【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に係り、特に、周期的に運動をする撮像対象の撮像に好適なＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を中心にして対向して配置されたＸ線源とＸ線検出器を円周方向に回転させながら、Ｘ線源からＸ線を被検体に向かって放射し、前記Ｘ線源と対向して円弧状に複数の検出素子を配置させたＸ線検出器によって、被検体を透過して減弱したＸ線量を検出し、その検出した減弱データより画像再構成演算を行って、被検体の体軸と垂直な断面の断層像を得るものである。
【０００３】
Ｘ線ＣＴ装置の１回転の時間は従来約１秒であったが、現在では０．５〜０．８秒となっている。その結果、心拍数６０／分以下の患者に限られていた心臓ＣＴ検査が、８０／分以下まで可能となった。また、装置のスループット向上のために検査時間の短縮化などが望まれており、これまでチャンネル方向に一次元的に多数のＸ線検出素子が配列されていたＸ線検出器を、スライス方向にも複数列配置することにより、１回のスキャンの間に複数のスライス分のＸ線量データを計測することができるマルチスライス型Ｘ線検出器を備えたＸ線ＣＴ装置も実用化されている（例えば、特許文献１。）。
【０００４】
【特許文献１】
特開２０００−３１６８４１号公報
【０００５】
このようなＸ線ＣＴ装置の改良に伴い、Ｘ線ＣＴを用いた心臓の撮影技術も進歩している（例えば、非特許文献１。）。
【０００６】
【非特許文献１】
「画像診断」秀潤社 Ｖｏｌ．２１ Ｎｏ．１２ ２００１、Ｐ１２９０〜Ｐ１３２５
【０００７】
非特許文献１には、心電図同期スキャン法が記載されており、その一つであるｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ ｇａｔｅ法では、スキャン開始前のＲＰ間隔の測定の平均から、その７０〜７５％の時点（拡張中期）をスキャン開始のタイミングと決め、心電図Ｒ波に同期してスキャンを行い、寝台を移動し、また、次のスキャンを行う。また、他の一つであるｒｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＧＧ ｇａｔｅ法では、まずヘリカルスキャンを行いながら、同時に心電図を記録する。得られた生データから同時相の多断面画像を取り出して再構成する。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記心電図同期ＣＴ撮像技術には次の問題があった。それは、Ｒ波を誤って検出してしまうことに伴う問題であった。これを図１および図２を用い、説明する。図１は、隣接するＲ波間の間隔（以下、心拍周期という）を１００％とした場合に、心拍位相７０％の場合の断層像を作成する例である。横軸に時間を取り、撮影中に収集される心電情報と投影データを並べて示した。図１の様にＲ波位置を基準に投影データの抽出位置を決定し、画像再構成に必要な投影データを抽出する。この抽出された投影データを画像再構成演算することによって心拍位相７０％における断層像を作成することができる。しかし、心電情報にノイズが混入したり、Ｒ波が何らかの原因で小さかった場合等に、Ｒ波を正確に特定できない場合があった。
【０００９】
図２は心電情報に異常が発生した例を示している。例えば図２（ａ）の様な心電情報にノイズが混入し、図２（ｂ）の様になった場合、ノイズをＲ波として誤認する恐れがある。また図２（ｃ）のようにＲ波の信号強度が微弱であった場合、信号がＲ波として認識できない恐れがある。これらのような場合、Ｒ波でないものをＲ波として検出してしまったり、Ｒ波の検出を逃してしまったりする場合があるので、正確な心拍位相の投影データを抽出できず、適切な断層像を得ることができなかった。
【００１０】
一般的には、正しいＲ波位置を算出するために、高周波成分をノイズとして取り除くローパスフィルター処理におけるカットオフ周波数や、波高によるＲ波位置判定における波高閾値などのパラメータ（以下、これらのパラメータをＲ波位置特定パラメータと呼ぶ。）を調整する等の方法が取られるが、図２（ｂ）のようなノイズや、図２（ｃ）のような微弱な強度のＲ波は不規則に発生し、またその程度も不定な場合、心電情報に関するあらゆる異常に対応するようにＲ波位置特定パラメータを調整することは困難であった。
【００１１】
そこで従来は、断層像の示す心拍位相が目的とした位相と異なる場合（つまり、位相異常がある場合）には、操作者自身が断層像から適切な心拍位相のものであるか否かを判断していた。あるいは、位相異常を修正するためにＲ波位置を再特定する方法として、操作者が心電情報を直接目視して、これはノイズであるからＲ波でないと判断する等の手法がとられていた。
【００１２】
本発明の目的は、画像再構成した断層像の心電位相に関する信頼度を算出し、それを表示することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
