt, indem eine digitale Kamera oder dergleichen verwendet wird. Als ein Ergebnis wird eine Abtastung während einer automatischen Erkennung möglich, und es kann ein Ergebnis erhalten werden, das mit der automatischen Anpassung auf der Grundlage der Abtastwinkel von 0° und 90° vergleichbar ist.
(Trajektorie des ROI zur Synchronisation)
Tatsächlich wurde, wie oben erläutert, eine Änderung der Position und der Form des ROI 200. zur Synchronisation gemäß dem Abtastwinkel berechnet. 9 ist eine Ansicht zur Darstellung eines Sinogrammbilds, das eine Änderung in dem ROI 200 zur Synchronisation für den Abtastwinkel darstellt. Wenn, wie in 9 dargestellt, die Formen des ROI zur Synchronisation bei 0°, 90°, 180° und 270° für alle Abtastwinkel überlappt werden würden, würde ein spiralförmiges Sinogrammbild erhalten. D. h., dass es bekannt ist, dass der berechnete ROi zur Synchronisation den Zielabschnitt in einer geeigneten Form verfolgt, während eine spiralförmige Trajektorie gemäß der Änderung in dem Abtastwinkel gezeichnet wird.
(Synchronisierte Atemverarbeitung)
Im Folgenden wird die synchronisierte Atemverarbeitung erläutert. 10A ist ein Graph, der die charakteristische Größe des ROI zur Synchronisation für den Abtastwinkel von 0° bis 360° anzeigt, und 10B ist ein Diagramm zur Darstellung eines Verarbeitungsverfahrens unter Verwendung eines Teils des Graphen. Wie in 10A dargestellt, ändert sich die charakteristische Größe des ROI zur Synchronisation, um eine Spitze zu erzeugen, die die Lungendiastole auf einer sanften periodischen Kurve bezüglich einer Änderung im Abtastwinkel darstellt. Bei der synchronisierten Atemverarbeitung wird bevorzugt, dass die Daten einer Spitze, welche die Lungendiastole anzeigt, eliminiert werden, und die Lungensystole wird durch die verbleibenden Daten zur Rekonstruktion eines dreidimensionalen Bilds bestimmt. Der ROI zur Synchronisation kann eingestellt werden, um den zu synchronisierenden Zielabschnitt mittels einer derartigen Berechnung zu verfolgen. Die Verarbeitung, die mit einer periodischen Bewegung des Abschnitts synchronisiert wird, kann dann zuverlässig ausgeführt werden.
Wie in 10B dargestellt, werden Daten der Spitze, welche die Lungendiastole anzeigt, eliminiert, und Daten des eliminierten Spitzenabschnitts werden durch die verbleibenden Daten interpoliert. Zu diesem Zeitpunkt werden der vorbestimmte Abtastwinkel und die Projektionsdaten in Verbindung zueinander interpoliert. Die Projektionsdaten eines bestimmten Abtastwinkels können durch einen Mittelwert unter Verwendung der Projektionsdaten eines benachbarten Abtastwinkels interpoliert werden. Die Projektionsdaten, die bei der Verarbeitung verwendet werden, können bevorzugt für 3600 Frames oder mehr in einer einzelnen Rotation verwendet werden. Die eliminierten Daten können unter Verwendung vieler Datenelemente leicht interpoliert werden.
(Spitzeneliminationsverarbeitung)
Im Folgenden werden die Details der Verarbeitung zum Eliminieren der Daten einer Spitze, welche die Lungendiastole anzeigt, wie oben erläutert, beschrieben. Ein Abtastwinkel, bei dem ein Absolutwert eines differenziellen Werts einer charakteristischen Größe durch den Abtastwinkel größer ist als ein Schwellenwert, kann als eine Spitze eines Atemmusters bestimmt werden. Da die Spitze des Atemmusters extrem größer als die Herzschlagspitze ist, können die Phasenabschnitte auf Grundlage einer derartigen Bestimmung sortiert werden. Der Schwellenwert kann geeignet eingestellt werden, indem der Differenzialwert der charakteristischen Größe für die Projektionsdaten erfasst wird, die durch einen Nutzer auf Grundlage eines Probelaufs abgetastet werden. Bei der tatsächlichen Spitzeneliminationsverarbeitung wird eine geeignete Bedingung bevorzugt mit einer Fehlergrenze eingestellt, wie zum Beispiel 3° oberhalb und unterhalb des Abtastwinkels, bei dem zum Beispiel der Differenzialwert oder dergleichen erhalten wird, der größer als der Schwellenwert ist.
