JP2013128825A - Ｘ線診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】所定心拍時相における投影データを撮像系の回動方向に対して連続して生成し、
得られた投影データを再構成処理することにより良質なボリュームデータを生成する。
【解決手段】Ｘ線発生部１とＸ線検出部２を備えた撮像系を被検体１５０の周囲で複数回
回動させ、各回動において所定心拍時相における投影データを生成する。そして、画像再
構成回路７３は、前記回動方向において略連続して生成された投影データを再構成処理し
てボリュームデータを生成する。このとき、回動開始タイミング設定回路３１は、各回動
の開始タイミングをＥＣＧユニット１０から得られるＥＣＧ信号に基づいて設定すること
によって所定心拍時相における撮像系の回動位置を制御する。
【選択図】 図１

Description

本発明はＸ線診断装置及びＸ線撮像方法に係り、特にＸ線発生部及びＸ線検出部を回動
して得られた投影データを再構成処理してＸ線画像データの生成を行なうＸ線診断装置に
関する。

Ｘ線診断装置やＭＲＩ装置、あるいはＸ線ＣＴ装置などを用いた医用画像診断技術は、
１９７０年代のコンピュータ技術の発展に伴って急速な進歩を遂げ、今日の医療において
必要不可欠なものとなっている。

Ｘ線診断は、近年ではカテーテル手技の発展に伴い循環器分野を中心に進歩を遂げてい
る。循環器診断用のＸ線診断装置は、通常、Ｘ線発生部とＸ線検出部、これらを保持する
保持機構と、寝台（天板）及び信号処理部を備えている。そして、保持機構はＣアームあ
るいはΩアームが用いられ、天板片持ち方式の寝台と組み合わせることによって患者（以
下では、被検体と呼ぶ）に対して最適な位置や角度からのＸ線撮影を可能にしている。

Ｘ線診断装置のＸ線検出部に用いられる検出器は、従来、Ｘ線フィルムやＩ．Ｉ．（イ
メージ・インテンシファイア）が使用されてきた。このＩ．Ｉ．を用いたＸ線撮像方法で
は、Ｘ線発生部のＸ線管から発生したＸ線によって被検体を照射し、このとき被検体を透
過して得られるＸ線投影データ（以下、投影データと呼ぶ）は、Ｉ．Ｉ．において光学画
像に変換され、更に、この光学画像はＸ線ＴＶカメラによって撮影され電気信号に変換さ
れる。そして、電気信号に変換された投影データはＡ／Ｄ変換後、モニタに表示される。
このため、Ｉ．Ｉ．を用いた撮像方法は、フィルム方式では不可能であったリアルタイム
撮影を可能とし、又、デジタル信号で投影データの収集ができるため、種々の画像処理が
可能となった。

一方、前記Ｉ．Ｉ．に替わるものとして、近年、２次元配列の平面検出器が注目を集め
、その一部は既に実用化の段階に入っている。この平面検出器を備えたＸ線検出部とＸ線
発生部を対向させて保持機構（Ｃアーム）に固定し、被検体の体軸と略平行な軸を中心と
して回動させながら投影データを収集する方法が提案されている（例えば、特許文献１参
照。）。

特許文献１に記載されている方法では、回動するＸ線発生部により被検体の複数の方向
からコーンビーム形状（２次元的に広がったビーム形状）のＸ線を順次照射し、被検体の
後方に配置されたＸ線検出部の平面検出器によって透過Ｘ線量の検出を行なう。そして、
得られた透過Ｘ線量から投影データを生成し、更に、この投影データに対して再構成処理
を行なって３次元データ（以下では、ボリュームデータと呼ぶ）の生成を行なっている。

特開２００２−２６３０９３号公報

ところで、上述のＸ線診断装置における撮像系の回動速度は、通常４０度／秒乃至６０
度／秒であり、例えばファン角度が２０度の場合に１８０度＋ファン角度の回動に要する
時間は３秒乃至５秒となる。このような回動速度を有する撮像系を用いて１８０度＋ファ
ン角度の回動範囲における心臓等の投影データを収集する場合、心臓の拍動数は１回／秒
乃至２回／秒ゆえ、撮像系が上記回動範囲を回動する間に心臓は３回乃至１０回の拍動を
行なう。

即ち、撮像系の回動速度は、心臓の拍動に対して十分速くないために心臓の異なる心拍
時相における投影データが収集され、従って、これらの投影データを用いた再構成処理に
よって得られるボリュームデータにおいて心臓の動きによるアーチファクトが生ずる。こ
のような問題点に対し、上述の特許文献１ではその解決方法が記載されていない。

一方、心臓のように周期的な拍動を行なう臓器に対する撮影方法として心拍同期法が従
来より知られており、特に臓器の動きが比較的小さい拡張末期あるいは収縮末期において
投影データを収集することにより良質な再構成画像データの生成が可能となる。

但し、心臓の動きが少ない拡張末期や収縮末期の期間は心拍周期の約３０％乃至４０％
に過ぎず、残りの６０％乃至７０％の期間では投影データを収集することができない。こ
のため限られた方向からの投影データを用いて再構成処理を行なうため、得られたボリュ
ームデータにおいて顕著なアーチファクトが発生し、診断能が大幅に低下する。

図１０は、上記の問題点を説明するための図であり、図１０（ａ）は、心電波形（以下
では、ＥＣＧ信号と呼ぶ。）のＲ波（Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３・・・）に基づいて設定された拡
張末期Ｔ１１，Ｔ１２、Ｔ１３、・・・におけるＸ線撮影タイミングｔ１乃至ｔ３、ｔ４
乃至ｔ６、ｔ７乃至ｔ９、・・・・を示している。

一方、Ｘ線診断装置の撮像系に設けられたＸ線発生部とＸ線検出部は、図１０（ｂ）に
示すように被検体を挟んで対向配置され、更に、この被検体の周囲で所定の速度で回動す
る。従って、図１０（ａ）のＸ線照射タイミングｔ１乃至ｔ３においてＸ線発生部はＡ１
乃至Ａ３に位置し、これらの位置において対向するＸ線検出部に対しＸ線を照射する。

