JP6900144B2 - Ｘ線診断装置 - Google Patents
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Description
本発明の実施の形態は、Ｘ線診断装置に関する。
従来、Ｘ線診断装置においては、造影剤注入後に複数回の回転撮影を行い、各回転撮影にて収集された画像データからそれぞれ３次元画像を再構成する技術が知られている。例えば、上述した技術では、Ｘ線発生装置とＸ線検出器を支持するアームを回転させながら所定のフレームレートで投影データを収集する回転撮影を、造影剤を注入した後複数回行い、各回転撮影によって収集された投影データから３次元のボリュームデータをそれぞれ再構成する。これにより、上述した技術では、複数の時相の撮影（例えば、肝臓の腫瘍を診断するための肝動脈造影下でのＣＴライクイメージングの撮影及びそれに続く後期相でのＣＴライクイメージングの撮影（或いは、その代わりとなる肝細胞癌の周りのコロナ陰影の撮影）を１度の造影で行うことができ、被検体の造影負担を低減することができる。しかしながら、上述した従来技術においては、回転撮影ごとに最適な画像データの収集を行うことが困難となる場合があった。
本発明が解決しようとする課題は、回転撮影ごとに最適な画像データの収集を行うことを可能にするＸ線診断装置を提供することである。
実施の形態のＸ線診断装置は、支持フレームと、処理回路とを備える。支持フレームは、Ｘ線発生装置及びＸ線検出器を支持する。前記処理回路は、前記支持フレームを被検体の周囲で回転させながら撮影する回転撮影が単一の造影剤注入後に複数の造影時相について実行される場合に、前記回転撮影のそれぞれにおけるＸ線量が前記造影時相に応じた量となるように、前記Ｘ線発生装置によって発生されるＸ線の発生条件を前記回転撮影ごとに予め設定する。
以下に、本発明に係るＸ線診断装置の実施形態を図面に基づいて詳細に説明する。なお、以下に示す実施形態によって本発明が限定されるものではない。
（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１の構成の一例を示す図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、Ｘ線撮影機構１０と、画像処理装置１００とを有する。Ｘ線撮影機構１０は、Ｘ線発生装置１１と、Ｘ線検出器（ＦＰＤ（Flat Panel Detector））１２と、Ｃ型アーム１３と、寝台１４とを有し、インジェクター５０が接続される。
図１は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１の構成の一例を示す図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、Ｘ線撮影機構１０と、画像処理装置１００とを有する。Ｘ線撮影機構１０は、Ｘ線発生装置１１と、Ｘ線検出器（ＦＰＤ（Flat Panel Detector））１２と、Ｃ型アーム１３と、寝台１４とを有し、インジェクター５０が接続される。
インジェクター５０は、被検体Ｐに挿入されたカテーテルから造影剤を注入するための装置である。ここで、インジェクター５０からの造影剤注入開始は、後述する画像処理装置１００を介して受信した注入開始指示に従って実行される場合であってもよいし、操作者が直接インジェクター５０に対して入力した注入開始指示に従って実行される場合であってもよい。
Ｃ型アーム１３は、Ｘ線発生装置１１及びＸ線検出器１２を支持し、支持部（図示を省略）に設けられたモータにより、寝台１４上に横臥する被検体Ｐの周りをプロペラのように高速回転する。ここで、Ｃ型アーム１３は、直交する３軸であるＸＹＺ軸に関してそれぞれ回転可能に支持され、図示しない駆動部によって各軸で個別に回転する。Ｘ線発生装置１１は、Ｘ線管球と、Ｘ線可動絞りとを有し、高電圧発生部から供給される高電圧によりＸ線を発生する装置である。Ｘ線管球は、Ｘ線を照射する。Ｘ線可動絞りは、Ｘ線管球から被検体Ｐに対して照射されるＸ線の範囲を被検体Ｐの関心領域を含む範囲に絞り込む。
画像処理装置１００は、図１に示すように、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換部２１と、画像メモリ２２と、サブトラクション部２３と、フィルタリング部２４と、アフィン変換部２５と、ＬＵＴ（Look Up Table）２６と、撮影制御部２７と、散乱線補正部２８と、ビームハードニング補正部２９と、リング補正部３０と、３次元再構成部３１と、３次元画像処理部３２と、制御部３３と、表示部４０とを有する。また、画像処理装置１００は、図示していないが、例えば、マウスやキーボード、トラックボール、ポインティングデバイスなど、Ｘ線診断装置１に対する各種操作を操作者から受け付ける入力部を有する。
表示部４０は、画像処理装置１００によって処理された各種画像や、ＧＵＩ（Graphical User Interface）などの各種情報を表示する。例えば、表示部４０は、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）モニタや液晶モニタなどである。Ａ／Ｄ変換部２１は、Ｘ線検出器１２に接続され、Ｘ線検出器１２から入力されたアナログ信号をデジタル信号に変換し、変換したデジタル信号をＸ線収集画像として画像メモリ２２に格納する。画像メモリ２２は、Ｘ線収集画像（投影データ）を記憶する。また、画像メモリ２２は、後述する３次元再構成部３１によって再構成された再構成データ（ボリュームデータ）や、３次元画像処理部３２によって生成された３次元画像を記憶する。
サブトラクション部２３は、ＤＳＡ（Digital Subtraction Angiography）画像などの差分画像を生成する。例えば、サブトラクション部２３は、画像メモリ２２に記憶されたマスク画像及びコントラスト画像の投影データを用いてＤＳＡ画像を生成したり、又はマスク画像から再構成したボリュームデータ及びコントラスト画像から再構成したボリュームデータを用いて三次元血管画像を生成したりする。ここで、サブトラクション部２３は、後述する制御部３３の制御のもと、マスク画像及びコントラスト画像のうち少なくとも一方が補正されたデータを用いてＤＳＡ画像を生成する。
フィルタリング部２４は、高周波強調フィルタリングなどを行う。アフィン変換部２５は、画像の拡大や縮小、移動などを行う。ＬＵＴ２６は、諧調変換を行う。散乱線補正部２８は、マスク画像及びコントラスト画像に含まれる散乱線成分を除去する散乱線補正を行う。ビームハードニング補正部２９は、軟部組織の厚さ、もしくは軟部組織の厚さ及び骨領域の厚さに基づく補正テーブルを用いてビームハードニング補正を行う。リング補正部３０は、Ｘ線検出器１２のゲインの不均一性などに基づくリング状のアーチファクトを除去するためのリング補正を行う。
撮影制御部２７は、後述する制御部３３の制御のもと、Ｘ線撮影機構１０による撮影に係る各種処理を制御する。例えば、撮影制御部２７は、Ｃ型アーム１３を回転させながら所定のフレームレートで投影データを収集する回転撮影を制御する。一例を挙げると、撮影制御部２７は、インジェクター５０から造影剤注入開始時に出力される信号を契機として、単一の造影剤注入の後に複数回の回転撮影を制御する。言い換えると、回転撮影は、１回の造影剤注入後に自動的に複数回実行される。ここで、撮影制御部２７は、単一の造影剤の注入開始時刻を起点とした経過時間により複数回の回転撮影のスタートを制御することで、各回転撮影の対象に造影剤が到達するタイミングに合わせた回転撮影を行う。
また、撮影制御部２７は、Ｃ型アーム１３を回転制御している間、図示しない高電圧発生部を制御してＸ線発生装置１１からＸ線を連続的又は断続的に発生させ、Ｘ線検出器１２によって被検体Ｐを透過したＸ線を検出させるように制御する。ここで、撮影制御部２７は、後述する制御部３３によって回転撮影ごとに設定されるＸ線の発生条件に基づいて、Ｘ線発生装置１１からＸ線を発生させる。
３次元再構成部３１は、Ｘ線撮影機構１０による回転撮影によって収集された投影データから再構成データ（ボリュームデータ）を再構成する。例えば、３次元再構成部３１は、サブトラクション部２３によってマスク画像とコントラスト画像とが差分され、画像メモリ２２によって記憶されたサブトラクション後の投影データからボリュームデータを再構成する。或いは、３次元再構成部３１は、Ａ／Ｄ変換部２１によってデジタルデータに変換され、画像メモリ２２に記憶された投影データからボリュームデータを再構成する。そして、３次元再構成部３１は、再構成したボリュームデータを画像メモリ２２に格納する。
３次元画像処理部３２は、画像メモリ２２によって記憶されたボリュームデータから３次元画像を生成する。例えば、３次元画像処理部３２は、ボリュームデータからボリュームレンダリング画像や、ＭＰＲ（Multi Planar Reconstruction）画像を生成する。そして、３次元画像処理部３２は、生成した３次元画像を画像メモリ２２に格納する。
