JP2007037782A - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体を走査して得られたデータに基づいて画像データを心電同期再構成法のもとで再構成するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、心電同期再構成に対して最適な心拍位相を特定すること。
【解決手段】Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、被検体から投影データを収集するためにＸ線管１０１とＸ線検出器１０２とを有し、得られた投影データと心拍情報に基づいて被検体内部の画像を生成するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、複数の心拍位相に対応する動き量をそれぞれ求めるものであり、投影データに対して加算処理を行って心拍位相間での動き量を求め、動き量に基づいて動きの少ない心拍位相を決定するための処理を行う位相決定部２０７とを備える。
【選択図】図１

Description

本発明は、Ｘ線で被検体を走査し、得られた投影データに基づいて画像データを心電同期再構成法のもとで再構成するＸ線コンピュータ断層撮影装置に関する。

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、被検体を透過したＸ線の強度に基づいて、被検体についての情報を画像により提供するものであり、疾病の診断、治療や手術計画等を初めとする多くの医療行為において重要な役割を果たしている。

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置を使った動きの速い特に心臓検査では、画像の時間分解能の向上が重要な課題の一である。その課題に対する主要な対処法としては、ハーフ再構成法と、心電同期再構成法との併用がある。周知のとおり、この方法は、操作者が指定した心臓の動きの位相（心拍位相）を中心として、Ｘ線管が１８０°＋α（αは扇状Ｘ線のファン角）の範囲を回転する間に収集されたハーフ投影データセットを切り出し、切り出したハーフ投影データセットから、いわゆるパーカーによる２次元の重み係数マップを用いた２次元フィルタ（以下単にフィルタという）により、３６０°範囲のフル投影データセットを生成し、３６０°範囲のフル投影データセットから画像データを再構成する。なお、心拍位相とは、Ｒ波から次のＲ波までの不定期間を０〜１００％で規格化し、当該期間の位置を％で表現したものをいう。

ＣＴでは、画像再構成の原理上、３６０°の回転に要する時間、又はハーフ再構成であっても（１８０°＋α）の回転に要する時間が実質的な時間分解能として制約される。従ってこの実質的な時間分解能のなかで起きる心臓の拍動の大きさに起因するボケ等による画質の低下が避けられない。

多くの場合、心拍位相を最適位相に指定すること、つまり心拍位相を中心とした実質的な時間分解能の時間幅における心臓の動きが最も少ない心拍位相を指定することは困難であった。
特開平２００４−１７５４４０公報

本発明の第１局面は、被検体から投影データを収集するためにＸ線管とＸ線検出器とを有し、前記投影データと心拍情報に基づいて被検体内部の画像を生成するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、前記投影データに基づいて複数の心拍位相に対応する動き量を求める演算部と、前記動き量に基づいて、特定の心拍位相を決定するための処理を行う特定心拍位相決定部とを備える。
本発明の第２局面は、被検体から投影データを収集するためにＸ線管とＸ線検出器とを有し、前記投影データと心拍情報に基づいて被検体内部の画像を生成するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、前記投影データから、第１の心拍位相に対応する画像の生成に必要とされる第１の投影データセットと、第２の心拍位相に対応する画像の生成に必要とされる第２の投影データセットと、前記第１の投影データセットと前記第２の投影データセットの差分の和を求める手段と、前記和に基づいて、特定の心拍位相を決定するための処理を行う特定心拍位相決定部とを具備する。
本発明の第３局面は、被検体から投影データを収集するためにＸ線管とＸ線検出器とを有し、前記投影データと心拍情報に基づいて被検体内部の画像を生成するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、前記収集された投影データを記憶する記憶部と、前記記憶部から特定の心拍位相に対応する投影データセットを切り出す投影データセット切り出し部と、画像再構成用の重み係数の差分と、前記投影データセットに基づいて、動き量を求める演算手段と、前記動き量に基づいて、特定の心拍位相を決定するための処理を行う特定心拍位相決定部とを具備する。
本発明の第４局面は、被検体から投影データを収集するためにＸ線管とＸ線検出器とを有し、前記投影データと心拍情報に基づいて被検体内部の画像を生成するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、前記投影データに基づいて、心拍位相が相違する複数の画像を再構成する画像再構成部と、前記複数の画像から、心拍位相が相違する複数の差分画像を発生する差分画像発生部と、前記複数の差分画像に基づいて、複数の心拍位相に対応する動き量を求める動き量演算部と、前記動き量に基づいて、特定の心拍位相を決定するための処理を行う特定心拍位相決定部とを具備する。