同様にして、ＥＣＧ信号のＲ２、Ｒ３，・・・によって設定された拡張末期Ｔ１２，Ｔ
１３・・・におけるＸ線照射タイミングｔ４乃至ｔ６、ｔ７乃至ｔ９において、Ａ４乃至
Ａ６，Ａ７乃至Ａ９に位置したＸ線発生部はＸ線検出部に対しＸ線を放射する。

例えば、ファン角度φ０を２０度とした場合に投影データの収集に必要な撮影範囲θ０
は２００度となり、この撮影範囲θ０の約４０％において拡張末期の投影データが収集さ
れる。従って、例えば１度単位で撮像系を回動させながら投影データを収集する場合、上
記の回動範囲θ０では８０の投影データが収集される。即ち、拡張末期の投影データのみ
を収集して再構成処理を行なう場合、そのデータ数は大幅に減少し、しかもこれらのデー
タは不等間隔で得られるため、再構成処理によって得られたボリュームデータや画像デー
タにおいて許容できないアーチファクトが発生する。

一方、多方向から得られた投影データを再構成処理してボリュームデータを生成するＸ
線ＣＴでは、例えば特開２００１−１８７０４８号公報に記載されているように、所定の
心拍時相における投影データを複数セグメントに分けて収集する方法が提案されているが
、Ｘ線診断装置における撮像系の回動速度はＸ線ＣＴ装置におけるガントリの回転速度に
較べて極めて遅いためセグメント再構成を行なうことは困難である。

本発明は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、撮像系を被検
体の周囲に設定された所定の回動経路に沿って複数回の回動を繰り返しながらＸ線撮影を
行なうことにより前記被検体の所定心拍時相における投影データを回動方向に略連続して
生成し、この投影データを再構成処理することにより高画質なＸ線画像データの生成が可
能なＸ線診断装置を提供することにある。

上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明のＸ線診断装置は、被検体に対して
Ｘ線の照射と検出を行なう撮像手段と、この撮像手段を前記被検体の周囲に設定された所
定の回動経路に沿って複数回の回動を行なう回動手段と、前記被検体の心拍情報と前記撮
像手段の回動位置情報に基づいて、前記被検体の所定心拍時相においてＸ線照射を制御す
る照射制御手段と、前記照射制御手段の制御によってＸ線の照射と検出を行なうことによ
り投影データを生成する投影データ生成手段と、生成された前記投影データを再構成処理
してボリュームデータを生成する再構成処理手段と、を備え、前記照射制御手段は、前記
被検体の所定心拍時相における前記複数回の回動による回動位置の一部が重なり合うよう
に制御し、その重なり合う場所ではＸ線照射を行わないように制御することを特徴として
いる。

本発明の実施例におけるＸ線診断装置の全体構成を示すブロック図。 同実施例におけるＸ線発生部及びＸ線検出部の回動方向を示す図。 同実施例におけるＸ線発生部の回動範囲を示す図。 心拍周期の拡張期及び収縮期における左室容積変化曲線とＥＣＧ信号を示す図。 本発明の実施例における被検体の心拍時相と撮像系の回動位置及び撮像位置を示す図。 同実施例の撮像系による複数回の回動と各々の回動における撮像位置を示す図。 同実施例における回動開始タイミングの設定方法を示す図。 同実施例における画像データの生成手順を示すフローチャート。 本実施例の変形例における撮像系の回動方向を示す図。 従来の投影データ収集方法における問題点を説明するための図。

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

以下に述べる本発明の実施例では、Ｘ線発生部とＸ線検出部を備えた撮像系を被検体の
周囲に設定された所定の回動経路に沿って複数回（Ｎ回）回動させ、各回動において前記
被検体の所定心拍時相（拡張末期）における投影データを生成する。そして、Ｎ回の回動
により回動方向に略連続した投影データを生成し、この投影データに対して再構成処理を
行なってボリュームデータを生成する。

（装置の構成）
本発明の実施例におけるＸ線診断装置の構成につき図１乃至図７を用いて説明する。但
し、図１は、Ｘ線診断装置の全体構成を示すブロック図である。

図１に示した本実施例のＸ線診断装置１００は、被検体１５０に対しＸ線を照射するた
めのＸ線発生部１と、このＸ線発生部１におけるＸ線照射に必要な高電圧を供給する高電
圧発生部４と、被検体１５０を透過した投影データを検出するＸ線検出部２と、Ｘ線発生
部１及びＸ線検出部２を保持する保持部６と、この保持部６を移動させＸ線発生部１とＸ
線検出部２を被検体１５０の周囲で回動させるための機構部３と、この機構部３から供給
されるＸ線発生部１及びＸ線検出部２の回動位置情報と後述のＥＣＧユニット１０から供
給される被検体１５０の心拍情報（ＥＣＧ波形）に基づいてＸ線照射を制御する照射制御
部５を備えている。

又、Ｘ線診断装置１００は、Ｘ線検出部２で生成された投影データを再構成処理してボ
リュームデータを生成し、更に、このボリュームデータから２次元画像データあるいは３
次元画像データを生成する画像演算・記憶部７と、これらの画像データを表示する表示部
８と、被検体情報や各種コマンドの入力、撮影条件の設定、更には、画像表示モードの選
択等を行なう操作部９と、被検体１５０に対してＥＣＧ信号を収集するＥＣＧユニット１
０と、上述の各ユニットを統括して制御するシステム制御部１１を備えている。

Ｘ線発生部１は、被検体１５０に対しＸ線を照射するＸ線管１５と、Ｘ線管１５から照
射されたＸ線に対してＸ線錘（コーンビーム）を形成するＸ線絞り器１６を備えている。
Ｘ線管１５は、Ｘ線を発生する真空管であり、陰極（フィラメント）より放出された電子
を高電圧によって加速させてタングステン陽極に衝突させＸ線を発生する。又、Ｘ線絞り
器１６は、Ｘ線管１５と被検体１５０の間に位置し、Ｘ線管１５から照射されたＸ線ビー
ムをＸ線検出部２における所定サイズの照射範囲に絞り込む機能を有している。

次に、Ｘ線検出部２は、既に述べたＸ線Ｉ．Ｉ．を用いた方式や微小なＸ線検出器を２
次元配列した、所謂Ｘ線平面検出器を用いた方式等がある。以下では、Ｘ線Ｉ．Ｉ．を用
いた方式について述べるが、この方式に限定されるものではなく、Ｘ線平面検出器等を用
いた他の方式であっても構わない。