制御部３３は、Ｘ線診断装置１全体を制御する。具体的には、制御部３３は、Ｘ線撮影機構１０によるＸ線画像の撮影、表示画像の生成、表示部４０における表示画像の表示などに係る各種処理を制御する。例えば、制御部３３は、Ｘ線撮影機構１０による回転撮影や、回転撮影によって撮影された投影データから３次元画像を生成して表示部４０にて表示するように制御する。ここで、制御部３３は、例えば、図１に示すように、条件設定部３３１と、補正制御部３３２と、表示制御部３３３とを有し、回転撮影ごとにＸ線の発生条件を制御することで、回転撮影ごとに最適な画像データの収集を行うことを可能にする。
上述したように、従来のＸ線診断装置では、造影剤を注入した後に回転撮影を複数回行い、各回転撮影によって収集された投影データからそれぞれ３次元画像を生成することで、被検体の造影負担を低減することが可能である。しかしながら、従来のＸ線診断装置では、造影剤注入後の複数の回転撮影について同一のＸ線発生条件で撮影しているため、回転撮影ごとに最適な画像データの収集を行うことが困難となる場合がある。
例えば、造影剤注入後に２回の回転撮影を行う際に、１回目の撮影時に収集される造影剤信号と比較して２回目の撮影時に収集される造影剤信号が極端に低い場合、１回目の撮影の条件に合わせて２回目の撮影を行うと、２回目の撮影では線量不足となりノイズと信号との分離を行うことができずに注目する対象を適切に観察することができない。また、例えば、造影剤注入後に２回の回転撮影を行う際に、１回目の撮影では細かい構造を対象とするのに対して２回目の撮影では大まかな構造を対象とする場合、１回目の撮影の条件に合わせて２回目の撮影を行うと、２回目の撮影では線量過多となり被曝線量が不必要に増加することとなる。
そこで、本願に係るＸ線診断装置１は、上述した制御部３３が回転撮影ごとにＸ線の発生条件を制御することで、回転撮影ごとに最適な画像データの収集を行うことを可能にする。具体的には、条件設定部３３１は、Ｃ型アーム１３を被検体の周囲で回転させながら撮影する回転撮影が単一の造影剤注入後に複数回実行される場合に、Ｘ線発生装置１１によって発生されるＸ線の発生条件を回転撮影ごとに予め設定する。例えば、条件設定部３３１は、Ｘ線の発生条件として管電圧、管電流、パルス幅、Ｘ線管球焦点サイズ及びビームフィルターのうち少なくとも１つについて、回転撮影ごとに予め設定する。
補正制御部３３２は、条件設定部３３１によって設定されたＸ線の発生条件に応じて、Ｘ線検出器１２によって収集されたデータを補正する。具体的には、補正制御部３３２は、異なる発生条件で収集されたマスク画像の投影データとコントラスト画像の投影データ間で差分処理が実行される場合に、発生条件を合わせたうえで投影データ間の差分処理が実行されるように投影データを補正する。表示制御部３３３は、条件設定部３３１によって設定されたＸ線の発生条件でそれぞれ回転撮影された複数の３次元画像を表示部４０にて表示させる。
以下、本実施形態に係るＸ線診断装置１による処理の一例について、図２を用いて説明する。図２は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１による処理の手順の一例を示すフローチャートである。なお、図２においては、造影剤の注入前にマスク画像の回転撮影を行い、造影剤注入後に２回のコントラスト画像の回転撮影を行う場合について示す。
図２に示すように、Ｘ線診断装置１においては、まず、造影剤が注入される前に、回転撮影によりマスク画像を収集する（ステップＳ１０１）。具体的には、Ｘ線診断装置１においては、撮影制御部２７が、条件設定部３３１によって設定されたＸ線の発生条件に基づいて、Ｃ型アーム１３を回転させながら所定のフレームレートで投影データを収集するようにＸ線撮影機構１０を制御する。なお、マスク画像の投影データは、Ａ／Ｄ変換部２１によってデジタル信号に変換され、画像メモリ２２に記憶される。
そして、マスク画像の収集が終わると、インジェクター５０が、被検体Ｐに対して造影剤を注入する（ステップＳ１０２）。撮影制御部２７は、造影剤が注入されると、所定の時間（第１の経過時間）が経過した後に、条件設定部３３１によって設定されたＸ線の発生条件に基づいた回転撮影により第１コントラスト画像を収集する（ステップＳ１０３）。ここで、条件設定部３３１は、第２コントラスト画像を収集するためにＸ線の発生条件を変更する（ステップＳ１０４）。
そして、撮影制御部２７は、造影剤が注入されてから第１の経過時間よりも長い第２の経過時間が経過した後に、条件設定部３３１によって変更されたＸ線の発生条件に基づいた回転撮影により第２コントラスト画像を収集する（ステップＳ１０５）。ここで、条件設定部３３１は、Ｘ線の発生条件として、管電圧、管電流、パルス幅、Ｘ線管球焦点サイズ及びビームフィルターのうち少なくとも１つについて、回転撮影ごとに変更する。図３は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１による回転撮影の一例を説明するための図である。ここで、図３においては、マスク画像及び第１コントラスト画像が同一のＸ線発生条件で撮影され、第２コントラスト画像ではＸ線発生装置１１から発生されるＸ線のパルス幅を変更する場合を例に挙げて説明する。
例えば、Ｘ線診断装置１においては、図３に示すように、図２のステップＳ１０１に相当するマスク画像の収集において、Ｃ型アーム１３を秒間６０度で（順）回転しつつ（アーム回転：６０°／ｓｅｃ）、フレームレート固定（フレームレート：６０ｆｐｓ）で投影角度を変化させながら、１度間隔で２００フレームのマスク画像の撮影を行う。この時、条件設定部３３１は、Ｘ線発生条件を「管電圧：１００ｋＶ」、「管電流：２５０ｍＡ」、「パルス幅：１２ｍｓｅｃ」、「管球焦点サイズ：Focus Middle（０．６ｍｍ）」、「ビームフィルター：Ａｌ１．８ｍｍ」と設定する。撮影制御部２７は条件設定部３３１によって設定された上記Ｘ線発生条件で２００フレームのマスク画像を収集させる。収集された２００フレームのマスク画像は、Ａ／Ｄ変換部２１でデジタル信号に変換され、画像メモリ２２に記憶される。
マスク画像が収集されると、Ｃ型アーム１３が秒間６０度で高速に最初の回転開始位置まで戻される（逆回転）。次に、造影剤がインジェクター５０により注入され、一定時間経過後、図２のステップＳ１０３に相当する第１コントラスト画像の収集において、Ｃ型アーム１３を秒間６０度で（順）回転しつつ（アーム回転：６０°／ｓｅｃ）、フレームレート固定（フレームレート：６０ｆｐｓ）で投影角度を変化させながら、１度間隔で２００フレームの第１コントラスト画像の撮影が行われる。この時、条件設定部３３１は、マスク画像の収集と同じＸ線発生条件に設定する。すなわち、撮影制御部２７は、「管電圧：１００ｋＶ」、「管電流：２５０ｍＡ」、「パルス幅：１２ｍｓｅｃ」、「管球焦点サイズ：Focus Middle（０．６ｍｍ）」、「ビームフィルター：Ａｌ１．８ｍｍ」で２００フレームの第１コントラスト画像を収集させる。収集された２００フレームの第１コントラスト画像は、Ａ／Ｄ変換部２１でデジタル信号に変換され、画像メモリ２２に記憶される。
第１コントラスト画像が収集されると、造影開始から特定時間（最初の時間とは異なる時間）経過後、図２のステップＳ１０５に相当する第２コントラスト画像の収集において、Ｃ型アーム１３を秒間６０度で（逆）回転しつつ（アーム回転：６０°／ｓｅｃ）、フレームレート固定（フレームレート：６０ｆｐｓ）で投影角度を変化させながら、１度間隔で２００フレームの第２コントラスト画像の撮影が行われる。この時、条件設定部３３１は、第２コントラスト画像の撮影に際し、Ｘ線発生条件を変更する（図２のステップＳ１０４に相当）。例えば、条件設定部３３１は、第２コントラスト画像の撮影において「パルス幅」を「１２ｍｓｅｃ」から「６ｍｓｅｃ」に変更する。すなわち、撮影制御部２７は、「管電圧：１００ｋＶ」、「管電流：２５０ｍＡ」、「パルス幅：６ｍｓｅｃ」、「管球焦点サイズ：Focus Middle（０．６ｍｍ）」、「ビームフィルター：Ａｌ１．８ｍｍ」で２００フレームの第２コントラスト画像を収集させる。すなわち、条件設定部３３１は、複数回実行される回転撮影のうち、第１の回転撮影時における総Ｘ線照射量と比べて、第１の回転撮影より後に実行される第２の回転撮影時における総Ｘ線照射量が略１／２以下となるようにＸ線の発生条件を設定する。収集された２００フレームの第２コントラスト画像は、Ａ／Ｄ変換部２１でデジタル信号に変換され、画像メモリ２２に記憶される。
上述したように、Ｘ線診断装置１においては、例えば、「パルス幅」が変更された第１コントラスト画像と第２コントラスト画像が収集される。図２に戻って、ステップＳ１０５にて第２コントラスト画像が収集されると、サブトラクション部２３が、補正制御部３３２による制御のもとＸ線の発生条件に応じた補正を行ったうえで、第１コントラスト画像及び第２コントラスト画像に対するサブトラクションをそれぞれ実行する（ステップＳ１０６）。ここで、補正制御部３３２は、異なる発生条件で収集されたマスク画像の投影データとコントラスト画像の投影データ間で差分処理が実行される場合に、発生条件を合わせたうえで投影データ間の差分処理が実行されるように投影データを補正する。
例えば、補正制御部３３２は、図３に示すＸ線発生条件で撮影されたマスク画像と第１コントラスト画像との差分処理を以下の式（１）により実行させ、図３に示すＸ線発生条件で撮影されたマスク画像と第２コントラスト画像との差分処理を以下の式（２）により実行させる。ここで、式（１）及び式（２）におけるＤＳＡθ（ｘ，ｙ）、ＭＡＳＫθ（ｘ，ｙ）、ＣＯＮＴ１θ（ｘ，ｙ）、ＣＯＮＴ２θ（ｘ，ｙ）はそれぞれサブトラクションデータ、マスク画像、第１コントラスト画像、第２コントラスト画像を示す。また、式（１）及び式（２）における「θ」は撮影角度を示す。