本発明によれば、被検体を走査して得られたデータに基づいて画像データを心電同期再構成法のもとで再構成するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、心電同期再構成に対して最適な心拍位相を特定することができる。

以下、図面を参照して本発明によるＸ線コンピュータ断層撮影装置の実施形態を説明する。なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線管と放射線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。また、１スライスの断層像データを再構成するには、被検体の周囲１周、約３６０°分の投影データ（フル再構成法）が、またハーフ再構成法でも１８０°＋α（α；ファン角）分の投影データが必要とされる。本実施形態では、動きの速い心臓等の撮影に有効なハーフ再構成法を採用する。また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよいが、ここでは、前者の間接変換形として説明する。また、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本発明では、従来からの一管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であっても、多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。

図１は本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示している。このＸ線コンピュータ断層撮影装置は、被検体に関する投影データを収集するために構成された架台装置１を有する。架台装置１は、Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０２を有する。Ｘ線検出器１０２は、典型的には、心臓領域をカバーする例えば６４列のマルチスライス型（多列型）が採用される。しかし、Ｘ線検出器１０２は、シングルスライス型（一列型）であってもよい。

Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０２は、架台駆動装置１０５により回転駆動されるリング状の回転フレーム１０３に搭載される。ここでは、回転フレーム１０３の回転軸をＺ軸と定義する。Ｚ軸を中心とした回転座系において、Ｘ線管１０１の焦点からＸ線検出器１０２の検出面中心を結ぶＺ軸に直交する軸をＸ軸と定義する。Ｙ軸はＺ軸とＸ軸とにともに直交する。

回転フレーム１０３の中央部分は筐体とともに開口される。撮影時には、その開口部に寝台装置３の天板３０２上に載置された被検体Ｐが挿入される。被検体Ｐの心電図を検出するために、被検体Ｐには心電計１０６が装着される。なお、心電計１０６は、被検体Ｐの生体信号を計測するための装置として装備されている。

Ｘ線管１０１の陰極−陽極間には高圧発生装置１０４から管電圧（高電圧）が印加され、またＸ線管１０１のフィラメントには高圧発生装置１０４からフィラメント電流が供給される。管電圧の印加及びフィラメント電流の供給によりＸ線管１０１の陽極のターゲットからＸ線が発生される。

Ｘ線検出器１０２は、各々が例えば０．５ｍｍ×０．５ｍｍの正方の受光面を有する複数のＸ線検出素子を有する。例えば９１６個のＸ線検出素子がチャンネル方向（Ｙ軸に近似）に配列される。この列がスライス方向（Ｚ軸）に例えば６４列並設される。

一般的にＤＡＳ（ｄａｔａ ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ）と呼ばれているデータ収集装置１０７は、検出器１０２からチャンネルごとに出力される信号を電圧信号に変換し、増幅し、さらにディジタル信号に変換する。このデータ（純生データともいう）は架台外部の計算機本体２に供給される。計算機本体２の前処理部２０２は、データ収集装置１０７から出力されるデータ（純生データ）に対して感度補正等の補正処理を施す。前処理された純生データは一般的に生データと称する。ここでは、純生データと生データを総称して「投影データ」とする。

投影データは、データ収集時のＸ線管１０１の回転角度を表すビュー(VIEW)、チャンネル番号、列番号及び天板３０２の位置を表す各コードを関連付けられ、心電計１０６の心電図データとともにに計算機本体２の投影データ記憶部２０３に記憶される。尚、本実施形態では、ヘリカルスキャンにより得られた投影データを処理する場合について説明するが、本発明はダイナミックスキャンに適用することもできる。

