CN103596503A - X射线ct装置以及最佳心缩间期决定方法 - Google Patents

X射线ct装置以及最佳心缩间期决定方法 Download PDF

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Abstract

为了提供可在广泛的病例中确定最佳心缩间期的X射线CT装置等，X射线CT装置通过拍摄部(1)进行心脏拍摄，收集X射线信息以及心电图波形数据(5)(步骤S11)。接着，制作多个心缩间期的重构图像(步骤S12)，按多个心缩间期的每个重构图像提取关心区域，生成关心区域图像(步骤S13)。接着，按每个关心区域图像计算出变动量，生成变动量分布图像(步骤S14)。接着，采用变动量分布图像，计算出各心缩间期的协调度(步骤S15)。并且，至少基于协调度来决定最佳心缩间期(步骤S16)。

Description

X射线CT装置以及最佳心缩间期决定方法
技术领域
本发明涉及对被检者照射X射线来得到诊断图像的X射线CT装置等，尤其涉及决定心脏拍摄的图像重构中的最佳心缩间期的X射线CT装置等。
背景技术
在X射线CT装置的心脏拍摄中，为了得到诊断图像，有时需要在良好的时机拍摄心脏运动最缓慢的心缩间期。近年来，由于X射线CT装置的旋转速度的高速化、检测器的多列化等，拍摄速度得到了提高，但由于心脏的冠状动脉的截面位置以0.1秒移动5mm到10mm左右，因此现时中难以取得没有余像的清晰的图像。因此，需要收集心脏律动的所有心缩间期的数据，通过数据分析来决定运动最缓慢的最佳心缩间期，并制作诊断图像。
作为决定这种最佳心缩间期的技术，在专利文献1中公开了以下技术：采用相邻的心缩间期间的数据，计算出心脏整体或者特定部位的变动量，将运动最少的心缩间期设为最佳心缩间期。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：JP特开2003-204961号公报
发明内容
(发明要解决的课题)
但是，公知心脏的律动根据部位而不同(例如，右冠状动脉和左冠状动脉等)。因此，在专利文献1中记载的技术中，在推测为心脏整体最缓慢地运动的心缩间期中，也有在局部运动较大的部位。此外，在推测为局部的关心区域最缓慢地运动的心缩间期中，也有心脏整体的运动或关心区域以外的局部区域运动较大的情况。而且，在专利文献1记载的技术中，没有考虑到心脏的各区域的律动显著不同的情况，存在确定最佳心缩间期变得困难的病例。尤其对于不健全的心脏的律动来说是很困难的。
本发明正是鉴于上述问题而提出的，其目的在于提供一种能在广范的病例中确定最佳心缩间期的X射线CT装置等。
(用于解决课题的方法)
为了实现上述目的，第1发明的X射线CT装置具备：X射线照射部，从被检者的周围照射X射线；X射线检测部，检测透过了上述被检者的X射线信息；心电图信息取得部，取得上述被检者的心电图信息；图像制作部，根据上述X射线信息以及上述心电图信息，制作上述被检者的图像；和显示部，显示上述图像，在该X射线CT装置中，还具备：断层数据制作单元，根据上述X射线信息以及上述心电图信息，制作心缩间期不同的多个断层数据；区域数据生成单元，按每个上述断层数据，提取规定区域，生成区域数据；变动量分布计算单元，计算出与上述区域数据相关的心缩间期之间的变动量，并计算出上述断层数据内的变动量分布；和协调度计算单元，基于上述变动量分布，计算出上述被检者的对象部位的各处的律动是否互相协调的指标、即协调度。
第2发明是X射线CT装置进行的最佳心缩间期决定方法，该X射线CT装置具备：X射线照射部，从被检者的周围照射X射线；X射线检测部，检测透过了上述被检者的X射线信息；心电图信息取得部，取得上述被检者的心电图信息；图像制作部，根据上述X射线信息以及上述心电图信息，制作上述被检者的图像；和显示部，显示上述图像，该最佳心缩间期决定方法包括以下步骤：根据上述X射线信息以及上述心电图信息，制作心缩间期不同的多个断层数据；按每个上述断层数据，提取规定区域，生成区域数据；计算出与上述区域数据相关的心缩间期之间的变动量，并计算出上述断层数据内的变动量分布；和基于上述变动量分布，计算出上述被检者的对象部位的各处的律动是否互相协调的指标、即协调度。
(发明效果)
通过本发明，能够提供可在广泛的病例中确定最佳心缩间期的X射线CT装置等。
附图说明
图1为表示X射线CT装置的整体结构的图。
图2为表示X射线CT装置的构成要素的图。