(Verifizierungsresultat einer Spitzeneliminationsverarbeitung)
Die oben erläuterte Spitzeneliminationsverarbeitung wurde bei den tatsächlich abgetasteten Projektionsdaten verwendet. 11 ist ein Graph zur Darstellung einer charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation über dem Abtastwinkel, eines Differenzialwerts für die Abtastwinkel der charakteristischen Größe, und der charakteristischen Größe nach der Interpolation. Wie in 11 dargestellt, ist der Differenzialwert der charakteristischen Größe augenscheinlich größer in der Nähe der Spitze, die die Lungendiastole anzeigt. Der Abtastwinkel mit dem Differenzialwert größer als 50 und einige Grad darunter und darüber werden somit als ein Bereich des Abtastwinkels eingestellt, der mit einer Spitze zusammenhängt, und die Daten werden eliminiert, und der eliminierte Spitzenabschnitt wurde durch die Projektionsdaten der anderen Abtastwinkel interpoliert. Als ein Ergebnis verbleiben nur Daten für die Lungensystole, und dreidimensionale CT-Bilddaten der Lungensystole können rekonstruiert werden.
12A ist eine Ansicht zur Darstellung eines Querschnittbilds eines Rumpfes einer Maus, wenn die synchronisierte Atemverarbeitung nicht ausgeführt wird. 12B ist eine Ansicht zur Darstellung eines Querschnittbilds eines Rumpfes einer Maus, wenn die synchronisierte Atemverarbeitung ausgeführt wird. In 12A ist jeder Abschnitt in einem inneren Organ 81, der in dem Bereich angezeigt ist, unscharf, aber in 12B ist jeder Abschnitt in dem inneren Organ 81 klar angezeigt. Da jedoch die synchronisierte Herzschlagverarbeitung nicht ausgeführt wird, ist ein Herz 82 in beiden Figuren undeutlich.
(Synchronisierte Herzschlagverarbeitung)
Im Folgenden wird die synchronisierte Herzschlagverarbeitung erläutert. 13 ist ein Graph einer charakteristischen Größe zur Erläuterung eines Verfahrens der synchronisierten Herzschlagverarbeitung. Wie in 13 dargestellt, wird eine Spitze mit einer kurzen Periode aufgrund des Herzschlags in dem Graphen der charakteristischen Größe erzeugt, von dem die Atmungsspitze eliminiert wird. Für diese Daten wird ein gleitender Mittelwert der charakteristischen Größe für jeden Abtastwinkel berechnet. Die Berechnungsbedingung für den gleitenden Mittelwert kann durch einen Nutzer geeignet eingestellt werden, jedoch ist ein vierfach gleitender Mittelwert bevorzugt.
Wenn dann die charakteristische Größe eines bestimmten Abtastwinkels größer als der Mittelwert ist, wird dies als die Herzdiastole bestimmt, während dann, wenn die Größe geringer als der gleitende Mittelwert ist, dies als die Herzsystole bestimmt wird. Wie oben erläutert, können die Projektionsdaten durch den Phasenabschnitt der Herzdiastole und Systole mittels der synchronisierten Herzschlagverarbeitung sortiert und extrahiert werden. Da ein anomaler Wert leicht in einem Wert am Ende des Winkelbereichs der Abtastwinkel auftreten kann, der durch eine Spitzeneliminierung fallen gelassen werden kann, wenn der gleitende Mittelwert verwendet wird, wird bevorzugt ein zentraler Wert verwendet.
