JP7066399B2 - 放射線画像診断装置及び医用画像処理装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、放射線画像診断装置及び医用画像処理装置に関する。

放射線を用いて被検体内部の形態及び機能のうちの少なくとも一つを画像化する放射線画像診断装置が利用されている。放射線画像診断装置において低線量撮像が行われている。低線量撮像により生成された画像は、高線量撮像により生成された画像に比して、多くのノイズを含む。また、空間分解能及び低コントラスト分解能等が低いため画質が悪い。そこで、低線量撮像により生成される画像の画質向上のため、逐次近似再構成が行われている。

逐次近似再構成法は、オリジナルの撮像データとレプリカの撮像データとの差分を最小化するように繰り返し計算を行う。これにより、被検体内部の形態及び機能のうちの少なくとも一つを正確に再現することができる。オリジナルの撮像データは、被検体を撮像することで収集された撮像データである。レプリカの撮像データは、オリジナルの撮像データを逆投影することで生成された画像を更に順投影することで生成された撮像データである。例えば、複数の時相に亘って被検体の同一部位を撮像するダイナミックスキャンにおいて、各時相の撮像データに対してそれぞれ独立して逐次近似再構成が行われる。これにより、低線量の撮像であっても、各時相において、ノイズを低減し、かつ空間分解能及び低コントラスト分解能等の高い画像を取得することができる。

しかしながら、逐次近似再構成は計算時間が膨大である。特に、ダイナミックスキャンの場合、時相数に比例して再構成処理の計算時間が増大する。

特開２０１３－０８５９６２号公報

発明が解決しようとする課題は、逐次近似再構成法を用いた再構成処理にかかる全体の計算時間を短縮することである。

実施形態に係る放射線画像診断装置は、複数の時相に亘って被検体を放射線により撮像し、前記複数の時相に関する複数の撮像データセットを収集する撮像部と、前記複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して前記複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する再構成部であって、前記複数の時相のうちの第１の時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して前記第１の時相と異なる第２の時相に関する第２の再構成画像を生成する、再構成部と、を具備する。

図１は、本実施形態に係る放射線画像診断装置を示すブロック図である。 図２は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を示すブロック図である。 図３は、実施例１に係るＸ線ＣＴ装置におけるダイナミックスキャンの実行からＣＴ画像の生成までの流れを示すフローチャートである。 図４は、実施例１における順方向の時系列の逐次近似再構成の流れを示すフローチャートである。 図５は、図４に示す再構成処理のステップＳ１２における逐次近似再構成の一例を示すフローチャートである。 図６は、図４及び図５に示す順方向の時系列の逐次近似再構成の流れを模式的に表すフローチャートである。 図７は、実施例１における逆方向の時系列の逐次近似再構成の流れを示すフローチャートである。 図８は、図７に示す逆方向の時系列の逐次近似再構成の流れを模式的に表すフローチャートである。 図９は、造影された所定の部位に関する造影剤の濃度の変化量を示す時間濃度曲線と、逐次近似再構成に用いる初期画像との対応関係を示す図である。 図１０は、実施例２における順方向の時系列の逐次近似再構成の流れを示すフローチャートである。 図１１は、図１０に示す順方向の時系列の逐次近似再構成の流れを模式的に表すフローチャートである。 図１２は、実施例２における逆方向の時系列の逐次近似再構成の流れを示すフローチャートである。 図１３は、図１２に示す逆方向の時系列の逐次近似再構成の流れを模式的に表すフローチャートである。 図１４は、応用例２に関し、ヘリカルシャトルスキャンにより収集された投影データを示す図である。 図１５は、応用例３に関し、心電波形と、当該心電波形に応じた投影データの収集タイミングと、逐次近似再構成に用いる初期画像との対応関係を示す図である。 図１６は、応用例４に係る時系列の逐次近似再構成の流れを模式的に示す図である。 図１７は、応用例５に係る逐次近似再構成の流れを模式的に示す図である。 図１８は、応用例６に係る時間濃度曲線と初期画像の更新頻度との関係を示す図である。 図１９は、応用例７に係る時系列の逐次近似再構成を模式的に示す図である。 図２０は、比較例に関する時系列の逐次近似再構成の流れを模式的に示す図である。

以下、本実施形態に係る放射線画像診断装置及び医用画像処理装置について、図面を参照して説明する。

図１は、本実施形態に係る放射線画像診断装置１を示すブロック図である。図１に示す放射線画像診断装置１は、放射線を用いて被検体内部の形態及び機能のうちの少なくとも一つを画像化する。放射線画像診断装置１は、例えば、Ｘ線コンピュータ断層（Computed Tomography：ＣＴ）撮影装置、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置、ＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置及びＰＥＴ／ＣＴ装置のいずれか一つである。

放射線画像診断装置１は、医用画像撮像装置２０と医用画像処理装置３０とを備える。医用画像撮像装置２０と、医用画像処理装置３０とは、互いに接続される。医用画像撮像装置２０は、対象となる被検体を撮像して、当該被検体に関する撮像データを収集する。医用画像処理装置３０は、医用画像撮像装置２０において収集された撮像データに基づく医用画像を生成する。以降、実施形態では、放射線画像診断装置１の一例として、Ｘ線ＣＴ装置１について記載する。

図２は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１を示すブロック図である。図１に示すＸ線ＣＴ装置１は、被検体に対してＣＴスキャンを実行する。Ｘ線ＣＴ装置１は、架台２と寝台３とコンソール４とを備える。架台２と寝台３とは、図１に示す医用画像撮像装置２０に対応する。コンソール４は、図１に示す医用画像処理装置３０に対応する。

架台２は、高電圧発生器２１とＸ線管２２とＸ線検出器２３とデータ収集回路（ＤＡＳ：Data Acquisition System）２４と非接触データ伝送回路２５と架台制御回路２６とを有する。

架台２は、寝台３に載置された被検体Ｓに対してＣＴスキャンを実行する。架台２は、回転フレーム２７を有する。回転フレーム２７は、Ｘ線管２２とＸ線検出器２３とを、撮影領域を含む開口を挟んで保持する。回転フレーム２７には、高電圧発生器２１とＸ線管２２とＸ線検出器２３とＤＡＳ２４と非接触データ伝送回路２５の一部とが搭載される。また、架台２は、回転フレーム２７の開口の中心軸（Ｚ軸）を回転軸として回転自在に回転フレーム２７を支持するメインフレーム（固定フレーム）及び回転フレーム２７を回転駆動させる回転駆動装置２８等を有する。回転フレーム２７は、回転駆動装置（例えば、電動機）２８からの動力を受けて開口の中心軸回りに一定の角速度で回転する。回転フレーム２７の開口には、被検体Ｓを載置可能な天板３１が挿入される。

