JPH0622495B2

JPH0622495B2 - 局所脳血流測定用ｃｔ装置

Info

Publication number: JPH0622495B2
Application number: JP59126734A
Authority: JP
Inventors: 徳典木村
Original assignee: Tokyo Shibaura Electric Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1984-06-20
Filing date: 1984-06-20
Publication date: 1994-03-30
Anticipated expiration: 2009-03-30
Also published as: DE3522113C2; DE3522113A1; JPS615835A; US4718432A

Description

【発明の詳細な説明】〔発明の技術分野〕この発明は例えばＸ線ＣＴ装置を用い、トレーサ（例え
ばキセノンあるいはクリプトンガス）吸入法による局所
脳血流（ｒ−ＣＢＦ）測定を行い得る所謂局所脳血流測
定用ＣＴ装置に係り、特にトレーサ吸入時間の短縮を図
つたものに関する。

〔発明の技術的背景とその問題点〕従来、局所脳血流測定は一般に次のようにして行われて
いた。

トレーサ吸入と平行して頭部の所定のスライス面を経時
的に何度かスキヤンすることにより断層像を作成し、こ
の作成された断層像を基に所定の脳組織局所でのトレー
サ濃度の時間的変化（以下、Ci(t)と略記する）及び動
脈中でのトレーサ濃度の時間的変化（以下、Ca(t)と略
記する）を得る。そして、得られたCi(t),Ca(t)を基にF
ickの原理に基づく次式（Kety−Schmidt の式）の関係
より脳血流パラメータすなわちλi（分配係数），ki
（立ち上り率），fi（脳血流量）を算出する。

Ci(T)＝λi・ki∫₀ ^TCa(t)・exp〔-ki(T-t)〕dt……(1) 又は、ただし、Ci(T)：時刻Ｔにおける組織ｉのトレーサ濃度ところで、上記測定法にあつては、Ca(t)，Ci(t)を得る
際にトレーサ吸入中の立ち上りカーブを用いるために、
λi,ki,fi中特に白質部のλiを正確に求めるためには２
０〜３０分ものトレーサ吸入時間を必要とした。このよ
うにトレーサ吸入時間が長いと、トレーサコストの増
大，被検体（患者）及び検査施行者の労力増大，被検体
の血中炭酸ガス濃度（paCO₂）の増大のみならず、トレ
ーサの麻酔効果により被検体の血流量が平常時よりも減
少してしまうという不都合をも生じることとなる。

また、Ca(t)は通常、呼気ガス中のトレーサ濃度をモニ
タすることにより得られるが、これをCi(t)のスケール
に換算するためにはトレーサ吸入前と飽和時との少なく
とも２回、動脈血の採血を行う必要があり、患者に対し
て非侵襲とはいえず、また測定に際し検査施行者は煩雑
な作業を余儀なくされた。

近年、脳血流測定は神経疾患の病態把握，治療法選択，
治療評価に不可欠の検査となりつつあるが、既述したよ
うに従来の測定法にあつては実施の困難性，測定精度等
に問題があり、実用法として必ずしも十分なものではな
かつた。

〔発明の目的〕

この発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、短時
間のトレーサ吸入で採血せずに精度良く脳血流パラメー
タが得られるところの局所脳血流測定用ＣＴ装置の提供
を目的とする。

〔発明の概要〕

上記目的を達成するためのこの発明の概要は、被検体へ
のトレーサ吸入を行う吸入手段と、トレーサ吸入中及び
吸入停止後の時間にわたり前記断層撮影による経時的デ
ータ収集を制御するデータ収集制御部と、このデータ収
集制御部の制御により収集されたデータを基に画像を再
構成する画像再構成装置と、この画像再構成装置より出
力される画像データを基に局所脳血流を算出する画像解
析装置とを具備することを特徴とするものである。

〔発明の実施例〕

次に、この発明の一実施例について図面を参照しながら
説明する。

第１図はこの発明の一実施例である局所脳血流（以下、
「ｒ−ＣＢＦ」ともいう）測定用ＣＴ装置の構成を示す
説明図である。後述するように、この実施例装置はＸ線
ＣＴ装置部及びトレーサ吸入装置部並びにデータ収集制
御部とを有する。

