CN100490746C - X射线诊断装置和x射线摄像方法 - Google Patents

Abstract

在对用具备X射线产生部件(1a)的第1摄像系统和具备X射线产生部件(1b)的第2摄像系统的转动摄像方法得到的投影数据进行再构成处理，生成X射线图像数据时，通过根据被检体的心跳周期(T0)和上述摄像系统的转动速度(Vr)设定摄像系统间的相对角度(η0)，从而从更多的方向无重复地收集在规定的心跳时间相位中的投影数据。

Description

X射线诊断装置和X射线摄像方法

技术领域

本发明涉及X射线诊断装置和X射线摄像方法，特别涉及对旋转X射线产生部件以及X射线检测部件得到的投影数据进行再构成，生成X射线图图像数据的X射线诊断装置和X射线摄像方法。

背景技术

使用X射线诊断装置MRI(magnetic resonance imaging：磁共振成像)装置，或者X射线CT(computed tomography)装置等的医用图像诊断技术随着上世纪70年代的计算机技术的发展迅速进步，在今天的医疗中已是不可缺少的技术。

X射线诊断近年来随着探针技法的发展以循环系统领域为中心取得了进步。循环系统诊断用的X射线诊断装置通常具备：X射线产生部件和X射线检测部件、保持它们的保持机构、床台(顶板)及信号处理部件。另外，保持机构使用C型臂或者Ω型臂，通过与顶板单臂方式的床台组合，可以对患者(以下，称为被检体)从最佳位置和角度进行X射线摄像。

在X射线诊断装置的X射线检测部件中使用的检测器以往使用了X射线胶片和I。I。(图像倍增器)。在使用该I.I.的X射线摄像方法中，用从X射线产生部件的X射线管产生的X射线照射被检体，将此时透过被检体得到的X射线投影数据(以下，称为投影数据)在I。I.中变换为光学图像，进而，针对该光学图像用X射线TV照相机拍摄并变换为电气信号。而后，被变换为电气信号的投影数据在A/D变换后，被显示在监视器上。因此，使用I.I.的摄像方法可以进行在胶片方式中不可能实现的实时拍摄，此外，因为可以在数字信号中收集投影数据，所以可以进行各种图像处理。

另一方面，作为代替上述I.I.的方法，近年来2维排列的平面检测器受到关注，其一部分已进入到实用化的阶段。提出了把具备该平面检测器的X射线检测部件和X射线产生部件相对地固定在保持机构(C臂)上，以与被检体的身体轴大致平行的轴为中心一边旋转一边收集投影数据的方法(例如，参照日本特开2002-263093号公报)。

在被记载在日本特开2002-263093号公报中的方法中，用旋转的X射线产生部件从被检体的多个方向顺序照射锥形光束形状(扩展成2维的光束形状)的X射线，用被配置在被检体的后方的X射线检测部件的平面检测器进行透过X射线量的检测。而后，从得到的透过X射线量生成投影数据，进而，针对该投影数据进行再构成处理，生成3维数据(以下，称为体数据(volume data))。

此外，还提出了以下方法：设置多个具备X射线产生部件和X射线检测部件的摄像系统，通过使它们在被检体周围同时旋转，缩短上述投影数据的收集时间(例如，参照日本特开平10-234717号公报)。

可是，上述X射线诊断装置中的摄像系统的旋转速度通常是40度/秒至60度/秒，例如，当扇形角度是20度的情况下，在180度+扇形角度的转动中所需要的时间是3秒至5秒。当使用具有这样的转动速度的摄像系统收集180度+扇形角度的转动范围的心脏等的投影数据的情况下，因为心脏的搏动数是从1次/秒到2次/秒，所以在摄像系统在上述转动范围转动的期间，心脏进行3次至10次的搏动。

即，因为摄像系统的转动速度相对心脏的搏动不够快，所以收集心脏的不同心跳时间相位中的投影数据，因而，在通过使用这些投影数据的再构成处理得到的体数据中，产生因心脏的运动引起的伪像。对于这样的问题，在上述的专利文献1和专利文献2中没有记述其解决方法。

另一方面，作为对如心脏那样进行周期性的搏动的脏器的摄像方法，已知有心跳同步法，尤其是通过在脏器的运动比较小的扩张末期或者收缩末期中收集投影数据，可以生成更良好的再构成图像数据。

但是，心脏的运动少的扩张末期和收缩末期的期间只不过是心跳周期的约30％，在剩下的70％的期间不能收集投影数据。因此因为使用来自受到限制的方向的投影数据进行再构成处理，所以在得到的体数据中产生显著的伪像，诊断能力大幅度降低。

图17、图18和图19是用于说明上述问题的图。进而，图17是展示采用以往的心跳同步法的投影数据收集中的数据收集定时的图，图18是展示图17所示的采用以往的心跳同步法的投影数据收集中的X射线产生部件以及X射线检测部件的位置关系的图，图19是展示采用图17所示的以往的心跳同步法的投影数据收集中的X射线的放射位置的图。

图17展示根据心电图波形(以下，称为ECG(electrocardiogram)信号)的R波(R1、R2、R3......)设定的扩张末期T11、T12、T13......中的X射线照射定时t1至t3、t4至t6、t7至t9、......。

另一方面，被设置在X射线诊断装置的摄像系统中的X射线产生部件和X射线检测部件如图18所示，夹着被检体相对配置，进而，在该被检体的周围以规定的速度转动。因而，在图17的X射线照射定时t1至t3中如图18所示，X射线产生部件位于A1至A3。而后，对与A1至A3位置相对的X射线检测部件放射X射线。

同样，如图19所示，在用ECG信号的R2、R3、......设定的扩张末期T12、T13......中的X射线照射定时t4至t6、t7至t9中，位于A4至A6、A7至A9的X射线产生部件对X射线检测部件放射X射线。

