JP4464161B2

JP4464161B2 - 放射線画像撮影制御装置及びその制御方法及びプログラム

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Publication number: JP4464161B2
Application number: JP2004049622A
Authority: JP
Inventors: 修辻井
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 2004-02-25
Filing date: 2004-02-25
Publication date: 2010-05-19
Anticipated expiration: 2024-02-25
Also published as: US7042976B2; US20050185754A1; JP2005237534A

Description

本発明は、例えばＸ線等の放射線を利用して、画像撮影を行うＸ線ＣＴ（Computer Tomography）装置等の放射線撮影装置を使用し被検体内の放射線特性分布を画像化し、特にコーンビームＣＴ装置において、ファン角φと心臓拍動周期Ｔとの関係を明確にすることにより、心拍による偽像の発生を低減する放射線画像撮影制御装置及びその制御方法及びプログラムに関するものである。

従来、被写体に対してＸ線を曝射し、被写体を透過又は被写体で散乱したＸ線をＸ線検出器で検出し、このＸ線検出出力（Ｘ線のフォトン数）に基づいて、被写体の透視画像、断層像或いは三次元画像を撮像するＸ線ＣＴ装置が知られている。

Ｘ線ＣＴ装置において、心臓近辺或いは心臓自身を撮影する場合に、心臓の拍動により再構成画像に偽像が発生することが知られているが、この偽像を解消するための複数の技術が公開されている。例えば、ヘリカルハーフ方式のような心電同期再構成方式では、例えば特許文献１のように、検出器がターゲットスライス位置を通過する例えば３回転の間に収集したデータから、心拍の特定期を中心とした１８０度＋α（αはファン角）分のデータを抽出し、その抽出したデータから画像を再構成する。

他の心電同期機能では、例えば特許文献２のように、心電図のＲ波から一定時間後に投影データが収集され、このデータ収集オペレーションは心臓の大きさがほぼ同じ時期であって、投影方向が異なる投影データを例えば３６０度分揃えるために繰り返される。この揃えられた投影データに基づいて、心臓の大きさの変動による偽像のない断層像が再構成することができる。

しかし、この心電同期機能は極めて長い走査時間を要する。７５０ｍ秒／回転の装置で、収縮期の断層像を得ることを考えると、収縮期は一般的に２００ｍ秒であるので、収縮期の投影データを３６０度分揃えるためには、拍動周期の４倍の時間を要する。拍動周期は一般的に１秒であるので、スキャン時間は４秒にも及ぶ。

その他の技術は、心電図のＥＫＧ信号を測定中に画像再構成のために、可能な限り特定の心臓相からのデータのみを使用する。所望の範囲の決定は、その際に経験的に文献から知られている標準値に従って行われ、特許文献３のように、遅れ時間が同様に専ら経験的に決定される従来の通常のＥＫＧ信号によりトリガされるＣＴ撮像技術に対しても、当てはまることが開示されている。

特開２００２−１１００１号公報特開２０００−５１２０８号公報特開２０００−１５７５３５号公報

Ｘ線ＣＴ装置としてコーンビームＣＴ装置が開発されており、通常のＸ線ＣＴ装置ではＸ線ビームは上下のＺ方向に薄く切り出されており、これはファンビームと呼ばれるが、コーンビームＣＴ（ＣＢＣＴ）では、Ｚ方向にも広がったＸ線ビームを用いるので、このＸ線ビームはコーンビームと呼ばれる。

ＣＢＣＴにおいても心拍運動に起因する偽像は生ずるが、ＣＢＣＴにおいてはコーン角を大きくすると、コーン角に依存した他の偽像が発生する。４３×４３ｃｍのＦＰＤ（フラットパネル検出器）を使用して、コーン角を１０度以下にして、胸部全体を１回転又は半回転で撮影するには、ＦＤＤ（焦点検出器距離）を２．５ｍ程度にする必要がある。ＦＤＤを２．５ｍにするとＸ線射出手段を回転させるのは現実的でなく、人体を回転させる必要がある。