回転駆動装置２８は、架台制御回路２６からの制御に従い、回転フレーム２７を回転させるための動力を発生する。回転駆動装置２８は、架台制御回路２６からの駆動信号のデューティ比等に応じた回転速度で駆動することにより動力を発生する。回転駆動装置２８は、例えば、ダイレクトドライブモータやサーボモータ等のモータにより実現される。回転駆動装置２８は、例えば、メインフレームに収容される。

架台２は、Ｘ線管２２、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ２４、高電圧発生器２１、回転駆動装置の他、電源装置（例えば、商用電源）等のＣＴスキャンに必要なその他の種々の装置を収容してもよい。例えば、回転フレーム２７にはＸ線管２２を冷却する冷却装置が取り付けられてもよい。また、空調のためのファンが架台２に取り付けられてもよい。

高電圧発生器２１は、架台制御回路２６を介したコンソール４による制御に従い、スリップリング（slip ring）を介して架台２の電源装置から供給された電力から、Ｘ線源２２に印加する管電圧と、Ｘ線管２２に供給する管電流（フィラメント電流（Filament current））とを発生する。

Ｘ線管２２は、高電圧発生器２１からの管電圧の印加及び管電流の供給を受け、Ｘ線の焦点から天板３１に載置された被検体Ｓへ照射するＸ線を発生する。

Ｘ線検出器２３は、回転軸を挟んでＸ線管２２に対向する位置及び角度で、回転フレーム２７に取り付けられる。Ｘ線検出器２３は、Ｘ線管２２から発生され被検体Ｓを透過したＸ線を検出する。Ｘ線検出器２３は、二次元湾曲面に配列された複数のＸ線検出素子（図示せず）を搭載する。各Ｘ線検出素子は、Ｘ線管２２からのＸ線を検出し、検出されたＸ線の強度に応じた波高値を有する電気信号に変換する。各Ｘ線検出素子は、例えば、シンチレータと光電変換器とを有する。シンチレータはＸ線を受けて蛍光を発生する。光電変換器は、発生された蛍光を電荷パルスに変換する。電荷パルスはＸ線の強度に応じた波高値を有する。光電変換器としては、具体的には、光電子増倍管やフォトダイオード（Photo Diode）等の光子を電気信号に変換する機器が用いられる。なお、本実施形態に係るＸ線検出器２３としてはＸ線を一旦蛍光に変換してから電気信号に変換する間接検出型の検出器に限定されず、Ｘ線を直接的に電気信号に変換する直接検出型の検出器（半導体検出器）であってもよい。

ＤＡＳ２４は、被検体Ｓにより減弱されたＸ線の強度を示すディジタルデータを１ビューごとに収集する。ＤＡＳ２４は、例えば、複数のＸ線検出素子の各々について設けられた積分器とアンプとＡ／Ｄ変換器とが並列して実装された半導体集積回路により実現される。ＤＡＳ２４は、架台２内においてＸ線検出器２３に接続されている。積分器は、Ｘ線検出素子からの電気信号を所定のビュー期間に亘り積分し、積分信号を生成する。アンプは、積分器から出力された積分信号を増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅された積分信号をＡ／Ｄ変換し、当該積分信号の波高値に対応するデータ値を有するディジタルデータを生成する。変換後のディジタルデータは、生データと呼ばれている。生データは、生成元のＸ線検出素子のチャンネル番号、列番号、及び収集されたビューを示すビュー番号により識別されたＸ線強度のディジタル値のセットである。ＤＡＳ２４は、生データを非接触データ伝送回路２５へ伝送する。

非接触データ伝送回路２５は、磁気送受信手法、無線送受信手法又は光送受信手段を用いる伝送装置により実現される。非接触データ伝送回路２５は、ＤＡＳ２４で収集された生データをコンソール４へ伝送する。

架台制御回路２６は、ハードウェア資源として、ＣＰＵ（Central Processing Unit）及びＭＰＵ（Micro Processing Unit）等のプロセッサと、ＲＯＭ（Read Only Memory）及びＲＡＭ（Random Access Memory）等のメモリとを含む。架台制御回路２６のプロセッサは、コンソール４から出力される制御信号に応じて、架台２内に設けられる各構成の動作を統括的に制御する。

寝台３は、天板３１と寝台駆動装置３２とを有する。天板３１は、回転フレーム２７の中心軸に沿って移動可能に寝台３に支持される。天板３１に載置された被検体Ｓの体軸が回転フレーム２７の中心軸に一致するように、天板３１が位置決めされる。

寝台駆動装置３２は、架台制御回路２６を介したコンソール４による制御又は架台制御回路２６による制御に従い、天板３１を移動する。例えば、寝台駆動装置３２は、回転フレーム２７の開口の中心軸に沿って天板３１を移動する。

コンソール４は、架台２と寝台３とを制御するためのコンピュータ又はワークステーションである。本実施形態に係るコンソール４は、例えば、通信インターフェース（ＩＦ）４１と入力インターフェース（ＩＦ）４２とディスプレイ４３とコンソール制御回路４４とメモリ４５と画像再構成回路４６とを有する。

通信ＩＦ４１は、有線あるいは無線にて外部装置と通信するためのインターフェースである。外部装置は、例えば、他のモダリティ、放射線部門情報管理システム（ＲＩＳ：Radiological Information System）、病院情報システム（ＨＩＳ：Hospital Information System）及びＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System）等のシステムに含まれるサーバ、あるいは他のワークステーション等である。本実施形態において通信ＩＦ４１は、架台２と有線で接続する。

入力ＩＦ４２は、トラックボール、スクロールホイール、スイッチボタン、マウス、キーボード、操作面へ触れることで入力操作を行うタッチパッド、及び表示画面とタッチパッドとが一体化されたタッチパネルディスプレイ等の入力機器を含む。入力ＩＦ４２は、例えば、操作者から受け取った入力操作を電気信号へ変換し、コンソール制御回路４４へ出力する。なお、本実施形態において、入力ＩＦ４２は、トラックボール、スクロールホイール、スイッチボタン、マウス、キーボード等の物理的な操作部品を備えるものだけに限られない。例えば、装置とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、この電気信号をコンソール制御回路４４へ出力する電気信号の処理回路も入力ＩＦ４２の例に含まれる。

ディスプレイ４３は、コンソール制御回路４４による制御に従い、種々のデータ及び上記医用画像等を表示する。ディスプレイ４３は、表示インターフェースに接続される。表示インターフェースは、表示対象を表すデータをビデオ信号に変換する。表示信号は、ディスプレイ４３に供給される。ディスプレイ４３は、表示対象を表すビデオ信号を表示する。ディスプレイ４３としては、例えば、ＣＲＴディスプレイ（Cathode Ray Tube Display）、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ：Liquid Crystal Display）、有機ＥＬディスプレイ（ＯＥＬＤ：Organic Electro Luminescence Display）、プラズマディスプレイまたは当技術分野で知られている他の任意のディスプレイが適宜利用可能である。