本発明によれば、被検体を中心にして対向して配置されたＸ線源とＸ線検出器と、前記被検体を中心にして前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器を円周方向に回転させる手段と、前記被検体の周期的に運動をする部位の周期的運動を計測する機器と、前記Ｘ線源からＸ線を前記被検体に向かって放射し、前記Ｘ線検出器で、前記被検体を透過して減弱したＸ線量を検出する手段と、前記機器による周期的運動の計測と前記Ｘ線量を検出する手段によるＸ線量の検出とを同時に行う手段と、前記計測の時刻と前記検出の時刻とを関連ずけて記憶する手段と、前記機器で得られた前記被検体の周期的運動計測データをもとに前記周期的運動の第１の任意の特定位相の時刻を特定する手段と、前記第１の特定位相の時刻をもとに、第２の任意の特定位相の時刻を算出する手段と、該第２の特定位相の時刻における前記Ｘ線量の検出データを用い画像再構成を行って被検体の体軸と垂直な任意の断面の断層像を得る手段を備えたＸ線ＣＴ装置において、前記断層像を得るために用いた前記第２の特定位相の算出時刻に関する信頼度を計算する手段と、該信頼度を断層像とともに表示する表示手段を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置が提供される。
【００１４】
また本発明によれば、前記信頼度の低い断層像については、前記第１の任意の特定位相の時刻を再検出して、該再検出した第１の任意の特定位相の時刻をもとに、再度第２の任意の特定位相の時刻を算出し、該再算出した第２の任意の特定位相の時刻におけるＸ線量の検出データを用い再画像再構成を行って、前記被検体の体軸と垂直な任意の断面の断層像を得る手段を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置が提供される。
【００１５】
また本発明によれば、前記信頼度は、該当する断層像計測時における前後の前記第１の任意の特定位相間隔と、前記被検体の周期的に運動をする部位の平均的周期との差異の程度をもとに、計算されることを特徴とするＸ線ＣＴ装置が提供される。
【００１６】
また本発明によれば、前記信頼度は、数値または記号もしくはこれらの組合せで前記表示装置に表示されることを特徴とするＸ線ＣＴ装置が提供される。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を添付図面に沿って具体的に説明する。
図３は、本発明の実施形態におけるＸ線ＣＴ装置の全体構成を示すブロック図である。Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線の照射および検出を行うスキャナガントリ部２と、このスキャナガントリ部２で検出された計測データから投影データを作成して投影データをＣＴ画像信号に処理する画像処理装置７と、ＣＴ画像を出力する表示装置５を備えている。スキャナガントリ部２は、測定制御装置１１によって制御される回転駆動装置１０によって回転駆動される回転円盤８と、この回転円盤８に搭載されたＸ線管１と、このＸ線管に取り付けられてＸ線束の方向と大きさを制御するコリメータ９と、回転円盤８に搭載されたＸ線検出器４とを備えている。またＸ線管１から発生するＸ線強度は測定制御装置１１によって制御され、この測定制御装置１１は入力装置１３を有するコンピュータ１２によって制御される。一方、画像処理装置７は被検者の心電波形を取得するために心電計６に接続され、更に画像処理装置７の処理結果を保存する記憶媒体１４に接続されている。
【００１８】
画像処理装置７は、種々の機能を有して構成されているが、撮影と同時に収集された心電情報から、Ｒ波位置特定パラメータを用いてＲ波位置（単位：時間）を特定するＲ波位置特定手段７ａと、Ｒ波位置特定手段７ａで得られたＲ波位置を基に、所望の心拍位相、スライス位置での画像再構成に必要な投影データを抽出する投影データ抽出手段７ｂと、投影データ抽出手段７ｂで抽出された投影データから画像再構成によって断層像を作成する画像再構成手段７ｃと、断層像作成手段７ｃによって作成された断層像の信頼度を算出する信頼度算出手段７ｄと、複数の断層像とそれらの断層像の名前（あるいは番号）と信頼度の組合せを、信頼度を参照値として複数のグループに選別する信頼度グループ選別手段７ｅと、より良いＲ波位置特定のためにＲ波位置特定パラメータを更新するパラメータ更新手段７ｆ等とを有している。
【００１９】
図示のように患者テーブル３に被検者を寝かせた状態で、Ｘ線管１からＸ線が照射されると、このＸ線はコリメータ９によって設定されたＸ線照射野へ照射され、Ｘ線検出器４によって検出される。この際、回転円盤８を被検者の周りに回転させることにより、被検者に対しＸ線を照射する方向を変えながらＸ線検出器４を用いてＸ線を計測する。このように検出した計測データは、一度記憶媒体１４に転送され記憶される。同時に心電計６により被験者の心電情報も計測され、一度記憶媒体１４に転送され記憶される。
【００２０】