图3为表示第1实施方式的最佳心缩间期决定处理的流程图。
图4为心电图波形数据的1例。
图5为表示关心区域的提取处理的流程图。
图6为表示变动量的计算处理的流程图。
图7为表示协调度的计算处理的流程图。
图8为变动量以及协调度的图表的示意图。
图9为表示最佳心缩间期图像的画面的示意图。
图10为表示第2实施方式的协调度的计算处理的流程图。
图11为表示第3实施方式的协调度的计算处理的流程图。
图12为用于表示划区间的关联性的画面的示意图。
图13为用于根据阈值的变更来指示划区的合并或者分离的画面的示意图。
图14为用于根据阈值的上下限值的变更来指示显示范围的变更的画面的示意图。
具体实施方式
以下，基于附图，详细说明本发明的实施方式。
首先，参照图1、图2，说明与所有的实施方式相关的X射线CT装置的结构。
如图1所示，X射线CT装置由拍摄部1、操作部2、心电图仪3等构成。拍摄部1包括容纳扫描仪主体的扫描架(gantry)100和床铺装置101。操作部2中，对拍摄部1进行操作、控制。此外，在操作部2中，进行拍摄条件的输入、图像处理等。心电图仪3取得被检者4的心电图波形。
如图2所示，扫描架100包括：从被检者4的周围照射X射线的X射线产生装置102、集中由X射线产生装置102产生的X射线的线束的准直仪装置104、检测透过被检者4的X射线的X射线检测装置103、对X射线产生装置102施加高电压的高电压产生装置105、收集X射线检测装置103检测到的数据的数据收集装置106、使扫描仪在被检者4的周围旋转的驱动装置107等。此外，数据收集装置106还从心电图仪3同时收集心电图信息。
操作部2由输入输出装置201、运算装置202、中央控制装置200等构成。
输入输出装置201包括：显示图像等数据的显示装置211、操作者输入拍摄条件等的输入装置212、存储程序或装置参数等拍摄所需的数据的存储装置213等。
运算装置202包括：基于从拍摄部1得到的数据制作被检者4的重构图像等的图像重构装置221；进行图像数据的分析等的图像处理装置222等。
中央控制装置200根据来自操作者的操作指示，控制拍摄部1、操作部2的各装置。
X射线CT装置所进行的拍摄有旋转拍摄和静止拍摄，旋转拍摄时X射线产生装置102和数据收集装置106在扫描架100内进行旋转的同时进行拍摄，静止拍摄时X射线产生装置102和数据收集装置106在扫描架内100静止地进行拍摄。用于得到被检者4的断层图像的断层拍摄是旋转拍摄。此外，用于决定断层拍摄的拍摄位置的定位扫描像(scanogram)拍摄是静止拍摄。另外，断层拍摄的拍摄轨道也可为圆轨道、螺旋轨道、圆轨道与螺旋轨道的组合等任一个，并没有特别限定。
X射线CT装置基于在拍摄部1中检测到的被检者4的X射线信息、心电图仪3中取得的被检者4的心电图信息而制作被检者4的图像，并进行显示。尤其是，X射线CT装置收集所有心缩间期的数据，通过数据分析来决定心脏的律动缓慢的最佳心缩间期，并制作被检者4的图像。
(第1实施方式)
以下，参照图3～图9来说明第1实施方式。尤其是，参照图3来说明第1实施方式的最佳心缩间期决定处理的流程，并适当参照其他附图来详细说明各处理。以下，对采用图像作为断层数据的情况进行说明。另外，也可采用正弦图(sinogram)作为断层数据，能够通过同样的处理实现本发明的目的。正弦图为依次按照每个投影角度排列投影数据的图，横轴成X射线检测装置103的位置，纵轴为投影角度。
以下，所谓“图像”不仅包括被显示在显示装置211中且被可视化的图像，而且还包括作为像素值的集合而在运算装置202的内部存储器中保持的图像。
<步骤S11：心脏拍摄>
首先，在被检者4身上安装心电图仪3的波形收集部，并设为能够收集心电图信息的状态。接下来，投入造影剂，通过拍摄部1进行心脏拍摄，收集透过X射线数据(X射线信息)以及心电图波形数据5(心电图信息：参照图4)。另外，根据拍摄目的也有不投入造影剂的情况。
在图4中，图示了通过心电图仪3得到的一般的心电图波形数据5。心电图波形伴随着心脏的律动而成为周期性的波形。在制作多个心缩间期的图像时，作为表示心脏的收缩时间间期(心缩间期)的技术，也可采用相对法，也可采用绝对法。所谓相对法是以R-R间隔为基准，以百分率表示收缩时间间期的相对位置的技术。
所谓绝对法是以R波的位置为基准，以时间来表示R波的前后收缩时间间期的技术。
<步骤S12：制作多个心缩间期的断层像>