コンソール制御回路４４は、ハードウェア資源として、ＣＰＵ及びＭＰＵ等の所定のプロセッサと、ＲＯＭ及びＲＡＭ等の所定のメモリとにより実現される。コンソール制御回路４４のメモリは、統括制御プログラムを記憶する。コンソール制御回路４４のプロセッサは、メモリに記憶された統括制御プログラムを読み出す。コンソール制御回路４４のプロセッサは、読み出した統括制御プログラムを実行することで、統括制御機能４４１を実現する。統括制御機能４４１の実現により、コンソール制御回路４４は、コンソール４における各構成の動作及び処理等を統括的に制御する。

また、コンソール制御回路４４のメモリは、撮影制御プログラムを記憶する。コンソール制御回路４４のプロセッサは、メモリに記憶された撮影制御プログラムを読み出す。コンソール制御回路４４のプロセッサは、読み出した撮影制御プログラムを実行することで、撮影制御機能４４２を実現する。撮影制御機能４４２の実現により、コンソール制御回路４４は、所定のスキャンシーケンスに従って撮影を行うよう、スリップリングを介した高電圧発生器２１への電力供給を制御する。また、コンソール制御回路４４は、架台制御回路２６を介して回転駆動装置２８を制御することで、回転フレーム２７を回転させる。コンソール制御回路４４は、寝台駆動装置３２を制御することで天板３１を移動させる。天板３１の移動により天板３１に載置された被検体Ｓが回転軸に沿って移動される。

メモリ４５は、比較的大容量のデータを記憶可能なＨＤＤ（Hard Disk Drive）及びびＳＳＤ（Solid State Drive）等である。例えば、メモリ４５は、架台２において収集され、通信ＩＦ４１を介して伝送された生データを記憶する。メモリ４５は、後述する画像再構成回路４６において生成される投影データと、当該投影データに対応するＣＴ画像とを記憶する。メモリ４５は、ＨＤＤ等の磁気ディスク以外にも、光磁気ディスクと、ＣＤ（Compact Disc）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc）等の光ディスクとを利用してもよい。また、メモリ４５の保存領域は、Ｘ線ＣＴ装置１内にあってもよいし、ネットワークで接続された外部記憶装置内にあってもよい。

画像再構成回路４６は、ＣＰＵ及びＧＰＵ（Graphical Processing Unit）等の所定のプロセッサと、ＲＯＭ及びＲＡＭ等の所定のメモリとにより実現される。画像再構成回路４６のメモリは、前処理プログラムを記憶する。画像再構成回路４６のプロセッサは、前処理プログラムを実行することで、前処理機能４６１を実現する。前処理機能４６１の実現により、画像再構成回路４６は、非接触データ伝送回路２５から出力された生データに対して前処理を施す。前処理には、例えば、生データに対する対数変換処理、チャンネル間の感度不均一補正処理、Ｘ線強吸収体（主に金属部）による極端な信号強度の低下又は信号脱落を補正する処理等が含まれる。

画像再構成回路４６のメモリは、再構成プログラムを記憶する。画像再構成回路４６のプロセッサは、再構成プログラムを実行することで、再構成機能４６２を実現する。再構成機能４６２の実現により、画像再構成回路４６は、前処理を施した生データ（以降、投影データと記載する。）に基づいてＣＴ画像を生成する。例えば、画像再構成回路４６は、複数の時相に関する複数の投影データに対して逐次近似再構成法を用いた再構成処理を実行する。これにより、画像再構成回路４６は、複数の時相に関する複数のＣＴ画像を生成する。画像再構成回路４６は、生成した複数のＣＴ画像をメモリ４５へ送信する。画像再構成回路４６は、投影データに基づくＣＴ画像を生成するために所定の再構成アルゴリズムを用いる。例えば、画像再構成回路４６は、ＦＢＰ（filtered back projection）法やＣＢＰ（convolution back projection）法等の解析学的画像再構成法と、逐次近似再構成法等の統計学的画像再構成法とのうちの少なくとも一つの既存の画像再構成アルゴリズムを使用する。

なお、本実施形態に係る撮像データは、医用画像診断装置２０が被検体に対して医用撮像を施すことにより生成される、画像再構成前のデータを指すものとする。具体的には、本実施形態に係る撮像データは、概念的に生データと投影データとを含むものとする。

ここで、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の動作について説明する。

（実施例１）
実施例１に係るＸ線ＣＴ装置１は、被検体Ｓを載置した天板３１を所定の位置で固定させた状態で、複数の時相に亘って被検体Ｓの同一部位を撮影するダイナミックスキャンを実行する。Ｘ線ＣＴ装置１は、当該ダイナミックスキャンにより収集された複数の時相に関する複数の投影データに基づく複数のＣＴ画像を生成する。実施例１では、上記Ｘ線ＣＴ装置１におけるダイナミックスキャンの実行からＣＴ画像の生成までの一連の流れについて、図３乃至図８を参照して説明する。なお、実施例１において、回転フレーム２７が１周する間に収集される撮像データを１時相分の撮像データと定義する。

図３は、実施例１に係るＸ線ＣＴ装置１におけるダイナミックスキャンの実行からＣＴ画像の生成までの流れを示すフローチャートである。図３に示すように、ステップＳ１においてコンソール４は、ダイナミックスキャンを実行する。例えば、コンソール４のディスプレイ４３に、架台２に実行させるスキャンを選択するための操作画面を表示する。コンソール制御回路４４は、ディスプレイ４３に表示された操作画面における上記ダイナミックスキャンの選択を契機として、所定の撮影条件及び再構成条件等に従って撮影を行うよう、架台２を制御する。架台２のＤＡＳ２４は、被検体に関する生データを収集する。ＤＡＳ２４は、収集した生データを非接触データ伝送回路２５へ伝送する。非接触データ伝送回路２５は、ＤＡＳ２４で収集された生データをコンソール４へ伝送する。コンソール４のメモリ４５は、通信ＩＦ４１を介して非接触データ伝送回路２５から伝送された生データを記憶する。画像再構成回路４６は、通信ＩＦ４１を介して非接触データ伝送回路２５から伝送された生データに対して前処理を施して、投影データを算出する。

ステップＳ２において画像再構成回路４６は、逐次近似再構成により、上記投影データに基づくＣＴ画像を生成する。ステップＳ３において、画像再構成回路４６は、生成したＣＴ画像をディスプレイ４３又はメモリ４５へ出力する。