前記Ｘ線ＣＴ装置部は、寝台天板１に横臥する被検体２
の頭部を挿入可能な撮影孔３を有すると共に被検体１の
頭部の周囲を回動する図示しないＸ線管よりのＸ線曝射
によつてスライス面４について断層撮影をするガントリ
５と、例えばガントリ５内のＸ線管に印加される高電圧
を制御することによりＸ線曝射を指令する曝射指令装置
５ａと、前記ガントリ５内の図示しない検出器より出力
されるデータを収集して多数のプロジエクシヨンデータ
にまとめるデータ収集装置６と、データ収集装置６より
出力されるプロジエクションデータを基にしてスライス
面４の断層像を再構成する画像再構成装置７と、画像再
構成装置７より出力される時系列順の複数の断層像につ
いての画像データに基づき、Ca(t)とCi(t)とを解析する
画像解析装置８（後に詳述する）と、前記画像再構成装
置７により構成された断層像および／または画像解析装
置８により解析されたλi,ki,fiの数値データ，フアン
クシヨナルイメージを表示する画像表示装置９とを有し
て構成される。

前記トレーサ吸入装置部は、トレーサの再利用を図るた
めに全体として閉鎖系になつており、トレーサボンベ１
０より供給されるトレーサと酸素ボンベ１１より供給さ
れる酸素とを混合する混合ガスタンク１２と、前記混合
ガスタンク１２内の酸素濃度をモニタすると共に、前記
混合ガスタンク１２内の酸素濃度を一定に維持するため
に酸素供給量を調節する調節バルブ１３を自動制御する
酸素濃度監視装置１４と、被検体２の鼻口を覆うマスク
１５と、前記マスク１５内に混合ガスを供給すると共に
被検体２の呼気の混入を防止するための一方向性逆止弁
を前記マスク１５の近傍に備えて、前記混合ガスタンク
１２と前記マスク１５との間に接続される吸気チューブ
１６と、混合ガスと酸素との切り換えを行う切り換えバ
ルブ16aを駆動するバルブ駆動装置１２ｂと、前記マス
ク１５に取り付けられると共に吸気チューブ１６よりの
混合ガス流を緩衝するバツフア袋１７と、前記マスク１
５内の呼気を混合ガスタンク１２内に供給すると共に被
検体２の呼気の逆流を防止するための一方向性逆止弁を
前記マスク１５の近傍に備えて、後述する炭酸ガス吸着
装置１８を介してマスク１５と混合ガスタンク１２との
間に接続され、かつ、前記スライス面４を貫通する呼気
チユーブ１９と、呼気中の炭酸ガスを吸着除去する炭酸
ガス吸着装置１８とを有して構成される。

尚、データ収集制御部２０は、前記曝射指令装置５ａを
介してＸ線曝射タイミングを制御すると共に、前記バル
ブ駆動装置１２ｂを介して混合ガスと酸素との切り換え
タイミングを制御する。

次に、前記画像解析装置８の詳細な構成について第２図
を参照しながら説明する。

第２図は画像解析装置８の構成の一例を示すブロツク図
である。同図２１は画像再構成装置７（第１図）より出
力されるところのトレーサ吸入前の画像データ（以下、
Ｐ(_０)と略記する）を記憶可能な第１のメモリ、２２は
前記画像再構成装置７より出力されるところのトレーサ
吸入後の複数枚の画像データ（以下、Ｐ(ｔ)と略記す
る）を記憶可能な第２のメモリ、２３は前記第２のメモ
リ22に記憶されたＰ(ｔ)と前記第１のメモリ２１に記憶
されたＰ(_０)との減算を行う減算部、２５は前記減算部
２３より出力される呼気中トレーサ濃度Cair(t)あるい
はＥＸＴ１を介して外部より与えられるCair(t)を記憶
可能な第３の記憶部であり、いずれが記憶されるかは切
り換え手段２４によるモード切り換えによる。また、２
６は前記減算部２３より出力されるCi(t)；（i=₁,₂,
…，Ｎ）を記憶可能な第４のメモリ、２７は前記第４の
メモリ２６に記憶されたCi(t)のｉについて１〜Ｎまで
の総和Ｃ(t)すなわち、なる演算を行う加算部、２８は前記第３のメモリ２５に
記憶されたCair(t)及び前記加算部２７の加算結果Ｃ(t)
を基に血液中のトレーサ濃度の換算係数αを算出するα
算出部である。このα算出部２８の演算は次式により表
わされる。

３０は前記α算出部２８により算出されたαあるいはＥ
ＸＴ２を介して外部より与えられるαを基にCa(t)を算
出するCa(t)算出部である。このCa(t)算出部３０の演算
は次式により表わされる。