例えば、Ｘ線発生条件が同一であるマスク画像と第１コントラスト画像との差分処理を行う場合には、補正制御部３３２による補正を行うことなく、差分処理が実行される。すなわち、式（１）に示すように、サブトラクション部２３は、マスク画像の２００フレームの投影データと、第１コントラスト画像の２００フレームの投影データとを画像メモリ２２から読み出し、対応する撮影角度同士の投影データに対してサブトラクション（Ｌｏｇサブ）することで、第１コントラスト画像のサブトラクションデータを生成する。
一方、Ｘ線発生条件が異なるマスク画像と第２コントラスト画像との差分処理を行う場合には、補正制御部３３２によって補正が行われたうえで差分処理が実行される。例えば、図３に示すように、「パルス幅：１２ｍｓｅｃ」で撮影されたマスク画像と、「パルス幅：６ｍｓｅｃ」で撮影された第２コントラスト画像とをサブトラクションする場合には、式（２）に示すように、サブトラクション部２３は、第２コントラスト画像に補正ファクター「２」を乗算した式により第２コントラスト画像のサブトラクションデータを生成する。すなわち、サブトラクション部２３は、マスク画像の２００フレームの投影データと、第２コントラスト画像の２００フレームの投影データとを画像メモリ２２から読み出し、対応する撮影角度同士の投影データに対して式（２）を用いたサブトラクションにより、第２コントラスト画像のサブトラクションデータを生成する。
このように、補正制御部３３２は、Ｘ線量が線形に変化する管電流及びパルス幅の変更においては、変更された分を補う補正ファクターを決定し、決定した補正ファクターを用いたサブトラクションを行うようにサブトラクション部２３を制御する。なお、図２においては、第２コントラスト画像を収集した後に、サブトラクションが行われる場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、第２コントラスト画像を収集している間に、第１コントラスト画像のサブトラクションデータを生成する場合であってもよい。
ステップＳ１０６において第１コントラスト画像と第２コントラスト画像のサブトラクションデータが生成されると、各サブトラクションデータが３次元再構成部３１に送られ、ボリュームデータが生成される。すなわち、３次元再構成部３１が、サブトラクションが実行された各データからボリュームデータをそれぞれ再構成する（ステップＳ１０７）。例えば、３次元再構成部３１は、Feldkamp等によって提案されたフィルタードバックプロジェクション法によってボリュームデータを再構成する。
かかる場合には、３次元再構成部３１は、第１コントラスト画像のサブトラクションデータに対して、例えば、Shepp&LoganやRamachandranのような適当なコンボリューションフィルターをかけた後、逆投影演算を行うことによりボリュームデータを再構成する。また、３次元再構成部３１は、第２コントラスト画像の注目領域がそれほど高空間解像度を必要としていないことから、第２コントラスト画像のサブトラクションデータに対して、例えば、第１コントラスト画像の再構成で使用したフィルターよりも更に空間強調度の弱いコンボリューションフィルターをかけた後、逆投影演算を行うことによりボリュームデータを再構成する。
ここで、再構成領域は、回転撮影におけるＸ線発生装置１１の全方向へのＸ線束に内接する円筒として定義される。かかる円筒内は、例えばＸ線検出器１２の１検出素子の幅に投影される再構成領域中心部での長さ「ｄ」で三次元的に離散化され、離散点のデータの再構成像が得られる。なお、ここでは離散間隔の１例を示したが、これは装置やメーカーによって違うこともあるので、基本的には装置によって定義された離散間隔を用いれば良い。またＡＲＴ（Algebraic Reconstruction Algorithm）法や、ＥＭ（Expectation Maximization）法、ＴＶ（Total Variation）法などの逐次近似再構成アルゴリズムによって再構成を行う場合であってもよい。上述したように３次元再構成部３１によって再構成されたボリュームデータは、画像メモリ２２に記憶される。
ステップＳ１０７においてボリュームデータが再構成されると、３次元画像処理部３２が再構成されたボリュームデータから３次元画像を生成し、表示制御部３３３が生成された３次元画像を表示部４０にて表示する（ステップＳ１０８）。例えば、３次元画像処理部３２は、上述したようにボリュームデータからボリュームレンダリング画像やＭＰＲ画像を生成する。ここで、表示制御部３３３は、生成されたボリュームレンダリング画像やＭＰＲ画像をフュージョンして表示させたり、３次元画像をそれぞれ異なる色で表示させたりする。
以上、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１による処理の一例について説明した。上述した例では、第２コントラスト画像を撮影する際のパルス幅を、第１コントラスト画像を撮影するパルス幅よりも短くすることで、第２コントラスト画像の方が第１コントラスト画像よりも小さなＸ線量とする場合について説明した。このような実施形態は、例えば、肝動脈、門脈、脳動脈などの撮影に適用される。一例を挙げると、第１コントラスト画像で固有肝動脈や、門脈、内頚動脈、椎骨動脈などが撮影され、第２コントラスト画像でコロナ陰影、肝静脈、脳静脈、毛細血管などが撮影される。かかる場合、条件設定部３３１は、被検体の動脈相を回転撮影する場合は、他の相と比べてＸ線線量を増やすようにＸ線の発生条件を設定し、被検体の毛細血管相あるいは静脈相を回転撮影する場合は、他の相と比べてＸ線線量を減らすようにＸ線の発生条件を設定する。
Ｘ線診断装置１は、複数回の回転撮影をこのように撮影することで、回転撮影ごとに最適な画像データの収集を行うことができる。すなわち、Ｘ線診断装置１は、例えば、１回目の撮影では細かい構造を対象とするのに対して２回目の撮影では大まかな構造を対象とする場合であっても、２回目の撮影では線量過多となり被曝線量が不必要に増加することを抑止しつつ、観察に最適な画像を提供することができる。一例をあげると、このような実施形態は、腫瘍を同定することに加えて、腫瘍に栄養を供給する栄養血管を同定する場合の撮影に適用される。例えば、Ｘ線診断装置１は、図４に示すように、腫瘍の形成に伴って新生された細い動脈（栄養血管）を第１コントラスト画像として撮影し、静脈を第２コントラスト画像として撮影したのち、フュージョンしてそれぞれ異なる色でカラー化した表示画像（例えば、動脈を赤、静脈を青などでカラー化）を観察しやすい画像で表示部４０に表示させることができる。これにより、例えば、栄養血管の情報を基にしてカテーテルの操作を行うことが可能となる。なお、図４は、第１の実施形態に係る表示画像の一例を示す図である。
なお、このような実施形態は、例えば、脳動脈などに動脈瘤などの疾患があり、疾患部位を詳細に把握する際の撮影にも適用される。一例をあげると、脳動脈瘤や動脈と静脈とが血液の塊を介してつながる動静脈奇形の脳外科手術の際に適用可能である。より具体的には、脳外科手術を行う場合、治療対象の動脈の情報だけあればよいと考えがちである。しかし、脳外科手術を行う場合、開頭範囲を狭くすることが望まれる。ここで、狭く開頭した手術部位において静脈が重なっていると、静脈を傷付けることを避けるために別のアプローチを模索することになり、患者への負担が増加してしまう。このようなことから、脳外科手術において、脳外科手術の際に予め大まかな静脈の情報を得るために、動脈と静脈とを撮影する場合がある。かかる場合、条件設定部３３１は、例えば、第２コントラスト画像として静脈を撮影する際のパルス幅を、第１コントラスト画像として動脈を撮影するパルス幅よりも短くする。
また、このような実施形態は、例えば、梗塞がないかを知りたい場合、第１コントラスト画像として動脈を撮影し、第２コントラスト画像として毛細血管を撮影する場合にも適用可能である。かかる場合も、条件設定部３３１は、例えば、第２コントラスト画像として毛細血管を撮影する際のパルス幅を、第１コントラスト画像として動脈を撮影するパルス幅よりも短くする。
（変形例１）
上述した実施形態では、第２コントラスト画像の方が第１コントラスト画像よりも小さなＸ線量とする場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、第２コントラスト画像の方が第１コントラスト画像よりも大きなＸ線量とする場合であってもよい。例えば、動脈について細かい血管構造などが不要であり、あくまで大まかな血管構造が分かれば良い場合に、不要な被曝を避けるためにＸ線量を小さくする。しかしながら、毛細血管や静脈は動脈より造影剤濃度が薄まってしまうため、薄い造影剤信号の毛細血管や静脈をノイズに負けずにそれなりの空間分解能（上述した例の動脈の空間分解能まではいかないまでも、毛細血管や静脈の空間分解能よりもう少し精細に見る必要がある場合）で表示したい場合などに、第２コントラスト画像の方が第１コントラスト画像よりも大きなＸ線量とする。一例をあげると、このような変形例１は、肝細胞癌の診断を行う場合に肝動脈造影下で行われるＣＴライクイメージングなどの撮影に適用される。当該ＣＴライクイメージングにおいて早期相の撮影では、肝細胞癌は強く造影されるので、小さなＸ線量でも肝細胞癌を特定可能である。このため、条件設定部３３１は、ＣＴライクイメージングにおいて早期相の撮影では、Ｘ線量を小さくする。一方、ＣＴライクイメージングにおいて後期相の撮影では、肝細胞癌から腫瘍周囲肝組織に造影剤が流れ出す像（コロナ陰影）がみられる。このコロナ陰影では、肝細胞癌と比較してコントラストが低下する。このため、条件設定部３３１は、後期相の撮影では、早期相の撮影と比較して、大きなＸ線量とする。なお、このコロナ陰影は肝細胞癌以外ではみられないため、これがあるときは肝細胞癌にほぼ間違いないとされる。