一般病院のＸ線室は幅５ｍ×奥５ｍ×高４ｍ程度であり、人体を回転させるには１回転３〜５秒が限度である。人体回転型のシステムでは、１回転０．４秒などの高速回転ＣＴで使用される上述のセグメント再構成は使用できないので、心臓の拍動により偽像が発生する。

ところで、心臓の動きは収縮期と等量弛緩期に分類できるが、収縮期は心臓の運動量が大きいので、この時期の投影データを使用して再構成すると偽像が生じ易い。心臓を観察するのでなく肺野を観察する場合には、等量弛緩期の画像を作ることがより容易である。拍動周期に対する収縮期の割合は、定義によるが約３０〜４０％であることが経験的に知られている。

心電同期撮影を行って、等量弛緩期のデータを複数回転中のデータから選択して再構成する技術があるが、従来ＣＴにおいてはファン角が大きいために複数回転からデータが必要である。しかし、人体回転においては複数回転は好ましくなく、１回転で撮影できることが望まれ、多数回転を行うと被検者が目を回す虞れがある。

本発明の目的は、上述の問題点を解消し、短い時間で拍動による偽像を減少し得る放射線画像撮影制御装置及びその制御方法及びプログラムを提供することにある。

上記目的を達成するための本発明に係る放射線画像撮影制御装置は、回転する被写体に対してＸ線を発生するＸ線発生手段と、被写体を透過した前記Ｘ線発生手段のＸ線からＸ線撮影データを検出する検出手段と、被写体の心臓の拍動周期及び静止期間を取得する取得手段と、前記検出手段のファン角をφ、前記拍動周期をＴ、ｎを奇数とした前記Ｘ線発生手段の１回転時間をｎＴ、前記静止期間をＱとしたとき、前記拍動周期Ｔに対する前記静止期間Ｑの比率が（１８０＋ｎφ）／３６０よりも大きくなるように、前記ファン角φと前記ｎ（奇数）を設定する設定手段と、該設定手段の設定に基づき前記Ｘ線発生手段と前記検出手段とを制御する制御手段とを備えたことを特徴とする。

また、本発明に係る放射線画像撮影制御方法は、Ｘ線発生手段が回転する被写体に対しＸ線を発生するＸ線発生工程と、検出手段が被写体を透過した前記Ｘ線発生手段のＸ線からＸ線撮影データを検出する検出工程と、取得手段が被写体の心臓の拍動周期及び静止期間を取得する取得工程と、設定手段が前記検出手段のファン角をφ、前記拍動周期をＴ、ｎを奇数とした前記Ｘ線発生工程の１回転時間をｎＴ、前記静止期間をＱとしたとき、前記拍動周期Ｔに対する前記静止期間Ｑの比率が（１８０＋ｎφ）／３６０よりも大きくなるように、前記ファン角φと前記ｎ（奇数）を設定する設定工程と、制御手段が前記設定手段の設定に基づき前記Ｘ線発生手段と前記検出手段とを制御する制御工程とを備えたことを特徴とする。
更に、本発明に係る放射線画像撮影制御プログラムは、Ｘ線発生手段に回転する被写体に対してＸ線を発生させる手段と、検出手段に被写体を透過した前記Ｘ線発生手段のＸ線からＸ線撮影データを検出させる手段と、取得手段に被写体の心臓の拍動周期及び静止期間を取得させる手段と、設定手段に前記検出手段のファン角をφ、前記拍動周期をＴ、ｎを奇数とした前記Ｘ線発生手段の１回転時間をｎＴ、前記静止期間をＱとしたとき、前記拍動周期Ｔに対する前記静止期間Ｑの比率が（１８０＋ｎφ）／３６０よりも大きくなるように、前記ファン角φと前記ｎ（奇数）を設定させる手段と、制御手段に前記設定手段の設定に基づき前記Ｘ線発生手段と前記検出手段とを制御させる手段とを、コンピュータに機能させることを特徴とする。

本発明に係る放射線画像撮影制御装置及びその制御方法及びプログラムによれば、心臓の拍動周期と回転時間を関連させることにより、１回転であっても心臓の拍動による偽像を減らした画像を得ることが可能になり、従来の方法が多回転のデータを基に再構成したことと較べると大きな利点がある。