例如，当把扇形角度φ0设置为20度的情况下，在投影数据的收集中所需要的转动范围θ0是200度，在该转动范围θ0的约30％中收集扩张末期的投影数据。因而，例如在一边以1度单位使摄像系统转动一边收集投影数据的情况下，在上述的转动范围θ0中收集60个的投影数据。即，在只收集扩张末期的投影数据进行再构成处理的情况下，该数据数大幅度减少，而且因为可以不等间隔地得到这些数据，所以在通过再构成处理得到的体数据和图像数据中产生不能容许的伪像。

发明内容

本发明就是鉴于这样的问题而提出的，其目的在于提供一种通过使用多个摄像系统，从更多的方向收集规定的心跳时间相位中的投影数据，通过对得到的这些投影数据进行再构成处理可以生成高画质的X射线图像数据的X射线诊断装置以及X射线摄像方法。

为了解决上述问题，本发明的X射线诊断装置具备：收集被检体的心跳信息的心跳信息收集单元；在上述心跳信息的规定时间相位中对上述被检体进行X射线的照射和检测并收集投影数据的多个摄像单元；使上述多个摄像单元各自在上述被检体的周围移动的摄像系统移动单元；根据上述心跳信息而设定上述多个摄像单元所形成的相对角度或设定上述多个摄像单元的移动速度的摄像系统移动控制单元；对上述投影数据进行再构成处理，生成X射线图像数据的图像数据生成单元。

此外，本发明的X射线诊断装置具备：对被检体进行X射线的照射和检测，收集投影数据的多个摄像单元；使上述多个摄像单元在上述被检体的周围实质上以同一移动速度移动的摄像系统移动单元；根据上述移动速度设定上述多个摄像单元形成的相对角度的摄像系统移动控制部件；对上述投影数据进行再构成处理，生成X射线图像数据的图像数据生成单元。

另一方面，本发明的X射线摄像方法具有：收集被检体的心跳信息的步骤；在上述被检体的周围控制多个摄像单元的移动，收集上述心跳信息在规定时间相位中的投影数据的步骤；对上述投影数据进行再构成处理，生成X射线图像数据的步骤。

此外，本发明的X射线摄像方法具有：收集被检体的心跳信息的步骤；根据被配置在上述被检体的周围的多个摄像单元的移动速度和上述心跳信息，设定上述多个摄像单元的相对角度的步骤；使上述多个摄像单元一边在上述被检体的周围移动一边收集上述心跳信息在规定时间相位中的投影数据的步骤；对上述投影数据进行再构成处理，生成X射线图像数据的步骤。

如果采用本发明，则可以从更多的方向高效率地收集在规定心跳时间相位中的投影数据，可以通过使用了这些投影数据的再构成处理生成良好的画质的图像数据。

附图说明

图1是展示本发明的实施例中的X射线诊断装置的摄像系统的图。

图2是展示图1所示的摄像系统的转动方向的图。

图3是展示图1所示的X射线诊断装置的全体构成的方框图。

图4是展示设置2维的X射线检测器构成图3所示的X射线检测部件时的构成例子的图。

图5是展示图1所示的一方的X射线产生部件以及X射线检测部件的转动方向的图。

图6是展示图1所示的另一X射线产生部件以及X射线检测部件的转动方向的图。

图7是展示图1所示的X射线产生部件的转动范围的图。

图8是展示心跳周期的扩张期以及收缩期中的左心室容积变化曲线和ECG信号的图。

图9是展示对图1所示的2个摄像系统的相对角度进行最优化时的心跳时间相位和被设置在各摄像系统中的X射线产生部件的转动位置的关系的图。

图10是展示对图1所示的2个摄像系统的相对角度进行最优化时的被设置在各摄像系统中的X射线产生部件的转动位置的图。

图11是展示不对图1所示的2个摄像系统的相对角度进行最优化时的被设置在各摄像系统中的X射线产生部件的转动位置的图。

图12是展示用图1所示的X射线诊断装置生成图像数据的顺序的流程图。

图13是展示对图1所示的2个摄像系统的相对角度进行最优化时的X射线产生部件的转动位置的另一具体例子的图。

图14是展示通过变更图1所示的2个摄像系统的转动开始时刻而对各摄像系统的移动距离和相对角度进行最优化时的心跳时间相位和被设置在各摄像系统中的X射线产生部件的转动位置的关系的图。

图15是展示被设置在图14所示的2个摄像系统中的X射线产生部件的转动位置的图。

图16是展示在使得图1所示的2个摄像系统的移动控制容易的同时，对数据收集范围进行了最优化时的X射线产生部件的转动位置的图。

图17是展示在采用以往的心跳同步法的投影数据收集中的数据收集定时的图。

图18是展示在采用图17所示的以往的心跳同步法的投影数据收集中的X射线产生部件以及X射线检测部件的位置关系的图。

图19是展示在采用图17所示的以往的心跳同步法的投影数据收集中的X射线的放射位置的图。

具体实施方式

以下，参照附图说明本发明的实施例。

以下所述的本发明的实施例的特征在于：使用具有2个摄像系统的双平面型的X射线诊断装置，根据从被检体得到的心跳信息设定用上述2个摄像系统各自具有的摄像中心轴(连接X射线产生部件的中心和X射线检测部件的中心的轴)的交叉角度定义的相对角度。

1.装置的构成

用图1至图11说明在本发明的实施例中的X射线诊断装置的构成。图1是展示在本发明的实施例中的X射线诊断装置的摄像系统的图，图2是展示图1所示的摄像系统的转动方向的图，图3是展示图1所示的X射线诊断装置的全体构成的方框图。