計算機本体２は、上記前処理部２０２及び投影データ記憶部２０３とともに、スキャン制御部２０１、画像再構成処理部２０６、最適位相決定部２０７、画像記憶部２０９、表示部２１０、システム制御部２１２を有する。画像再構成処理部２０６は、心電計１０６により計測された心電の情報とＸ線検出器１０２により検出された投影データに基づいて心電同期再構成を行うものである。再構成処理部２０６は、設定された心拍位相に対応する複数心拍の投影データを合成して再構成することによりその心拍位相に対応する画像を表示する。 最適位相決定部２０７は、本実施形態において重要な構成要素であり、以下にその詳細を説明する。最適位相決定部２０７は、実際的には後述する流れ図上で説明する様々な手段をコンピュータに実現させるためのＸ線コンピュータ断層撮影装置のためのプログラムとして提供される。最適位相決定部２０７は、マウスやキーボード等の図示しない操作入力部を介して操作者が選択可能な第１又は第２のモードで動作して、最適位相、つまり最も心臓動き（拍動）が少ない心拍位相又はその心拍位相に最も近似的な位相を近い位相を決定する。第１のモードでは、再構成画像を扱い、第２のモードでは、再構成前の投影データを扱って最適位相を決定する。なお、位相は、ここでは、典型的な“％”表記で説明するが、Ｒ波を基準としたmsec（ミリ秒）による表記を採用してもよい。

以下第１、第２のモードを順番に説明する。
図２には第１のモードによる最適位相を決定するための一連の動作が示されている。まず、システム制御部２１２の制御のもとで、例えば操作者によりスキャノグラム、ＭＰＲ像又は他の撮影装置で取得された画像上で図４（ａ）に示す参照スライス位置が心臓を横切るように指定され、その位置でスキャニングが心電波形の取得とともに実行される（Ｓ１１）。それにより少なくとも一心拍にわたる期間の投影データが収集され、投影データ記憶部２０３に記憶される。スキャンが終了し、続いて最適位相決定部２０７の動作が開始される。

まず、心拍位相を単に識別するための変数ｎが１に初期化される（Ｓ１２）。もちろん、変数ｎは説明の便宜上の変数であり、実際にプログラム上でどのように実現するかは完全に任意である。例えば、心拍周期を２％間隔で分割したとき、ｎは０、１、２、３、・・・４９、５０となり、それぞれ心拍位相０％、２％、４％、６％、・・・９８％、１００％に対応する。

システム制御２１２のもとで、心拍位相０％を中心とした（１８０°＋α）分の投影データセットが投影データ記憶部２０３から画像再構成処理部２０６に読み出される（Ｓ１３）。換言すると、図３に示すように、Ｓ１１のスキャニングで収集された時間軸上の一連のデータ（時間軸とチャンネル軸とに配列するとサイノグラムと通称されるデータ）から、心拍位相０％を中心とした（１８０°＋α）分の投影データセットＰｎが切り出される。なお、投影データセットとは、１枚の画像を再構成するのに必要とされる投影データの集合として定義され、上記のようにハーフ再構成法のもとでは、特定位相を中心とした（１８０°＋α）の角度範囲の中にある投影データであり、一方、フル再構成法のもとでは、特定位相を中心とした（３６０°）の角度範囲の中にある投影データである。本実施の形態では、１つの心拍期間のデータを切り出している例で説明するが、その心拍位相に対応する複数の異なる心拍期間の投影データを合成して、１画像を生成するための投影データを構成するようにしても良い。

この投影データセットＰｎは、ハーフ再構成用であるので、部分的に欠落している。画像再構成処理部２０６において、一般的な手法により、投影データセットＰnを、いわゆるパーカーによる２次元の重み係数マップを用いた２次元フィルタ（以下単にフィルタという）を通すことにより、３６０°分のフル投影データＦＰnを発生する（Ｓ１４）。

フル投影データＦＰnに基づいて画像再構成処理部２０６では画像（断層画像）Ｔnが生成される（Ｓ１５）。この画像（断層画像）Ｔnのデータは、画像記憶部２０９に記憶される。尚、スライス方向における画像の厚さは任意に変更することが可能である。指定された厚さに応じてスライス方向の隣接した複数の画像を加算処理することにより、その厚さに対応する画像を構成してから後述の処理を行うようにしても良い。

なお、この最適位相決定処理における再構成画像は、当該処理で決定された最適位相に従って生成される実際の診断のための再構成画像とは、明らかにマトリクスサイズが小さい。マトリクスサイズが小さいことには、撮影ＦＯＶの全域を再構成ＦＯＶとする場合においては解像度が低いこと、又は同じ解像度であっても、撮影ＦＯＶの後述する一部領域（関心領域ＲＯＩ）を再構成ＦＯＶとして拡大再構成（ズーミング再構成）をすることが含まれる。