Ca(t)＝α・Cair(t) ……(4) 尚、前記αについて、前記α算出部２８の算出結果を用
いるかあるいはＥＸＴ２を介して外部より与えられるα
を用いるかは切り換え手段２９のモード切り換えによ
る。３１は前記Ca(t)算出部30の算出結果Ca(t)及び前記
第４の記憶メモリ２６に記憶されたCi(t)を基にλiを算
出するλi算出部である。このλi算出部３１の演算は次
式により表わされる。

３３は前記λi算出部３１の算出結果λiあるいはＥＸＴ
３を介して外部より与えられるλi及び前記第４のメモ
リ２６に記憶されたCi(t)並びに前記Ca(t)算出部３０の
算出結果Ca(t)を基にkiを算出するki算出部である。こ
のki算出部３３の演算は次式により表わされる。

尚、前記λiについて、前記λi算出部３１の算出結果λ
iを用いるかあるいはＥＸＴ３を介して外部より与えら
れるλiを用いるかは切り換え手段２９のモード切り換
えによる。３４は前記ki算出部３３に入力されるλi及
び前記ki算出部３３の算出結果kiを基にfiを算出するfi
算出部である。このfi算出部３４の演算は次式により表
わされる。

fi＝１００・λi・ki（ｉ＝₁,₂,…，Ｎ）
……(7) 次に、以上構成のｒ−ＣＢＦ測定用Ｘ線ＣＴ装置の作用
について述べる。

データ収集制御部２０の制御によりバルブ駆動装置１２
ｂを介して切り換えバルブ１６ａが、酸素側から混合ガ
ス側に切り換えられると、酸素濃度監視装置１４のモニ
タにより酸素濃度を一定に維持した混合ガスが、吸気チ
ユーブ１６およびマスク１５を通して、混合ガスタンク
１２から被検体内に供給される。被検体２においては、
混合ガス中のトレーサが肺で血液中に吸収され、次いで
血液により運ばれたトレーサが脳組織中に分布すること
となる。さらに、脳組織中を循環したトレーサは、呼気
中に排出される。トレーサを含有する呼気は、呼気チユ
ーブ１９中に導びかれ、炭酸ガス吸着装置１８で呼気中
の炭酸ガスを吸着除去した後、混合ガスタンク１２に収
容される。

一方、前記切り換えバルブ１６ａが開らかれるのとほぼ
同時に前記データ収集制御部２０の制御により曝射指令
装置５ａを介してガントリ５内の図示しないＸ線管より
のＸ線曝射が開始される。このＸ線曝射によりスライス
面４につき被検体２の頭部の断層撮影が行われる。ガン
トリ５内の図示しない検出器より出力されるデータは、
データ収集装置６により収集して多数のピロジエクシヨ
ンデータにまとめられる。プロジエクシヨンデータは、
画像再構成装置７に出力される。画像再構成装置７によ
り、Ｘ線管が体軸の周囲を一回転することにより得られ
る多数のプロジエクシヨンデータを基に、第３図に示す
ように、時系列t₀，t₁……t_nに従つた画像Ｐ(t)が再構
成される。この画像中には、被検体２の頭部の断層像２
０と呼気チユーブ１９の断層像２１とが含まれている。
なお、第３図において、Pair(t)は呼気チユーブ１９の
断層像２１に円形ないし矩形のＲＯＩを設定した場合の
時刻ｔでの平均ＣＴ値であり、Pi(t)は断層像２０の時
刻ｔでの組織局所ｉ（ｉ＝₁,₂，…Ｎ）の平均ＣＴ値で
ある。画像再構成装置７で再構成された画像についての
時系列画像データが、画像解析装置８に出力され、画像
解析装置８によりCa(t)およびCi(t)の解析が行なわれ
る。

尚、データ収集制御部２０は混合ガス（トレーサ）吸入
開始時より所定の短時間（４〜６分）経過後に再びバル
ブ駆動装置１２ｂを介して切り換えバルブ１６ａを混合
ガス側から酸素側に切り換える。これにより、被検体２
の混合ガス吸入は終了する（トレーサ吸入停止）。一
方、データ収集制御部２０の制御によるＸ線曝射は前記
混合ガス吸入停止後も依然として続けられ、（データ収
集開始時より１５〜２０分程度）、データ収集が行われ
る。

次に、画像解析装置８の作用の詳細について説明する。

Ｐ(ｏ)，Ｐ(t)がそれぞれ第１，第２のメモリ２１，２
２を介して減算部２３に入力されると、この減算部２３
はＰ(ｔ)−Ｐ(ｏ)なる減算を行いCair(t)及びCi(t)を出
力する。Cair(t)は切り換え手段２４を介して第３のメ
モリ２５に、またCi(t)は第４のメモリ２６に一旦記憶
される。