上述した実施形態では、第２コントラスト画像の方が第１コントラスト画像よりも小さなＸ線量とする場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、第２コントラスト画像の方が第１コントラスト画像よりも大きなＸ線量とする場合であってもよい。例えば、動脈について細かい血管構造などが不要であり、あくまで大まかな血管構造が分かれば良い場合に、不要な被曝を避けるためにＸ線量を小さくする。しかしながら、毛細血管や静脈は動脈より造影剤濃度が薄まってしまうため、薄い造影剤信号の毛細血管や静脈をノイズに負けずにそれなりの空間分解能（上述した例の動脈の空間分解能まではいかないまでも、毛細血管や静脈の空間分解能よりもう少し精細に見る必要がある場合）で表示したい場合などに、第２コントラスト画像の方が第１コントラスト画像よりも大きなＸ線量とする。一例をあげると、このような変形例１は、肝細胞癌の診断を行う場合に肝動脈造影下で行われるＣＴライクイメージングなどの撮影に適用される。当該ＣＴライクイメージングにおいて早期相の撮影では、肝細胞癌は強く造影されるので、小さなＸ線量でも肝細胞癌を特定可能である。このため、条件設定部３３１は、ＣＴライクイメージングにおいて早期相の撮影では、Ｘ線量を小さくする。一方、ＣＴライクイメージングにおいて後期相の撮影では、肝細胞癌から腫瘍周囲肝組織に造影剤が流れ出す像（コロナ陰影）がみられる。このコロナ陰影では、肝細胞癌と比較してコントラストが低下する。このため、条件設定部３３１は、後期相の撮影では、早期相の撮影と比較して、大きなＸ線量とする。なお、このコロナ陰影は肝細胞癌以外ではみられないため、これがあるときは肝細胞癌にほぼ間違いないとされる。
また、このような変形例１は、静脈からカテーテルを通し、カテーテルが通過するだけの動脈相については参考情報とするような治療時の撮影にも適用される。このような場合、条件設定部３３１は、第２コントラスト画像として静脈相を撮影する場合のＸ線量を、第１コントラスト画像として動脈相を撮影する場合と比較して、大きなＸ線量に設定する。
かかる場合には、例えば、上述した例とは逆に第１コントラスト画像を「管電圧：１００ｋＶ」、「管電流：２５０ｍＡ」、「パルス幅：６ｍｓｅｃ」、「管球焦点サイズ：Focus Middle（０．６ｍｍ）」、「ビームフィルター：Ａｌ１．８ｍｍ」で撮影し、第２コントラスト画像を「管電圧：１００ｋＶ」、「管電流：２５０ｍＡ」、「パルス幅：１２ｍｓｅｃ」、「管球焦点サイズ：Focus Middle（０．６ｍｍ）」、「ビームフィルター：Ａｌ１．８ｍｍ」で撮影する。すなわち、条件設定部３３１は、複数回実行される回転撮影のうち、第１の回転撮影時における総Ｘ線照射量と比べて、第１の回転撮影より後に実行される第２の回転撮影時における総Ｘ線照射量が略２倍以上となるようにＸ線の発生条件を設定する。なお、この場合、式（１）にＸ線発生条件差の補正ファクター「２」が入り、式（２）から補正ファクター「２」が除かれる。
（変形例２）
また、上述した実施形態では、サブトラクション画像を再構成する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、再構成した後にサブトラクションされる場合であってもよい。かかる場合には、補正制御部３３２は、異なる発生条件で収集されたマスク画像及びコントラスト画像の各投影データからそれぞれ再構成された再構成データ間で差分処理が実行される際に、発生条件を合わせたうえで再構成データ間の差分処理が実行されるように再構成データを補正する。
また、上述した実施形態では、サブトラクション画像を再構成する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、再構成した後にサブトラクションされる場合であってもよい。かかる場合には、補正制御部３３２は、異なる発生条件で収集されたマスク画像及びコントラスト画像の各投影データからそれぞれ再構成された再構成データ間で差分処理が実行される際に、発生条件を合わせたうえで再構成データ間の差分処理が実行されるように再構成データを補正する。
例えば、３次元再構成部３１が、マスク画像、第１コントラスト画像及び第２コントラスト画像の投影データをそれぞれ画像メモリ２２から読み出して、ボリュームデータを再構成する。そして、サブトラクション部２３が、再構成後のボリュームデータによりマスク画像と各コントラスト画像とのサブトラクションを行う。ここで、サブトラクション部２３は、補正制御部３３２によって決定された補正ファクターで補正されたデータによりサブトラクションを行う。
このように、再構成した後にサブトラクションを行うことで、ミスレジによるアーチファクトを除去することができる。例えば、マスク画像を収集する際のＣ型アーム１３の回転方向と、コントラスト画像を収集する際のＣ型アーム１３の回転方向とが異なる場合に、たわみの方向の違いにより同一角度でもエッジ部分にミスレジが発生する可能性がある。そこで、まず再構成を行うことで、回転撮影ごとの撮影時の位置ずれを補正して、ミスレジによるアーチファクトを除去する。
（変形例３）
また、上述した実施形態では、マスク画像を収集して、第１コントラスト画像及び第２コントラスト画像とサブトラクションを行う場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、マスク画像を収集せずに、第１コントラスト画像及び第２コントラスト画像のみを収集する場合であってもよい。かかる場合には、目的に応じて造影剤の濃度の調整や、各種補正処理が実行される。例えば、血管だけを見る場合は、造影剤濃度を濃くして、造影剤注入後の異なるタイミングで造影される血管について第１コントラスト画像及び第２コントラスト画像として撮影する。この場合、造影剤による信号が強いことから、サブトラクションによって差分されるはずだった散乱線を除去するための散乱線補正などは行わない場合であってもよい。
また、上述した実施形態では、マスク画像を収集して、第１コントラスト画像及び第２コントラスト画像とサブトラクションを行う場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、マスク画像を収集せずに、第１コントラスト画像及び第２コントラスト画像のみを収集する場合であってもよい。かかる場合には、目的に応じて造影剤の濃度の調整や、各種補正処理が実行される。例えば、血管だけを見る場合は、造影剤濃度を濃くして、造影剤注入後の異なるタイミングで造影される血管について第１コントラスト画像及び第２コントラスト画像として撮影する。この場合、造影剤による信号が強いことから、サブトラクションによって差分されるはずだった散乱線を除去するための散乱線補正などは行わない場合であってもよい。
また、例えば、血管と軟組織を両方見る場合には、強い信号により軟組織が観察しにくくならないように、薄めの濃度の造影剤が注入され、第１コントラスト画像及び第２コントラスト画像が撮影される。この場合、造影剤による信号が弱めであるため、第１コントラスト画像及び第２コントラスト画像それぞれに対して、散乱線補正、濃度ムラを補正する補正用画像のサブトラクション、ビームハードニング補正が実行される。その後、３次元再構成部３１によるボリュームデータの再構成が実行される。なお、上記した補正に加えて、リング補正が実行される場合であってもよい。
（変形例４）
また、上述した実施形態では、同一の管球焦点サイズで画像を撮影する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、管球焦点サイズを変更する場合であってもよい。例えば、Ｘ線量が小さいＸ線発生条件で撮影した場合、相対的なノイズレベルが高くなるが、静脈などが対象となる場合空間分解能が低くてもよいため、空間強調度の弱いフィルターによって再構成することでノイズを抑えたスムーズな画像が生成される。ここで、管球焦点サイズを大きくした場合には、画像がぼやけて相対的にノイズが抑えられるため、空間強調度の弱いフィルターによって再構成することと同様の効果が得られる。一例を挙げると、管球焦点サイズ「０．６ｍｍ」で撮影した画像を空間強調度の弱いフィルターで再構成する場合と、管球焦点サイズ「１．０ｍｍ」で撮影した画像を空間強調度の強いフィルターで再構成する場合とで同様の効果が期待される。従って、補正制御部３３２は、例えば、Ｘ線量が小さいＸ線発生条件で第２コントラスト画像が撮影される場合に、同時に管球焦点サイズを大きくしてスムーズな画像を生成するように制御することも可能である。