本発明を図示の実施例に基づいて詳細に説明する。
図１（ａ）は放射線撮影装置の平面図、（ｂ）は側面図を示している。Ｘ線発生器１の前方には、胸当て２を前面に設けた二次元検出器３が配置され、胸当て２の前には回転テーブル４に乗った被写体Ｐが位置している。そして、二次元検出器３の出力は再構成手段５に接続されている。

Ｘ線発生器１と二次元検出器３の幾何学的配置によりファン角、コーン角が決定されており、本実施例では正方形の二次元検出器３を使用しているので、ファン角とコーン角は同じである。二次元検出器３は半導体センサから構成され、例えば１画素が２５０×２５０μｍ、センサ外形が４３×４３ｃｍ、画素数は１７２０×１７２０である。

Ｘ線発生器１から発射されたＸ線ビームは、回転テーブル４上に乗った被写体Ｐを透過した後に、胸当て２及び図示しない散乱線除去グリッドを通過し、二次元検出器３に到達する。二次元検出器３で取得されたデータは、再構成手段５に転送されて画像再構成がなされる。

図２はシステムブロック図を示し、バス１１には、Ｘ線発生器１、二次元検出器３、回転テーブル４、再構成手段５、制御手段１２、拍動検出手段１３、画像表示手段１４、周期計算手段１５、インタフェース手段１６、回転時間計算手段１７、静止期間決定手段１８が接続されている。実際には、これらのシステム全体は１つのコンピュータにより構成されており、バス１１はコンピュータの内部バスと考えることができ、このバス１１を介して制御信号やデータの送信受信が行われ、制御手段１２はコンピュータのＣＰＵに相当している。

撮影の指示がされると、拍動検出手段１３は被写体Ｐの拍動を検出する。拍動を検出する手段には、心電計、酸素フォワードを検出するパルスオキシメータ、或いはＸ線発生手段よりＸ線を連続的に曝射して、透過したＸ線分布を二次元検出器３で受けて、当該画像中の心臓のサイズを検出する形態的検出により可能である。

心電計、パルスオキシメータは被写体Ｐに付着させることにより周期的な信号が検出される。図３に心電計により検出された波形を示す。心電計波形の特徴的波にＲ波があるが、拍動検出手段１３によりＲ波の間隔を計測することで拍動周期Ｔを計測することができる。次に、静止期間決定手段１８により静止期間Ｑが決定される。静止期間Ｑとは、心臓の脈動の影響に形態学的変動の小さい期間、所謂等量弛緩期間のことである。

次に、拍動周期Ｔから回転時間計算手段１７により回転時間ＳがＳ＝ｎＴ（ｎは奇数）の式により計算される。回転時間Ｓが決定されると、インタフェース手段１６に撮影準備完了の表示がされる。撮影開始の指示が出されると制御手段１２からの指示により、被写体Ｐを乗せた回転テーブル４が回転を開始する。

制御手段１２は回転テーブル４から発生されるエンコーダ信号を監視し、所定速度及び所定角度に到達したかを確認する。所定速度及び所定角度に到達した時点でＸ線発生器１に信号を送りＸ線曝射を開始する。なお、エンコーダ信号はデータの積分タイミング決定にも使用される。

回転テーブル４の回転当り２５０００パルスを発生させるエンコーダを使用する場合に、１回転に対して１０００ビューの投影データを収集するとすれば、エンコーダ信号２５パルス毎に二次元検出器２からデータが収集されることになる。制御手段１２では、このエンコードパルスを計数して２５パルス毎に積分信号を発生させて、二次元検出器２に到達したＸ線量を計数する。

本実施例においては、Ｘ線は連続的に発生されることを想定しているが、これに限定されるものでなく、エンコーダ信号を基に二次元検出器２の積分区間に合わせてパルス状のＸ線を発生させてもよい。二次元検出器２からのデータはバス１１を介して逐次的に再構成手段５に転送される。このデータの転送は回転テーブル４が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数が収集されるまで続く。Ｘ線曝射が完了した直後に最後の投影データが再構成手段５に転送される。投影データの転送が完了すると、データの並べ替え処理が行われ画像が再構成される。