即ち、Ｘ線検出部２は、Ｘ線Ｉ．Ｉ．２１と、Ｘ線テレビカメラ２２と、Ａ／Ｄ変換器
２３を備えている。そして、Ｘ線Ｉ．Ｉ．２１は、被検体１５０を透過したＸ線を可視光
に変換し、更に、光−電子−光変換の過程で輝度の増倍を行なって感度のよい投影データ
を生成する。一方、Ｘ線テレビカメラ２２は、ＣＣＤ撮像素子を用いて上述の光学的な投
影データを電気信号に変換し、Ａ／Ｄ変換器２３は、Ｘ線テレビカメラ２２から出力され
た時系列的な電気信号（ビデオ信号）をデジタル信号に変換する。

次に、機構部３は、ＥＣＧユニット１０から供給される被検体１５０の心拍情報に基づ
いてＸ線発生部１及びＸ線検出部２（以下では、これらを纏めて撮像系と呼ぶ。）の回動
開始タイミングを設定する回動開始タイミング設定回路３１と、回動開始タイミング設定
回路３１から供給されるタイミング情報に基づいて撮像系を回動させるための制御を行な
う撮像系移動制御回路３２と、撮像系移動制御回路３２から供給される制御信号に従い撮
像系を被検体１５０の周囲において回動させる撮像系移動機構３３と、撮像系の回動位置
を検出する位置検出器３４を備え、更に、天板１７を被検体１５０の体軸方向に移動する
図示しない天板移動機構と、この天板移動機構を制御する図示しない天板移動制御回路を
備えている。

そして、回動開始タイミング設定回路３１は、被検体１５０の周囲に設定された回動経
路に沿って撮像系をＮ回回動させながら所定心拍時相におけるＸ線撮影を行なう際に、撮
像系の回動方向に対して略連続した所定心拍時相の投影データを効率よく生成するために
、回動１乃至回動Ｎにおける撮像系の回動開始タイミングを被検体１５０から得られる心
拍情報に基づいて設定する。

一方、撮像系移動制御回路３２は、ＥＣＧユニット１０から得られる被検体１５０の所
定心拍時相Ｔ１における回動ステップ数Ｐや回動ステップ間隔Δθ等に基づいて撮像系の
回動角速度Ｖｒを設定し、この回動角速度Ｖｒと上述の回動開始タイミング設定回路３１
から供給される回動開始のタイミング信号に基づいて撮像系を回動するための制御信号を
撮像系移動機構３３に供給する。

更に、撮像系移動制御回路３２は、システム制御部１１から供給される制御信号に従が
って撮像系を被検体１５０の体軸方向（図１の紙面に垂直な方向）へ移動するための制御
信号を撮像系移動機構３３に供給し、撮像系移動機構３３は、この制御信号に基づいて上
記撮像系を体軸方向へ移動することによって、投影データを収集する位置、即ち、体軸方
向における回動経路の位置を設定する。

次に、機構部３によって行なわれる撮像系の回動につき図２乃至図３を用いて説明する
。図２は、撮像系移動機構３３によって回動するＸ線発生部１とＸ線検出部２を示したも
のであり、Ｃアームによって構成される保持部６の端部近傍にはＸ線発生部１とＸ線検出
部２が設けられている。図２（ａ）は、保持部６をＲ１方向にスライドさせる方法を、又
、図２（ｂ）は、保持部６をＲ２方向に回動させる方法を示しており、何れの場合もＸ線
発生部１とＸ線検出部２を備えた撮像系は被検体１５０の体軸と略平行な軸を回動中心軸
として回動する。

一方、図３は、撮像系を被検体１５０の周囲で回動させながらＸ線撮影を行ない、得ら
れた投影データを再構成処理してボリュームデータを生成する際、再構成処理に最低限必
要となる投影データの撮影範囲θ０を示したものであり、この場合の再構成処理には、１
８０度＋ファン角度θｆの範囲で回動方向に対して連続した投影データが要求される。但
し、上記ファン角度θｆは、Ｘ線発生部１から放射されるＸ線の照射角度によって決定さ
れる。

尚、上述の回動開始タイミング設定回路３１による回動開始タイミングの設定方法や撮
像系移動制御回路３２による回動角速度Ｖｒの設定方法についての詳細は後述する。

図１に戻って、高電圧発生部４は、Ｘ線管１５の陰極から発生する熱電子を加速するた
めに、陽極と陰極の間に印加する高電圧を発生させる高電圧発生器４２と、システム制御
部１１からの指示信号に従い、高電圧発生器４２における管電流、管電圧、照射時間等の
Ｘ線照射条件の制御を行なう高電圧制御回路４１を備えている。

次に、照射制御部５は、図示しない演算回路と記憶回路を備え、ＥＣＧユニット１０か
ら供給される被検体１５０の心拍情報（心拍周期Ｔ０）に基づいて所定心拍時相Ｔ１を設
定し、更に、前記演算回路は、システム制御部１１を介して操作部９から供給される撮影
条件、即ち、撮影範囲θ０、撮像系の回動ステップ間隔Δθ及び全回動ステップ数Ｍ、心
拍時相Ｔ１における回動ステップ数Ｐ及び重複回動ステップ数Ｑ、回動回数Ｎ等に基づい
て回動１乃至回動Ｎの心拍時相Ｔ１における撮影位置を設定し、記憶回路に保存する。

更に、照射制御部５は、心拍時相Ｔ１において、システム制御部１１を介し機構部３の
位置検出器３４から供給される撮像系の回動位置が上述の撮影位置と一致する場合には高
電圧発生部４に対してＸ線撮影を行なうための指示信号を供給する。

既に述べたように、周期的な拍動を行なう心臓のような臓器に対しては、その動きが比
較的小さくなる拡張末期あるいは収縮末期において投影データの収集を行なうことが望ま
しい。図４は、左心系における容積変化曲線（ａ）とＥＣＧユニット１０から得られるＥ
ＣＧ信号（ｂ）を示したものであり、ＥＣＧ信号のＲ波からＴ波までが収縮期、このＴ波
から次のＲ波までが拡張期である。そして、拡張末期Ｔ１あるいは収縮末期Ｔ２において
その左室容積の変化が最小になる。