また、上述した実施形態では、同一の管球焦点サイズで画像を撮影する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、管球焦点サイズを変更する場合であってもよい。例えば、Ｘ線量が小さいＸ線発生条件で撮影した場合、相対的なノイズレベルが高くなるが、静脈などが対象となる場合空間分解能が低くてもよいため、空間強調度の弱いフィルターによって再構成することでノイズを抑えたスムーズな画像が生成される。ここで、管球焦点サイズを大きくした場合には、画像がぼやけて相対的にノイズが抑えられるため、空間強調度の弱いフィルターによって再構成することと同様の効果が得られる。一例を挙げると、管球焦点サイズ「０．６ｍｍ」で撮影した画像を空間強調度の弱いフィルターで再構成する場合と、管球焦点サイズ「１．０ｍｍ」で撮影した画像を空間強調度の強いフィルターで再構成する場合とで同様の効果が期待される。従って、補正制御部３３２は、例えば、Ｘ線量が小さいＸ線発生条件で第２コントラスト画像が撮影される場合に、同時に管球焦点サイズを大きくしてスムーズな画像を生成するように制御することも可能である。
（変形例５）
また、上述した実施形態では、同一の管電圧、ビームフィルターで画像を撮影する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、管電圧、ビームフィルターを変更する場合であってもよい。ここで、管電圧やビームフィルターを変更した場合、Ｘ線の線質が変化するため上述したような線形の補正ではなく、部位ごとの変更前後のすべての組み合わせの補正用データを用いた補正が実行される。具体的には、補正制御部３３２は、複数の回転撮影において、管電圧及びビームフィルターのうち少なくとも１つに差異がある場合に、Ｘ線の透過の度合いを示す硬度に起因するデータ間の差異を補正する。
また、上述した実施形態では、同一の管電圧、ビームフィルターで画像を撮影する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、管電圧、ビームフィルターを変更する場合であってもよい。ここで、管電圧やビームフィルターを変更した場合、Ｘ線の線質が変化するため上述したような線形の補正ではなく、部位ごとの変更前後のすべての組み合わせの補正用データを用いた補正が実行される。具体的には、補正制御部３３２は、複数の回転撮影において、管電圧及びビームフィルターのうち少なくとも１つに差異がある場合に、Ｘ線の透過の度合いを示す硬度に起因するデータ間の差異を補正する。
以下、図５〜図７を用いて、管電圧、ビームフィルターを変更する場合の補正用データについて説明する。図５は、変形例５にかかる補正用データを用いる撮影の一例を説明するための図である。例えば、図５に示すように、「管電圧：１００ｋＶ」、「管電流：２５０ｍＡ」、「パルス幅：１２ｍｓｅｃ」、「管球焦点サイズ：Focus Middle（０．６ｍｍ）」、「ビームフィルター：Ｃｕ０．２ｍｍ」で２００フレームのマスク画像と第１コントラスト画像がそれぞれ収集される。これに対して、第２コントラスト画像では、管電圧及びビームフィルターが変更され、「管電圧：８０ｋＶ」、「管電流：２５０ｍＡ」、「パルス幅：１２ｍｓｅｃ」、「管球焦点サイズ：Focus Middle（０．６ｍｍ）」、「ビームフィルター：Ａｌ１．８ｍｍ」で２００フレームの第２コントラスト画像が収集される。
このような場合、Ｘ線の線質が変化して物質に対する透過の度合いが変化することから、単純な線形の補正ではなく、例えば、図６及ぶ図７に示すように生成した補正データを用いて補正を行う。図６は、変形例５に係る補正データの作成の一例を説明するための図である。例えば、変形例５に係る補正データは、まず、図６に示すように、変更前後の管電圧及びビームフィルターでの投影データを取得する。すなわち、図６の（α）で示すように、「管電圧：１００ｋＶ」、「ビームフィルター：Ｃｕ０．２ｍｍ」の条件で、何も置かない状態での投影データ「Ａθ=0(100,0.2)（ｘ，ｙ）」とファントムを載置した状態での投影データ「Ｆθ=0(100,0.2)（ｘ，ｙ）」とを収集する。ここで、上記した各投影データは、撮影角度「θ」を変化させながら収集される。これにより、様々な厚さを透過した際の投影データが収集される。
同様に、図６の（β）で示すように、「管電圧：８０ｋＶ」、「ビームフィルター：Ａｌ１．８ｍｍ」の条件で、何も置かない状態での投影データ「Ａθ=0(80,1.8)（ｘ，ｙ）」とファントムを載置した状態での投影データ「Ｆθ=0(80,1.8)（ｘ，ｙ）」とを収集する。ここで、上記した各投影データについても、撮影角度「θ」を変化させながら収集される。補正用データの作成においては、このように各ビームクオリティで収集した投影データを以下の式（３）及び式（４）によってサブトラクションして、サブトラクションデータの値を対応付ける。ここで、式（３）における「α」は、「管電圧：１００ｋＶ」、「ビームフィルター：Ｃｕ０．２ｍｍ」の条件でのサブトラクションデータを示す。また、式（４）における「β」は、「管電圧：８０ｋＶ」、「ビームフィルター：Ａｌ１．８ｍｍ」の条件でのサブトラクションデータを示す。
すなわち、補正用データの作成においては、式（３）及び式（４）に示すように、ファントムを載置した状態での投影データから何も置かない状態での投影データをサブトラクションしたサブトラクションデータを投影角度ごとにそれぞれ算出する。そして、補正データの作成においては、例えば、図７に示すように、各ビームクオリティでの同一位置におけるサブトラクションデータを対応付けた補正データを作成する。図７は、変形例５に係る補正用データの一例を示す図である。
例えば、図７の上図に示すように、補正用データは、縦軸に「α」を示し、横軸に「β」を示したグラフに各位置のサブトラクションデータがプロットされたグラフとして生成される。そして、補正用データは、プロットしたデータを元に最小２乗法で複数次式からなるグラフＬ１として生成され、さらに、図７の下図に示すように、横軸「β」の値で規格化されたグラフＬ２として生成される。
補正用データは、図７に示すようなグラフがビームクオリティの変更前後のすべての組み合わせで生成され、さらに、それらすべての組み合わせのグラフが胸部、腹部、頚部、骨盤部などの部位ごとに生成される。なお、図６においては、ファントムを用いて補正用データを生成する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、アクリル板などで少しずつ厚さを変えて投影データを収集して作成される場合であってもよい。また、部位ごとに標準的なＣＴ画像を多数用意して、シミュレーションによって補正用データを生成する場合であってもよい。
変形例５に係る補正制御部３３２は、上述したように生成された補正用データを用いて補正を行うように制御する。例えば、図５に示す条件で回転撮影を実行した場合には、補正制御部３３２は、図５に示すＸ線発生条件で撮影されたマスク画像と第２コントラスト画像との差分処理を以下の式（５）により実行させる。ここで、式（５）におけるＤＳＡθ（ｘ，ｙ）、ＭＡＳＫθ（ｘ，ｙ）、ＣＯＮＴ２θ（ｘ，ｙ）はそれぞれサブトラクションデータ、マスク画像、第２コントラスト画像を示す。また、式（５）における「θ」は撮影角度を示す。また、式（５）における「ｑ」は、補正用データから求められる補正ファクターである。
例えば、管電圧及びビームフィルターのうち少なくとも一方が異なるマスク画像とコントラスト画像との差分処理を行う場合には、補正制御部３３２によって補正されたうえで差分処理が実行される。例えば、式（５）に示すように、サブトラクション部２３は、第２コントラスト画像に補正ファクター「ｑ」を乗算した式により第２コントラスト画像のサブトラクションデータを生成する。ここで、補正制御部３３２は、補正用データから撮影方向ごとに平均値を算出し、算出した平均値を補正ファクター「ｑ」として用いる。
ここで、補正ファクター「ｑ」は画素ごとに決定される場合であってもよい。すなわち、補正制御部３３２は、Ｘ線の硬度に起因するデータ間の差異を画素ごとに補正する。かかる場合には、画素ごとの補正用データが生成され、補正制御部３３２は、生成された画素ごとの補正用データを用いて補正を行うように制御する。例えば、図５に示す条件で回転撮影を実行した場合には、補正制御部３３２は、図５に示すＸ線発生条件で撮影されたマスク画像と第２コントラスト画像との差分処理を以下の式（６）により実行させる。
すなわち、サブトラクション部２３は、式（６）に示すように、第２コントラスト画像に対して画素ごとに補正ファクター「ｑ（ｘ，ｙ）」を乗算した式により第２コントラスト画像のサブトラクションデータを生成する。
なお、上述した変形例５では、投影データに対して補正する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、再構成されたボリュームデータに対して補正する場合であってもよい。かかる場合には、投影データの補正データと同様に、ボリュームデータの補正用データが生成される。すなわち、各ビームクオリティにおける再構成画素値を図７に示すようにグラフ上にプロットし、プロットしたデータをもとに最小２乗法で複数次式からなるグラフを作成して横軸の値で規格化した補正用データを生成する。同様にビームクオリティの全ての組み合わせについて補正用データを生成する。さらに胸部、腹部、頚部、骨盤部などの部位ごとに同様の補正用データを生成する。