次に、Ｘ線を計測及び心電情報を同時に計測、収集、記憶後、どのようにして画像再構成等をしてさらに画像再構成して得た断層像の信頼度を算出して表示装置５へ表示するかの手順を、図４のフローチャートを用い説明する。
（ステップ１）
心電計６によってＸ線計測と同時に得られた心電情報を画像処理装置７に読み込む。
（ステップ２）
入力装置１３より、Ｒ波位置特定パラメータ（波高閾値等の初期値）を入力する。
（ステップ３）
Ｒ波位置特定手段７ａは、（ステップ２）で入力されたＲ波位置特定パラメータを用い、心電情報のＲ波の位置（時間）を特定する。
（ステップ４）
入力装置１３より、画像作成に必要なパラメータ（心拍位相：例えば７０％、スライス位置：例えば心臓中央部等）を入力する。
【００２１】
（ステップ５）
投影データ形成手段７ｂは、（ステップ３）で特定されたＲ波の位置と、（ステップ４）で入力された画像再作成に必要なパラメータを用いて、Ｘ線計測データより所望とする心拍位相、スライス位置の画像再構成に必要な投影データを形成する。
（ステップ６）
画像再構成手段７ｃは、（ステップ５）で形成された投影データをもとに、所望の心拍位相、スライス位置における画像再構成演算を行い、結果として得られた断層像を記憶媒体１４に記憶する。同時に各断層像の画像名も記憶媒体１４に記憶する。
【００２２】
（ステップ７）
信頼度算出手段７ｄは、（ステップ６）において得られた断層像の信頼度を算出する。信頼度は、例えば、撮影前に測定された被検者の平均心拍周期（Ｒｅ）、各断層像の計測時におけるＲ波周期（Ｒａ）の違い（差あるいは比）を求め、例えば被検者の平均心拍周期（Ｒｅ）に対して、各断層像の計測時のＲ波周期（Ｒａ）が大きく異なっていれば、Ｒ波の特定漏れ、あるいは実際にはＲ波ではないノイズをＲ波であると誤判断してしまい、所望の心拍位相の断層像が得られていない可能性が高い（信頼度が低い）と判断する。具体的に信頼度算出は、信頼度が高い方が高い数値になるように、例えば式（１）あるいは式（２）のような計算式を用いる。
もし、Ｒａ＜Ｒｅであれば、信頼度＝（Ｒａ／Ｒｅ）×１００ （１）
もし、Ｒａ＞Ｒｅであれば、信頼度＝（Ｒｅ／Ｒａ）×１００ （２）
このような計算式を使えば、信頼度が最も高い時（ＲｅとＲｅが等しい時）、１００となり、信頼度が低くなるに従って（ＲｅとＲｅが異なるに従って）、１００から次第に低い数値になる。算出された信頼度は、対応する断層像とともに記憶媒体１４に記憶される。
【００２３】
（ステップ８）
信頼度グループ選別手段７ｅは、（ステップ７）で得られた信頼度を元に断層像のグループ分けをする。例えば、信頼度の高い方からＡランク、Ｂランク、Ｃランクとする。
（ステップ９）
表示装置５へ、各断層像の一覧をリストとして表示する。その例を図５に示す。図５は左から順に、画像番号、画像名、撮影位置、心拍位相、信頼度、信頼度グループ、グループアイコンが示されている。そして、上から順に断層像番号が１から順に示されている。ただし、図５では、グループアイコンや、各欄の色分けは、信頼度グループ分けを操作者にとってよりわかりやすいように、付帯して表示させたものである。
【００２４】
（ステップ１０）
（ステップ９）でリストとして表示された図５の一連の断層像について、カーソルで選択してクリックすることによって、特定の断層像（例えば、Ｎｏ．２）について、画像を表示装置５へ表示することができる。その例を図６に示す。図６によれば、中央に表示したＸ線ＣＴ画像（Ａ）に付帯させて、Ｂの位置に信頼度を、Ｃの位置に信頼度グループを、Ｄの位置にグループアイコンを表示することができる。
【００２５】
本実施形態では更に、図４のフローで得られた断層像の信頼度が低い場合、パラメータ更新手段７ｆによりＲ波位置特定パラメータを更新することにより、下記のステップを再実行する。次にこの手順を、図７のフローチャートを用い説明する。
（ステップ１１）
図５のリストで画像をカーソルで選択した状態で、再演算実行ボタン（Ｅ）を押す。すると、選択した画像の再演算が開始される。
（ステップ１２）
先ず、再演算許容パラメータを入力する。再演算許容パラメータは、（ステップ１１）で選択された画像を再演算する際に、計算の目標とする指標を与えるものである。ここでは、信頼度がどの程度高ければＲ波が正しく検出されていると判断するかを決める指標としての信頼度の目標値をＰ、計算演算回数の最大回数をＮとする。下記計算ステップにおいて、信頼度が目標値Ｐ、計算演算回数が最大値Ｎに達した時に、計算をストップする。
（ステップ１３）
Ｒ波位置特定パラメータを変化させて、Ｒ波位置の再特定を行う。その際の演算の例を、図８を用い説明する。図８に示す本実施形態では、Ｒ波位置特定パラメータをＲ波の波高値とし、波高値が任意の閾値（Ｔｈ）を上回ればＲ波として判定する例を示す。更に、本実施形態では撮影前に測定された被検者の平均心拍周期をＲｅ、画像計測時における心拍周期をＲａとし、両者の比の１との差から信頼度を求める場合を例に示す。この場合、Ｒ波の波高の閾値（Ｔｈ）の更新は、次式（３）を用いる。