图像重构装置221采用透过X射线数据，重构各心缩间期的图像，制作多个心缩间期的重构图像。在此，多个心缩间期成为包括在单一的R-R间隔内的心缩间期。
<步骤S13：关心区域的提取>
图像处理装置222按多个心缩间期的每个重构图像，基于图像信息提取关心区域(造影部位等)。图5图示了关心区域的提取处理的详细情况。
如图5所示，图像处理装置222首先在阈值处理中，将具有阈值以下的CT值的像素的像素值置换为阈值，并提取关心候补区域(步骤S21)。
接下来，图像处理装置222在噪声去除处理中，从关心候补区域中除去孤立像素(周边像素没有像素值的像素)或微小区域(与关心区域的面积相比微小的区域)之类的噪声区域，提取关心区域作为关心区域图像(步骤S22)。
<步骤S14：变动量的计算>
图像处理装置222按多个心缩间期的每个关心区域图像计算出变动量。图6图示了变动量的计算处理的详细内容。
如图6所示，图像处理装置222首先针对相邻的心缩间期之间的区域提取图像，取出各像素的差分量，生成心缩间期间差分图像(步骤S31)。差分量被划分为心缩间期的前后，也可以是包括负值的差分值，也可以是差分值的绝对值或平方等正值。例如，如果设前面心缩间期的像素值为pi，后面的心缩间期的像素值为pj，则差分量也可为(pj-pi)、|pj-pi|、(pj-pi)2中的任一种。以下，为了容易理解说明，设差分量为正值。
接下来，图像处理装置222进行差分量的加权处理(步骤S32)。差分量的加权处理中，划分为心缩间期间差分图像的对象像素自身进行了移动的情况、和对象像素的周边像素进行了移动的情况来进行加权。
例如，设对象像素的像素位置为(x、y)，对象像素的周边像素的像素位置为(x’、y’)(其中，x’≠x、y’≠y)。
所谓对象像素自身进行了移动的情况是指，之前的心缩间期的关心区域图像的(x、y)移动至之后的心缩间期的关心区域图像的(x’、y’)的情况。
此外，所谓周边像素进行了移动的情况是指，之前的心缩间期的关心区域图像的(x’、y’)移动至之后的心缩间期的关心区域图像的(x、y)的情况。
以下，对步骤S32的按变动要因计算出变动量的处理进行详细的说明。
图像处理装置222首先在心缩间期间差分图像中，对差分量在阈值以上的像素进行标记。在此，阈值可以是关心区域的提取精度、考虑所关注的脏器、组织而预先确定的值(静态值)，也可以是基于在步骤S31中生成的心缩间期间差分图像的差分量的分布的值(动态值)。
接下来，图像处理装置222将被标记的像素一个个决定为对象像素，执行后述的反复处理。另外，不仅将单一的像素作为对象像素，也可汇集多个像素作为对象区域来进行以下的处理。
图像处理装置222在反复处理中，考虑被标记的周边像素(例如，距对象像素最近的像素)的差分量、对象像素与周边像素的像素间距离来对对象像素的差分量进行加权，并作为变动量而计算。另外，不仅将单一的像素设为周边像素，而且也可汇集多个像素作为周边区域来进行以下的处理。
具体而言，，图像处理装置222在对象像素的差分量与周边像素的差分量的差异越小、且对象像素与周边像素的像素间距离越大时，越增大权重(例如，使权重大于基准值)。该情况相当于上述的“对象像素自身进行了移动的情况”。
另一方面，图像处理装置222在对象像素的差分量与周边像素的差分量的差异越大、或者对象像素与周边像素的像素间距离越小时，越减小权重(例如，使权重小于基准值)。该情况对应于上述的“周边像素进行了移动的情况”。
在此，需要预先决定权重的基准值，但与上述的标记的阈值相同，可为静态值，也可为动态值。
此外，图像处理装置222针对未标记的像素，在不考虑周边像素的差分量和对象像素与周边像素之间的像素间距离的情况下，计算出比被标记的像素低的变动量，或者也可从变动量的计算对象中将未变动的像素除外。
另外，在按变动要因计算出变动量的处理中，不需要对对象像素进行了移动还是周边像素进行了移动进行正确的判定。毕竟不能严密地判定被检者4的各细胞向哪个方向移动了多少，对照本发明的目的可知，按变动要因计算出变动量的处理的精度稍微低一些也没有问题。
接下来，图像处理装置222生成表示在S32中计算出的变动量的分布的变动量分布图像(步骤S33)。图9图示了变动量分布图像11的1例。图9的详细内容将在后面叙述。
接下来，图像处理装置222基于在S33中生成的变动量分布图像而计算出关心区域全体的变动量的总和作为关心区域变动量(步骤S34)。
另外，关心区域变动量也可为关心区域内的加权平均值等。
<步骤S15：协调度的计算>