上述した第１の実施形態、変形例１〜変形例５において、管電圧、管電流、パルス幅、Ｘ線管球焦点サイズ及びビームフィルターのうち少なくとも１つについて、回転撮影ごとに設定する場合について説明した。ここで、回転撮影ごとのＸ線発生条件は、複数の回転撮影を行う撮影シーケンスごとにあらかじめ決定されていてもよく、或いは、操作者が撮影時に設定する場合であってもよい。
上述したように、第１の実施形態によれば、Ｃ型アーム１３は、Ｘ線発生装置１１及びＸ線検出器１２を支持する。条件設定部３３１は、Ｃ型アーム１３を回転させながら撮影する回転撮影が単一の造影剤注入後に複数回実行される場合に、Ｘ線発生装置１１によって発生されるＸ線の発生条件を回転撮影ごとに設定する。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、回転撮影ごとにＸ線発生条件を変更することができ、回転撮影ごとに最適な画像データの収集を行うことを可能にする。
例えば、Ｘ線診断装置１は、造影剤注入後に２回の回転撮影を行う際に、１回目の撮影時に収集される信号と比較して２回目の撮影時に収集される信号が極端に低い場合に、２回目の撮影のＸ線量を大きくすることで線量不足を解消して、注目する対象を適切に観察することができる画像を提供することができる。また、例えば、Ｘ線診断装置１は、造影剤注入後に２回の回転撮影を行う際に、１回目の撮影では細かい構造を対象とするのに対して２回目の撮影では大まかな構造を対象とする場合に、２回目の撮影のＸ線量を小さくすることで不必要な被曝線量の増加を抑止しつつ、注目する対象を適切に観察することができる画像を提供することができる。
また、第１の実施形態によれば、条件設定部３３１は、Ｘ線の発生条件として管電圧、管電流、パルス幅、Ｘ線管球焦点サイズ及びビームフィルターのうち少なくとも１つについて、回転撮影ごとに設定する。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、回転撮影ごとにＸ線の発生条件を細かく変更することを可能にする。
また、第１の実施形態によれば、補正制御部３３２は、条件設定部３３１によって設定されたＸ線の発生条件に応じて、Ｘ線検出器１２によって収集されたデータを補正する。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、正確な表示画像を表示させることができる。
また、第１の実施形態によれば、補正制御部３３２は、異なる発生条件で収集されたマスク画像の投影データとコントラスト画像の投影データ間で差分処理が実行される場合に、発生条件を合わせたうえで投影データ間の差分処理が実行されるように投影データを補正する。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、正確な補正を行うことができる。言い換えると、補正制御部３３２は、異なる発生条件で収集されたマスク画像の投影データとコントラスト画像の投影データ間で差分処理が実行される場合に、発生条件を合わせたうえで投影データ間の差分処理が実行されるように、マスク画像の投影データ及びコントラスト画像の投影データの少なくともいずれか一方を補正する。
また、第１の実施形態によれば、補正制御部３３２は、異なる発生条件で収集されたマスク画像及びコントラスト画像の各投影データからそれぞれ再構成された再構成データ間で差分処理が実行される際に、発生条件を合わせたうえで再構成データ間の差分処理が実行されるように再構成データを補正する。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、ミスレジによるアーチファクトを除去することができる。言い換えると、補正制御部３３２は、異なる発生条件で収集されたマスク画像及びコントラスト画像の各投影データからそれぞれ再構成された再構成データ間で差分処理が実行される場合に、発生条件を合わせたうえで再構成データ間の差分処理が実行されるように、マスク画像の投影データから再構成された再構成データ及びコントラスト画像の投影データから再構成された再構成データの少なくともいずれか一方を補正する。
また、第１の実施形態によれば、補正制御部３３２は、複数の回転撮影において、管電圧及びビームフィルターのうち少なくとも１つに差異がある場合に、Ｘ線の透過の度合いを示す硬度に起因するデータ間の差異を補正する。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、線質が変化するＸ線発生条件の変更に関しても対応することができる。
また、第１の実施形態によれば、補正制御部３３２は、硬度に起因するデータ間の差異を画素ごとに補正する。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、より精度の高い補正を行うことができる。
また、第１の実施形態によれば、表示制御部３３３は、条件設定部３３１によって設定されたＸ線の発生条件でそれぞれ回転撮影された複数の３次元画像を表示部４０にて表示させる。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、複数の回転撮影によって撮影された画像について観察しやすい画像を表示することができる。
また、第１の実施形態によれば、表示制御部３３３は、複数の３次元画像をフュージョンして表示させる。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、異なる時相で撮影された対象の位置関係を一目で確認することができる。
また、第１の実施形態によれば、表示制御部３３３は、複数の３次元画像をそれぞれ異なる色で表示させる。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、各対象を一目で確認することができる。
また、第１の実施形態によれば、３次元画像は、ボリュームレンダリング画像又はＭＰＲ画像である。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、回転撮影された対象を種々の３次元画像で表示させることができる。
（第２の実施形態）
さて、これまで第１の実施形態について説明したが、上述した第１の実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。
さて、これまで第１の実施形態について説明したが、上述した第１の実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。
上述した第１の実施形態では、造影剤注入後に２回の回転撮影を行う場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、３回以上の回転撮影が実行される場合であってもよい。図８は、第２の実施形態に係るＸ線診断装置による回転撮影の一例を説明するための図である。図８においては、図３に示す回転撮影にさらにもう１回の回転撮影を行う場合について示す。すなわち、図８においては、マスク画像及び第１コントラスト画像が同一のＸ線発生条件で撮影され、第２コントラスト画像でＸ線発生装置１１から発生されるＸ線のパルス幅を変更し、第３コントラスト画像でパルス幅をさらに変更する場合を例に挙げて説明する。
例えば、Ｘ線診断装置１においては、図８に示すように、図３に示す撮影の後、第２コントラスト画像が収集されると、さらに造影開始から特定時間（最初、２回目の時間とは異なる時間）経過後、Ｃ型アーム１３を秒間６０度で（順）回転しつつ（アーム回転：６０°／ｓｅｃ）、フレームレート固定（フレームレート：６０ｆｐｓ）で投影角度を変化させながら、１度間隔で２００フレームの第３コントラスト画像の撮影が行われる。この時、条件設定部３３１は、第３コントラスト画像の撮影に際し、Ｘ線発生条件を変更する。例えば、条件設定部３３１は、第３コントラスト画像の撮影において「パルス幅」を「６ｍｓｅｃ」から「４ｍｓｅｃ」に変更する。すなわち、撮影制御部２７は、「管電圧：１００ｋＶ」、「管電流：２５０ｍＡ」、「パルス幅：４ｍｓｅｃ」、「管球焦点サイズ：Focus Middle（０．６ｍｍ）」、「ビームフィルター：Ａｌ１．８ｍｍ」で２００フレームの第３コントラスト画像を収集させる。収集された２００フレームの第３コントラスト画像は、Ａ／Ｄ変換部２１でデジタル信号に変換され、画像メモリ２２に記憶される。
例えば、図８の第３コントラスト画像のように「パルス幅」が変更されると、補正制御部３３２は、マスク画像と第３コントラスト画像との差分処理を以下の式（７）により実行させる。ここで、式（７）におけるＤＳＡθ（ｘ，ｙ）、ＭＡＳＫθ（ｘ，ｙ）、ＣＯＮＴ３θ（ｘ，ｙ）はそれぞれサブトラクションデータ、マスク画像、第３コントラスト画像を示す。また、式（７）における「θ」は撮影角度を示す。なお、第１コントラスト画像と第２コントラスト画像は、第１の実施形態と同様の式で差分処理が実行される。