即ち、心臓の動きが最小となる拡張末期Ｔ１あるいは収縮末期Ｔ２において収集した投
影データに対して再構成処理を行なうことにより、動きの影響を抑えた良質なボリューム
データや画像データを生成することが可能となる。以下では、拡張末期Ｔ１において投影
データを収集する場合について述べるが、収縮末期Ｔ２であっても構わない。

次に、画像演算・記憶部７は、投影データ記憶回路７１と、画像再構成回路７３と画像
データ記憶回路７４と画像演算回路７５を備えている。そして、撮像系を被検体１５０の
周囲でＮ回回動しながらＸ線撮影して生成された投影データは、機構部３の位置検出器３
４にて検出された撮像系の回動位置情報と共に投影データ記憶回路７１に保存される。

次に、画像再構成回路７３は、投影データ記憶回路７１に保存された投影データとその
回動位置情報を読み出して再構成処理を行ないボリュームデータを生成する。そして、得
られたボリュームデータを画像データ記憶回路７４に保存する。尚、上記ボリュームデー
タの生成方法は、Ｘ線ＣＴ装置の画像再構成法として周知であるため詳細な説明は省略す
る。

又、画像演算回路７５は、得られたボリュームデータに対し、例えば、ボリュームレン
ダリング法やＭＰＲ（Multi-Planar-Reconstruction）法、更には、ＭＩＰ（Maximum−In
tensity−Projection）法を適用して３次元画像データや２次元画像データを生成し、こ
れらの画像データを画像データ記憶回路７４に保存する。

次に、表示部８は、画像演算・記憶部７の画像データ記憶回路７４に保存されている上
述の画像データを表示するためのものであり、これらの画像データとその付帯情報を合成
して表示用データを生成する表示用データ生成回路８１と、上記表示用データに対してＤ
／Ａ変換とＴＶフォーマット変換を行なって映像信号を生成する変換回路８２と、生成さ
れた映像信号を表示するモニタ８３を備えている。

又、操作部９は、キーボード、トラックボール、ジョイスティック、マウス等の入力デ
バイスや表示パネル、更には、各種スイッチ等を備えており、被検体情報や各種コマンド
信号の入力、Ｘ線照射条件や撮影条件の設定、心拍時相の選択、画像表示モードの選択等
を行なう。

尚、上記撮影条件として、撮影範囲θ０、撮像系の回動ステップ間隔Δθ及び全回動ス
テップ数Ｍ、心拍時相Ｔ１，心拍時相Ｔ１における回動ステップ数Ｐ及び重複回動ステッ
プ数Ｑ、回動回数Ｎ等があり、心拍時相として拡張末期や収縮末期等がある。更に、Ｘ線
照射条件としてＸ線管１５の管電圧、管電流及びＸ線照射時間等があり、画像表示モード
として３次元画像表示、ＭＩＰ画像表示、ＭＰＲ画像表示等がある。

一方、ECGユニット１０は、被検体１５０に装着された図示しない電極から検出される
ＥＣＧ信号を受信し、デジタル信号に変換する。そして、システム制御部１１は、図示し
ないＣＰＵと記憶回路を備え、操作者によって操作部９から入力あるいは設定される上述
の各種情報は前記記憶回路に保存される。一方、前記ＣＰＵは、これらの情報に基づいて
高電圧発生部４、Ｘ線検出部２、機構部３、照射制御部５、画像演算・記憶部７、更には
表示部８の各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行なう。

（回動位置及び撮影位置の設定）
次に、上述の回動１乃至回動Ｎにおける撮像系の回動位置と撮影位置の設定につき図５
及び図６を用いて説明する。尚、以下では説明を簡単にするために、これらの図における
撮像系は、同一の回動経路に沿って回動１乃至回動３（Ｎ＝３）の回動を行ない、回動１
における拡張末期Ｔ１１、Ｔ１２、Ｔ１３、・・・回動２における拡張末期Ｔ２１、Ｔ２
２、Ｔ２３、・・・回動３における拡張末期Ｔ３１、Ｔ３２、Ｔ３３、・・・の各々にお
いて４回乃至６回のＸ線撮影を行なう場合について示しているが、これに限定されない。

図５は、横軸に被検体のＥＣＧ信号の時相を、又、縦軸に撮像系の回動位置及び撮影位
置を示しており、図６は、回動１乃至回動３における回動位置と撮影位置を円弧Ｒ１乃至
Ｒ３にて示している。そして、何れの場合も図中の実線（太線）は撮像系の回動経路を又
、丸印（○及び●）は、前記回動経路において拡張末期のＸ線撮影が可能な撮像系の回動
位置を示している。但し、図６における撮像系は、説明を分かり易くするために異なる円
弧Ｒ１乃至Ｒ３に沿って回動１乃至回動３を行なう場合を示しているが、実際には、同一
の回動経路を所定角速度Ｖｒで回動する。尚、以下では、Ｘ線発生部１の回動位置を撮像
系の回動位置として説明する。

図５及び図６に示すように、機構部３の撮像系移動制御回路３２は、撮像系移動機構３
３を制御して撮像系を回動位置θ１から回動位置θ２００（Ｍ＝２００）に向かって回動
角速度Ｖｒで回動させる。そして、回動１では拡張末期Ｔ１１、Ｔ１２，Ｔ１３，・・・
において撮像系が予め設定された撮影位置θ１乃至θ６、θ１６乃至θ２１、θ３１乃至
θ３６、・・・に到達したならば照射制御部５は高電圧発生部４を制御してＸ線撮影を行
なう。

このような間欠的なＸ線撮影が回動１において終了したならば、撮像系移動制御回路３
２は撮像系を最初の回動位置θ１に戻し、回動開始タイミング算出回路３１から供給され
る回動開始のタイミング信号に基づいて回動２を開始する。そして、拡張末期Ｔ２１、Ｔ
２２、Ｔ２３、・・・において撮像系が撮影位置θ７乃至θ１１、θ２２乃至θ２６、θ
３７乃至θ４１、・・・に到達したならばＸ線撮影が行なわれる。

同様の手順によって撮像系は回動位置θ１において回動３の回動を開始し、拡張末期Ｔ
３１、Ｔ３２、Ｔ３３、・・・において撮影位置θ１２乃至θ１６、θ２７乃至θ３１、
・・・に到達したならばＸ線撮影が行なわれる。