次に、最適位相決定部２０７では、画像記憶部２０９に記憶されている画像Ｔnのデータから、２位相前の画像Ｔn-2のデータを差分して、差分画像Ｘnを生成する（Ｓ１６）。ここでは、２％間隔で投影データセットを切り出し、画像を再構成しているので、位相差４％の画像どうしで差分することになる（図４参照）。最適位相をできるだけ高精度で正確に決定するには、１乃至２％の高い時間分解能（短い間隔）で画像を再構成することが必要とされ、その一方で、心臓の動きをある程度顕在化させるには、３乃至６％、好ましくは４又は５％の位相差が必要とされる。２％の間隔で画像を再構成し、差分については２フレームの間隔を離すことで、高い時間分解能を得ることと、心臓の動きをある程度顕在化させることを両立させることができる。もちろん、４％の時間分解能で画像を再構成し、隣接フレーム間で差分するようにしてもよい。この場合、時間分解能は２％の場合の半分に低下してしまうが、心臓の動きをある程度顕在化させることができる。画像再構成の間隔と、差分間隔とをどのように組み合わせるかは、被検体の心拍数等に応じて操作者が任意に決めるべきである。

Ｓ１６で生成された差分画像Ｘnを構成する全ての画素についてその絶対値の総和が、心臓の動き量を表す指標値として、最適位相決定部２０７において計算される。なお、差分画像Ｘnを構成する全画素の絶対値総和に限定されず、図６、図７に示すように、差分画像Ｘnの一部領域（局所領域）として典型的には操作者により画像上に指定された冠状動脈を含む関心領域内の複数画素の絶対値総和であってもよい。また、単純に絶対値総和ではく、二乗和であってもよい。

Ｓ１３〜Ｓ１７の一連の処理は、Ｓ１８及びＳ１９を経て、変数ｎが心拍期間の最終値（５０）に達するまで繰り返される。それにより、図４に示すように、１心拍期間に対して、２％の間隔で５１枚の差分画像Ｘ0〜Ｘ50が求められ、その差分画像Ｘ0〜Ｘ50それぞれにから絶対値総和ＳＴ0〜ＳＴ50が求められる。図４（ａ）は、スライス方向に沿ったＣＴ断層画像を表している。図４（ｂ）は、各位相におけるＣＴ断層画像を表している。図４（ｃ）は、２つの位相に対応するＣＴ断層画像の差分画像及びその差分画像の画素値の和（動き量）を求める式を表している。図４（ｄ）は、動き量の値に応じて画像の濃淡又は色を変えて、各位相における動き量の値を表した、モーションライン画像を表している。図４（ｅ）は、各スライス位置に対応する複数のモーションラインを、スライス位置に対応付けて表示したモーションマップ画像を表している。

図５には絶対値総和ＳＴ0〜ＳＴ50の時間変化を表している。最適位相決定部２０７は、この絶対値総和の時間変化の情報を作成し、表示部２１０に表示するようにしても良い。また、図６、図７に示した関心領域内の画素値の絶対値総和の時間変化の情報を作成し、図８に示すように、表示部２１０に表示するようにしても良い。

最適位相決定部２０７では、絶対値総和ＳＴ0〜ＳＴ50の中から、最も振動の動きが小さい状況に対応する単一の絶対値総和を選択する（Ｓ２０）。ここでは、最適位相決定部２０７は、最も値の低い絶対値総和ＳＴmを選択する。この最も値の低い絶対値総和ＳＴmは、画像Ｔmと画像Ｔm-2に由来しており、つまり１心拍周期の中で、（２×（ｍ−２））％の心拍位相から、（２×（ｍ））％の心拍位相までの間が最も心臓の動きが小さかった、又はそれに最も近かったことを意味している。最適位相決定部２０７は、例えば、
｛（２×（ｍ−２））％＋（２×ｍ）％｝／２
を最適な心拍位相として決定する（Ｓ２１）。それに限定されず、最適位相決定部２０７は、（２×（ｍ−２））％を最適位相として決定しても良いし、（２×ｍ）％｝／２を最適位相として決定しても良い。

また、上記図５又は図８に示した表示部２１０に表示された絶対値総和の時間変化から、操作者が入力装置を介して手動で最適と考える心拍位相を指定するようにしてもよい。

このように最適な位相として決定された心拍位相は、システム制御部２１２において、メインの心電同期再構成法において活用される。その決定された心拍位相に対応する複数の各スライスのＣＴ断層画像が再構成され、その３次元的な画像データに基づいて画像を表示することができる。