Wenn ein Offset von dem gleitenden Mittelwert im Voraus eingestellt wird, wird ein Fehlerwert oberhalb und unterhalb des gleitenden Mittelwerts vergeben, und die Daten, die größer oder kleiner als der Offset sind, werden in den Phasenabschnitt der Herzdiastole und -systole sortiert, und die Daten können genauer erfasst werden. Wenn insbesondere die Abtastframegeschwindigkeit zum Beispiel auf 100 fps erhöht wird, ist es effektiv, den Schwellenwert zu erhöhen.
(Verifikationsresultat der synchronisierten Herzschlagverarbeitung)
Als Ergebnis der oben erläuterten synchronisierten Herzschlagverarbeitung für die Daten, die der synchronisierten Atemverarbeitung tatsächlich unterworfen sind, wird ein Graph der charakteristischen Größe in 13 dargestellt. In 13 werden die Daten nach der Atmungssynchronisation durch Rhomben dargestellt, und die Daten des gleitenden Mittelwerts werden durch reguläre Quadrate angezeigt. Die Daten unter dem Mittelwert werden darüber hinaus durch Dreiecke dargestellt, und die Daten oberhalb des Mittelwerts werden durch Kreuze dargestellt. Wie in 13 dargestellt, kann die Position der Daten nach der synchronisierten Herzschlagverarbeitung, d. h., die höher oder geringer als der gleitende Mittelwert der charakteristischen Größe sind, klar bestimmt werden. Wie oben erläutert, können die Daten der Herzdiastole und -systole eindeutig sortiert werden.
Die synchronisierte Herzschlagverarbeitung wurde ausgeführt, und eine Bildrekonstruktion wurde für alle Daten der Herzdiastole und -systole durchgeführt. 14 ist eine Ansicht zur Darstellung eines Bildbeispiels ohne die synchronisierte Herzverarbeitung. 15 ist eine Ansicht zur Darstellung eines Bildbeispiels, bei dem die Projektionsdaten der Herzdiastole durch die synchronisierte Herzschlagverarbeitung extrahiert werden und der Bildrekonstruktion unterworfen werden. 16 ist eine Ansicht zur Darstellung eines Bildbeispiels, bei dem die Projektionsdaten der Herzsystole durch die synchronisierte Herzschlagverarbeitung extrahiert werden und der Bildrekonstruktion unterworfen werden. In 14 ist eine Grenze des Herzens nicht deutlich, während in den 15 und 16 die Grenze des Herzens klar angezeigt ist. Wie oben erläutert, wurde demonstriert, dass klare rekonstruierte Bilder für die Herzdiastole und -systole durch die synchronisierte Herzschlagverarbeitung erhalten werden können. Als ein Ergebnis können eine Injektionsgröße, Kapazitätsrate und dergleichen des Herzens akkurat berechnet werden.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

JP 2008-228828 [0003]
JP 2008-228829 [0003]
JP 2006-346263 [0005]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

Dinkel et al. „Intrinsic Gating for Small-Animal Computed Tomography A Robust ECG-Less Paradigm for Deriving Cardiac Phase Information and Functional Imaging, Journal OF THE American Heart Association, USA, American Heart Association, Circ Cardiovasc Imagin 2008; 1; 235–243 [0004]

Claims

CT-Bildverarbeitungsvorrichtung, die Röntgenprojektionsdaten synchron mit einer periodischen Bewegung eines Bereichs eines Probanden verarbeitet, umfassend: eine ROI-Berechnungseinheit, die konfiguriert ist zum Berechnen bestimmter Informationen über einen ROI zur Synchronisation für jeden Abtastwinkel, um den Bereich des Probanden zu verfolgen, der synchronisiert werden soll.
CT-Bildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die ROI-Berechnungseinheit die bestimmten Informationen des ROI zur Synchronisation für die Projektionsdaten anderer Abtastwinkel auf Grundlage des ROI zur Synchronisation berechnet, der für Röntgendaten einer Vielzahl von Abtastwinkeln eingestellt ist.