本实施例中的X射线诊断装置如图1所示具备：具有夹着被放置在床台上的顶板17上的未图示的被检体配置的X射线产生部件1a以及X射线检测部件2a的第1摄像系统；具有X射线产生部件1b和X射线检测部件2b的第2摄像系统，这些X射线产生部件1a、1b和X射线检测部件2a、2b被固定在独立的第1保持机构5a和第2保持机构5b的端部附近。而后，如图2所示，上述第1摄像系统和第2摄像系统在相对顶板的长方向大致垂直的同一面内以规定速度Vr转动。

图3的方框图所示的X射线诊断装置100具备：用于对被检体150照射X射线的X射线产生部件1a和1b；提供在该X射线产生部件1a和1b的X射线照射中所需要的高电压的高电压产生部件4；检测透过了被检体150的投影数据的X射线检测部件2a和2b；保持X射线产生部件1a和X射线产生部件2a的未图示的保持机构5a；保持X射线产生部件1b和X射线产生部件2b的未图示的保持机构5b；用于使这些保持机构5a和5b移动而在被检体150的周围使上述X射线产生部件1a及1b和X射线检测部件2a及2b转动的机构部件3。

此外，X射线诊断装置100具备：对用X射线检测部件2检测出的投影数据进行再构成处理生成体数据，进而，从该体数据生成3维图像数据和MPR(Multi-Planar Reconstruction)图像数据等2维图像数据的图像计算存储部件7；显示这些图像数据的显示部件8；进行被检体信息和各种指令的输入，进而进行摄像条件的设定和图像显示模式的选择等的操作部件9；对被检体150收集ECG信号的ECG单元10；总控制上述各单元的系统控制部件11。

X射线产生部件1a及1b具备：对被检体150照射X射线的X射线管15；对从X射线管15照射的X射线形成X线锤(锥形光束)的X射线光圈器16。X射线管15是产生X射线的真空管，用高电压加速从阴极(灯丝)发射的电子冲击钨阳极产生X射线。此外，X射线光圈器16位于X射线管15和被检体150之间，具有把从X射线管15照射的X射线束聚焦到X射线检测部件2的规定大小的照射范围的功能。

以下，X射线检测部件2a及2b有使用作为已叙述的2维的X射线检测器的一例的X射线I.I.的方式和使用2维排列X射线检测元件的所谓X射线平面检测器(2维阵列型X射线检测器)的方式等。

图4是展示通过设置2维阵列型X射线检测器构成图3所示的X射线检测部件2a、2b时的构成例子的图。

如图4所示，X射线检测部件2a、2b还可以具备以下部分：公知的用排列成2维形的检测元件检测X射线并变换为电气信号的2维阵列型X射线检测器50；收集在各检测元件中作为电气信号检测出的X射线检测数据，实施A/D变换和对数变换等所需要的处理而生成投影数据的DAS(data acquisition system：数据采集系统)51。

但是在以下，说明使用了X射线I.I.的方式的X射线检测部件2a、2b。但是，X射线检测部件2a、2b的构成方式并不限于该方式，当然也可以是包含图4所示那样的2维阵列型X射线检测器50的方式的其他方式。

即，X射线检测部件2a及2b具备X射线I.I.21、X射线摄像机22、A/D变换器23。而后，X射线I.I.21把透过了被检体150的X射线变换为可见光，进而，在光-电子-光变换的过程中进行亮度的倍增形成灵敏度好的投影数据。另一方面，X射线摄像机22使用CCD(Charge Coupled Device：电荷耦合器件)摄像元件把上述的光学性的投影数据变换为电气信号，A/D变换器23把从X射线摄像机22输出的时间系列的电气信号(视频信号)变换为数字信号。

以下，机构部件3具有：根据从被检体150得到的心跳周期T0和这些摄像系统的转动角速度(以下，称为转动速度)Vr，计算在被检体150的周围具备X射线产生部件1a和X射线检测部件2a的第1摄像系统的中心轴与具备X射线产生部件1b和X射线检测部件2b的第2摄像系统的中心轴所成的角度(相对角度)η0的相对角度计算部件31。

进而，机构部件3具备：在根据用相对角度计算部件31计算出的相对角度的值设定上述第1摄像系统和第2摄像系统的初始位置的同时，生成用于在维持着上述相对角度η0的状态下的规定的转动速度Vr下使这些摄像系统转动的移动控制信号的摄像系统移动控制部件32；根据该移动控制信号使第1摄像系统和第2摄像系统在被检测体的周围转动的摄像系统移动机构部件33a和33b。此外，上述摄像系统移动控制部件32具有把转动的上述摄像系统的位置(以下，称为转动位置)信息提供给后述的系统控制部件11的功能。

进而，摄像系统移动控制部件32按照从系统控制部件11提供的控制信号，向摄像系统移动机构部件33a和33b提供用于第1摄像系统和第2摄像系统向被检体身体轴方向进行移动的控制信号，摄像系统移动机构部件33a和33b通过根据该控制信号使上述摄像系统向身体轴方向移动，可以设定或者更新收集投影数据的断面的位置，但以下省略与身体轴方向的移动有关的说明。

图5是展示图1所示的一方的X射线产生部件1a及X射线检测部件2a的转动方向的图，图6是展示图1所示的另一方的X射线产生部件1b及X射线产生部件2b的转动方向的图。

即，图5展示通过摄像系统移动机构部件33a转动的X射线产生部件1a和X射线检测部件2a。通过被安装在顶上的摄像系统移动机构部件33a，X射线产生部件1a和X射线检测部件2a以与被检体150的身体轴方向大致平行的轴为中心在R1方向上转动。另一方面，图6展示通过摄像系统移动机构部件33b转动的X射线产生部件1b和X射线检测部件2b。通过被安装在床台架上的摄像系统移动机构部件33b，上述X射线产生部件1b和X射线检测部件2b以与被检体150的身体轴方向大致平行的轴为中心在R2方向上转动。