ここで、画像再構成回路４６による時系列の逐次近似再構成について、図４乃至図８を参照して詳しく説明する。図４乃至図８では、具体例として、投影データを収集する時相数を「３」とし、時相１乃至３において収集された投影データに対する再構成処理について想定する。また、実施例１では、架台２により最初に収集された最初の時相１の投影データから、架台２により最後に収集された最後の時相３の投影データの順に逐次近似再構成を実行する場合と、当該最後の時相３の投影データから最初の時相１の投影データの順に逐次近似再構成を実行する場合とに分けて説明する。説明の便宜上、最初の時相１から最後の時相３の順に実行する逐次近似再構成を順方向の再構成処理と記載する。また、最後の時相３から最初の時相１の順に実行する逐次近似再構成を逆方向の再構成処理と記載する。

なお、本実施形態は、実施例１に示す具体例に限定されることなく、複数の時相において収集された被検体Ｓの同一部位の投影データに対する逐次近似再構成を実行可能であればよい。

（実施例１における順方向の時系列の逐次近似再構成）
図４は、実施例１における順方向の時系列の逐次近似再構成の流れを示すフローチャートである。図５は、図４に示す再構成処理のステップＳ１２における逐次近似再構成の一例を示すフローチャートである。図６は、図４及び図５に示す順方向の再構成処理の流れを模式的に表すフローチャートである。図６に示すフローチャートに記載された符号は、図４及び図５に示すフローチャートに記載された符号に対応している。

まず、図４に示すように、ステップＳ１１において、時相Ｔ＝１とし、時相１において収集された投影データを逐次近似再構成の対象とする。ステップＳ１２において、画像再構成回路４６は、時相１において収集された投影データに対して逐次近似再構成を実行する。

図５に示すように、ステップＳａ１において画像再構成回路４６は、時相１において収集された投影データに基づいて初期画像を生成する。例えば、画像再構成回路４６は、時相１に関する投影データを逆投影することで生成したＣＴ画像を初期画像として設定する。

ステップＳａ２において画像再構成回路４６は、ステップＳａ１において生成した初期画像を順投影して、初期画像に関する順投影データを算出する。ステップＳａ３において画像再構成回路４６は、ステップＳａ１において算出した時相１に関する投影データと、ステップＳａ２において算出した順投影データとの差分投影データを算出する。算出した差分投影データには、画像再構成回路４６における再構成処理により発生する、ボケ、ノイズ及びアーチファクト等の原因となる成分が含まれている。

ステップＳａ４において画像再構成回路４６は、算出した差分投影データを逆投影して、当該差分投影データに関する差分画像を生成する。ステップＳａ５において画像再構成回路４６は、生成した差分画像に基づいて現在画像を更新する。言い換えれば、画像再構成回路４６は、ステップＳａ４において生成した差分画像に含まれるボケ、ノイズ及びアーチファクト等の原因となる成分を除去するよう初期画像を補正して、補正した初期画像を現在画像に設定する。

ステップＳａ６において画像再構成回路４６は、更新した現在画像、または差分投影データが収束条件を満たすか否かを判定する。例えば、画像再構成回路４６は、上記時相１に関する投影データと、ステップＳａ２において算出した順投影データとの差分投影データの値が所定の閾値以下になったか否か、または、ステップＳａ３からステップＳａ５までの反復回数が予め設定された上限回数に到達したか否かを判定する。当該収束条件を満たさないと判定した場合（ステップＳａ６のＮｏ）、ステップＳａ７において画像再構成回路４６は、上記現在画像を順投影して、現在画像に関する順投影データを算出する。現在画像に関する順投影データの算出後、画像再構成回路４６は、ステップＳａ３に戻り、上記ステップＳａ３からステップＳａ５を繰り返す。当該収束条件を満たすと判定した場合（ステップＳａ６のＹｅｓ）、画像再構成回路４６は、時系列の逐次近似再構成を終了する。

図４に示すように、ステップＳ１２における再構成処理が終了した後、ステップＳ１３において画像再構成回路４６は、上記収束条件を満たすと判定した現在画像を時相１に関する最適画像として、ディスプレイ４３又はメモリ４５へ出力する。

ステップＳ１４において画像再構成回路４６は、時相Ｔ＝時相数ｔとなったか否か判定する。上記の通り、時相数ｔは「３」であり、逐次近似再構成の対象となっている時相Ｔは「１」である。画像再構成回路４６は、時相Ｔ＝時相数ｔでないと判定する（ステップＳ１４のＮｏ）。

ステップＳ１５において画像再構成回路４６は、時相１に関する最適画像を初期画像に設定する。ステップＳ１６において画像再構成回路４６は、時相Ｔ＝２とし、時相２において収集された投影データを逐次近似再構成の対象とする。すなわち、画像再構成回路４６は、時相１に関する最適画像を初期画像として時相２において収集された投影データに対して逐次近似再構成法を用いた再構成処理を実行する。画像再構成回路４６は、時相Ｔ＝時相数ｔとなるまで、ステップＳ１２に戻り、上記ステップＳ１２からステップＳ１３を繰り返す。時相Ｔ＝時相数ｔであると判定した場合（ステップＳ１４のＹｅｓ）、画像再構成回路４６は、ステップＳ２における再構成処理を終了する。

ここで、時相２に関する逐次近似再構成において画像再構成回路４６は、前回時相１に関する最適画像を初期画像として設定している。また、時相３に関する逐次近似再構成において画像再構成回路４６は、前回時相２に関する最適画像を初期画像として設定している。上記の通り、初期画像として設定される時相１及び時相２に関する最適画像は、補正により、既にボケ、ノイズ及びアーチファクト等の原因となる成分が除去されている。つまり、時相２及び時相３における逐次近似再構成では、ボケ、ノイズ及びアーチファクト等の原因となる成分の除去にかかる計算時間が不要になる。すなわち、最適画像を出力するまでに実行される繰り返し計算の回数が減少する。したがって、今回時相（例えば、時相２及び時相３）に関する初期画像として前回時相（例えば、時相１及び時相２）に関する最適画像が設定される場合、今回時相に関する逆投影画像に設定される場合と比較して、データの収束が早まり、計算時間が短くなる。

（実施例１における逆方向の再構成処理）
図７は、実施例１における逆方向の時系列の逐次近似再構成の流れを示すフローチャートである。図８は、図７に示す逆方向の時系列の逐次近似再構成の流れを模式的に表すフローチャートである。図８に示すフローチャートに記載された符号は、図７に示すフローチャートに記載された符号に対応している。なお、図７及び図８において、上記図４乃至図６と略一致するステップについては、詳しい説明を省略する。

まず、図７に示すように、ステップＳ２１において、時相Ｔ＝時相数ｔとする。時相数ｔは「３」であるため、画像再構成回路４６は、時相３において収集された投影データを逐次近似再構成の対象とする。ステップＳ２２において、画像再構成回路４６は、時相３において収集された投影データに対して逐次近似再構成を実行する。