图像处理装置222采用变动量分布图像计算出各心缩间期的协调度。图7图示了协调度的计算处理的详细内容。
在此，所谓协调度是被检者4的对象部位(例如心脏)的各处的律动互相是否协调的指标。为了与该意义一致，图像处理装置222在每个像素进行相同运动的情况下，计算出的与该心缩间期相关的协调度的值较大，在每个像素散乱地运动的情况下，计算出的与该心缩间期相关的协调度的值较小。
本发明基于以下三个见解不仅考虑全体的运动而且还考虑局部的运动来决定最佳心缩间期，三个见解分别是(1)在推测为心脏整体最缓慢地运动的心缩间期中，存在局部运动较大的部位；(2)在推测为局部的关心区域最缓慢地运动的心缩间期中，存在心脏整体的运动或关心区域以外的局部区域的运动较大的情况；(3)尤其对于不健全的心脏的律动，不能忽视这些现象对诊断所带来的影响。即，在本发明中，至少采用上述协调度来决定最佳心缩间期。
如图7所示，图像处理装置222作为第1划区处理，按照变动量分布图像的变动量的大小，对关心区域划区(步骤S41)。在此，图像处理装置222基于静态或者动态值的阈值，分类为几个划区。
作为最简单的例子，图像处理装置222分类为变动量多的区域和变动量少的区域这两个划区。
接下来，图像处理装置222计算出各划区的划区变动量(步骤S42)。划区变动量也可为划区内的所有像素的变动量的总和、加权平均值、最大值中的任一个。
接下来，图像处理装置222按每个心缩间期计算出协调度(步骤S43)。
例如，图像处理装置222按照下式计算出关心区域C的协调度H。
H = &Sigma; i &Element; C a i u i &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 1 )
在此，ai为与各划区的面积相关联的量、ui为与各划区的变动量相关联的量。ai也可与划区的面积存在正比关系，ui也可与划区的变动量存在反比关系。作为最简单的例子，在设s为关心区域的面积、t为关心区域变动量的倒数时，H=s×t。
此外，图像处理装置222在计算出协调度时，规定基准面积以及基准划区变动量，也可预先归一化或者点数化(scoring)a以及u。此外，图像处理装置222在计算出协调度时，也可针对划区的面积进行考虑了划区形状的加权。
此外，图像处理装置222作为式(1)的具体例，也可采用以下所示的式(2)～(5)，计算出协调度H。
H = &Sigma; i &Element; C s i t i &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 2 )
H = max i &Element; C ( s i ) &Sigma; i &Element; C s i &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 3 )
H = s arg min i &Element; C ( t i ) &Sigma; i &Element; C s i &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 4 )
H = max i &Element; C ( s i t i ) &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 5 )
式(2)～(5)中，si为划区面积、ti为划区变动量。
式(2)为(划区面积/划区变动量)的总和。
式(3)为划区面积的最大值/(划区面积的总和)。
式(4)为具有划区变动量的最小值的划区面积/(划区面积的总和)。
式(5)为(划区面积/划区变动量)的最大值。
另外，图像处理装置222在后述的处理中，也可使用协调度的倒数、或者协调度与规定值之差作为非协调度。以下，说明图像处理装置222使用协调度的情况。
图8中，以实线图示了关心区域变动量图表6，以实线图示了协调度图表7。图8为设横轴为心缩间期、纵轴为变动量或者协调度的图表。
参照图8可知，关心区域变动量图表6在心缩间期8和心缩间期9这两处具有波谷(极小值)。由于心缩间期8与心缩间期9的关心区域变动量几乎没有差异，因此难以判断心缩间期8和心缩间期9中的哪一个应为最佳心缩间期。尤其心脏患有疾病的人(心脏的运动较快的人等)不存在关心区域变动量的明确的波谷，或者存在关心区域变动量的波谷与健康人不同的部位。