尚、Cair(t)をマススペクトルメータ等を用いて測定す
る際には、前記切り換え手段２４の切り換えにより、Ｅ
ＸＴ１を介してCair(t)を外部より入力することもでき
る。

前記第４のメモリ２６に記憶されたCi(t)のｉについて
１〜Ｎまでの総和C(t)が加算部２７により算出され（前
(2)式）、その算出結果は前記第３のメモリ２５に先に
記憶されたCair(t)と共にα算出部２８に入力され、前
(3)式によるαの算出に供される。すなわちαはデータ
収集時間（０〜Ｔ_２）におけるCi(t)の時間的変化曲線
下の面積とＣ(t)の時間的変化曲線下の面積との比とし
て容易に算出される。ここに、前(3)式によりαが算出
されるのは次の理由による。

トレーサ濃度曲線（時間的変化曲線）の立ち上り及び立
ち下りの両カーブについて測定したとするとαの定義はとなる。動脈血中に溶け込んだトレーサが脳組織に拡散
される場合、局所の白質，灰白質ではそれぞれトレーサ
の溶解度を表わす分配係数は１．０と考えられるので、すなわち、と表される。今、データ収集制御部２０（第１図）の制
御により、トレーサが排出され、Ci(t)がほぼ０になる
時刻（Ｔ２）までＸ線曝射によるデータ収集を行つたと
すると、となる。よつて、この(11)式を前(8)式に代入すること
により前(3)式が導かれる。

α算出部２８により算出されたαは切り換え手段２９を
介してCa(t)算出部３０に入力され、前(4)式によるCa
(t)の算出に供される。よつて、採血せずにCa(t)を得る
ことができる。

尚、αは切り換え手段２９により、ＥＸＴ２を介して外
部より入力することもできる。

このようにして得られるCa(t)及び前記減算部２３より
出力されるCa(t)の一例を第４図に示す。（実際には離
散データで与えられるが、説明の簡単のため連続系で示
す）。同図０〜Ｔ_１はトレーサ吸入時間を示し、また、
０〜Ｔ_２はデータ収集時間を示している。そして、この
Ca(t)とCa(t)との２種の時系列データを基にλi,ki,fi
を算出する。λi,ki,fi,の算出は既述したようにFickの
原理に基づいたKety−Schmidtの式（前(1)式あるいは前
(1′)式）により行われる。

すなわち、λiは前(5)式の演算を行うλi算出部３１に
より算出される。算出されたλiは切り換え手段３２を
介してki算出部３３に入力され、kiの算出に供される。

尚、λiは前記切り換え手段３２により、ＥＸＴ３を介
して外部より入力することもできる。ここに、白質，灰
白質でのλiはほぼ一定の値を示すので、ＥＸＴ３を介
して外部より入力するλiは、例えば灰白質で０．８〜
１．０，白質では１．２〜１．５とし、全組織に均一の
値を用いる場合には１．０とすればよく、簡便法として
高速処理が可能となる。

kiは前(6)式の演算を行うki算出部３３により算出され
る。ここにkiの解析時間Ｔは０＜Ｔ＜Ｔ_２の範囲内で任
意に設定可能であるが、実際のデータでは精度上T₁に等
しくとるのが望ましい。

fiは前(7)式の演算行うfi算出部３４により算出され
る。

このようにして算出されたλi,ki,fiは画像表示装置９
のブラウン管上に数値として表示するほかに、輝度変調
して濃淡として表わすフアンクシヨナルイメージで表示
してもよい。フアンクシヨナルイメージは、局所脳血流
という機能的な情報を有するために、通常のＸ線ＣＴ像
のような解剖学的情報に加え、新たな情報を提供するこ
とができ、臨床診断上非常に有益である。

以上、この発明の一実施例について詳述したが、この発
明は前記実施例に限定されるものではなく、この発明の
要旨の範囲内で適宜に変形して実施することができるの
はいうまでもない。

前記実施例におけるＣＴ装置は、Ｘ線ＣＴ装置であつた
が、この発明におけるＣＴ装置は、核医学診断装置、ボ
ジトロン等の各ＣＴ装置を使用することもできる。

前記実施例におけるデータ収集制御部２０は、曝射タイ
ミングを制御すると共に、バルブ駆動装置１２ｂを介し
て混合ガスと酸素との切り換えタイミングを制御するよ
うに構成したが、要は短時間（例えば４〜６分）の混合
ガス吸入すなわちトレーサが吸入された後から排出され
るまでの間、所定時間毎のデータ収集タイミングが制御
できればいかなる構成であつても良い。