Ｔｈｎ＋１＝Ｔｎ＋Ｂ＊（１−Ｒａ／Ｒｅ） （３）
式（３）は、前回の波高閾値（Ｔｈｎ）に対して、ＲａとＲｅの比を１から引き、さらにＢを重み係数として掛けたものを加えることにより新しい波高閾値（Ｔｈｎ＋１）を計算するというものである。式（３）によれば、計測データ収集時に心拍周期が平均値より長いので、Ｒ波を見落としたのではないかと考えられる時には、波高閾値Ｔｈを下げる、また計測データ収集時に心拍周期が平均値より短いので、ノイズを誤って拾ったのではないかと考えられる時には、波高閾値Ｔｈを上げるといった操作を行うことができる。
（ステップ１４）
（ステップ１３）で行った波高閾値Ｔｈの変更により、Ｒ波の特定位置が、前回（例えば、（ステップ３）で行った時）と異なっているかを判定する。異なっていればＹｅｓで（ステップ１５）へ、同じであればＮｏで再度（ステップ１３）へ戻る。
（ステップ１５）
（ステップ５）〜（ステップ７）と同じ手順を再度行う。具体的に、投影データの作成、断層像の画像再構成、信頼度の計算を行う。
（ステップ１６）
得られた画像が（ステップ１２）で求められた許容条件を満たすかを判定する。具体的に、信頼度が目標値Ｐに達していた場合、あるいは計算演算回数が最大値Ｎを超えてしまった場合にはＹｅｓで（ステップ１７）へ、未だ計算の必要がある場合にはＮｏで（ステップ１３）へ戻る。
（ステップ１７）
（ステップ８）〜（ステップ１０）と同じ手順を再度行う。具体的に、信頼度のグループ分け、断層像リストの表示、断層像画像の表示を行う。
【００２６】
上記本実施形態よれば、Ｘ線計測と同時に読み込まれた心電情報からＲ波位置を特定を行い、その特定したＲ波位置をもとに心拍位相を求め、同心拍位相における断層像を複数個求めるが、Ｒ波の特定処理に使用するＲ波位置特定パラメータ（Ｒ波の波高の閾値Ｔｈ）を変化させながらＲ波位置の特定を繰り返し実行する。そして、繰り返しながら画像を求め、信頼度がある目標値を達成できるようにする。その結果、各計測時刻における最適なＲ波位置特定パラメータを自動的に求めることができ、Ｒ波の特定精度も高まり、更には各断層像の信頼度も高まる。
【００２７】
また、上記繰り返しの計算実行では、信頼度が許容信頼度以下にならず、無限に実行される場合がある。例えば心拍周期が被検者の不整脈によって変動した場合や、Ｒ波信号が完全に欠落した場合、Ｒ波信号と酷似したノイズが混入した場合などがこれにあたる。本発明ではこの無限実行を防ぐため計算演算回数の最大値Ｎを設定し、それ以上計算しなければならない場合は計算がストップされる。
【００２８】
本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できるものである。例えば、Ｒ波位置特定パラメータをＲ波波高閾値、信頼度は、信頼度を被検者の平均心拍周期と断層像計測時のＲ波周期とがどの程度一致するかより求められる数値、更に信頼度の換算式として式（１）および式（２）、Ｒ波位置特定パラメータの更新式として式（３）を用いたが、これらに限定されるものではない。また、（ステップ１１）で再演算を指定する画像は一つでなくても良い。例えば信頼度の低いＣグループのものをまとめて再演算することも可能である。また、本発明はＸ線照射と計測が継続的であり、これと同時に心電情報の収集を行うｒｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＧＧ ｇａｔｅ法に好適と考えられるが、これに限定されるものではない。ｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ ｇａｔｅ法においても、例えばＸ線照射と計測の時間を長くする、あるいは継続的にＸ線の照射と計測を行うといったように用いれば、本発明は適用可能である。
【００２９】
【発明の効果】
以上、本発明によるＸ線ＣＴ装置によれば、画像再構成した断層像の心電位相に関する信頼度を算出し、それを表示することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】心電情報を用いた投影データ抽出例を示す図。
【図２】心電情報に異常が発生した例を示す図。
【図３】本発明におけるＸ線ＣＴ装置の全体構成を示すブロック図。
【図４】計測終了後、画像表示までの手順を示すフローチャート。
【図５】各断層像の一覧リスト。
【図６】断層像表示画面。
【図７】Ｒ波位置特定パラメータを再特定しながら断層像の信頼度を高める手順を示すフローチャート。
【図８】Ｒ波位置の再特定を示す図。
【符号の説明】
７ｃ…信頼度算出手段
７ｄ…信頼度グループ算出手段
７ｆ…パラメータ更新手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus, and more particularly to an X-ray CT apparatus suitable for imaging an imaging object that moves periodically.