なお、上記第１モードにおいては、Ｓ１７で計算した差分画像Ｘnの画素絶対値の総和ＳＴnの最小値を選択したが、図９に示すように、この絶対値総和ＳＴnの時間変化（図５）に対して、適当な区間長で移動平均を求め（Ｓ２２）、その移動平均値の最小値を最適位相として決定するようにしても良い。区間長としては、ハーフの心電再構成法としての実質的な時間分解能が好ましいと言える。典型的には、当該移動平均の区間長は、（１８０°＋α）分の投影データセットの時間長に設定される。

次に、第２のモードについて説明する。上述したように、第１のモードでは、投影データセットから画像を再構成したが（図１２（ａ）参照）、第２のモードでは、画像を再構成することなく、再構成前の投影データ（生データ）を扱って最適位相を決定するものである。

図１０には、第２のモードによる最適位相決定手順を示している。図１０において、図２と同じステップには同じ符号を付して説明は省略する。Ｓ１４において生成された３６０°分の投影データセットＦＰｎが、画像記憶部２０９に記憶される。

最適位相決定部２０７では、画像記憶部２０９に記憶されている投影データから、１画像を再構成するのに必要な投影データセットを複数生成し、その投影データセット中の各投影データの差分を求め、その差分投影データの集まりである投影データセットを求める。ここでは、３６０°分の投影データセットＦＰnと、２位相前の投影データセットＦＰn-2のデータとを生成し、ビュー及びチャンネルを合わして差分して、差分投影データセットＹｎを生成する（Ｓ３１）。

Ｓ３１で生成された差分投影データセットＹｎを構成する全ての差分投影データ（各ビュー，各チャンネル番号に対応する差分投影データ）の値の絶対値の総和が、心臓の動き量を表す指標値として、最適位相決定部２０７において計算される（Ｓ３３）。なお、差分投影データセットＹｎを構成する差分投影データの値の絶対値総和に限定されず、他の方法で動き量を表す値を求めても良い。例えば、関心領域ＲＯＩに対応する幅領域（図１１では例えば２００ｍｍの幅の領域）に限局して当該総和を計算するようにしても良い。また、単純に絶対値総和ではく、二乗和であってもよい。

最適位相決定部２０７では、絶対値総和ＳＴ′0〜ＳＴ′50の中から、最も振動の動きが小さい状況に対応する単一の絶対値総和ＳＴ′mを選択する（Ｓ３３）。ここでは、最適位相決定部２０７は、最も値の低い絶対値総和ＳＴ′mを選択する。この最も値の低い絶対値総和ＳＴ′mは、投影データセットＰm、Ｐm-2に由来しており、つまり１心拍周期の中で、（２×（ｍ−２））％の心拍位相から、（２×（ｍ））％の心拍位相までの間が最も心臓の動きが小さかった、又はそれに最も近かったことを意味している。最適位相決定部２０７は、例えば、
｛（２×（ｍ−２））％＋（２×ｍ）％｝／２
を最適な心拍位相として決定する（Ｓ２１）。それに限定されず、最適位相決定部２０７は、（２×（ｍ−２））％を最適位相として決定しても良いし、（２×ｍ）％｝／２を最適位相として決定しても良い。

このように再構成画像ではなく、再構成処理前の投影データに対する処理で最適位相を決定することにより、処理工数の大幅な削減が図られ得る。

なお、本第２モードにおいても、第１モードの図９のＳ２２と同様に、総和ＳＴ′nの時間変化を区間長で移動平均を求め、その移動平均値の最小値を最適位相として決定するようにしても良い。

本第２モードの処理工数はさらに削減されることができる。上記説明では、図１２（ｂ）に示すように、ハーフ再構成法に従って、投影データセットＰnを、いわゆるパーカーによる２次元の重み係数マップ（Parker）を用いた２次元フィルタを通すことにより、３６０°分のフル投影データＦＰnを発生し、２位相ずれたフル投影データＦＰnとフル投影データＦＰn-2との間で差分をしている。