图7是展示图1所示的X射线产生部件的转动范围的图。

图7展示收集在再构成处理中最低限度需要的投影数据时的X射线产生部件1a的转动范围θ0，一般在以图像再构成为目的的投影数据的收集中的X射线产生部件1a的最小转动范围θ0是180度+扇形角度φ0。进而，上述扇形角度φ0如图7所示，根据从X射线产生部件1a放射的X射线的放射角度确定。通过使X射线产生部件1a和未图示的X射线检测部件2a在上述转动范围θ0中转动，可以收集在被检体150的关注区域的再构成处理中要求的来自180度方向的投影数据。

进而，在图1、图5和图6中，展示了具备X射线产生部件1a和X射线检测部件2a的第1摄像系统的中心轴Ca与具有X射线产生部件1b和X射线检测部件2b的第2摄像系统的中心轴Cb所成的相对角度是大致90度的情况，而该相对角度如已说明的那样可以根据被检体150的心跳信息任意设定。基于心跳信息的上述相对角度的设定顺序是本实施例中的最重要部分，将在后面详细说明。

返回图3，高电压产生部件4为了加速从X射线管15的阴极产生的热电子而具备：产生施加在阳极和阴极之间的高电压的高电压产生器42；根据来自系统控制部件11的指示信号，进行在高电压产生器42中的管电流、管电压、照射时间等的X射线照射的条件控制的高电压控制电路41。

另一方面，图像计算存储部件7具备投影数据存储电路71、图像计算电路72、图像数据存储电路73。而后，使第1摄像系统以及第2摄像系统一边在被检体的周围转动一边进行X射线拍摄，此时在X射线检测部件2a及X射线检测部件2b中得到的投影数据和该摄像位置信息(即，X射线产生器1a以及1b的转动位置信息)一同被暂时保存在投影数据存储电路71中。

而后，图像计算电路72读出被保存在投影数据存储电路71中的被检体150的投影数据和其转动位置信息，进行再构成处理而生成体数据。进而，上述图像计算电路72使用得到的体数据生成所希望的3维图像数据和2维图像数据。而后，图像数据存储电路73保存用图像计算电路72生成的3维图像数据和2维图像数据等。进而，上述体数据的生成法因为作为X射线CT装置的图像再构成法是公知的，所以省略详细的说明。

进而，图像计算电路72使用上述体数据例如采用体积(volume)构图法生成3维图像数据和采用MPR法或者MIP(Maximum-Intensity-Projection)法生成2维图像数据。

以下，显示部件8是用于显示被保存在图像计算存储部件7的图像数据存储电路73中的上述图像数据的单元，具备：合成这些图像数据、作为其附加信息的数字和各种文字等，生成显示用图像数据的显示用数据生成电路81；对上述显示用图像数据进行D/A变换和TV格式变换，生成视频信号的转换电路82；显示该视频信号的监视器83。

此外，操作部件9是具备键盘、跟踪球、操作手柄、鼠标等输入设备和显示板、或者各种开关等的人机对话的接口。而后，在操作部件9中，进行被检体信息和各种指令的输入、对摄像对象脏器的最佳的X射线照射条件和摄像系统的转动速度和摄像位置等摄像条件的设定图像显示模式的选择等。进而，作为上述X射线照射条件有施加在X射线管15上的管电压、管电流、X射线的照射时间等，作为图像显示模式有3维图像显示MIP图像显示、MPR图像显示等。

另一方面，ECG单元10接收从被安装在被检体150的胸部的未图示的电极检测到的ECG信号，变换为数字信号。

而后，系统控制部件11具备未图示的CPU(Central Processingunit)和存储电路，将由操作者从操作部件9输入或者设定的上述各种信息保存在上述存储电路中。而后，上述CPU根据这些信息总控制高电压产生部件4、X射线检测部件2a以及2b、机构部件3、图像计算存储部件7，进而还进行显示部件8的各单元的控制和系统的整体控制。

特别是在本实施例中，为了设定第1摄像系统和第2摄像系统的相对角度η0，系统控制部件11把从ECG单元10提供的被检体150的ECG信号和预先设定的摄像系统的转动速度Vr的信息提供给机构部件3的相对角度检测部件31。

进而，系统控制部件11例如预先设定X射线产生部件1a的多个X射线照射位置，当从机构部件3的摄像系统移动控制部件32提供的X射线产生部件1a的转动位置信息和上述X射线照射位置一致的情况下，把用于照射X射线的驱动信号提供给高电压产生部件4的高电压控制电路41。

以下，用图8至图10说明上述机构部件3进行的第1摄像系统和第2摄像系统的相对角度η0的设定顺序。

进而，图8是展示在心跳周期的扩张期以及收缩期中的左心室容积变化曲线和ECG信号的图，图9是展示对图1所示的2个摄像系统的相对角度进行了最优化时的心跳时间相位和设置在各摄像系统中的X射线产生部件的转动位置的关系的图，图10是展示对图1所示的2个摄像系统的相对角度进行了最优化时的设置在各摄像系统中的X射线产生部件的转动位置的图。

如上所述，对于进行周期性的搏动的脏器，希望在其运动比较小的扩张末期或者收缩末期进行投影数据的收集。图8是展示左心系统的容积变化曲线a和ECG信号b的图，从ECG信号的R波到T波是收缩期，从该T波到下一R波是扩张期。而后，在扩张末期T1或者收缩末期T2中其左心室容积变化最小。

即，通过对在心脏运动最小的扩张末期T1或者收缩末期T2中收集到的投影数据进行再构成处理，可以生成抑制了运动的影响的良好的体数据和图像数据。以下，说明在扩张末期T1中收集投影数据的情况，但收缩末期T2也可以。