[0002]
[Prior art]
The X-ray CT apparatus radiates X-rays from the X-ray source toward the subject while rotating the X-ray source and the X-ray detector arranged opposite to each other around the subject in the circumferential direction. An X-ray detector in which a plurality of detection elements are arranged in an arc shape facing the X-ray source detects X-ray dose attenuated through the subject, and image reconstruction calculation is performed from the detected attenuation data. To obtain a tomographic image of a cross section perpendicular to the body axis of the subject.
[0003]
The time required for one rotation of the X-ray CT apparatus is conventionally about 1 second, but now it is 0.5 to 0.8 seconds. As a result, a cardiac CT examination limited to patients with a heart rate of 60 / min or less has become possible up to 80 / min or less. In addition, in order to improve the throughput of the apparatus, it is desired to shorten the inspection time. An X-ray detector in which a large number of X-ray detection elements are arranged one-dimensionally in the channel direction so far can be used in the slice direction. In addition, an X-ray CT apparatus equipped with a multi-slice X-ray detector capable of measuring X-ray dose data for a plurality of slices during one scan by arranging a plurality of rows has also been put into practical use ( For example, Patent Document 1).
[0004]
[Patent Document 1]
Japanese Patent Laid-Open No. 2000-316841
Along with the improvement of such an X-ray CT apparatus, an imaging technique for the heart using the X-ray CT has also been advanced (for example, Non-Patent Document 1).
[0006]
[Non-Patent Document 1]
“Diagnostic imaging” Shujunsha Vol. 21 No. 12 2001, P1290-P1325
[0007]
Non-Patent Document 1 describes an ECG-gated scan method. In the prospective ECG gate method, which is one of the methods, 70 to 75% of the time point (intermediate diastole) is obtained from the average measurement of the RP interval before the start of scanning. ) Is determined as the scan start timing, the scan is performed in synchronization with the electrocardiogram R wave, the bed is moved, and the next scan is performed. In another example, the retrospective EGG gate method, an electrocardiogram is simultaneously recorded while performing a helical scan. A multi-phase image of the same phase is extracted from the obtained raw data and reconstructed.
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
However, the ECG-synchronized CT imaging technique has the following problems. That was a problem associated with erroneous detection of R waves. This will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is an example of creating a tomographic image when the heartbeat phase is 70% when the interval between adjacent R waves (hereinafter referred to as the heartbeat cycle) is 100%. Time is taken on the horizontal axis, and ECG information and projection data collected during radiography are shown side by side. As shown in FIG. 1, the projection data extraction position is determined based on the R wave position, and projection data necessary for image reconstruction is extracted. A tomographic image at a heartbeat phase of 70% can be created by performing image reconstruction calculation on the extracted projection data. However, when the electrocardiogram information is mixed with noise or the R wave is small for some reason, the R wave may not be specified accurately.
[0009]
FIG. 2 shows an example in which an abnormality occurs in the electrocardiogram information. For example, when noise is mixed in the electrocardiographic information as shown in FIG. 2A and becomes as shown in FIG. 2B, the noise may be mistaken as an R wave. If the signal strength of the R wave is weak as shown in FIG. 2C, the signal may not be recognized as the R wave. In such a case, a non-R wave may be detected as an R wave, or the detection of the R wave may be missed. Therefore, accurate heartbeat phase projection data cannot be extracted, and an appropriate fault The image could not be obtained.
[0010]
In general, in order to calculate a correct R wave position, parameters such as a cut-off frequency in low-pass filter processing for removing high-frequency components as noise and a wave height threshold in R wave position determination by wave height (hereinafter, these parameters are referred to as R (Referred to as a wave position specifying parameter). However, noise as shown in FIG. 2 (b) and weak R wave as shown in FIG. 2 (c) occur irregularly. If the degree is indefinite, it is difficult to adjust the R-wave position specifying parameter so as to cope with any abnormality related to electrocardiographic information.
[0011]
Therefore, conventionally, when the heartbeat phase indicated by the tomographic image is different from the target phase (that is, when there is a phase abnormality), the operator himself determines from the tomographic image whether the heartbeat phase is appropriate. Was. Alternatively, as a method for respecifying the R wave position in order to correct the phase abnormality, a method is used in which the operator directly looks at the electrocardiogram information and determines that it is not an R wave because this is noise. It was.