与此相对，观察协调度图表7可知，协调度图表7在两处具有波峰(极大值)。由于心缩间期9的协调度与心缩间期8的协调度的差异是明确的，因此能够判断可以选择心缩间期9作为最佳心缩间期。
<步骤S16：最佳心缩间期决定处理>
图像处理装置222基于变动量、协调度，决定最佳心缩间期。作为最简单的例子，图像处理装置222设关心区域变动量小且协调度大的心缩间期作为最佳心缩间期。
另外，步骤S16的处理不是必须的。例如，图像处理装置222将图8所示的图表显示于显示装置211中，用户也可参照在显示装置211中显示的图表来决定最佳心缩间期。
<步骤S17：最佳心缩间期图像的显示>
图像重构装置221生成最佳心缩间期的重构图像、即最佳心缩间期图像，并在显示装置211上进行显示。图9图示了最佳心缩间期图像等的显示例。
图9示意性地表示了最佳心缩间期图像10、变动量分布图像11、关心区域变动量以及协调度图表12、最佳心缩间期13。另外，变动量分布图像11根据图案的不同或灰色标度的浓淡差异来图示变动量不同之处。
在步骤S17中生成最佳心缩间期图像10。在步骤S33中生成变动量分布图像。关心区域变动量以及协调度图表12与图8相同。在步骤S16中决定最佳心缩间期13。
如上所述，图像重构装置221也可自动决定最佳心缩间期，用户也可通过输入装置212来决定最佳心缩间期。
在用户进行决定的情况下，例如，通过使关心区域变动量以及协调度图表12所显示的滑动直线14移动到期望的心缩间期的位置，从而决定最佳心缩间期。此时，图像重构装置221也可追随滑动直线14的移动，更新最佳心缩间期图像10、变动量分布图像11以及最佳心缩间期13的显示。
以上，第1实施方式的X射线CT装置按每个心缩间期计算出协调度(心脏各部位的律动互相是否协调的指标)，采用协调度来决定最佳心缩间期，或者显示协调度并由用户决定最佳心缩间期。
由此，第1实施方式中的X射线CT装置考虑心脏各部位的律动的一致性，能够确定缓慢且协调的心缩间期，能够提供最佳的诊断图像。更具体说明这种情况。在现有技术中，将整体的变动量处于最小的图像设为最佳心缩间期图像(=诊断图像)，因此不考虑心脏各部位的律动的一致性，而有时会成为诊断位置不适合诊断的像质。另一方面，如果是第1实施方式的X射线CT装置，则基于协调度决定最佳心缩间期，因此考虑心脏各部位的律动的一致性。因此，在第1实施方式中，图像整体的变动量可能不是最小，但是不会成为诊断位置不适合诊断的像质。
此外，即使在存在同程度的变动量的多个收缩时间间期的情况下，也能决定最佳的心缩间期。此外，由于显示变动量分布图像，因此用户能够设定适合于变动量的重构条件(例如观察(view)方向的加权等)。
另外，在以上的说明中，对计算出断层数据(2维区域)内的协调度的情况进行了说明，但本发明的适用范围并不限于2维区域，也可扩展到3维区域。3维区域的情况下，X射线CT装置考虑多个断面的轴方向的变动来计算出变动量以及协调度。
(第2实施方式)
在第1实施方式中，由于考虑关心区域的整个区域的变动量的相关性，因此如造影拍摄那样，适合于造影部位和除此以外的部位的对比度比较高的情况。在第2实施方式中，对不投入造影剂的心脏拍摄下的优选方式进行说明。
第2实施方式中的X射线CT装置的处理除了步骤S15的处理的详细内容(参照图10)之外，与第1实施方式相同，因此省略重复的说明。其中，在第2实施方式中，在步骤S13中，代替相当于造影部位的CT值，基于相当于实质部位的CT值来提取关心区域，并作为关心区域图像。
参照图10，说明第2实施方式的步骤S15的处理的详细内容。
作为第2划区处理，图像处理装置222机械地对关心区域图像进行划区(步骤S51)。在此，第2划区处理是不考虑变动量的大小的划区处理。在第2划区处理中，允许重复区域，将关心区域图像分为3个以上的多个划区。划区的形状可以是圆形，也可以是长方形。作为最简单的例子，图像处理装置222将关心区域图像分为格子状的划区。
此外，图像处理装置222针对各划区，以与第1实施方式相同的处理，计算出暂定的划区变动量、即暂定划区变动量。
接下来，图像处理装置222采用暂定划区变动量来计算出划区间的变动量的相关系数(步骤S52)。另外，并不限于相关系数，只要是表示基于划区间的变动量的划区间的关联程度的量，则可以是任意值。
接下来，作为区间整理处理，图像处理装置222将相关系数在阈值以上的区间彼此再次区分为同一划区(步骤S53)。直到例如划区为2个以下为止，图像处理装置222继续进行再次区分的处理。