この場合、回動１乃至回動３の拡張末期における撮像系の回動位置は図５及び図６に示
すようにその端部が重なるように回動開始タイミングが設定される。例えば、回動１の拡
張末期Ｔ１１、Ｔ１２、Ｔ１３における最後の回動位置と回動２の拡張末期Ｔ２１、Ｔ２
２，Ｔ２３における最初の回動位置はθ６、θ２１、θ３６において一致するように設定
される。

同様にして回動２の拡張末期Ｔ２１、Ｔ２２、Ｔ２３における最後の回動位置と回動３
の拡張末期Ｔ３１、Ｔ３２，Ｔ３３、・・・における最初の回動位置はθ１１、θ２６、
θ４１において一致し、回動３の拡張末期Ｔ３１、Ｔ３２、・・・の最後の回動位置と回
動１の拡張末期Ｔ１２、Ｔ１３、・・・における最初の回動位置はθ１６、θ３１、・・
・において一致するように設定される。

このような、Ｘ線撮影方法を適用することによって、例えば、回動角速度Ｖｒを設定す
る際に用いた被検体のＸ線撮影前における心拍周期Ｔ０に対し、Ｘ線撮影中の心拍周期が
異なる場合においても拡張末期における投影データを回動方向に対して連続して合成する
ことが可能となる。

即ち、心拍周期が変動することにより回動１の回動位置θ６において拡張末期Ｔ１１の
投影データが得られない場合には、回動２の回動位置θ６によって得られた拡張末期の投
影データで補完することが可能となる。この場合、照射制御部５は、ＥＣＧユニット１０
から供給される心拍情報と機構部３の位置検出器３４から供給される撮像系の回動位置情
報に基づき、回動１の回動位置θ６における拡張末期Ｔ１１の投影データが収集不可であ
ることを認識したならば高電圧発生部４を制御してＸ線照射を停止すると共に、回動２の
回動位置θ６を新たな撮影位置に設定する。

（回動開始タイミングの設定）
次に、機構部３の回動開始タイミング設定回路３１における回動開始タイミングの設定
方法につき図７を用いて説明する。図７は、図６に示した回動位置θ１乃至θ２００に対
し撮影系の回動１乃至回動３を行なって拡張末期Ｔ１におけるＸ線撮影を行なう際の、回
動１乃至回動３の回動開始タイミングを基準とした経過時間に対する撮像系の回動位置と
撮影位置を示したものである。

但し、この場合も図５あるいは図６と同様にして、回動１乃至回動３の撮像系は拡張末
期Ｔ１において夫々６つの回動位置が設定され、所定の回動（例えば、回動２）における
拡張末期Ｔ１の最初の回動位置θ６は、先行する回動（回動１）における拡張末期Ｔ１の
最後の回動位置θ６に一致し、前記所定の回動（回動２）における最後の回動位置θ１１
は、後続する回動（回動３）における最初の回動位置θ１１に一致する場合について示し
ているが、各拡張末期における回動ステップ数Ｐや重複回動ステップ数Ｑはこの実施例に
限定されない。

先ず、図１に示した機構部３の回動開始タイミング設定回路３１は、システム制御部１
１を介してＥＣＧユニット１０から供給される被検体１５０のＥＣＧ信号において時相φ
４のＲ波を検出し、Ｒ−Ｒ間隔から心拍周期Ｔ０を計測する。次いで、検出された各々の
Ｒ波から拡張末期Ｔ１だけ遡った時相φ３を設定し、更に、この時相φ３から期間Ｔｘ及
び期間２Ｔｘだけ遡った時相φ２及びφ１を設定する。

次に、回動開始タイミング設定回路３１は、図７に示すように、ＥＣＧ信号のＲ波から
期間Ｔ１だけ遡った時相φ３を回動１の回動開始タイミングに設定し、次いで、この設定
に基づいて撮像系移動制御回路３２は、撮像系移動機構３３を制御し回動位置θ１を回動
開始位置として上記回動開始タイミングで撮像系を回動させる。そして、撮像系が照射制
御部５によって予め設定された撮影位置θ１乃至θ６、θ１６乃至θ２１、・・・に到達
したならば、これらの撮影位置においてＸ線撮影が行なわれる。

同様にして、回動開始タイミング設定回路３１は、ＥＣＧ信号のＲ波から期間Ｔ１１（
Ｔ１１＝Ｔ１＋Ｔｘ）だけ遡った時相φ２を回動２の回動開始タイミングに、又、心電波
形のＲ波から期間Ｔ１２（Ｔ１２＝Ｔ１＋２Ｔｘ）だけ遡った時相φ１を回動３の回動開
始タイミングに設定する。次いで、撮像系移動制御回路３２は、これらの回動開始タイミ
ングに基づいて撮像系移動機構３３を制御し、回動位置θ１を回動開始位置として上記回
動開始タイミングで撮像系を回動させる。そして、回動２における撮像系が照射制御部５
において予め設定された撮影位置θ７乃至θ１１、θ２２乃至θ２６、・・・に、又、回
動３における撮像系が撮影位置θ１２乃至θ１５、θ２７乃至θ３０、・・・に到達した
ならば、これらの撮影位置においてＸ線撮影が行なわれる。

（回動角速度の設定）
ところで、撮影範囲θ０（θ０＝２００度）の回動位置θ１乃至θＭ（Ｍ＝２００）に
おいて撮像系を回動させる場合、（Ｐ−Ｑ）Δθの回動範囲を拡張末期Ｔ１の間に回動さ
せる必要がある。従って、撮像系の回動角速度Ｖｒは下式（１）によって算出される。

但し、回動ステップ間隔Δθは、回動位置θ１乃至θＭにおける回動ピッチであり撮影
範囲θ０／全回動ステップ数Ｍによって算出される。又、Ｐは既に述べたように拡張末期
Ｔ１における回動ステップ数、Ｑは回動１乃至回動Ｎの間で重複する拡張末期Ｔ１の回動
ステップ数を示しており、図５乃至図７では、θ０＝２００度、Ｍ＝２００，Ｐ＝６、Ｑ
＝１、Δθ＝１度、Ｔ１＝４００ｍｓｅｃの場合について示している。