图9展示时间，即相对于ECG信号的时间相位(横轴)的X射线产生部件1a以及1b的转动位置(纵轴)。但是，在该图中为了简化说明，在扩张末期T11、T12、T13......中，X射线产生部件1a以及1b在不同的3个转动位置上进行X射线照射。

另一方面，图10与图9对应，展示在未图示的被检体150的周围进行X射线照射的X射线产生部件1a和1b的转动位置。但是，在该图中，为了容易理解说明，展示X射线产生部件1a和X射线产生部件1b沿着不同的圆周Ga和Gb转动的情况，但实际上X射线产生部件1a和1b以规定速度Vr在同一圆周上转动。

如图9和图10所示，在扩张末期T11的t＝t1(参照图12)中，X射线产生部件1a位于转动位置A1上，此外，X射线产生部件1b位于转动位置B1上，将第1摄像系统和第2摄像系统的相对角度设定为在机构部件3的相对角度计算部件31中计算出的相对角度η0。在维持该相对角度η0的状态下在t＝t2和t3、扩张末期T12的t＝t4至t6......中，X射线产生部件1a通过转动位置A2和A3、A4至A6......，X射线产生部件1b通过转动位置B2和B3、B4至B6。

进而，理想的是第1摄像系统和第2摄像系统尽可能相邻，但实际上，因X射线产生部件1a及1b、X射线检测部件2a及2b、保持臂5a及5b的大小和形状等产生干涉，因而摄像系统间的相对角度η0通常被设定在50度至90度之间。因此在本实施例中，例如如图9以及图10所示进行相对角度η0的设定，使得在扩张末期T11中X射线产生部件1b的转动位置B1至B3处于扩张末期T12中的X射线产生部件1a的转动位置A4至A6和扩张末期T13中的X射线产生部件1a的转动位置A7至A9之间。

这种情况下，不能使X射线产生部件1b在转动位置A3和转动位置A4之间转动。因此，通过在转动位置A1至A3处停止X射线产生部件1a的X射线照射，来保持用第1摄像系统和第2摄像系统得到的投影数据的连续性，进而防止对被检体150的不需要的辐射。

但是，在这种情况下，因为在转动位置A3和转动位置A4之间不进行投影数据的收集，所以投影数据摄像系统的转动范围θ0需要只增加相对角度。因而，投影数据摄像系统的转动角度θ0被设定成大于等于θ0＝180度+扇形角度+相对角度η0，并且小于等于可以设定的最大角度。进而，可以设定的最大角度依赖于第1摄像系统以及第2摄像系统的机械性的转动行程确定。例如，转动角度θ0被设定为θ0＝180度+扇形角度+相对角度η0。

以下，说明由机构部件3的相对角度计算部件31进行的相对角度η0的计算方法。当把提供给相对角度计算部件31的第1摄像系统以及第2摄像系统的转动速度设置为Vr(度/秒)，把被检体150的心跳周期设置为T0(秒)的情况下，相对角度η0可以用下式(1)计算。

η0＝{(2n-1)/2}·Vr·T0 ......(1)

其中n是整数。

进而，如图10所示，当扩张末期T11中的X射线产生部件1b的转动位置B1至B3位于扩张末期T12中的X射线产生部件1a的转动位置A4至A6和扩张末期T13中的X射线产生部件1a的转动位置A7至A9的之间的情况下，当式(1)中的整数n是n＝2，并处于扩张末期T11中的X射线产生部件1a的转动位置A1至A3和扩张末期T12中的X射线产生部件1a的转动位置A4至A6之间的情况下，n＝1。

另一方面，图11是展示不对图1所示的2个摄像系统的相对角度进行最优化时的被设置在各摄像系统中的X射线产生部件的转动位置的图。

即，图11展示了例如使用根据被检体150的摄像之前的平均心跳周期Tx预先设定的相对角度ηx的第1摄像系统以及第2摄像系统收集投影数据的情况下的、X射线产生部件1a的转动位置A1、A2、A3......和X射线产生部件1b的转动位置B1、B2、B3、......。在这种情况下，当被检体150的正在摄像的心跳周期T0相对于摄像之前的心跳周期Tx变化大的情况下，X射线产生部件1a和X射线产生部件1b有可能在同一转动位置上照射X射线。因此，难以高效率地收集来自多方向的投影数据。

但是，当被检体150的心跳周期T0与上述心跳周期Tx比较没有大的差异的情况下，还可以使用根据该心跳周期Tx的信息和摄像系统的转动速度Vr预先设定的摄像系统的相对角度ηx。

2。图像数据的生成顺序

以下，使用图1至图12说明本实施例的X射线诊断装置100的图像数据的生成顺序。进而，图12是展示用图1所示的X射线诊断装置生成图像数据的顺序的流程图。

操作者在操作部件9中输入与被检体150有关的被检体信息的和对X射线照射条件、第1摄像系统以及第2摄像系统的转动速度Vr和相对身体轴方向的摄像位置进行初始设定，进而还对X射线产生部件1a的转动位置A1、A2、A3、......等的各种摄像条件(图12的步骤S1)进行初始设定，把这些设定条件保存在系统控制部件11的存储电路中。

如果上述的初始设定结束，则操作者在被检体150的胸部安装ECG单元10的电极。而后，ECG单元10一旦把此时得到的被检体150的ECG信号变换为数字信号后，则提供给系统控制部件11，系统控制部件11把上述ECG信号和在操作部件9中设定的摄像系统的转动速度Vr提供给机构部分3的相对角度计算部件31(图12的步骤S2)。

而后，相对角度计算部件31对从ECG单元10提供的ECG信号测量R波间隔或者心跳数求出心跳周期T0。进而，使用该心跳周期T0和上述摄像系统转动速度Vr，例如通过式(1)进行摄像系统相对角度η0的计算(图12的步骤S3)。