再構成手段５は前処理、フィルタ処理、逆投影処理から構成され、前処理はオフセット処理、ＬＯＧ変換、ゲイン補正、欠陥補正から構成されている。フィルタ処理では、ラマチャンドラン関数或いはシェップローガン関数が一般的であり、本実施例でもこれらを使用する。フィルタ処理されたデータは逆投影され、これらフィルタ処理から逆投影までのアルゴリズムは、フェルドカンプのアルゴリズムを使用している。逆投影が完了してＣＴの断面画像が再構成されると、断面は画像表示手段１４に表示される。

ここで、再構成アルゴリズムはフェルドカンプのアルゴリズムを使用するが、これに限定されるものではない。参考文献として、フェルドカンプ（Feldkamp）とデイビス（Davis）及びクレス（Kress）による非特許文献１が知られている。

「実用コーンビームアルゴリズム」（"Practical Cone-Beam Algorithm"）,J.Opt.Soc.Am.A1,612〜619,1984

図４は処理手順のフローチャート図であり、先ずインタフェース手段１６を介して撮影開始の指示が出される（ステップＳ１０１）。撮影の指示がなされると、拍動検出手段１３は被写体Ｐの拍動を検出する（ステップＳ１０２）。拍動を検出する手段には、心電計、酸素フォワードを検出するパルスオキシメータ、或いはＸ線発生器１によりＸ線を連続的に曝射して、透過したＸ線分布を二次元検出器３で受信して、画像中の心臓のサイズを検出する形態的検出手段が適用可能である。

心電計、パルスオキシメータを被写体Ｐに付着させれば、周期的な心拍信号が検出される。図３は心電計により検出された波形を示し、周期計算手段１５により、心電計によるＲ波の間隔を計測することで拍動周期Ｔを計測する（ステップＳ１０３）。具体的には、或るＲ波と次のＲ波の間に計数される基準パルスの個数により計算することができる。

次に、静止期間決定手段１８により静止期間Ｑが決定される。この静止期間Ｑとは、心臓の脈動の影響に形態学的変動の小さい期間、所謂等量弛緩期間のことである。この静止期間Ｑは特徴的なＲ波を基準に経験的に決定される。図３に示すように、心臓の形態変化は収縮期、弛緩期、等量弛緩期に分けられ、弛緩期とは心臓の容量が膨張する期間であり、等量弛緩期は膨張が収束した期間である。等量弛緩期は経験的にＲ波から始まる拍動周期Ｔ中の後半分と概略決めることができる（ステップＳ１０４）。ただし、ステップＳ１０４で決定された静止期間Ｑは暫定的であり、後のステップＳ１１１で変更されることがある。

本実施例では、取り付けが簡便なパルスオキシメータを使用しており、パルスオキシメータでも図３に示すＲ波を検出することは可能であり、拍動周期Ｔの検出は心電計の場合と同様に行うことができる。しかし、パルスオキシメータは指先で酸素フォワードを計測するので、実際の拍動のタイミングからは遅延が生じている。しかも、血管中の血液の流動性は個人により異なり、その遅延は人体に依存しているために静止期間Ｑを一律に決定することはできない。

次に、拍動周期Ｔから回転時間計算手段１７により回転テーブル４の回転時間Ｓを、Ｓ＝ｎＴ（ｎは奇数）を基に計算する。被写体Ｐの１回転当りの回転時間Ｓは、経験的に３秒≦ｔ≦１０秒が適当であることが分かっており、回転時間Ｓが短か過ぎるとめまいを感じて体動し、１０秒以上に長過ぎると忍耐が続かなくて体動し、再構成画像に偽像が発生する。発明者らの実験によると、回転時間３秒は若干早過ぎ、７秒では遅過ぎ、５秒が好適であった。