ステップＳ２２における再構成処理が終了した後、ステップＳ２３において、画像再構成回路４６は、上記収束条件を満たすと判定した現在画像を時相３に関する最適画像としてディスプレイ４３又はメモリ４５へ出力する。

ステップＳ２４において画像再構成回路４６は、時相Ｔ＝１となったか否か判定する。上記の通り、時相数ｔは「３」であり、逐次近似再構成の対象となっている時相Ｔは「３」である。画像再構成回路４６は、時相Ｔ＝１でないと判定する（ステップＳ２４のＮｏ）。

ステップＳ２５において画像再構成回路４６は、時相３に関する最適画像を初期画像に設定する。ステップＳ１６において画像再構成回路４６は、時相Ｔ＝２とし、時相２において収集された投影データを逐次近似再構成の対象とする。すなわち、画像再構成回路４６は、時相３に関する最適画像を初期画像として時相２において収集された投影データに対して逐次近似再構成を実行する。

画像再構成回路４６は、時相Ｔ＝１となるまで、ステップＳ２２に戻り、上記ステップＳ２２からステップＳ２３を繰り返す。時相Ｔ＝１であると判定した場合（ステップＳ２４のＹｅｓ）、画像再構成回路４６は、ステップＳ２における再構成処理を終了する。

ここで、初期時相である時相３以降に再構成処理の対象となる時相２に関する逐次近似再構成において画像再構成回路４６は、前回時相３に関する最適画像を初期画像として設定している。また、時相１における逐次近似再構成において画像再構成回路４６は、前回時相２に関する最適画像を初期画像として設定している。上記の通り、初期画像として設定される時相２及び時相３に関する最適画像は、補正により、既にボケ、ノイズ及びアーチファクト等の原因となる成分が除去されている。つまり、時相１及び時相２における逐次近似再構成では、ボケ、ノイズ及びアーチファクト等の原因となる成分の除去にかかる計算時間が不要になる。すなわち、最適画像を出力するまでに実行される繰り返し計算の回数が減少する。したがって、今回時相（例えば、時相２及び時相１）に関する初期画像として前回時相（例えば、時相３及び時相２）に関する最適画像が設定される場合、今回時相に関する初期画像が今回時相に関する逆投影画像に設定される場合と比較して、データの収束が早まり、計算時間が短くなる。

上記構成によれば、実施例１に係るＸ線ＣＴ装置は、初期時相以降に再構成処理の対象となる時相における逐次近似再構成において、前回時相に関する最適画像を初期画像として設定する。これにより、実施例１に係るＸ線ＣＴ装置は、初期時相以降に再構成対象となる時相における逐次近似再構成の計算時間を、初期時相における逐次近似再構成の計算時間より短縮することができる。すなわち、実施例１に係るＸ線ＣＴ装置は、再構成処理にかかる全体の計算時間を短縮することができる。

また、上記実施例１では、初期時相以降に再構成処理の対象となる時相における逐次近似再構成において、データの収束が早まり、最適画像を出力するまでに実行される繰り返し計算の回数が減少する。上記収束条件が「ステップＳａ３～ステップＳａ５までの反復回数が上限回数に到達したか否か」である場合、初期時相以降の時相における逐次近似再構成の上限回数を、初期時相における逐次近似再構成の上限回数より減らしてもよい。

（実施例２）
実施例２では、図３に示すステップＳ２の再構成処理において、初期時相における再構成処理として、例えば、ＦＢＰ再構成処理を実行する場合について記載する。実施例２では、実施例１と同様に、投影データを収集する時相数を「３」とし、時相１乃至３において収集された投影データに対する再構成処理について想定する。また、実施例２では、順方向の再構成処理と、逆方向の再構成処理とに分けて説明する。

なお、本実施形態は、実施例２に示す具体例に限定されることなく、複数の時相において収集された被検体Ｓの同一部位の投影データに対する逐次近似再構成法を用いた再構成処理を実行可能であればよい。

（実施例２における順方向の時系列の逐次近似再構成）
図１０は、実施例２における順方向の再構成処理の流れを示すフローチャートである。図１１は、図１０に示す順方向の再構成処理の流れを模式的に表すフローチャートである。図１１に示すフローチャートに記載された符号は、図１０に示すフローチャートに記載された符号に対応している。なお、図１０及び図１１において、上記図４と略一致するステップについては、詳しい説明を省略する。

まず、図１０に示すように、ステップＳ３１において、時相Ｔ＝１とし、時相１において収集された投影データをＦＢＰ再構成処理の対象とする。ステップＳ３２において画像再構成回路４６は、時相１において収集された投影データに対してＦＢＰ再構成処理を実行する。画像再構成回路４６は、ＦＢＰ再構成処理により生成されたＣＴ画像を時相１に関する最適画像としてディスプレイ４３、またはメモリ４５へ出力する。

ステップＳ３２における再構成処理が終了した後、ステップＳ３３において画像再構成回路４６は、時相Ｔ＝２とし、時相２に関する投影データを本実施形態における再構成処理の対象とする。画像再構成回路４６は、ステップＳ３２において生成されたＣＴ画像を初期画像として、時相２に関する投影データに対する逐次近似再構成を実行する。

以降、図１０に示すステップＳ３４乃至ステップＳ３８は、図４に示すステップＳ１２乃至ステップＳ１６と略一致するため、詳しい説明を省略する。

（実施例２における逆方向の時系列の逐次近似再構成）
図１２は、実施例２における逆方向の時系列の逐次近似再構成の流れを示すフローチャートである。図１３は、図１２に示す逆方向の時系列の逐次近似再構成の流れを模式的に表すフローチャートである。図１３に示すフローチャートに記載された符号は、図１２に示すフローチャートに記載された符号に対応している。なお、図１２及び図１３において、上記図４と略一致するステップについては、詳しい説明を省略する。

まず、図１２に示すように、ステップＳ４１において、時相Ｔ＝時相数ｔとする。時相数ｔは「３」であるため画像再構成回路４６は、時相３に関する投影データをＦＢＰ再構成処理の対象とする。ステップＳ４２において画像再構成回路４６は、時相３に関する投影データに対してＦＢＰ再構成処理を実行する。画像再構成回路４６は、ＦＢＰ再構成処理により生成されたＣＴ画像を時相３に関する最適画像としてディスプレイ４３、またはメモリ４５へ出力する。

ステップＳ４２における再構成処理が終了した後、ステップＳ４３において、画像再構成回路４６は、時相Ｔ＝２とし、時相２において収集された投影データを本実施形態における再構成処理の対象とする。画像再構成回路４６は、ステップＳ４２において生成されたＣＴ画像を初期画像として、時相２に関する投影データに対する逐次近似再構成を実行する。