[0012]
An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus capable of calculating the reliability regarding the electrocardiographic phase of a tomographic image reconstructed and displaying it.
[0013]
[Means for Solving the Problems]
According to the present invention, an X-ray source and an X-ray detector arranged opposite to each other with the subject as a center, and the X-ray source and the X-ray detector with respect to the subject as a center are arranged in a circumferential direction. Means for rotating, a device for measuring the periodic movement of a part that periodically moves the subject, and radiating X-rays from the X-ray source toward the subject, and the X-ray detector, Means for detecting an X-ray dose attenuated by passing through the object, means for simultaneously measuring the periodic motion by the device and detecting the X-ray dose by the means for detecting the X-ray, and the time of the measurement The time of the first arbitrary specific phase of the periodic movement is specified based on the means for storing the detection time in association with the periodic movement measurement data of the subject obtained by the device. And a second arbitrary specific phase based on the time of the first specific phase. And means for calculating a tomographic image of an arbitrary cross section perpendicular to the body axis of the subject by performing image reconstruction using the X-ray dose detection data at the time of the second specific phase. The line CT apparatus includes: means for calculating a reliability regarding the calculation time of the second specific phase used for obtaining the tomographic image; and a display unit for displaying the reliability together with the tomographic image. An X-ray CT apparatus is provided.
[0014]
According to the invention, for the tomographic image with low reliability, the time of the first arbitrary specific phase is re-detected, and the time of the first arbitrary specific phase is detected again. Then, the time of the second arbitrary specific phase is calculated again, and re-image reconstruction is performed using the X-ray dose detection data at the recalculated second arbitrary specific phase, so that the body axis of the subject is obtained. There is provided an X-ray CT apparatus comprising means for obtaining a tomographic image of an arbitrary cross section perpendicular to the cross section.
[0015]
Further, according to the present invention, the reliability is a difference between the first arbitrary specific phase interval before and after the corresponding tomographic image measurement and an average period of a part that periodically moves the subject. An X-ray CT apparatus characterized by being calculated based on the degree of the above is provided.
[0016]
According to the present invention, there is provided an X-ray CT apparatus characterized in that the reliability is displayed on the display device by a numerical value, a symbol, or a combination thereof.
[0017]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be specifically described below with reference to the accompanying drawings.
FIG. 3 is a block diagram showing the overall configuration of the X-ray CT apparatus in the embodiment of the present invention. The X-ray CT apparatus includes a scanner gantry unit 2 that performs X-ray irradiation and detection, and an image processing apparatus that generates projection data from measurement data detected by the scanner gantry unit 2 and processes the projection data into a CT image signal. 7 and a display device 5 for outputting a CT image. The scanner gantry unit 2 includes a rotating disk 8 that is rotated by a rotation driving device 10 that is controlled by a measurement control device 11, an X-ray tube 1 mounted on the rotating disk 8, and an X-ray tube attached to the rotating disk 8. A collimator 9 for controlling the direction and size of the X-ray bundle and an X-ray detector 4 mounted on the rotating disk 8 are provided. The X-ray intensity generated from the X-ray tube 1 is controlled by a measurement control device 11, and this measurement control device 11 is controlled by a computer 12 having an input device 13. On the other hand, the image processing device 7 is connected to the electrocardiograph 6 in order to acquire the electrocardiographic waveform of the subject, and is further connected to a storage medium 14 that stores the processing results of the image processing device 7.
[0018]
The image processing apparatus 7 is configured to have various functions, but R that specifies an R wave position (unit: time) from electrocardiogram information collected simultaneously with imaging using an R wave position specifying parameter. Wave position specifying means 7a, and projection data extracting means 7b for extracting projection data necessary for image reconstruction at a desired heartbeat phase and slice position based on the R wave position obtained by the R wave position specifying means 7a The image reconstruction means 7c for creating a tomogram by image reconstruction from the projection data extracted by the projection data extraction means 7b, and the reliability calculation means for calculating the reliability of the tomogram created by the tomogram creation means 7c 7d, reliability group selection means 7e for selecting a plurality of tomographic images, combinations of names (or numbers) and reliability of the tomographic images into a plurality of groups using the reliability as a reference value, and a better R wave position Special And a parameter updating unit 7f like to update the R-wave localization parameters for.
[0019]
When X-rays are irradiated from the X-ray tube 1 with the patient lying on the patient table 3 as shown in the figure, the X-rays are irradiated to the X-ray irradiation field set by the collimator 9, and X-rays are emitted. It is detected by the detector 4. At this time, by rotating the rotating disk 8 around the subject, the X-ray detector 4 is used to measure the X-rays while changing the direction in which the subject is irradiated with the X-rays. The measurement data detected in this way is once transferred and stored in the storage medium 14. At the same time, the electrocardiogram information of the subject is also measured by the electrocardiograph 6 and is once transferred and stored in the storage medium 14.