発明者らは、２位相ずれたハーフ投影データＰnとハーフ投影データＰn-2との間の多くの部分が共通していることに着目した（図１２（ｃ）参照）。ハーフ投影データＰnとハーフ投影データＰn-2との間の位相差（ここでは４％）に従って２つの同一のパーカーマップをシフトした上で差分する（図１２（ｄ））。それにより生成された新規なパーカーマップＳＰ（差分画像を得るための重み係数マップ）を、ハーフ投影データＰnとハーフ投影データＰn-2とを合成した範囲の投影データ、換言すると、ハーフ投影データＰnを、その直前に収集した位相差４％に相当する角度範囲の投影データとともに一群のデータとして読み出し、その一群の投影データに対して、新規なパーカーマップＳＰを適用することで（図１２（ｅ）参照）、図１０、図１１と同等の結果を得ることができる。 この方法では、データ読み出し回数を１／２に減らすことができる。また、差分処理をパーカーマップ上で事前に行うことにより、乗算演算処理の工数を削減することができる。つまり、この方法では、（１８０°＋α）＋｛差分対象の位相差（例えば４％）に相当する角度｝の投影データを読み出して、それに対して予め生成された新規なパーカーマップＳＰを重畳（convolute）することで、図２、図９、図１０と同等の結果を達成することができる。

３６０°分の投影データから画像再構成をするいわゆるフル再構成法において、最適位相決定処理の高速化のために、図１３に示すように処理を行っても良い。例えば４％の位相差に相当する角度（時間）だけシフトした隣り合う一対の３６０°分の投影データセットを、４％の位相差に相当する角度（時間）だけシフトしビューを揃えて差分する。一対の３６０°分の投影データセットの中央部分は共通であるので、この部分の差分はゼロ値となる。つまり、前後各々で４％ずつシフトした領域だけ差分として残存することになる。この共通部分のビューのデータを除いた前後に残存する領域に限局して画素の絶対値総和の計算を行うことにより、心臓の動き量を求めても良い。 また、高速化のために、図１４に示すように、ハーフ投影データＰnを部分的に間引くようにしても良い。典型的には、ビュー単位で間引くものであるが、チャンネル単位で間引くようにしても、さらにはビューとチャンネルとに関して間引くようにしても良い。

図１２（ｅ）の方法、さらにそれに間引き処理を併用することにより、図１５に示すように、最適位相決定のためのスキャニング期間中に、その投影データの収集と並行して即時的（動的）に差分投影データＹの総和（心臓の動き量を表す指標値）を次々と計算することができる。差分投影データＹの総和についてスキャン後にＲ波との同期処理を行う。それにより、最適位相決定のためのスキャニングの終了とともに、心臓の動き量を表す指標値の計算が終了しているので、終了後短時間のうちに、最適な心拍位相を決定することができる。この方法は特にダイナミックスキャンを行う場合にリアルタイム性を向上することができ有用である。

又、上述の第２のモードでは再構成前の投影データに基づいて動き量を求めたが、スライス方向に複数の投影データを重み付け加算して、スライス方向に所定の厚みを与えた動き量を求めるようにしても良い。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

本発明の実施形態によるＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図。 本実施形態の第１モード（画像差分）による最適心拍位相の決定処理手順を示す図。 図２のＳ１３〜Ｓ１７の補足図。 図２のＳ１３〜Ｓ１９の補足図。 図２のＳ２０を補足するための差分画像の絶対値総和の時間変化（心拍位相の変化）の一例を示す図。 本実施形態の第１モードにおいて処理範囲を関心領域（冠状動脈）に限局する例を示す図。 図６の関心領域を差分画像上で示す図。 図７の関心領域内の差分画像画素値の絶対値総和の時間変化（心拍位相の変化）で示す図。 図２の第１モードの変形例を示す図。 本実施形態の第２モード（生データ差分）による最適心拍位相の決定処理手順を示す図。 図１０のＳ１３，Ｓ１４，Ｓ３１，Ｓ３２の補足図。 本実施形態の第２モードの高速化のための変形例に関する補足説明図。 本実施形態の第２モードの高速化のための変形例に関する補足説明図。 本実施形態の第２モードの高速化のための他の変形例に関する補足説明図。 図１２、図１３、図１４の高速化による最適心拍位相決定のリアルタイム処理に関する補足説明図。