前記実施例におけるλi算出部３１の演算は前(5)式によ
り行つたが、前(5)式中、は、脳の断層像の１若しくは複数部位での脳実質全体の
トレーサ濃度曲線Ｃ(ｔ)を用いることにより、とすることもできる。

特に、第２図に示す画像解析装置の詳細な構成は一例で
あり、この構成に限定されるものではない。

［発明の効果］この発明によれば次のような効果を奏することができ
る。

データ収集制御部の制御によりトレーサ吸入中及び吸入
停止後の時間にわたり断層撮影による経時的データ収集
し、トレーサ濃度の時間的変化曲線の立ち上り，立ち下
り両カーブを測定することにより、脳血流パラメータ
（λｉ，ｋｉ，ｆｉ）を容易に得ることができる。

短時間のトレーサ吸入により、患者（被検体）の炭酸ガ
ス濃度Ｐa ＣＯ_２の増加及び麻酔効果が少ないので、得
られる脳血流パラメータの精度が高い。

特にλｉを外部より定数値で与えるか、内部で算出する
かを切り換えることにより、高速処理可能な簡便法と高
精度との２種の検査法を使い分けることができる。

採血が不要なので、患者に対して無侵襲であり、かつ、
検査施行者の負担の軽減が図れる。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例である局所脳血流測定用Ｃ
Ｔ装置の構成を示す説明図、第２図は第１図に示す装置
における画像解析装置の詳細な構成を示すブロック図、
第３図は第１図に示す装置における画像再構成装置によ
り再構成される画像を示す説明図、第４図は第１図に示
す装置における画像解析装置により算出されるＣa(t)と
Ｃi(t)との一例を示す特性図である。２……被検体、７……画像再構成装置、８……画像解析装置、１９……呼気チユーブ、２０……データ収集制御部、２８……α算出部、３１……λｉ算出部、３４……ｆｉ算出部、Ｃa(t)……動脈中でのトレーサ濃度の時間的変化、Ｃi(t)……ある脳組織局所でのトレーサ濃度の時間的変
化、Ｃ(t) ……Ｃi(t)の総和、Ｃair(t)……呼気中トレーサ濃度。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体へのトレーサ吸入を行う吸入手段
と、トレーサ吸入中及び吸入停止後の時間にわたり前記
断層撮影による経時的データ収集を制御するデータ収集
制御部と、このデータ収集制御部の制御により収集され
たデータを基に画像を再構成する画像再構成装置と、こ
の画像再構成装置より出力される画像データを基に局所
脳血流を算出する画像解析装置とを具備することを特徴
とする局所脳血流測定用ＣＴ装置。
【請求項２】前記画像解析装置は、前記画像再構成装置
より出力される画像データより得た脳実質全体のトレー
サ濃度，呼気中のトレーサ濃度それぞれの時間的変化曲
線下の面積比より血液中のトレーサ濃度の換算係数を求
めるα算出部を有することを特徴とする特許請求の範囲
第(1)項記載の局所脳血流測定用ＣＴ装置。
【請求項３】前記画像解析装置は、前記画像再構成装置
により出力される画像データより得た所定の脳組織局所
のトレーサ濃度，動脈血中のトレーサ濃度それぞれの時
間的変化曲線下の面積比より脳局所の分配係数を求める
λｉ算出部を有することを特徴とする特許請求の範囲第
(1)項又は第(2)項いずれかに記載の局所脳血流測定用Ｃ
Ｔ装置。
【請求項４】前記画像解析装置は、前記画像再構成装置
より出力される画像データより得た所定の脳組織局所の
トレーサ濃度，脳の断層像の１若しくは複数部位での脳
実質全体のトレーサ濃度それぞれの時間的変化曲線下の
面積比より脳局所の分配係数を求めるλｉ算出部を有す
ることを特徴とする特許請求の範囲第(1)項又は第(2)い
ずれかに記載の局所脳血流測定用ＣＴ装置。
【請求項５】前記画像解析装置は、前記λｉ算出部によ
り算出されたλｉと外部より与えられるところの定数た
るλｉとに切り換える切り換え手段と、この切り換え手
段を介して入力されるλｉを基に血流量を算出するｆｉ
算出部を有することを特徴とする特許請求の範囲第(3)
項又は第(4)項いずれかに記載の局所脳血流測定用ＣＴ
装置。