一般人の心臓拍動周期Ｔが１秒前後であること、回転テーブル４の１回転時間を３秒以下に高速にすると、加速度等により被写体Ｐの体動が生ずる可能性があること、１回転時間を１０秒以上に低速にすると息止めが困難になること、及び拍動周期Ｔに対する収縮期の割合が約３０〜４０％であることから帰納される。３秒≦ｎＴ≦１０秒を満足するｎは複数個存在する場合があるが、被写体Ｐの年齢に合わせてｎが選択される（ステップＳ１０５）。

回転時間Ｓが決定されると、インタフェース手段１６に撮影準備完了の表示が出力され、更に撮影開始の指示が出され、制御手段１２からの指示により回転テーブル４が回転を開始する（ステップＳ１０６）。制御手段１２は回転テーブル４から発生されるエンコーダ信号を監視し、所定速度及び所定角度に到達したことを確認する。

制御手段１２は所定速度及び所定角度に到達した時点で、Ｘ線発生器１に信号を送りＸ線曝射を開始する。回転テーブル４が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数（プロジェクション数）に達すれば、制御手段１２はＸ線発生器１に指令して、Ｘ線の曝射を停止する。その後に、回転テーブル４を減速させながら停止まで制御する（ステップＳ１０７）。

被写体Ｐのスキャンデータが収集された後に、データの並べ替えが行われるが（ステップＳ１０８）、その際に静止期間Ｑの初期値が使用される。パルスオキシメータを使用する場合に、静止期間Ｑの初期値を拍動周期Ｔ中のどの位相に静止期間Ｑを設定するかは、検査される患者の年齢、身長などの情報を基に統計的に頻度の高い値を決定して使用される。

一般に年齢が高くなれば、動脈硬化により心電図のＲ波とパルスオキシメータのＲ波の位相差は大きくなる。また、身長が大きければ血液が流れる流路は長くなるので、この場合もそれぞれのＲ波間の位相差が大きくなる。静止期間Ｑに従ってデータ並べ替えの処理が行われ（ステップＳ１０８）、並べ替えられたスキャンデータを使用して再構成画像が作成される（ステップＳ１０９）。

前述のように、最初に作成される再構成画像は、静止期間Ｑの初期値を基に並べ替えられているので、再構成画像に心拍変動による偽像が含まれる可能性があり、再構成画像の評価をする必要がある（ステップＳ１１０）。評価は人間が行ってもよいが、自動化をすることも可能である。人間が行う場合は、心臓部周辺を中心に再構成画像で偽像が発生していないか確認する。偽像が確認される場合は再試行が指示されて、その指示に従って静止期間Ｑの変更が行われる（ステップＳ１１１）。

画像の評価は心臓周辺の領域を指定して、その領域画像の分散を計算し、その分散値が予め決められた値と比較することにより判断する。画像の切り出しは操作者が断層画像を基に指定してもよいし、心臓部分決定処理により自動的に行ってもよい。心臓部分決定処理は被写体Ｐの体形から予想される予め決められた領域とすることもできるし、パターン認識を使用してもよい。

再試行が選択されれば、再びデータ並べ替え（ステップＳ１０８）、再構成（ステップＳ１０９）、画像評価が再度行われ（ステップＳ１１０）、画像評価に合格すれば、最終再構成画像を表示し撮影は完了する（ステップＳ１１２）。

静止期間Ｑの変更は、拍動周期Ｔ中での静止期間Ｑの位相を順次にシフトさせてゆくことによって行われる。シフトのステップ幅は、任意に選択することが可能であるが、拍動周期Ｔの１０分の１程度であればよい。静止期間Ｑの変更に基づいて、ステップＳ１０８のデータ並べ替えが再度行われて、再構成画像が作成される（ステップＳ１１０）。このループは再構成画像が偽像に関して満足するまで繰り返される。

図５は拍動周期Ｔとスキャンデータとの関係を示すタイムチャート図であり、拍動周期Ｔの３倍つまり回転時間Ｓ＝３Ｔで撮影が完了する場合を示している。中段に示す数値は投影角度を示しており、拍動周期Ｔの１周期で、１２０度区間のデータが収集されることになる。