即ち、機構部３の撮像系移動制御回路３２は、操作部９あるいはシステム制御部１１に
て予め設定された撮影範囲θ０、回動ステップ間隔Δθ、拡張末期における回動ステップ
数Ｐや重複回動ステップ数Ｑに基づいて回動角速度Ｖｒの設定を行なう。

尚、上式（１）における拡張末期Ｔ１は被検体の心拍周期Ｔ０に対し所定の比率ηで設
定される値であり、上述の実施例ではη＝４０％の場合について示している。従って、被
検体の心拍周期Ｔ０が時間的に変動する場合には、機構部３の撮像系移動制御回路３２は
、上式（１）に基づいて回動角速度Ｖｒを更新することにより、回動１乃至回動Ｎの各々
では照射制御部５が予め設定した撮影位置において投影データを確実に生成することが可
能となる。

（画像データの生成手順）
次に、図１乃至図８を用い、本実施例のＸ線診断装置１００における画像データの生成
手順について説明する。尚、図８は、画像データの生成手順を示すフローチャートである
。

Ｘ線診断装置１００の操作者は、先ず操作部９において被検体１５０に関する被検体情
報の入力、心拍時相（拡張末期）の選択、Ｘ線照射条件や撮影条件の設定、画像表示モー
ドの選択等を行なう。そして、上述の入力情報、選択情報及び設定情報はシステム制御部
１１の記憶回路に保存される（図８のステップＳ１）。

又、上述の撮影条件はシステム制御部１１を介して照射制御部５に供給され、記憶回路
に一旦保存される。尚、以下では、θ０＝２００度、Δθ＝１度、Ｍ＝２００、Ｐ＝６、
Ｑ＝１、Ｎ＝３の場合について述べるがこれに限定されるものではない。

上述の入力や設定が終了したならば、操作者は、被検体１５０にＥＣＧユニット１０の
電極を装着する。そして、ＥＣＧユニット１０は、このとき得られる被検体１５０のＥＣ
Ｇ信号を一旦デジタル信号に変換した後、システム制御部１１を介して照射制御部５に供
給し、照射制御部５は、このＥＣＧ信号のＲ波間隔あるいは心拍数から心拍周期Ｔ０を計
測し、この心拍周期Ｔ０における拡張末期Ｔ１を設定する（図８のステップＳ２）。

更に、照射制御部５は既に記憶回路に保存されている上述の撮影条件と拡張末期の期間
Ｔ１に基づいて拡張末期における回動１の撮影位置θ１乃至θ６、θ１６乃至θ２１、θ
３１乃至θ３６、・・・、回動２の撮影位置θ７乃至θ１１、θ２２乃至θ２６、θ３７
乃至θ４１、・・・、回動３の撮影位置θ１２乃至θ１５、θ２７乃至θ３０、・・・の
設定を行なう（図８のステップＳ３）。

一方、機構部３の回動開始タイミング設定回路３１は、システム制御部１１を介してＥ
ＣＧユニット１０から供給される被検体１５０のＥＣＧ信号において時相φ４のＲ波を検
出し、Ｒ波間隔から心拍周期Ｔ０を計測する。次いで、検出された各々のＲ波から拡張末
期Ｔ１だけ遡った時相φ３を設定し、更に、この時相φ３から期間Ｔｘ及び２Ｔｘだけ遡
った時相φ２及びφ１を設定する。そして、時相φ３、時相φ２及び時相φ１を回動１乃
至回動３における回動開始タイミングに設定する（図７参照）。

更に、回動開始タイミング設定回路３１は、システム制御部１１を介して照射制御部５
あるいは操作部９から供給される撮影条件や上述の拡張末期Ｔ１に基づいて回動角速度Ｖ
ｒを設定する（図８のステップＳ４）。

次いで、機構部３の撮像系移動制御回路３２は、システム制御部１１を介して操作部９
から供給されるコマンド信号に基づいて撮像系移動機構３３を制御し、撮像系を最初の回
動位置θ１に設定する。次いで、操作者は、被検体１５０の診断部位に対して造影剤を注
入した後（図８のステップＳ５）、回動１のＸ線撮影を開始するためのコマンド信号を操
作部９より入力し、このコマンド信号がシステム制御部１１に供給されることによって回
動１のＸ線撮影が開始される（図８のステップＳ６）。

次いで、システム制御部１１は、上記撮影開始コマンド信号に後続してＥＣＧユニット
１０から供給される被検体１５０のＥＣＧ信号の時相φ３においてＸ線照射を行なう。

回動位置θ１におけるＸ線撮影に際して、照射制御部５は、システム制御を１１を介し
てＥＣＧユニット１０から供給されるＥＣＧ信号の時相φ３と機構部３の位置検出器３４
から供給される撮像系の回動位置θ１を確認した後、Ｘ線照射の指示信号を高電圧発生部
４に供給する。そして、高電圧発生部４の高電圧制御回路４１は、照射制御部５より供給
された上記指示信号を受信し、既に設定されているＸ線照射条件に基づいて高電圧発生器
４２を制御し高電圧をＸ線発生部１のＸ線管１５に印加する。

次いで、高電圧が印加されたＸ線管１５は、Ｘ線絞り器１６を介して被検体１５０にＸ
線を照射し、被検体１５０を透過したＸ線は、その後方に設けられたＸ線検出部２のＸ線
Ｉ．Ｉ．２１に投影される。一方、Ｘ線Ｉ．Ｉ．２１は、被検体１５０を透過したＸ線を
光学画像に変換し、Ｘ線テレビカメラ２２は、この光学画像を電気信号（ビデオ信号）に
変換する。

そして、Ｘ線テレビカメラ２２から時系列的に出力されたビデオ信号はＡ／Ｄ変換器２
３にてデジタル信号に変換された後、投影データとして画像演算・記憶部７の投影データ
記憶回路７１に保存される。この場合、投影データ記憶回路７１に保存される投影データ
には撮影位置θ１の情報が付帯情報として付加される。