以降、図１２に示すステップＳ４４乃至ステップＳ４８は、図４に示すステップＳ１２乃至ステップＳ１６と略一致するため、詳しい説明を省略する。

上記構成によれば、実施例２に係るＸ線ＣＴ装置は、初期時相に関する投影データに対してＦＢＰ再構成処理を実行し、初期時相以降に再構成処理の対象となる時相に関する投影データに対して前回時相に関する再構成画像を初期画像とする逐次近似再構成を実行する。実施例１のように、初期時相に関する初期画像は、初期時相以降に逐次近似再構成の対象となる時相で使用する初期画像と異なり、ボケ、ノイズ及びアーチファクト等の原因となる成分が除去されていない。つまり、ボケ、ノイズ及びアーチファクト等の原因となる成分の除去にかかる計算時間が余計にかかるため、データの収束が遅くなり、最適画像を出力するまでに実行される繰り返し計算の回数が増加する。このため、実施例２に係るＸ線ＣＴ装置は、初期時相に関する投影データに対して、逐次近似再構成よりも計算時間のかからないＦＢＰ再構成処理を実行する。これにより、実施例２に係るＸ線ＣＴ装置は、再構成処理にかかる全体の計算時間をさらに短縮することができる。

ここで、実施例２に係るＸ線ＣＴ装置は、初期時相に関する投影データを収集する場合、ＦＢＰ再構成処理用の撮影条件を設定してもよい。例えば、ＦＢＰ再構成処理用の撮影条件として、逐次近似再構成用の撮影条件よりＸ線線量を高く設定する。また、初期時相以降に再構成処理の対象となる時相に関する投影データを収集する場合、逐次近似再構成用の撮影条件を設定してもよい。例えば、逐次近似再構成用の撮影条件として、ＦＢＰ再構成処理用の撮影条件よりＸ線線量を低く設定する。

（応用例１）
上記実施例１及び２における時系列の逐次近似再構成は、複数の時相に亘って被検体Ｓに対する造影剤の投与により造影された部位を撮影する造影ダイナミックスキャンを実行する場合にも適用可能である。

図９は、造影された所定の部位に関する造影剤の濃度の変化量を示す時間濃度曲線（Time Density Curve：ＴＤＣ）と、逐次近似再構成に用いる初期画像との対応関係を示す図である。図９の上段に示すＴＤＣは、例えば、コンソール制御回路４４等により生成される。コンソール制御回路４４は、生成したＴＤＣから撮像部位に関する造影剤の濃度の変化量を算出する。コンソール制御回路４４は、算出した所定の部位に関する造影剤の濃度の変化量に基づいて、逐次近似再構成に用いる初期画像を判定する。

図９に示すように、時間ｔ_１から時間ｔ_２までの期間は、所定の部位における造影剤の濃度の変化量が所定の範囲内である。すなわち、当該期間において撮像されたスライスに含まれる造影剤の分布は略同一である。期間ｔ_１－ｔ_２において、今回時相に関する投影データが収集された場合、図９の下段に示すように、画像再構成回路４６は、前回時相に関する最適画像を今回時相に関する初期画像として設定する。

一方、図９の上段に示すように、所定の部位における造影剤の濃度の変化量が所定の範囲を超える時間ｔ_１以前、または時間ｔ_２以降において、今回時相に関する投影データが収集された場合、前回時相に関する最適画像を今回時相に関する初期画像として設定しない。時間ｔ_１以前、または時間ｔ_２以降において収集された時相に関する投影データに対して本実施形態における逐次近似再構成を実行した場合、各時相で生成される再構成画像間におけるＣＴ値の経時的変化が大きいため、データの収束が遅くなり、最適画像を出力するまでに実行される繰り返し計算の回数が増加する。このため、応用例１における画像再構成回路４６は、時間ｔ_１以前、または時間ｔ_２以降において収集された時相に関する投影データに対してＦＢＰ法を用いた再構成処理を実行する。

（応用例２）
上記実施例１及び２における時系列の逐次近似再構成は、被検体Ｓが載置された天板３１を往復移動させて、被検体Ｓに関する所定の撮像範囲を撮像する往復ヘリカルスキャン（ヘリカルシャトルスキャン）を実行する場合にも適用可能である。

図１４は、応用例２に係るＸ線ＣＴ装置において、ヘリカルシャトルスキャンにより収集された投影データを示す図である。なお、応用例２において、撮像範囲の一端から他端までを撮像する間に収集される撮像データを１時相分の撮像データと定義する。図１４に示すように、応用例２に係るＸ線ＣＴ装置は、ヘリカルシャトルスキャンの実行により、各時相において、スライス１、スライス２及びスライス３に関する投影データを収集する。すなわち、異なる時相における同一スライスの投影データが収集される。応用例２に係る画像再構成回路４６は、同一スライスの投影データに対して逐次近似再構成を実行する場合、前回時相に関する再構成画像を今回時相に関する初期画像として設定する。

（応用例３）
上記実施例１及び２における時系列の逐次近似再構成は、被検体Ｓの心臓の拍動と同期させて被検体Ｓを撮像する心電同期スキャンを実行する場合にも適用可能である。

図１５は、応用例３に係るＸ線ＣＴ装置において、心電波形と、当該心電波形に応じた投影データの収集タイミングと、逐次近似再構成に用いる初期画像との対応関係を示す図である。

図１５に示すように、応用例３に係る架台制御回路２６は、心臓の拍動に起因する心臓の変位量が所定の範囲内である期間（安定周期）Ｔ_ｓにおいて投影データを収集する。画像再構成回路４６は、心電同期スキャンにより収集された複数の時相に関する複数の投影データに対して逐次近似再構成を実行する。画像再構成回路４６は、今回時相に関する投影データが安定周期Ｔ_ｓに収集された場合、前回時相に関する再構成画像を今回時相に関する初期画像に設定する。

（応用例４）
上記実施例１及び２における時系列の逐次近似再構成は、複数の時相に亘る造影スキャンに対しても適用可能である。

図１６は、応用例４に係る時系列の逐次近似再構成の流れを模式的に示す図である。なお、応用例４に係る時系列の逐次近似再構成は、順方向と逆方向との両方に適用可能であるが、図１６は、一例として順方向の処理を示している。

図１６に示すように、初期時相１に関しては、上記実施例１と同様、画像再構成回路４６は、初期時相１に関する投影データにＦＢＰを施して逆投影画像ＩＦ１を生成し、逆投影画像ＩＦ１に逐次近似再構成ＩＲを施して最適画像ＩＩＲ１を生成する。