接下来，图像处理装置222以与第1实施方式相同的处理，计算出所整理的各划区的划区变动量(步骤S54)。
接下来，图像处理装置222以与第1实施方式相同的处理考虑所整理的各划区的划区变动量和划区面积，计算出协调度(步骤S55)。
在第2实施方式中，也可得到与第1实施方式相同的效果。进而，在第2实施方式中，由于机械地对关心区域图像进行划区，因此如不使用造影剂的心脏拍摄那样，即使在关心区域和周边区域的对比度较低的情况下，也可以考虑心脏断面内运动的相关性，确定缓慢且协调的心缩间期。
(第3实施方式)
第1实施方式以及第2实施方式适合于拍摄结果良好的情况。在第3实施方式中，对造影拍摄不好且不能忽视造影斑等的情况进行说明。此外，第3实施方式也能适用于造影区域的提取不良好的情况。
第3实施方式中的X射线CT装置的处理除去步骤S15的处理的详细内容(图11参照)之外，与第1实施方式相同，因此省略重复的说明。其中，在第3实施方式中，在步骤S13中，分别提取造影良好区域和、造影斑的区域以及包括提取不良的区域在内的造影不良区域，生成区分了造影良好区域和造影不良区域的关心区域图像。
参照图11，说明第3实施方式的步骤S15的处理的详细内容。
与第1实施方式的步骤S41同样地，图像处理装置222对造影良好区域进行第1划区处理(步骤S61)。
接下来，与第2实施方式的步骤S51同样地，图像处理装置222对造影不良区域进行第2划区处理(步骤S62)。
接下来，图像处理装置222计算出造影良好区域的划区、与造影不良区域的划区的变动量的相关系数(步骤S63)。
接下来，图像处理装置222将相关系数在阈值以上的造影不良划区合并到造影良好划区，并进行划区的整理(步骤S64)。
接下来，图像处理装置222计算出划区整理后的划区面积和划区变动量(步骤S65)。
接下来，图像处理装置222以与第1实施方式相同的处理，考虑划区整理后的划区面积和划区变动量，计算出协调度(步骤S66)。
在第3实施方式中，也可得到与第1实施方式相同的效果。进而，在第3实施方式中，进行分别适合于造影良好区域以及造影不良区域的处理，因此即使包括造影不良的区域，也能考虑依赖心脏的位置的运动的影响，能够决定缓慢且协调的心缩间期。
(第4实施方式)
在第4实施方式中，参照图12～图14，说明输入输出画面的界面的详细内容。第4实施方式中，变更第1实施方式的步骤S41中的划区处理的阈值，进行划区处理的校正。
图12示意性地表示用于表示划区间关联性的画面。图12中，在内部赋予“A1”、“A2”、…等记号的椭圆表示各划区的区域。此外，连接椭圆之间的直线(接线)被赋予到将阈值提高一级时被合并的划区彼此。此外，在将阈值提高一级时被合并的划区彼此中，通过相同的图案表示了椭圆形状的内部。
图像处理装置222在显示装置211上显示图12所示的画面。用户参照图12所示的画面，判断是否要变更阈值。如果指示变更阈值，则图像处理装置222基于被变更的阈值，执行划区处理。
图13示意性地表示了用于通过阈值的变更来指示划区的合并或者分离的画面。图13中，以树状表现了图12所示的关联性。内部赋予“A1”、“A2”、…等记号的长方形表示各划区的区域。
用户通过借助输入装置212指定黑圆点，能够折叠对象划区的下位树(不显示)，或者展开(显示)对象划区的下位树。
此外，用户通过借助输入装置212指定白圆点，能够按层折叠下位树(不显示)，或者展开(显示)下位树。
图14示意性地表示了用于通过阈值的上下限值的变更来指示显示范围的变更的画面。图14中，在内部赋予“13％”、“10％”、…等数值的椭圆表示各划区的区域。椭圆内部的数值表示仅根据变动量计算出的每个划区的最佳心缩间期。此外，在关联性高的划区彼此，通过相同图案表示椭圆形状的内部。
用户通过移动右侧的滑动条的上限值或下限值，能够变更所显示的心缩间期的宽度。
例如，如果设下限值为30％，则不显示赋予“10％”、“13％”、“15％”的椭圆。此外，例如，如果设上限值为79％，则不显示赋予“80％”的椭圆。
通过第4实施方式，能够提高用户的操作性。进而，能够迅速地确定最佳心缩间期。
以上，参照附图，说明了本发明涉及的X射线CT装置等的优选实施方式，但本发明并不限于这些例子。如果是本领域技术人员，则可理解：在本申请公开的技术思想的范畴内，显然能够想到各种变更例或者修正例，这些变更例或者修正例当然也属于本发明的技术范围。
符号说明：