以下，机构部件3的摄像系统移动控制部件32根据从相对角度计算部件31提供的相对角度η0和从系统控制部件11提供的X射线产生部件1a的转动位置信息，控制摄像系统移动机构部件33a和33b，使X射线产生部件1a移动到图9所示的转动位置A1，此外使X射线产生部件1b移动到转动位置B1(图12的步骤S4)。

如果基于被检体150的心跳信息由X射线产生部件1a和1b设定位置结束，则操作者在操作部件9中输入X射线摄像的开始指令。而后，通过把该摄像开始指令信号提供给系统控制部件11而开始X射线摄像(图12的步骤S5)。

以下，系统控制部件11以在上述摄像开始指令信号后从ECG单元10提供的被检体150的ECG信号的R波(R1)为基准，检测扩张末期中的最初的X射线照射定时t1，在该X射线照射定时t1中进行X射线照射。但这种情况下，如图9中已说明的那样只在X射线产生部件1b中进行X射线照射。

在X射线摄像时，高电压产生部件4的高电压控制电路41接收由系统控制部件11在上述X射线照射定时t1中提供的驱动信号，根据已设定的X射线照射条件控制高电压产生器42，把高电压施加在X射线产生部件1b的X射线管15上。以下，被施加了高电压的X射线管15经由X射线光圈器16向被检体150照射X射线。而后，透过了被检体150的X射线被投影在设置于其后方的X射线检测部件2b的X射线I.I.21上。另一方面，X射线I.I.21把透过了被检体150的X射线变换为光学图像，X射线摄像机22把上述光学图像变换为电气信号(视频信号)。以下，从X射线摄像机22按照时间序列输出的视频信号在A/D变换器23中被变换为数字信号后，保存在图像计算存储部件7的投影数据存储电路71中。

另一方面，系统控制部件11控制机构部件3的摄像系统移动控制部件32，使第1摄像系统和第2摄像系统以预先设定的转动速度Vr在被检体150周期连续转动，在X射线产生部件1a到达规定的转动位置A2的t＝t2中，向高电压产生部件4的高电压控制电路41提供用于X射线照射的驱动信号。

以下与t＝t1的情况一样，在扩张末期T11的t＝t2和t＝t3中，X射线产生部件1b在转动位置B2和B3上照射X射线，X射线检测部件2b把此时检测出的投影数据保存在图像计算存储部件7的投影数据存储电路71中。

以下，系统控制部件11在从ECG单元10提供的ECG信号的扩张末期T12中通过X射线产生部件1a和1b照射X射线。即，如果以转动速度Vr转动的X射线产生部件1a和1b在扩张末期T12中达到预先设定的转动位置A4至A6以及转动位置B4至B6，则系统控制部件11向高电压产生部件4的高电压控制电路41提供用于X射线照射的驱动信号，通过X射线产生部件1a及1b照射X射线。而后，X射线检测部件2a和2b把此时得到的投影数据保存在投影数据存储电路71中。

以下同样，系统控制部件11在以从ECG单元10提供的ECG信号的R波(R3)、R波(R4)......为基准的扩张末期T13、T14......中，也使用X射线产生部件1a和1b进行X射线照射，把用X射线检测部件2a和2b得到的投影数据保存在投影数据存储电路71中。而后，至少在X射线产生部件1a和1b的各个转动范围θ0成为180度+扇形角度+相对角度η0之前，持续进行上述的投影数据的收集(图12的步骤S6)。

进而，在上述投影数据存储电路71中，保存使第1摄像系统和第2摄像系统转动的同时收集到的多个投影数据，还与上述投影数据对应地保存在收集到这些投影数据时的X射线产生部件1a和1b的转动位置信息。

通过以上说明的顺序，如果在转动范围θ0中的投影数据的收集和保存结束，则图像计算存储部件7的图像计算电路72使用保存在投影数据存储电路71中的投影数据和其转动位置信息进行卷积处理。进而，通过在假想设定在被检体150的关注区域上的3维栅格的规定的栅格点上反投影该卷积处理后的投影数据，从而生成关注区域中的体数据，把得到的体数据保存在图像数据存储电路73中(图12的步骤S7)。进而，因为根据由具有2维检测元件的X射线检测部件收集的投影数据生成体数据的方法是公知的X射线CT装置的图像再构成技术，所以在此省略详细说明。

以下，上述图像计算电路72使用通过上述方法生成的体数据，根据操作者用操作部件9选择的图像显示模式生成所希望的3维图像数据或2维图像数据，把得到的这些图像数据暂时保存在图像数据存储电路73中(图12的步骤S8)。

另一方面，系统控制部件11从图像数据存储电路73中读出与预先设定的图像显示模式对应的图像数据，显示在显示部件8的显示器83上。即，系统控制部件11读出被保存在图像数据存储电路73中的所希望的图像数据，提供给显示部件8的显示用数据生成电路81，显示用数据生成电路81合成从图像数据生成电路73提供的图像数据和从系统控制部件11提供的被检体信息或者摄像条件等的附带信息，生成显示用图像数据。以下；转换电路82对上述显示用图像数据进行D/A变换和TV格式变换，生成视频信号并显示在显示器83上(图12的步骤S9)。

如果采用以上所述的本实施例，因为使用在被检体的运动比较小的扩张末期或者收缩末期的心跳时间相位中收集到的投影数据进行图像再构成，所以可以减少搏动性的运动的影响。此外，因为使以规定的相对角度设定的2个摄像系统在被检体的周围转动进行上述X射线投影数据的收集，所以可以以短时间收集。