[0020]
Next, after measuring, collecting, and storing X-rays and electrocardiographic information at the same time, the reliability of a tomogram obtained by image reconstruction and further image reconstruction is calculated and displayed. 5 will be described with reference to the flowchart of FIG.
(Step 1)
The electrocardiogram information obtained simultaneously with the X-ray measurement by the electrocardiograph 6 is read into the image processing device 7.
(Step 2)
An R wave position specifying parameter (an initial value such as a wave height threshold value) is input from the input device 13.
(Step 3)
The R wave position specifying means 7a specifies the position (time) of the R wave of the electrocardiogram information using the R wave position specifying parameter input in (Step 2).
(Step 4)
Parameters necessary for image creation (heart rate phase: 70%, slice position: heart center, etc.) are input from the input device 13, respectively.
[0021]
(Step 5)
The projection data forming means 7b uses the R wave position specified in (Step 3) and the parameters necessary for image re-creation input in (Step 4) to obtain a desired heartbeat phase from the X-ray measurement data. Projection data necessary for image reconstruction of slice positions is formed.
(Step 6)
The image reconstruction unit 7c performs image reconstruction calculation at a desired heartbeat phase and slice position based on the projection data formed in (Step 5), and stores the resulting tomographic image in the storage medium 14. To do. At the same time, the image name of each tomographic image is also stored in the storage medium 14.
[0022]
(Step 7)
The reliability calculation means 7d calculates the reliability of the tomographic image obtained in (Step 6). The reliability is obtained, for example, by calculating a difference (difference or ratio) between the average heartbeat period (Re) of the subject measured before imaging and the R wave period (Ra) at the time of measuring each tomographic image. If the R wave period (Ra) at the time of measurement of each tomographic image is significantly different from the average heartbeat period (Re) of R, specific leakage of the R wave, or noise that is not actually the R wave is detected by the R wave. It is erroneously determined that it exists, and it is determined that there is a high possibility that a tomographic image having a desired heartbeat phase is not obtained (reliability is low). Specifically, the calculation of reliability uses, for example, a calculation formula such as formula (1) or formula (2) so that the higher the reliability, the higher the numerical value.
If Ra <Re, the reliability = (Ra / Re) × 100 (1)
If Ra> Re, the reliability = (Re / Ra) × 100 (2)
If such a calculation formula is used, when the reliability is highest (when Re and Re are equal), the value becomes 100, and as the reliability becomes lower (as Re and Re are different), the value gradually decreases from 100. The calculated reliability is stored in the storage medium 14 together with the corresponding tomographic image.
[0023]
(Step 8)
The reliability group selection unit 7e groups the tomographic images based on the reliability obtained in (Step 7). For example, A rank, B rank, and C rank are set in descending order of reliability.
(Step 9)
A list of tomographic images is displayed on the display device 5 as a list. An example is shown in FIG. FIG. 5 shows an image number, an image name, an imaging position, a heartbeat phase, a reliability, a reliability group, and a group icon in order from the left. The tomographic image numbers are shown in order from 1 in order from the top. However, in FIG. 5, the group icons and the color coding of each column are displayed in association with the reliability grouping so that the operator can easily understand.
[0024]
(Step 10)
With respect to the series of tomographic images shown in FIG. 5 displayed as a list in (Step 9), an image is displayed on the display device 5 for a specific tomographic image (for example, No. 2) by selecting and clicking with the cursor. be able to. An example is shown in FIG. According to FIG. 6, the X-ray CT image (A) displayed at the center is attached, and the reliability is displayed at the position B, the reliability group is displayed at the position C, and the group icon is displayed at the position D. it can.
[0025]
Further, in the present embodiment, when the reliability of the tomographic image obtained in the flow of FIG. 4 is low, the following steps are re-executed by updating the R-wave position specifying parameter by the parameter updating unit 7f. Next, this procedure will be described with reference to the flowchart of FIG.
(Step 11)
With the image selected with the cursor in the list of FIG. 5, the recalculation execution button (E) is pressed. Then, recalculation of the selected image is started.
(Step 12)
First, a recalculation allowable parameter is input. The recalculation permissible parameter gives an index as a calculation target when the image selected in (Step 11) is recalculated. Here, it is assumed that the reliability target value as an index for determining how high the reliability is to detect that the R wave is correctly detected is P, and the maximum number of calculation operations is N. In the following calculation step, when the reliability reaches the target value P and the number of calculation operations reaches the maximum value N, the calculation is stopped.