1拍摄部、2操作部、3心电图仪、4被检者、5心电图波形数据、6关心区域变动量图表、7协调度图表、8、9心缩间期、10最佳心缩间期图像、11变动量分布图像、12关心区域变动量以及协调度图表、13最佳心缩间期、14滑动直线。

Claims (10)

1.一种X射线CT装置，具备：X射线照射部，从被检者的周围照射X射线；X射线检测部，检测透过了上述被检者的X射线信息；心电图信息取得部，取得上述被检者的心电图信息；图像制作部，根据上述X射线信息以及上述心电图信息，制作上述被检者的图像；和显示部，显示上述图像，该X射线CT装置还具备：
断层数据制作单元，根据上述X射线信息以及上述心电图信息，制作心缩间期不同的多个断层数据；
区域数据生成单元，按每个上述断层数据提取规定区域，并生成区域数据；
变动量分布计算单元，计算出与上述区域数据相关的心缩间期之间的变动量，并计算出上述断层数据内的变动量分布；和
协调度计算单元，基于上述变动量分布，计算出协调度，该协调度是上述被检者的对象部位的各处的律动是否互相协调的指标。
2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其中，
上述协调度计算单元基于上述变动量分布，将上述区域数据分类为多个划区，
上述协调度计算单元基于上述划区的面积以及上述划区的上述变动量，计算出上述协调度。
3.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其中，
上述变动量分布计算单元，
针对相邻的心缩间期彼此的上述区域数据，计算出差分量，
从上述差分量为规定值以上的区域中，确定对象区域，
将在上述差分量为规定值以上的区域中位于上述对象区域周边的区域设为周边区域，
基于上述对象区域的上述差分量与上述周边区域的上述差分量的差异、以及上述对象区域与上述周边区域的区域间距离，对上述对象区域的上述差分量赋予权重，并设为上述变动量。
4.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其中，
上述X射线CT装置还具备：最佳心缩间期决定单元，至少采用上述协调度，从多个心缩间期中决定最佳心缩间期。
5.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其中，
上述协调度计算单元按照最初被分类的上述划区彼此的关联程度，对最初被分类的上述划区进行整理。
6.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其中，
上述协调度计算单元按照最初被分类的上述划区彼此的关联程度，使上述显示部显示上述划区。
7.根据权利要求6所述的X射线CT装置，其中，
上述协调度计算单元以相同的图案使上述显示部显示关联程度比其他划区的关联程度高的划区彼此。
8.根据权利要求6所述的X射线CT装置，其中，
上述协调度计算单元将关联程度比其他划区的关联程度高的划区彼此进行连接并显示于上述显示部。
9.根据权利要求6所述的X射线CT装置，其中，
上述协调度计算单元以与上述关联程度相对应的树结构使上述显示部显示上述划区。
10.一种最佳心缩间期决定方法，该最佳心缩间期决定方法是由X射线CT装置进行的，该X射线CT装置具备：X射线照射部，从被检者的周围照射X射线；X射线检测部，检测透过了上述被检者的X射线信息；心电图信息取得部，取得上述被检者的心电图信息；图像制作部，根据上述X射线信息以及上述心电图信息，制作上述被检者的图像；和显示部，显示上述图像，所述最佳心缩间期决定方法包括以下步骤：
根据上述X射线信息以及上述心电图信息，制作心缩间期不同的多个断层数据；
按每个上述断层数据提取规定区域，并生成区域数据；
计算出与上述区域数据相关的心缩间期之间的变动量，并计算出上述断层数据内的变动量分布；和
基于上述变动量分布，计算出协调度，该协调度是上述被检者的对象部位的各处的律动是否互相协调的指标。
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Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9629587B2 (en) 2014-07-10 2017-04-25 General Electric Company Systems and methods for coronary imaging