図１６に示すように、次の時相２において画像再構成回路４６は、時相２に関する投影データにＦＢＰを施して逆投影画像ＩＦ２を生成する。逆投影画像ＩＦ２は、ボケ等を含み、比較的低画質である。次に画像再構成回路４６は、逆投影画像ＩＦ２と前回時相１の最適画像ＩＩＲ１との差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２を生成する。差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２は、時相１から時相２までの造影剤の濃度分布の変化を示す。

図１６に示すように、画像再構成回路４６は、差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２に逐次近似再構成ＩＲを施して差分最適画像ＩＩＲＤ２を生成する。差分最適画像ＩＩＲＤ２は、差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２に基づく逐次近似再構成ＩＲにより生成されているので、差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２に比して画質が良い。なお、更に画質を向上させるため、差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２に閾値処理を施してノイズを除去し、閾値処理後の差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２に逐次近似再構成ＩＲを施しても良い。

図１６に示すように、画像再構成回路４６は、時相２に関する差分最適画像ＩＩＲＤ２と前回時相１に関する最適画像ＩＩＲ１との加算画像ＩＩＲ１＋ＩＩＲＤ２を生成する。加算画像ＩＩＲ１＋ＩＩＲＤ２は、最適画像ＩＩＲ１に、時相１から時相２までの造影剤の濃度分布の変化分が加算された画像である。加算画像ＩＩＲ１＋ＩＩＲＤ２は、例えば、最適画像ＩＩＲ１の各画素の画素値に、差分最適画像ＩＩＲＤ２の対応画素の画素値を加算することにより生成される。加算画像ＩＩＲ１＋ＩＩＲＤ２が、時相２に関する最適画像ＩＩＲ２に設定される。

図１６に示すように、時相Ｔまで上記処理が繰り返される。応用例４によれば、初期時相以降の時相ｔにおいて、差分画像ＩＩＲ（ｔ－１）－ＩＦｔに逐次近似再構成が施される。差分画像ＩＩＲ（ｔ－１）－ＩＦｔには、前回時相（ｔ－１）から今回時相ｔまでの造影剤濃度の変化分しか含まれない。よって、差分画像ＩＩＲ（ｔ－１）－ＩＦｔに対する逐次近似再構成は、逆投影画像ＩＦｔに対する逐次近似再構成に比して計算量が少なく、計算時間が短くなる。応用例４に係る時系列の逐次近似再構成は、各時相において逆投影画像に対する逐次近似再構成を行う場合に比して短時間で完了することができる。

（応用例５）
応用例４に係る時系列の逐次近似再構成は、種々の変更が可能である。以下、応用例５に係る時系列の逐次近似再構成について説明する。

図１７は、応用例５に係る逐次近似再構成の流れを模式的に示す図である。なお、応用例５に係る逐次近似再構成は、順方向と逆方向との両方に適用可能であるが、図１７は、一例として順方向の処理を示している。

図１７に示すように、初期時相１に関しては、上記実施例１と同様、画像再構成回路４６は、初期時相１に関する投影データにＦＢＰを施して逆投影画像ＩＦ１を生成し、逆投影画像ＩＦ１に逐次近似再構成ＩＲを施して最適画像ＩＩＲ１を生成する。

図１７に示すように、次の時相２において画像再構成回路４６は、時相２に関する投影データにＦＢＰを施して逆投影画像ＩＦ２を生成する。逆投影画像ＩＦ２は、ボケ等を含み、比較的低画質である。次に画像再構成回路４６は、逆投影画像ＩＦ２と前回時相１の最適画像ＩＩＲ１との差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２を生成する。差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２は、時相１から時相２までの造影剤の濃度分布の変化を示す。

図１７に示すように、画像再構成回路４６は、差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２に血管抽出処理を施し、抽出血管画像ＩＥ２を生成する。血管抽出処理は、閾値処理を利用する方法、セグメンテーション処理を利用する方法、解剖学的知識を利用する方法、機械学習を利用する方法等の既存の如何なる方法でも良い。抽出血管画像ＩＥ２は、差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２からノイズ等が除去された画像である。抽出血管画像ＩＥ２は、差分画像ＩＩＲ１－ＩＦ２に比して画質が良い。

図１７に示すように、画像再構成回路４６は、時相２に関する抽出血管画像ＩＥ２と前回時相１に関する最適画像ＩＩＲ１との置換画像ＩＩＲ１＋ＩＥ２を生成する。置換画像ＩＩＲ１＋ＩＥ２は、最適画像ＩＩＲ１に、時相１から時相２までの造影剤の濃度分布の変化分が置換された画像である。置換画像ＩＩＲ１＋ＩＥ２は、例えば、抽出血管画像ＩＥ２の抽出血管領域の画素値により、最適画像ＩＩＲ１の当該抽出血管領域に対応する画像領域の画素値が置き換えられた画像である。置換画像ＩＩＲ１＋ＩＥ２が、時相２に関する最適画像ＩＩＲ２に設定される。

図１７に示すように、時相Ｔまで上記処理が繰り返される。応用例４によれば、初期時相以降の時相ｔにおいて、差分画像ＩＩＲ（ｔ－１）－ＩＦｔに血管抽出処理が施される。差分画像ＩＩＲ（ｔ－１）－ＩＦｔに対する血管抽出処理は、逆投影画像ＩＦｔに対する逐次近似再構成に比して計算量が少なく、計算時間が短くなる。よって応用例５に係る時系列の逐次近似再構成は、各時相において逆投影画像に対する逐次近似再構成を行う場合に比して短時間で完了することができる。

（応用例６）
上記応用例１において画像再構成回路４６は、造影剤濃度の変化量に応じて、今回時相の初期画像として用いる画像を、今回時相の逆投影画像と前回時相の最適画像との中から選択するものとした。応用例６に係る画像再構成回路４６は、造影剤濃度の変化量に応じて初期画像の更新頻度を変更するものとする。

図１８は、時間濃度曲線と初期画像の更新頻度との関係を示す図である。図１８に示すように、初期画像の更新頻度が時間濃度曲線の変化量に応じて変更される。更新頻度は、処理対象の時相数に占める、今回時相の初期画像として今回時相の逆投影画像を用いた時相数の頻度に規定される。例えば、変化量が比較的少ない安定周期ｔ_１－ｔ₂においては、初期画像を更新する必要が少ない。従って安定周期ｔ_１－ｔ₂に係る更新頻度は、更新なしである。変化量が比較的大きい不安定周期においては、初期画像は任意時相毎に更新される。

例えば、応用例４の場合、初期画像として、今回時相２の逆投影画像と初期時相の最適画像との差分画像が用いられる。差分画像に逐次近似再構成が施され差分最適画像が生成され、今回時相２の差分最適画像と前回時相１の最適画像との加算画像が今回時相２の最適画像に設定される。時相３においても同様に行われる。すなわち、初期画像１の最適画像が時相２以降の最適画像に影響を及ぼし続けている。