(Step 13)
The R wave position specifying parameter is changed to re-specify the R wave position. An example of the calculation at that time will be described with reference to FIG. The present embodiment shown in FIG. 8 shows an example in which the R wave position specifying parameter is the R wave peak value, and the R wave is determined if the peak value exceeds an arbitrary threshold (Th). Furthermore, in the present embodiment, an example is shown in which the average heartbeat period of the subject measured before imaging is Re, the heartbeat period at the time of image measurement is Ra, and the reliability is obtained from the difference between the ratios of 1 and 1. . In this case, the following equation (3) is used to update the threshold value (Th) of the wave height of the R wave.
Th n + 1 = T n + B * (1-Ra / Re) (3)
Equation (3) calculates the new peak threshold (Th n + 1 ) by adding the value obtained by subtracting the ratio of Ra and Re from 1 to the previous peak threshold (Th n ) and multiplying B by the weighting factor. It is to do. According to the equation (3), since the heartbeat period is longer than the average value at the time of measurement data collection, when it is considered that the R wave has been overlooked, the pulse height threshold Th is lowered, and the heartbeat period is an average value at the time of measurement data collection. Since it is shorter, when it is considered that noise has been picked up by mistake, an operation of increasing the peak height threshold Th can be performed.
(Step 14)
It is determined whether or not the specific position of the R wave is different from the previous time (for example, when performed in (Step 3)) by the change in the peak height threshold Th performed in (Step 13). If they are different, the answer is Yes (step 15).
(Step 15)
The same procedure as (Step 5) to (Step 7) is performed again. Specifically, projection data creation, tomographic image reconstruction, and reliability calculation are performed.
(Step 16)
It is determined whether the obtained image satisfies the allowable condition obtained in (Step 12). Specifically, if the reliability has reached the target value P, or if the number of calculation operations exceeds the maximum value N, the process proceeds to Yes (step 17), and No if the calculation is still necessary. Return to (Step 13).
(Step 17)
The same procedure as in (Step 8) to (Step 10) is performed again. Specifically, reliability grouping, tomographic image list display, and tomographic image display are performed.
[0026]
According to the present embodiment, the R wave position is specified from the electrocardiogram information read simultaneously with the X-ray measurement, the heartbeat phase is obtained based on the specified R wave position, and a plurality of tomographic images at the same heartbeat phase are obtained. The R wave position is specified repeatedly while changing the R wave position specifying parameter (R wave height threshold Th) used for the R wave specifying process. Then, an image is obtained while being repeated so that a reliable target value can be achieved. As a result, the optimum R wave position specifying parameter at each measurement time can be automatically obtained, the accuracy of specifying the R wave is increased, and the reliability of each tomographic image is also increased.
[0027]
Further, in the repeated calculation execution, the reliability may not be less than the allowable reliability and may be executed infinitely. For example, this may be the case when the heartbeat cycle fluctuates due to the subject's arrhythmia, when the R wave signal is completely lost, or when noise very similar to the R wave signal is mixed. In the present invention, in order to prevent this infinite execution, the maximum value N of the number of calculation operations is set, and the calculation is stopped when more calculations are required.
[0028]
The present invention is not limited to the above-described embodiment, and various modifications can be made without departing from the spirit of the present invention. For example, the R-wave position specifying parameter is an R-wave peak height threshold, and the reliability is a numerical value obtained by determining how much the average heartbeat period of the subject coincides with the R-wave period at the time of tomographic image measurement, and more reliable Although the equations (1) and (2) are used as the degree conversion equations, and the equation (3) is used as the update equation for the R-wave position specifying parameter, it is not limited to these. Further, the number of images for which recalculation is designated in (Step 11) may not be one. For example, it is possible to recalculate the group C having low reliability. In addition, the present invention is suitable for the retrospective EGG gate method in which X-ray irradiation and measurement are continuous, and at the same time, the collection of electrocardiogram information is considered, but the present invention is not limited to this. Even in the prospective ECG gate method, the present invention can be applied if, for example, the time for X-ray irradiation and measurement is increased or X-ray irradiation and measurement are continuously performed.
[0029]
【The invention's effect】
As described above, according to the X-ray CT apparatus of the present invention, it is possible to calculate the reliability regarding the electrocardiographic phase of the tomographic image reconstructed and display it.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an example of projection data extraction using electrocardiogram information.
FIG. 2 is a diagram showing an example in which an abnormality occurs in electrocardiogram information.
FIG. 3 is a block diagram showing the overall configuration of the X-ray CT apparatus according to the present invention.
FIG. 4 is a flowchart showing a procedure from the end of measurement to image display.
FIG. 5 is a list list of each tomographic image.
FIG. 6 is a tomographic image display screen.
FIG. 7 is a flowchart showing a procedure for increasing the reliability of a tomographic image while re-specifying an R-wave position specifying parameter.
FIG. 8 is a diagram showing re-specification of an R wave position.
[Explanation of symbols]
7c: Reliability calculation means 7d: Reliability group calculation means 7f: Parameter update means