进而如果依据本实施例，则通过根据被检体的心跳信息和转动速度设定上述2个摄像系统的相对角度，可以从更多的方向无重复地收集在上述心跳时间相位中的投影数据，对已得到的这些投影数据进行再构成处理，由此可以生成高画质的X射线图像数据。

以上，说明了本发明的实施例，但本发明并不限于上述的实施例，可以变形实施。例如，在上述的实施例中，根据用被检体的ECG信号得到的心跳周期和摄像系统的转动速度进行摄像系统的相对角度的最优化，但也可以根据预先设定的摄像系统的相对角度η0和被检体的心跳周期T0设定摄像系统的转动速度Vr。此时的转度速度Vr可以用改变式(1)的下式(2)求得。

Vr＝{2/(2n-1)}·(η0/T0) ......(2)

其中，n是整数。

但是，摄像系统的相对角度η0或者转动速度Vr的计算式并不限于式(1)或者式(2)。

另一方面，说明了在本实施例中使用2个摄像系统收集投影数据的情况，但也可以使用3个或3个以上的摄像系统，例如，如立体管和Flying Focal Spot那样，也可以适用于使用了多个X射线产生部件的情况。进而，立体管的焦点间隔通常是固定的，但也可以是能改变焦点间隔的立体管。另一方面，Flying Focal Spot是被安装在X射线CT装置中的技术，这种情况下的2个焦点的焦点间距离通常是1mm左右，而适用本实施例的情况下的理想的焦点间距离是5cm至20cm。

进而，在本实施例的图10中，展示了扩张末期T11中的X射线产生部件1b的转动位置B1至B3处于扩张末期T12中的X射线产生部件1a的转动位置A4至A6和扩张末期T13中的X射线产生部件1a的转动位置A7至A9之间，但并不限于此。

图13是展示对图1所示的2个摄像系统的相对角度进行了最优化时的X射线产生部件的转动位置的另一具体例子的图。

例如，通过如图13所示那样设定小的摄像系统的相对角度，可以把扩张末期T11中的X射线产生部件1b的转动位置B1至B3，设定在扩张末期T11中的X射线产生部件1a的转动位置A1至A3和扩张末期T12中的X射线产生部件1a的转动位置A4至A6之间，此外，也可以设定在扩张末期T13以后。例如，当使用了超小型的X射线产生部件的情况下，上述相对角度有可能减小到5度左右。这种情况下，转动位置A1至A3的X射线产生部件1a和转动位置B1至B3的X射线产生部件1b一同对被检体进行X射线的照射。进而，这种情况下的摄像系统转动范围由180度+扇形角度确定。

此外，也可以在图10中的转动位置A1至A3进行投影数据的收集。这种情况下，得到的图像数据的画质有一些劣化，但因为摄像系统转动范围是180度+扇形角度，所以可以降低对被检测体150的辐射量。

进而，通过变更2个摄像系统的转动开始时刻，也可以设定相对角度。

图14是展示通过变更图1所示的2个摄像系统的转动开始时刻，对各摄像系统的转移距离以及相对角度进行最优化时的心跳时间相位和被设定在各摄像系统中的X射线产生部件的转动位置的关系的图。此外，图15是展示被设置在图14所示的2个摄像系统上的X射线产生部件的转动位置的图。

如图14和图15所示，可以通过变更移动开始时刻来任意设定相对角度，使得2个摄像系统的移动开始定时成为相互不同的时刻。例如；在心跳时间相位T11中使第1摄像系统停止，只让第2摄像系统转动。而后，只用第2摄像系统进行X射线的照射和检测。

以下，至少在心跳时间相位T12中的数据收集定时以前，例如，在作为数据的收集定时的时刻t4使第1摄像系统开始转动。而后，在心跳时间相位T12以后，使用第1摄像系统以及第2摄像系统双方进行X射线的照射以及检测。

如果这样用摄像系统移动机构部件33a、33b控制第1摄像系统以及第2摄像系统，则可以抑制第1摄像系统以及第2摄像系统的不需要的移动，同时任意设定移动中的相对角度η0。而后，可以以更少的摄像系统的转动范围θ0，进行空间上连续的更多的数据收集。

进而，还可以通过同时变更2个摄像系统的移动开始定时和移动结束定时来设定相对角度。此外，可以同时设定2个摄像系统的移动开始定时，通过只变更移动结束定时来设定相对角度。

因而，如果把2个摄像系统的移动开始定时的偏移量和移动结束定时的偏移量设置为相同，则如图15所示各摄像系统的转动范围θ0也相同。但是，也可以把各摄像系统的转动范围θ0设置成相互不同。

以下，说明用于对数据收集范围进行最优化的摄像系统的控制方法。

图16是展示使图1所示的2个摄像系统的移动控制变得容易那样对数据收集范围进行最优化时的X射线产生部件的转动位置的图。

如图16所示，把2个摄像系统的移动开始定时和移动结束定时实际上设定为相同。因而，2个摄像系统同时刻开始转动，在一定的相对角度η0下转动。如果这样同时设定移动开始定时和移动结束定时，则各摄像系统的控制变得非常容易。但是，这种情况下，存在2个摄像系统的转动范围θ0重叠的范围和不重叠的范围。

可是，在图像化中需要的数据收集方向大多是在180度上加上扇形角度的角度范围。因而，只要通过设定摄像区域，使得摄像系统的转动角度至少是大于等于180度+扇形角度的范围，在摄像区域以外不收集数据，就可以减少X射线的照射次数和照射量。另外，可以降低被检体的被照射量。

因而，由摄像系统移动机构部件33a、33b控制各摄像系统至少在覆盖摄像区域的范围中转动。这种情况下，只要2个摄像系统的转动范围θ0重叠的部分覆盖摄像区域就足够了。因而，如图16所示通过设定各摄像区域的转动范围θ0，例如使得2个摄像系统的转动范围θ0重叠的范围是摄像区域。