例えば、図８に示すように、「パルス幅：１２ｍｓｅｃ」で撮影されたマスク画像と、「パルス幅：４ｍｓｅｃ」で撮影された第３コントラスト画像とをサブトラクションする場合には、式（７）に示すように、サブトラクション部２３は、第３コントラスト画像に補正ファクター「３」を乗算した式により第３コントラスト画像のサブトラクションデータを生成する。すなわち、サブトラクション部２３は、マスク画像の２００フレームの投影データと、第３コントラスト画像の２００フレームの投影データとを画像メモリ２２から読み出し、対応する撮影角度同士の投影データに対して式（７）を用いたサブトラクションにより、第３コントラスト画像のサブトラクションデータを生成する。
このように、第１コントラスト画像、第２コントラスト画像及び第３コントラスト画像のサブトラクションデータが生成されると、３次元再構成部３１が各サブトラクションデータからボリュームデータをそれぞれ再構成し、３次元画像処理部３２が再構成したボリュームデータから３次元画像をそれぞれ生成する。そして、表示制御部３３３が、生成された３次元画像を表示部４０に表示させる。なお、上述した３回以上の回転撮影を行う場合についても、上述した第１の実施形態における変形例１〜変形例５の各処理が実行可能である。
以上、第２の実施形態に係るＸ線診断装置１による処理の一例について説明した。上述した例では、第３コントラスト画像を撮影する際のパルス幅を第２コントラスト画像を撮影するパルス幅よりも短くし、第２コントラスト画像を撮影する際のパルス幅を、第１コントラスト画像を撮影するパルス幅よりも短くする場合について説明した。このような実施形態は、例えば、肝動脈、脳動脈などの撮影に適用される。一例を挙げると、第１コントラスト画像で固有肝動脈や、内頚動脈、椎骨動脈などが撮影され、第２コントラスト画像で肝静脈、毛細血管などが撮影され、第３コントラスト画像でコロナ陰影、脳静脈が撮影される。
上述した実施形態では、パルス幅を変更することでＸ線量を変更する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、管電流を変更することでＸ線量を変更する場合であってもよい。また、管電流及びパルス幅をそれぞれ変更する場合であってもよい。
上述した実施形態では、管電圧、管電流、パルス幅、Ｘ線管球焦点サイズ及びビームフィルターのうち１つ又は２つが変更される場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、任意の組み合わせで変更される場合であってもよい。かかる場合には、上述した補正が組み合わせて実行される。
上述した実施形態では、イメージング条件としてＸ線の発生条件を回転撮影ごとに設定する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、要求される画質レベルと、再構成の関数とは関係している。このようなことから、イメージング条件として画像の再構成条件を、第１コントラスト画像のサブトラクションデータを再構成する場合と、第２コントラスト画像のサブトラクションデータを再構成する場合とでそれぞれ設定するようにしてもよい。すなわち、条件設定部３３１は、更に、複数回実行される回転撮影において、回転撮影の目的に応じて再構成条件を変更する。そして、３次元再構成部３１は、要求される画質レベルに応じた再構成条件で画像を再構成する。
例えば、頭部の静脈の画質レベルは低いので、動脈と同様に高周波強調フィルターで処理するとノイズが強まる。このため、条件設定部３３１は、複数回実行される回転撮影において、静脈相が描出された画像と動脈相が描出された画像とを回転撮影する場合、動脈相が描出された画像を再構成する場合よりも高周波強調を抑えたフィルターで静脈相が描出された画像を再構成する再構成条件を設定する。そして、３次元再構成部３１は、頭部の静脈を再構成する場合、動脈を再構成する場合よりも高周波強調を抑えたフィルターで処理することでノイズを抑制する。また、毛細血管画像は一般に造影剤濃度情報が非常に薄いため、動脈と同様に再構成するとノイズが強くなる。このため、条件設定部３３１は、複数回実行される回転撮影において、毛細血管相が描出された画像と静脈相が描出された画像とを回転撮影する場合、静脈相が描出された画像を再構成する場合よりも高周波強調を抑えたフィルターで毛細血管相が描出された画像を再構成する再構成条件を設定する。そして、３次元再構成部３１は、毛細血管を再構成する場合、静脈を再構成する場合よりも高周波強調を抑えたフィルターで処理することでノイズを抑制する。
また、条件設定部３３１は、例えば、初期の肝細胞癌を同定する場合には、中期の肝細胞癌や後期の肝細胞癌を同定する場合とは異なる再構成条件を設定する。ここで、肝細胞癌には世代があり、初期の肝細胞癌から中期の肝細胞癌、後期の肝細胞癌にかけて造影されるコントラストが変わってくる。例えば、初期の肝細胞癌であれば、正常な肝細胞と造影される程度は変わらず、コントラストは低い。すなわち、初期の肝細胞癌ではコントラストの低い情報を見ることになる。このようなことから、条件設定部３３１は、複数回実行される回転撮影において、初期の肝細胞癌が描出された画像と中期の肝細胞癌又は後期の肝細胞癌が描出された画像とを回転撮影する場合、中期の肝細胞癌又は後期の肝細胞癌が描出された画像を再構成する場合よりも高周波強調を抑えたフィルターで初期の肝細胞癌が描出された画像を再構成する再構成条件を設定する。そして、３次元再構成部３１は、中期の肝細胞癌や後期の肝細胞癌を再構成する場合よりも高周波強調を抑えたフィルターで処理することでノイズを抑制する。なお、初期の肝細胞癌を撮影する場合のＸ線発生条件は、中期の肝細胞癌や後期の肝細胞癌を撮影する場合のＸ線の発生条件と同様にＸ線量が高く設定される。すなわち、初期の肝細胞癌や中期以降の肝細胞癌を同定する場合、Ｘ線の発生条件が同一でも、再構成条件が異なる。
また、上述した実施形態では、マスク画像を収集した後、Ｃ型アーム１３が逆回転して回転開始位置まで戻されるものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、マスク画像を収集した後、Ｃ型アーム１３を逆回転させて第１コントラスト画像を収集するようにしてもよい。
（その他の実施形態）
なお、上記の第１〜第２の実施形態の説明で図示したＸ線診断装置は、例えば、図９に示すように構成されてもよい。図９は、その他の実施形態に係るＸ線診断装置４００の構成例を示す図である。
なお、上記の第１〜第２の実施形態の説明で図示したＸ線診断装置は、例えば、図９に示すように構成されてもよい。図９は、その他の実施形態に係るＸ線診断装置４００の構成例を示す図である。
図９に示すように、その他の実施形態に係るＸ線診断装置４００は、Ｘ線撮影機構４１０と、画像処理装置４２０とを有する。ここで、Ｘ線撮影機構４１０、画像処理装置４２０は、図１に示したＸ線撮影機構１０、画像処理装置１００にそれぞれ対応する。
Ｘ線撮影機構４１０は、図９に示すように、Ｘ線発生装置４１１と、Ｘ線検出器４１２と、Ｃ型アーム４１３と、寝台４１４とを有し、インジェクター５０が接続される。ここで、図９に示すＸ線発生装置４１１、Ｘ線検出器４１２、Ｃ型アーム４１３、及び寝台４１４は、図１に示したＸ線発生装置１１、Ｘ線検出器１２、Ｃ型アーム１３、及び寝台１４にそれぞれ対応する。
また、画像処理装置４２０は、図９に示すように、Ａ／Ｄ変換器４２１と、記憶回路４２２と、サブトラクション回路４２３と、フィルタリング回路４２４と、アフィン変換回路４２５と、ＬＵＴ４２６と、撮影制御回路４２７と、散乱線補正回路４２８と、ビームハードニング補正回路４２９と、リング補正回路４３０と、３次元再構成回路４３１と、３次元画像処理回路４３２と、処理回路４３３と、ディスプレイ４０とを有する。
ここで、Ａ／Ｄ変換器４２１は、図１に示したＡ／Ｄ変換部２１に対応し、記憶回路４２２は、図１に示した画像メモリ２２に対応する。サブトラクション回路４２３は、図１に示したサブトラクション部２３に対応し、図２に示すステップＳ１０６の処理を実行する。フィルタリング回路４２４は、アフィン変換回路４２５、及びＬＵＴ４２６は、図１に示したフィルタリング部２４、アフィン変換部２５、及びＬＵＴ２６にそれぞれ対応する。撮影制御回路４２７は、図１に示した撮影制御部２７に対応し、図２に示すステップＳ１０１、ステップＳ１０３、及びステップＳ１０５の処理を実行する。散乱線補正回路４２８、ビームハードニング補正回路４２９、及びリング補正回路４３０は、図１に示した散乱線補正部２８、ビームハードニング補正部２９、及びリング補正部３０にそれぞれ対応する。３次元再構成回路４３１は、図１に示した３次元再構成部３１に対応し、図２に示すステップＳ１０７の処理を実行する。３次元画像処理回路４３２、ディスプレイ４０は、図１に示した３次元画像処理部３２、表示部４０にそれぞれ対応する。
また、処理回路４３３は、図１に示した制御部３３に対応し、条件設定機能４３４、補正制御機能４３５、表示制御機能４３６を実行する。条件設定機能４３４は、図１に示す条件設定部３３１により実現される機能である。また、補正制御機能４３５は、図１に示す補正制御部３３２により実現される機能である。また、表示制御機能４３６は、図１に示す表示制御部３３３により実現される機能である。