US10736594B2 (en) 2018-11-26 2020-08-11 General Electric Company Data-based scan gating
CN115137383B (zh) * 2022-06-13 2022-12-23 赛诺威盛科技(北京)股份有限公司 心脏螺旋回顾重建数据挑选、回顾重建方法和装置

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020131545A1 (en) * 2001-03-16 2002-09-19 Jiang Hsieh Methods and apparatus for motion gating using ct projection data
CN1507836A (zh) * 2002-09-30 2004-06-30 产生周期运动器官计算机断层造影图像的方法及设备
US20050089133A1 (en) * 2003-08-25 2005-04-28 Masaharu Tsuyuki X-ray computed tomography apparatus
CN1615104A (zh) * 2002-01-10 2005-05-11 株式会社日立医药 X射线ct成像方法和x射线ct设备
CN1907228A (zh) * 2005-08-05 2007-02-07 西门子公司 医疗图像拍摄方法以及所属装置
JP2008006211A (ja) * 2006-06-30 2008-01-17 Toshiba Corp 心拍位相決定装置、プログラム及びｘ線診断装置
JP2009028111A (ja) * 2007-07-25 2009-02-12 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
CN101541232A (zh) * 2006-11-30 2009-09-23 皇家飞利浦电子股份有限公司 Ecg门控的计算机断层摄影中的重建窗自适应

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8788020B2 (en) * 1998-10-23 2014-07-22 Varian Medical Systems, Inc. Method and system for radiation application
EP1827505A4 (en) * 2004-11-09 2017-07-12 Biosensors International Group, Ltd. Radioimaging

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020131545A1 (en) * 2001-03-16 2002-09-19 Jiang Hsieh Methods and apparatus for motion gating using ct projection data
CN1615104A (zh) * 2002-01-10 2005-05-11 株式会社日立医药 X射线ct成像方法和x射线ct设备
CN1507836A (zh) * 2002-09-30 2004-06-30 产生周期运动器官计算机断层造影图像的方法及设备
US20050089133A1 (en) * 2003-08-25 2005-04-28 Masaharu Tsuyuki X-ray computed tomography apparatus
CN1907228A (zh) * 2005-08-05 2007-02-07 西门子公司 医疗图像拍摄方法以及所属装置
JP2008006211A (ja) * 2006-06-30 2008-01-17 Toshiba Corp 心拍位相決定装置、プログラム及びｘ線診断装置
CN101541232A (zh) * 2006-11-30 2009-09-23 皇家飞利浦电子股份有限公司 Ecg门控的计算机断层摄影中的重建窗自适应
JP2009028111A (ja) * 2007-07-25 2009-02-12 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置

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