另一方面，只在摄像区域中进行X射线照射以及检测，在摄像区域以外的转动范围θ0中不进行X射线的照射以及检测。即，在移动开始时刻其转动范围θ0重叠的摄像系统中，因为从转动开始时就位于摄像区域上，所以进行X射线的照射以及检测。而在另一侧的摄像系统中从转动范围θ0重叠的位置开始，即在移动到摄像区域后进行X射线的照射以及检测。

反之，在2个摄像系统的转动范围θ0不重叠的范围(摄像区域的外部)，如果前面开始了X射线的照射以及检测一侧的摄像系统的移动，则使X射线的照射以及检测停止。此时因为对于另一方的摄像系统在转动范围的θ0的结束点前2个转动范围θ0重合(因为在摄像区域内)，所以至转动结束点为止进行X射线的照射和收集。

如果这样控制2个摄像系统的转动位置以及数据收集位置，则可以在容易的控制下从180度+扇形角度的全部方向上收集连续的数据。因此可以提高画质。

但是，在摄像区域内的2个摄像系统的数据收集位置之间存在间隙。因而，如果还从各数据收集位置的反方向进行数据收集并用于图像化，则可以降低因数据收集位置的间隙引起的画质的降低。

进而，对于相对角度η0，理想的是如上所述与心跳数相应地设定。图16是在心跳时间相位中用各摄像系统进行4次数据收集的例子。这种情况下，各摄像系统的X射线照射定时有可能相互不同。

在以上所述的实施例中，说明了具有X射线I.I.21的X射线检测部件2，但如上所述即使使用具备有X射线平面检测器(2维阵列型X射线检测器50)的X射线检测部件，也可以得到同样的效果。进而，虽然为了得到被检测体的心跳信息而进行了ECG信号的收集，但也可以是图8所示的左心室容积变化曲线等其他的身体信息。

进而，在上述的实施例中说明了生成对通过投影数据的图像再构成处理得到的体数据进行了体积构图处理的3维图像数据、MIP图像数据或者MPR图像数据等2维图像数据的情况，但并不限于这些。

另一方面，进行X射线照射的期间并不限于扩张末期，也可以是收缩末期。这种情况下，各个扩张末期或者收缩末期中的X射线照射次数并不限定于3次。进而，在上述实施例中，展示了只在扩张末期或者收缩末期中进行X射线照射的情况，但也可以一边转动摄像系统一边以规定间隔照射X射线，从得到的投影数据中选择在扩张末期得到的投影数据进行再构成处理。这种情况下，虽然对被检体的X射线照射量增大，但具有对照射的控制方法更简单的优点。

进而，上述实施例中的机构部件4的相对角度检测单元31可以随着从ECG单元10提供的心跳信息变化而更新摄像系统的相对速度。因此，即便在摄像过程中被检体150的心跳周期变化，也可以无重复地收集投影数据。同样，通过随着摄像过程中的心跳信息的变化而更新摄像系统的移动速度，还可以无重复地收集投影数据。

Claims (13)

1、一种X射线诊断装置，其特征在于包括：

收集被检体的心跳信息的心跳信息收集单元；

在上述心跳信息的规定时间相位中对上述被检体进行X射线的照射和检测并收集投影数据的多个摄像单元；

使上述多个摄像单元各自在上述被检体的周围移动的摄像系统移动单元；

根据上述心跳信息而设定上述多个摄像单元所形成的相对角度或设定上述多个摄像单元的移动速度的摄像系统移动控制单元；

对上述投影数据进行再构成处理，生成X射线图像数据的图像数据生成单元。

2、根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于：

上述摄像系统移动控制单元把上述多个摄像单元的移动范围设定为大于等于上述多个摄像单元的扇形角度加上180度后再加上上述多个摄像单元所形成的相对角度的角度的范围。

3、根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于：

上述摄像系统移动控制单元构成为把上述多个摄像单元的相对角度设定在5度至90度的范围中。

4、根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于：

上述多个摄像单元构成为以实质上相同的移动速度在上述被检体的周围移动。

5、根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于：

上述多个摄像单元在上述心跳信息的扩张末期或者收缩末期中收集上述投影数据。

6、根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于：

上述多个摄像单元具备2维的X射线检测器，上述图像数据生成单元构成为通过对由上述2维的X射线检测器收集到的上述投影数据实施上述再构成处理，来生成体数据。

7、根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于：

上述心跳信息收集单元构成为作为上述心跳信息收集上述被检体的ECG信号。

8、根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于：

上述摄像系统移动控制单元通过变更上述多个摄像单元的移动开始定时和移动结束定时的至少一方，来设定上述多个摄像单元所形成的相对角度。

9、根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于：

上述摄像系统移动控制单元构成为把上述多个摄像单元的移动开始定时和移动结束定时实质上设定为相同。

10、根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于：

上述多个摄像单元构成为：在上述多个摄像单元的移动范围中，只对被设定为大于等于上述多个摄像单元的扇形角度加上180度的角度的摄像区域进行X射线的照射和检测。

11、一种X射线诊断装置，其特征在于包括：

对被检体进行X射线的照射和检测，收集投影数据的多个摄像单元；

使上述多个摄像单元在上述被检体的周围实质上以同一移动速度移动的摄像系统移动单元；

根据上述移动速度设定上述多个摄像单元所形成的相对角度的摄像系统移动控制单元；

对上述投影数据进行再构成处理，生成X射线图像数据的图像数据生成单元。

12、根据权利要求11所述的X射线诊断装置，其特征在于：

上述摄像系统移动控制单元构成为使上述相对角度在上述多个摄像单元的移动过程中变化。

13、根据权利要求11所述的X射线诊断装置，其特征在于：

上述多个摄像单元构成为收集相互不重合的范围的投影数据。

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