ここで、拍動周期Ｔはａ、ｂ、ｃ、ｄの４つの区間に分類される。例えば、ａ区間は収縮期に対応して、ｂ〜ｄ区間は概略弛緩拡張期に対応すると想定し、ステップＳ１０８の並べ替え処理の前提となる静止期間Ｑを図５に示す矢印区間に初期設定する。ここで、静止期間Ｑは拍動周期Ｔに対し６０％長とする。この割合は一般に６０〜７０％と考えられているが、この割合を短く想定するほど偽像は小さくなる。

図６の左列は、３６０度回転方向での想定した静止区間ＱをＱａ〜Ｑｃの３つの平行四辺形で表している。Ｑａは図５の最初の静止区間Ｑに対応し、Ｑｂは中間の静止区間Ｑ、Ｑｃは最後の静止区間Ｑに対応している。収集されるデータ範囲が平行四辺形で表現されるのは、ファンデータのためであり、図６はファン角φ＝７．２度としている。

図６の右列は静止区間Ｑｂのデータと、静止区間Ｑｃのデータを１８０度で折り返したものである。そして、Ｑｂ、Ｑａ、Ｑｃの順に並べ替えると、１８０度分のパラレルデータが完成していることが分かる。図６の右列において、１８０度分のパラレルデータが形成される条件は、ファン角をφ、静止区間Ｑの比率をｐとすると、次式でなければならない。なお、ｎは奇数である必要がある。
ｐ≧（１８０＋ｎφ）／３６０

図６から明らかなように、ｎが偶数であれば１８０度でデータを折り返した際にデータが重なってしまい、欠落しているデータを折り返しで補うことができない。例えば、ｐ＝０．６、ｎ＝３とするとファン角φ＝１２度となり、ｐ＝０．６、ｎ＝５とするとファン角φ＝７．２度となる。

図７を使用して並べ替え処理を説明すると、並べ替え処理は大きく２つの方法がある。１つは図７のデータ中で濃い三角形部分を除いた部分に対するパラレルデータを生成する方法であり、ファンパラ変換として知られている方法である。このファンパラ変換は特許文献４、５に詳しく開示されている。

他の方法は実際に並べ替え処理は行わずに、ファンデータを逆投影する際に重みを付けて再構成する方法である。この重み付け再構成は、ファンビームで収集されたハーフスキャンから再構成する場合にも使用される方法であるが、図７に示す濃い三角形部分は重み０で逆投影し、その他の部分は重み１で逆投影すればよい。重みを付け再構成は、特許文献６の［００４３］及び特許文献７の［００２３］に詳しく開示されている。

特願平９−２３５５６６号公報特開平１１−７６２２７号公報特開平６−２０９９２７号公報特開平１１−９５８９号公報

次に、図７では概念的に示した重み０で逆投影する三角形のデータ領域の特定方法を説明する。ｐ＝（１８０＋ｎφ）／３６０に従って、ｎとファン角φを特定するとｐが決定される。例えば、ｎ＝３、ファン角φ＝７．２度とすると、ｐ＝０．５６となる。つまり、比率ｐ＝０．５６となるように、静止区間Ｑを設定すれば、重み０で逆投影する三角形のデータ領域は、Ｑａ〜Ｑｃの平行四辺形から長方形を除いた部分となる。

更に、本発明は上記の実施例を実現するためのシステム、装置及び方法のみに限定されるものではなく、上記システム又は装置内のＣＰＵやＭＰＵのコンピュータに、実施例を実現するためのソフトウエアのプログラムコードを供給し、このプログラムコードに従って上記システム或いは装置のコンピュータが各種デバイスを動作させることにより、上述の実施例を実現する場合も本発明の範疇に含まれる。

また、この場合にソフトウエアのプログラムコード自体が実施例の機能を実現することになり、そのプログラムコード自体、及びそのプログラムコードをコンピュータに供給するための手段、具体的にはプログラムコードを格納した記憶媒体は本発明の範疇に含まれる。

このようなプログラムコードを格納する記憶媒体としては、例えばフロッピディスク、ハードディスク、光ディスク、光磁気ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、磁気テープ、不揮発性のメモリカード、ＲＯＭ等を用いることができる。