ここで、例えば、図９に示す処理回路４３３の構成要素である条件設定機能４３４、補正制御機能４３５、表示制御機能４３６が実行する各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路４２２へ記録されている。処理回路４３３は、プログラムを記憶回路４２２から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路４３３は、図９の処理回路４３３内に示された各機能を有することとなる。すなわち、処理回路４３３は、条件設定機能４３４に対応するプログラムを記憶回路４２２から読み出し実行することで、条件設定部３３１と同様の処理を実行する。また、処理回路４３３は、補正制御機能４３５に対応するプログラムを記憶回路４２２から読み出し実行することで、補正制御部３３２と同様の処理を実行する。また、処理回路４３３は、表示制御機能４３６に対応するプログラムを記憶回路４２２から読み出し実行することで、表示制御部３３３と同様の処理を実行する。
例えば、図２に示すステップ１０５は、処理回路４３３が記憶回路４２２から条件設定機能４３４に対応するプログラムを呼び出し実行することにより、実現されるステップである。図２に示すステップ１０８は、処理回路４３３が記憶回路４２２から表示制御機能４３６に対応するプログラムを呼び出し実行することにより、実現されるステップである。
なお、図９においては単一の処理回路４３３にて条件設定機能４３４、補正制御機能４３５、表示制御機能４３６にて行われる処理機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。
上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（central preprocess unit）、ＧＰＵ(Graphics Processing Unit)、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ））、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは記憶回路に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。さらに、図９における複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。
以上説明したとおり、第１及び第２の実施形態によれば、本実施形態のＸ線診断装置は、回転撮影ごとに最適な画像データの収集を行うことを可能にする。
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同様に、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ものである。
４００ Ｘ線診断装置
４１０ Ｘ線撮影機構
４１３ Ｃ型アーム
４２０ 画像処理装置
４３３ 処理回路
４３４ 条件設定機能
４３５ 補正制御機能
４３６ 表示制御機能
４１０ Ｘ線撮影機構
４１３ Ｃ型アーム
４２０ 画像処理装置
４３３ 処理回路
４３４ 条件設定機能
４３５ 補正制御機能
４３６ 表示制御機能
Claims (18)
- Ｘ線発生装置及びＸ線検出器を支持する支持フレームと、
処理回路と、を備え、
前記処理回路は、
造影剤非注入下で前記支持フレームを被検体の周囲で回転させながら撮影する回転マスク撮影と同一のＸ線の発生条件を、単一の造影剤注入後に前記支持フレームを被検体の周囲で回転させながら撮影する第１の回転造影撮影について予め設定し、
前記回転マスク撮影とは異なるＸ線の発生条件を、前記単一の造影剤注入後に前記第１の回転造影撮影とは異なる時相について行われる前記支持フレームを被検体の周囲で回転させながら撮影する第２の回転造影撮影について予め設定し、
前記第１の回転造影撮影によって得られた投影データと前記回転マスク撮影によって得られた投影データとの間で差分処理を行い、
前記第２の回転造影撮影によって得られた投影データと前記回転マスク撮影によって得られた投影データとの間の差分を、Ｘ線の発生条件を合わせたうえで行う、
Ｘ線診断装置。 - 前記第１の回転造影撮影と前記第２の回転造影撮影とは、前記単一の造影剤注入後に自動的に実行される、請求項１記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、前記第１の回転造影撮影における総Ｘ線照射量と比べて、前記第１の回転造影撮影より後に実行される前記第２の回転造影撮影における総Ｘ線照射量が略２倍以上、又は、略１／２以下となるように前記Ｘ線の発生条件を設定する、請求項１記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、被検体の毛細血管相あるいは静脈相を回転撮影する場合は、他の相と比べてＸ線線量を減らすように前記Ｘ線の発生条件を設定する、請求項１記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、被検体の動脈相を回転撮影する場合は、他の相と比べてＸ線線量を増やすように前記Ｘ線の発生条件を設定する、請求項１記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、前記Ｘ線の発生条件として管電圧、管電流、パルス幅、Ｘ線管球焦点サイズ及びビームフィルターのうち少なくとも１つについて、撮影ごとに設定する、請求項１記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、設定したＸ線の発生条件に応じて、前記Ｘ線検出器によって収集されたデータを補正する、請求項１記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、前記第２の回転造影撮影によって得られた投影データに基づく再構成データと前記回転マスク撮影によって得られた投影データに基づく再構成データとの間で差分処理が実行される際に、前記Ｘ線の発生条件を合わせたうえで再構成データ間の差分処理が実行されるように前記再構成データを補正する、請求項７記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、前記回転マスク撮影と前記第２の回転造影撮影とにおいて、管電圧及びビームフィルターのうち少なくとも１つに差異がある場合に、前記Ｘ線の透過の度合いを示す硬度に起因するデータ間の差異を補正する、請求項７記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、前記硬度に起因するデータ間の差異を画素ごとに補正する、請求項９記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、更に、設定したＸ線の発生条件でそれぞれ撮影された複数の３次元画像を表示部にて表示させる、請求項１記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、前記複数の３次元画像をフュージョンして表示させる、請求項１１記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、前記複数の３次元画像をそれぞれ異なる色で表示させる、請求項１２記載のＸ線診断装置。
- 前記３次元画像は、ボリュームレンダリング画像又はＭＰＲ画像である、請求項１２記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、複数の時相について実行される前記第１の回転造影撮影と前記第２の回転造影撮影において、撮影の目的に応じて再構成条件を変更する、請求項１記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、前記複数の時相について実行される前記第１の回転造影撮影と前記第２の回転造影撮影において、静脈相が描出された画像と動脈相が描出された画像とを撮影する場合、動脈相が描出された画像を再構成する場合よりも高周波強調を抑えたフィルターで静脈相が描出された画像を再構成する再構成条件を設定する、請求項１５に記載のＸ線診断装置。
- 前記処理回路は、前記複数の時相について実行される前記第１の回転造影撮影と前記第２の回転造影撮影において、初期の肝細胞癌が描出された画像と中期の肝細胞癌又は後期の肝細胞癌が描出された画像とを撮影する場合、中期の肝細胞癌又は後期の肝細胞癌が描出された画像を再構成する場合よりも高周波強調を抑えたフィルターで初期の肝細胞癌が描出された画像を再構成する再構成条件を設定する、請求項１５に記載のＸ線診断装置。
- 前記第２の回転造影撮影のＸ線発生条件は、前記回転マスク撮影のＸ線の発生条件に対して管電圧及びビームフィルターのうち少なくとも一方において異なり、
前記処理回路は、前記第２の回転造影撮影によって得られた投影データと前記回転マスク撮影によって得られた投影データとの間の差分を、前記管電圧及び前記ビームフィルターのうち少なくとも一方の違いを補正するための各投影角度に応じた補正データに基づいて、投影角度ごとに硬度に起因する差異を補正したうえで行う、請求項１に記載のＸ線診断装置。
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