CT-Bildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 2, wobei die ROI-Berechnungseinheit eine Position und eine Form des ROI zur Synchronisation berechnet, bezugnehmend auf die Position eines Rotationszentrums der Röntgenbestrahlung auf die Projektionsdaten.
CT-Bildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 2 oder 3, wobei die ROI-Berechnungseinheit den ROI zur Synchronisation von Projektionsdaten von anderen Abtastwinkeln auf Grundlage des ROI zur Synchronisation berechnet, der für Projektionsdaten von zwei Abtastwinkeln eingestellt ist, die einen Winkel von 90° zueinander ausbilden.
CT-Bildverarbeitungsvorrichtung nach irgendeinem der Ansprüche 1 bis 4, ferner umfassend: eine Atmungssynchronisations-Verarbeitungseinheit, die konfiguriert ist zum Sortieren aller Projektionsdaten in ein vorbestimmtes Phasensegment des Atemmusters auf Grundlage einer Beziehung zwischen dem Abtastwinkel und einer charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation.
CT-Bildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 5, wobei die Atmungssynchronisations-Verarbeitungseinheit die charakteristische Größe des ROI zur Synchronisation durch den Abtastwinkel differenziert, und die Projektionsdaten auf Grundlage eines vorbestimmten Schwellenwerts unter Verwendung des differenzierten Werts sortiert und extrahiert.
CT-Bildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 5 oder 6, ferner umfassend: eine Herzschlagsynchronisations-Verarbeitungseinheit, die konfiguriert ist zum Sortieren und Extrahieren der Projektionsdaten, die in das vorbestimmte Phasensegment des Atemmusters sortiert sind, in ein vorbestimmtes Phasensegment des Herzschlags auf Grundlage einer Beziehung zwischen dem Abtastwinkel und der charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation.
CT-Bildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 7, wobei die Herzschlagsynchronisations-Verarbeitungseinheit einen gleitenden Mittelwert der charakteristischen Größe des ROI zur Synchronisation bezüglich des Abtastwinkels für die Projektionsdaten berechnet, die in das vorbestimmte Phasensegment des Atemmusters sortiert sind, und die Projektionsdaten auf Grundlage des gleitenden Mittelwerts sortiert und extrahiert.
CT-Bildverarbeitungsvorrichtung nach irgendeinem der Ansprüche 5 bis 8, ferner umfassend: eine Bildrekonstruktionseinheit, die konfiguriert ist zum Rekonstruieren von CT-Bilddaten durch die Projektionsdaten, die in das vorbestimmte Phasensegment des Atemmusters oder Herzschlags sortiert sind.
CT-Bildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 9, wobei die Bildrekonstruktionseinheit das CT-Bild durch Interpolation der Projektionsdaten rekonstruiert, die aufgrund des Sortierens der Projektionsdaten mit Projektionsdaten bei dem benachbarten Abtastwinkel fehlen.
CT-Bildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 10, wobei die Bildrekonstruktionseinheit die Projektionsdaten verwendet, die für eine Vielzahl von Datenelementen gemittelt sind, welche die Abtastwinkel in der Nähe zueinander aufweisen, zur Rekonstruktion von CT-Bilddaten als Projektionsdaten bezüglich des gemittelten Abtastwinkels.
CT-Bildverarbeitungsvorrichtung nach irgendeinem der Ansprüche 1 bis 11, ferner umfassend: eine ROI-Einstelleinheit, die konfiguriert ist zum Speichern des ROI zur Synchronisation, der für die Projektionsdaten einer Vielzahl von Abtastwinkeln in Verbindung mit den Projektionsdaten während der Abtastung eingestellt ist.
CT-Bildverarbeitungsverfahren zum Verarbeiten von Röntgenprojektionsdaten synchron mit einer periodischen Bewegung eines Bereichs eines Probanden unter Verwendung eines Computers, mit dem Schritt zum Berechnen bestimmter Informationen über einen ROI zur Synchronisation, des für jeden Abtastwinkel ausgeführt wird, um den Bereich des Probanden zu verfolgen, der synchronisiert werden soll.