またコンピュータが、供給されたプログラムコードのみに従って各種デバイスを制御することにより、実施例の機能が実現される場合だけではなく、プログラムコードがコンピュータ上で稼働しているＯＳ（オペレーティングシステム）、或いは他のアプリケーションソフト等と共働して実施例を実行する場合にも、このようなプログラムコードは本発明の範疇に含まれる。

更に、この供給されたプログラムコードが、コンピュータの機能拡張ボードやコンピュータに接続された機能拡張ユニットに備わるメモリに格納された後に、そのプログラムコードの指示に基づいてその機能拡張ボードや機能格納ユニットに備わるＣＰＵ等が実際の処理の一部又は全部を行い、その処理によって実施例が実現される場合も本発明の範疇に含まれる。

放射線撮影装置の構成図である。実施例のシステムブロック図である。心電波形と心臓の収縮の説明図である。実施例を実行するためのフローチャート図である。スキャンデータに対する拍動周期と静止期間の関係図である。フルスキャンデータ中の静止区間からハーフスキャンデータに並べ替え処理の説明図である。ハーフスキャンデータから再構成する場合の重み付け係数の説明図である。

符号の説明

１Ｘ線発生器
２胸当て
３二次元検出器
４回転テーブル
５再構成手段
１２制御手段
１３拍動検出手段
１４画像表示手段
１５周期計算手段
１６インタフェース手段
１７回転時間計算手段
１８静止期間決定手段

Claims

回転する被写体に対してＸ線を発生するＸ線発生手段と、被写体を透過した前記Ｘ線発生手段のＸ線からＸ線撮影データを検出する検出手段と、被写体の心臓の拍動周期及び静止期間を取得する取得手段と、前記検出手段のファン角をφ、前記拍動周期をＴ、ｎを奇数とした前記Ｘ線発生手段の１回転時間をｎＴ、前記静止期間をＱとしたとき、前記拍動周期Ｔに対する前記静止期間Ｑの比率が（１８０＋ｎφ）／３６０よりも大きくなるように、前記ファン角φと前記ｎ（奇数）を設定する設定手段と、該設定手段の設定に基づき前記Ｘ線発生手段と前記検出手段とを制御する制御手段とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影制御装置。
前記ｎはｎ＝３、５、７であることを特徴とする請求項１に記載の放射線画像撮影制御装置。
被写体の前記１回転時間を５秒としたことを特徴とする請求項１に記載の放射線画像撮影制御装置。
Ｘ線発生手段が回転する被写体に対しＸ線を発生するＸ線発生工程と、検出手段が被写体を透過した前記Ｘ線発生手段のＸ線からＸ線撮影データを検出する検出工程と、取得手段が被写体の心臓の拍動周期及び静止期間を取得する取得工程と、設定手段が前記検出手段のファン角をφ、前記拍動周期をＴ、ｎを奇数とした前記Ｘ線発生工程の１回転時間をｎＴ、前記静止期間をＱとしたとき、前記拍動周期Ｔに対する前記静止期間Ｑの比率が（１８０＋ｎφ）／３６０よりも大きくなるように、前記ファン角φと前記ｎ（奇数）を設定する設定工程と、制御手段が前記設定手段の設定に基づき前記Ｘ線発生手段と前記検出手段とを制御する制御工程とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影制御方法。
Ｘ線発生手段に回転する被写体に対してＸ線を発生させる手段と、検出手段に被写体を透過した前記Ｘ線発生手段のＸ線からＸ線撮影データを検出させる手段と、取得手段に被写体の心臓の拍動周期及び静止期間を取得させる手段と、設定手段に前記検出手段のファン角をφ、前記拍動周期をＴ、ｎを奇数とした前記Ｘ線発生手段の１回転時間をｎＴ、前記静止期間をＱとしたとき、前記拍動周期Ｔに対する前記静止期間Ｑの比率が（１８０＋ｎφ）／３６０よりも大きくなるように、前記ファン角φと前記ｎ（奇数）を設定させる手段と、制御手段に前記設定手段の設定に基づき前記Ｘ線発生手段と前記検出手段とを制御させる手段とを、コンピュータに機能させることを特徴とする放射線画像撮影制御プログラム。