一方、システム制御部１１は、機構部３の撮像系移動制御回路３２を制御し、撮像系を
被検体１５０の周囲において回動角速度Ｖｒで回動させる。又、機構部３の位置検出器３
４によって検出された撮像系の回動位置がシステム制御部１１を介して供給された照射制
御部５は、この撮像系の回動位置が記憶回路に予め保存されている撮影位置と一致した場
合には高電圧発生部４の高電圧制御回路４１に対しＸ線照射のための指示信号を供給する
。そして、この指示信号に基づいたＸ線撮影によって得られた回動位置θ２の投影データ
は、その撮影位置情報と共に投影データ記憶回路７１に保存される。

以下同様にして、撮像系は回動１を回動角速度Ｖｒにて回動し、予め設定された撮影位
置θ３乃至θ６、θ１６乃至θ２１、θ３１乃至θ３６、・・・、においてＸ線撮影を行
ない、得られた投影データは投影データ記憶部７１に保存される（図８のステップＳ７）
。

回動１におけるＸ線撮影が終了したならば、機構部３の撮像系移動制御回路３２は、シ
ステム制御部１１から供給される指示信号に基づいて撮像系移動機構３３を制御して回動
位置θ１に撮像系を再設定する。次いで、操作者は、被検体１５０の診断部位に対して再
度造影剤を注入した後、操作部９において回動２のＸ線撮影を開始するためのコマンド信
号を入力する。このコマンド信号がシステム制御部１１に供給されることによって回動２
の撮影位置θ７乃至θ１１、θ２２乃至θ２６、θ３７乃至θ４１、・・・、におけるＸ
線撮影が回動１と同様の手順によって行なわれ、得られた投影データは、その撮影位置情
報と共に投影データ記憶回路７１に保存される（図８のステップＳ４乃至Ｓ６）。

更に、回動３の撮影位置θ１２乃至θ１５、θ２７乃至θ３０、・・・に対しても同様
にしてＸ線撮影を行ない得られた投影データとその撮影位置情報は投影データ記憶回路７
１に保存される。即ち、投影データ記憶回路７１には、回動１乃至回動３における間欠的
なＸ線撮影によって得られた拡張末期Ｔ１の投影データがその撮影位置情報と共に保存さ
れる（図８のステップＳ５乃至Ｓ７）。

次に、画像演算・記憶部７の画像再構成回路７３は、投影データ記憶回路７１に保存さ
れている投影データとその撮影位置情報を用いてコンボリューション処理を行なう。更に
、このコンボリューション処理した投影データを被検体１５０の関心領域に仮想的に設定
した３次元格子の格子点に逆投影することによって関心領域におけるボリュームデータを
生成し、得られたボリュームデータを画像データ記憶回路７４に保存する（図８のステッ
プＳ９）。尚、２次元の検出素子を有するＸ線検出部により収集された投影データからボ
リュームデータを生成する方法は、Ｘ線ＣＴ装置における画像再構成技術として周知であ
るため、ここでの詳細な説明は省略する。

そして、画像演算回路７５は、上述の方法によって生成されたボリュームデータを用い
、操作者が操作部９にて選択した画像表示モードに基づいて所望の３次元画像データや２
次元画像データを生成し、得られたこれらの画像データを画像データ記憶回路７４に一旦
保存する（図８のステップＳ１０）。

一方、システム制御部１１は、予め設定された画像表示モードに対応した画像データを
画像データ記憶回路７４から読み出し、表示部８のモニタ８３に表示する。即ち、システ
ム制御部１１は、画像データ記憶回路７４に保存された所望の画像データを読み出して表
示部８の表示用データ生成回路８１に供給し、表示用データ生成回路８１は、画像データ
生成回路７３から供給された画像データとシステム制御部１１から供給された被検体情報
あるいは撮影条件などの付帯情報を合成して表示用画像データを生成する。次いで、変換
回路８２は、前記表示用画像データに対してＤ／Ａ変換とＴＶフォーマット変換を行なっ
て映像信号を生成しモニタ８３に表示する（図８のステップＳ１１）。

以上述べた本実施例によれば、被検体の動きが比較的小さい拡張末期あるいは収縮末期
の心拍時相において収集した投影データを用い画像再構成を行なっているため、拍動性の
動きの影響を低減することができる。又、同一回動経路に対してＮ回の回動を行なうこと
によって所定心拍時相における投影データを回動方向に対して連続的に生成することが可
能となる。

又、本実施例に拠れば、回動１乃至回動Ｎの回動開始タイミングや回動角速度は被検体
から得られた心拍情報に基づいて設定あるいは更新されるため、心拍周期の個人差や時間
的変化に拠らずに常に好適な撮像系の位置設定を行なうことができ、回動方向に連続した
投影データを生成することができる。更に、回動１乃至回動Ｎの所定心拍時相における回
動範囲はその端部が重複するように設定されているため、被検体の心拍周期に時間的な変
動がある場合でも回動方向に連続した投影データを生成することができる。従って、本実
施例によって生成された投影データを再構成処理することにより高画質な画像データを生
成することが可能となる。

又、上述の実施例に拠れば、予め設定された撮影位置に対し撮像系が所定心拍時相で到
達した時のみＸ線撮影が行なわれるため、同一の撮影位置に対し異なる回動による重複し
たＸ線撮影を防止することができる。このため被検体に対する被曝量の低減が可能となる
。

以上、本発明の実施例について述べてきたが、本発明は上記の実施例に限定されるもの
では無く、変形して実施することが可能である。例えば、上述の実施例においては、同一
撮影位置におけるＸ線撮影が回動間で重複しないようにＸ線照射の制御を行なったが、同
一撮影位置に対するＸ線撮影を回動間で重複して行ない、得られた多くの投影データの中
から再構成処理に有効な投影データをその撮影位置情報に基づいて選択してもよい。

又、図７の回動１乃至回動３は何れも回動位置θ１を回動開始位置に設定し、夫々の回
動に対して設定された回動開始タイミングに基づいて回動を開始する場合について述べた
が、例えば、回動２は回動位置θ６を、又回動３は回動位置θ１１を回動開始位置に設定
し、回動１乃至回動３を同一の回動開始タイミング（心拍時相φ３）で回動させてもよい
。

更に、上述の実施例では、図６に示すように回動１乃至回動３における撮像系は同一方
向に回動する場合について述べたが、例えば、図９に示すようにその回動方向を交互に変
更してもよい。この場合、撮像系の移動制御は多少複雑になるが、投影データの収集に要
する時間を低減することが可能となる。