符号の説明

１…架台装置、２…計算機本体、３…寝台装置、１０１…Ｘ線管、１０２…Ｘ線検出器、１０３…回転フレーム、１０４…高圧発生装置、１０５…架台駆動装置、１０６…心電計、１０７…データ収集装置、２０１…スキャン制御部、２０２…前処理部、２０３…投影データ記憶部、２０６…画像再構成処理部、２０７…最適位相決定部、２０９…画像記憶部、２１０…表示部、２１２…システム制御部。

Claims (16)

1. 被検体から投影データを収集するためにＸ線管とＸ線検出器とを有し、前記投影データと心拍情報に基づいて被検体内部の画像を生成するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、
   前記投影データに基づいて複数の心拍位相に対応する動き量を求める演算部と、
   前記動き量に基づいて、特定の心拍位相を決定するための処理を行う特定心拍位相決定部とを備えることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
2. 前記特定心拍位相決定部は、心拍位相と前記動き量を対応付けた情報を表示するものであることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
3. 前記動き量演算部は、前記動き量を時間軸に沿って移動平均することを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
4. 前記動き量演算部は、再構成処理前の投影データの差分値に基づいて前記動き量を求めるものであることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
5. 前記動き量演算部は、スライス方向に複数列の投影データを加算し、その結果に基づいて前記動き量を求めるものであることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
6. 前記演算部は、前記投影データの収集と並行して前記動き量の演算を行うように構成され、且つ、前記特定心拍位相決定手段は、その求めた動き量と前記心拍情報とを対応付けて心拍位相の決定を行うように構成されたことを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
7. 被検体から投影データを収集するためにＸ線管とＸ線検出器とを有し、前記投影データと心拍情報に基づいて被検体内部の画像を生成するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、
   前記投影データから、第１の心拍位相に対応する画像の生成に必要とされる第１の投影データセットと、第２の心拍位相に対応する画像の生成に必要とされる第２の投影データセットと、前記第１の投影データセットと前記第２の投影データセットの差分の和を求める手段と、
   前記和に基づいて、特定の心拍位相を決定するための処理を行う特定心拍位相決定部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
8. 前記投影データセット切り出し部は、前記心拍位相の２乃至６％範囲から選択された間隔で複数の投影データセットを切り出すことを特徴とする請求項７記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
9. 前記投影データセット切り出し部は、前記心拍位相が２％の間隔で複数の投影データセットを切り出すことを特徴とする請求項７記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
10. 前記差分投影データセット発生部は、前記心拍位相の２乃至６％範囲から選択された間隔離れた一対の投影データセットを差分して差分投影データセットを発生することを特徴とする請求項７記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
11. 前記差分値の和は、前記差分投影データセット上の一部領域を対象とすることを特徴とする請求項７記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
12. 前記差分投影データセット発生部は、前記複数の投影データセット各々からデータを間引き、間引いた複数の投影データセットから前記複数の差分投影データセットを発生することを特徴とする請求項７記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
13. 前記投影データの収集と並行して、前記投影データセット切り出し部は前記投影データセットを切り出し、前記差分投影データセット発生部は前記切り出された投影データセットから前記差分投影データセットを発生することを特徴とする請求項７記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
14. 被検体から投影データを収集するためにＸ線管とＸ線検出器とを有し、前記投影データと心拍情報に基づいて被検体内部の画像を生成するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、
    前記収集された投影データを記憶する記憶部と、
    前記記憶部から特定の心拍位相に対応する投影データセットを切り出す投影データセット切り出し部と、
    画像再構成用の重み係数の差分と、前記投影データセットに基づいて、動き量を求める演算手段と、
    前記動き量に基づいて、特定の心拍位相を決定するための処理を行う特定心拍位相決定部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
15. 被検体から投影データを収集するためにＸ線管とＸ線検出器とを有し、前記投影データと心拍情報に基づいて被検体内部の画像を生成するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、
    前記投影データに基づいて、心拍位相が相違する複数の画像を再構成する画像再構成部と、
    前記複数の画像から、心拍位相が相違する複数の差分画像を発生する差分画像発生部と、
    前記複数の差分画像に基づいて、複数の心拍位相に対応する動き量を求める動き量演算部と、
    前記動き量に基づいて、特定の心拍位相を決定するための処理を行う特定心拍位相決定部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
16. 前記再構成された画像上の一部の領域を処理領域として設定する設定処理部を備え、
    前記動き量は、前記設定処理部により設定された一部の処理領域に対応する差分画像の画素値を加算処理することにより求められるものであることを特徴とする請求項１５記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。

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