一方、上述の実施例では、造影剤を注入した被検体に対して投影データを生成する場合
について述べたが、造影剤注入前と造影剤注入後の各々における複数回の回動によって投
影データを生成し、造影剤注入前の投影データと造影剤注入後の投影データのサブトラク
ションによって新たに得られた投影データの再構成処理によってボリュームデータを生成
してもよい。

尚、上述の実施例では、図面を簡単にするために拡張末期Ｔ１を心拍周期Ｔ０の４０％
としたが、撮影対象部位の動きの影響を排除するためには拡張末期Ｔ１は更に小さく設定
することが望ましく、従って、投影データの生成に要する時間があまり大きくならない範
囲で回動回数Ｎを上述の実施例より大きく設定することが望ましい。

一方、被検体の心拍情報を得るためにＥＣＧ信号の収集を行なったが、図４に示した左
室容積変化曲線など他の生体情報であってもよい。

又、上述の実施例では投影データの画像再構成処理によって得られたボリュームデータ
をボリュームレンダリング処理した３次元画像データや、ＭＩＰ画像データあるいはＭＰ
Ｒ画像データなどの２次元画像データを生成する場合について述べたが、これらに限定さ
れない。

一方、Ｘ線照射を行なう期間は拡張末期に限定されるものではなく、収縮末期であって
もよい。この場合、各々の拡張末期あるいは収縮末期における回動ステップ数Ｐ、撮影範
囲θ０、回動ピッチΔθ、重複回動ステップ数Ｑ、回動ステップ間隔Δθ等は上述の実施
例に示した値に限定されない。

更に、上記の実施例では、所定心拍時相（拡張末期）においてのみＸ線撮影を行なう場
合について示したが、撮像系を回動させながら所定間隔でＸ線撮影を行なって得られた投
影データの中から拡張末期に得られた投影データを選択して再構成処理してもよい。この
場合、被検体に対するＸ線の被曝量は増大するがＸ線撮影に対する制御が簡単になる利点
を有している。

又、被検体に対する造影剤の注入は、上述の実施例に示すように回動１乃至回動Ｎにお
ける撮影の度に行なってもよいが、１回の造影剤注入の後回動１乃至回動Ｎにおける撮影
を連続して行なってもよい。後者の方法は注入する造影剤の量を少なくすることができる
が、息止め時間が長くとれない被検体の場合には前者の方法が好適である。

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、被検体の所定心拍時相における投
影データを回動方向に対して略連続して生成することが可能となり、この投影データを再
構成処理することによって良質な画像データを生成することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したも
のであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その
他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の
省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や
要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる
。

１…Ｘ線発生部
２…Ｘ線検出部
３…機構部
４…高電圧発生部
５…照射制御部
６…保持部
７…画像演算・記憶部
８…表示部
９…操作部
１０…ＥＣＧユニット
１１…システム制御部
１５…Ｘ線管
１６…Ｘ線絞り器
１７…天板
２１…Ｘ線Ｉ．Ｉ．
２２…Ｘ線テレビカメラ
２３…Ａ／Ｄ変換器
３１…回動開始タイミング設定回路
３２…撮像系移動制御回路
３３…撮像系移動機構
３４…位置検出器
４１…高電圧制御回路
４２…高電圧発生器
７１…投影データ記憶回路
７３…画像再構成回路
７４…画像データ記憶回路
７５…画像演算回路
８１…表示用データ生成回路
８２…変換回路
８３…モニタ
１００…Ｘ線診断装置
１５０…被検体

Claims (10)

1. 被検体に対してＸ線の照射と検出を行なう撮像手段と、
   この撮像手段を前記被検体の周囲に設定された所定の回動経路に沿って複数回の回動を
   行なう回動手段と、
   前記被検体の心拍情報と前記撮像手段の回動位置情報に基づいて、前記被検体の所定心
   拍時相においてＸ線照射を制御する照射制御手段と、
   前記照射制御手段の制御によってＸ線の照射と検出を行なうことにより投影データを生
   成する投影データ生成手段と、
   生成された前記投影データを再構成処理してボリュームデータを生成する再構成処理手
   段と、を備え、
   前記照射制御手段は、前記被検体の所定心拍時相における前記複数回の回動による回動
   位置の一部が重なり合うように制御し、その重なり合う場所ではＸ線照射を行わないよう
   に制御することを特徴とするＸ線診断装置。
2. 前記回動手段は、前記回動経路において前記撮像手段を少なくとも３回回動することを
   特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
3. 前記再構成処理手段は、前記複数の回動によって生成された回動方向に略連続した投影
   データに対して再構成処理を行なうことを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
4. 前記再構成処理手段は、前記投影データの付帯情報として付加された前記撮像手段の回
   動位置情報に基づいて前記投影データを再構成処理することを特徴とする請求項２記載の
   Ｘ線診断装置。
5. 被検体の心拍情報を収集する心拍情報収集手段と前記撮像手段の回動位置を検出する位
   置検出手段を備え、
   前記照射制御手段は、前記心拍情報収集手段から供給される前記被検体の心拍情報と前
   記位置検出手段から供給される前記撮像手段の回動位置情報に基づいて撮像手段における
   Ｘ線照射を制御することを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
6. 前記回動手段は、前記被検体の心拍情報に基づいて前記撮像手段の回動角速度を設定あ
   るいは更新することを特徴とする請求項１又は請求項５に記載したＸ線診断装置。
7. 前記回動手段は、前記被検体の心拍情報に基づいて前記撮像手段の回動開始タイミング
   を設定することを特徴とする請求項１又は請求項５に記載したＸ線診断装置。
8. 前記投影データ生成手段は、１８０度＋ファン角度以上の範囲における投影データを生
   成することを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
9. 前記心拍情報収集手段は、前記心拍情報として前記被検体のＥＣＧ信号を収集すること
   を特徴とする請求項５記載のＸ線診断装置。
10. 画像データ生成手段を備え、前記画像データ生成手段は、前記ボリュームデータに対し
    ボリュームレンダリング法、ＭＰＲ法、ＭＩＰ法の何れかを適用して３次元画像データあ
    るいは２次元画像データを生成することを特徴とする請求項１に記載したＸ線診断装置。

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