安定周期ｔ_１－ｔ₂の任意の時相に初期時相が設定され、以降の時相において、応用例４の時系列の逐次近似再構成が行われる場合を考える。安定周期においては、造影剤濃度の変化量が少ないので、初期時相の最適画像が安定周期の他の時相の最適画像に影響を及ぼしても問題ない。しかしながら、造影剤濃度の変化量が大きい期間（不安定周期）である場合は問題がある。すなわち、初期時相の最適画像が不安定周期の他の時相の最適画像に影響を及ぼすと、当該他の時相の最適画像の画質が劣化してしまう。そのため、不安定周期においては、任意時相毎に初期画像が更新される。更新対象の時相においては、図１６の時相１に対する処理が行われる。すなわち、更新対象の時相に関する逆投影画像に逐次近似再構成が施され最適画像が生成される。例えば、不安定周期においては、２時相毎に初期画像が更新される。

このように、造影剤濃度の変化量が比較的大きい不安定周期において初期画像が更新されることにより、処理対象時相の最適画像において、初期時相からの造影剤の濃度分布の乖離の連鎖を断ち切ることができる。

（応用例７）
上記実施例１及び２においては順方向の時系列の逐次近似再構成と逆方向の時系列の逐次近似再構成とが個別に行われるものとした。

図１９は、応用例７に係る時系列の逐次近似再構成を模式的に示す図である。図１９に示すように、応用例７に係る画像再構成回路４６は、処理対象の時相を複数の期間に区分し、区分毎に独立して時系列の逐次近似再構成を行う。複数の区分について並行して時系列の逐次近似再構成が行われることにより、処理対象の時相に対する時系列の逐次近似再構成の処理時間を低減することができる。

各区分に適用する時系列の逐次近似再構成の種類は任意に設定可能である。例えば、図１９に示すように、処理対象の時相が１から２０まであり、時相１から１０までの区分ＴＳ１と、時相１１から２０までの区分ＴＳ２とに分割されているとする。この場合、例えば、各区分に適用する時系列の逐次近似再構成の種類としては、第１のパターンＡと第２のパターンとが挙げられる。

第１のパターンＡにおいては、区分ＴＳ１の各時相の投影データに対して順方向の時系列の逐次近似再構成が施され、区分ＴＳ２の各時相の投影データに対して順方向の時系列の逐次近似再構成が施される。

第２のパターンＢにおいては、区分ＴＳ１の各時相の投影データに対して順方向の時系列の逐次近似再構成が施され、区分ＴＳ２の各時相の投影データに対して逆方向の時系列の逐次近似再構成が施される。

なお、パターンは、上記のみに限定されず、区分ＴＳ１と区分ＴＳ２との双方に対して逆方向の時系列の逐次近似再構成が施されても良い。区分ＴＳ１に対して逆方向の時系列の逐次近似再構成が施され、区分ＴＳ２に対して順方向の時系列の逐次近似再構成が施されても良い。

上記の説明の通り、実施形態に係る放射線画像診断装置は、架台２と画像再構成回路４６とを備える。架台２は、複数の時相に亘って被検体を放射線により撮像し、複数の時相に関する複数の撮像データセットを収集する。画像再構成回路４６は、複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する。画像再構成回路４６は、複数の時相のうちの前回時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して今回時相に関する第２の再構成画像を生成する。例えば、複数の時相に亘って同一の再構成対象のスライスにおける解剖学的形状が略同一の場合、画像再構成回路４６は、前回時相の最適画像を今回時相の初期画像に設定する。

上記の構成により、実施形態に係る放射線画像診断装置は、初期時相以降の逐次近似再構成の計算時間を短くすることができる。言い換えれば、今回時相に関する初期画像として前回時相に関する最適画像が設定される場合、図２０に示す再構成処理のように、今回時相に関する初期画像が今回時相の逆投影画像に設定される場合と比較して、データの収束が早まり、計算時間が短くなる。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、逐次近似再構成法を用いた再構成処理にかかる全体の計算時間を短縮することができる。

なお、本実施形態では、医用画像撮像装置と医用画像処理装置とを放射線画像診断装置に備えられる一つの構成として記載している。しかしながら、本実施形態に係る放射線画像診断装置はこれに限定されない。例えば、ネットワーク等を介して接続される別々の装置に、医用画像撮像装置に係る構成と、医用画像処理装置に係る構成とが含まれていてもよい。

また、上記実施形態において、Ｘ線ＣＴ装置は、いわゆる第３世代であるとした。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管とＸ線検出器とが一体となって回転軸の周囲を皆伝する回転／回転型（Rotate／Rotate-Type）であるとした。しかしながら、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、それのみに限定されない。例えば、Ｘ線ＣＴ装置は、リング状に配列された多数の受光帯が固定され、Ｘ線管のみが回転軸の周囲を回転する固定／回転型（Stationary／Rotate-Type）でもよい。また、Ｘ線ＣＴ装置は、リング状に配列された多数の受光帯が固定され、リング状に陽極が配置され、電磁偏向により電子ビームを陽極に照射させる第５世代でもよい。

また、上記説明において用いた「所定のプロセッサ」という文言は、例えば、専用又は汎用のprocessor、circuit(circuitry)、processing circuit(circuitry)、operation circuit(circuitry)、arithmetic circuit(circuitry)、あるいは、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ：Application Specific Integrated Circuit）、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（ＳＰＬＤ：Simple Programmable Logic Device）、複合プログラマブル論理デバイス（ＣＰＬＤ：Complex Programmable Logic Device）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ：Field Programmable Gate Array）等を意味する。また、本実施形態の各構成要素（各処理部）は、単一のプロセッサに限らず、複数のプロセッサによって実現するようにしてもよい。さらに、複数の構成要素（複数の処理部）を、単一のプロセッサによって実現するようにしてもよい。

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。

１…放射線画像診断装置（Ｘ線ＣＴ装置）、２…架台、３…ＣＴ用寝台、４…ＣＴコンソール、２０…医用画像撮像装置、２１…高電圧発生器、２２…Ｘ線源、２３…Ｘ線検出器、２４…データ収集回路（ＤＡＳ）、２５…非接触データ伝送回路、２６…架台制御回路、２７…回転フレーム、２８…回転駆動装置、３０…医用画像処理装置、３１…天板、３２…寝台駆動装置、４１…通信インターフェース（ＩＦ）回路、４２…入力インターフェース（ＩＦ）回路、４３…表示回路、４４…コンソール制御回路、４５…記憶回路、４６…画像再構成回路、４４１…統括制御機能、４４２…撮影制御機能、４６１…前処理機能、４６２…再構成機能。

Claims (18)

1. 複数の時相に亘って被検体を放射線により撮像し、前記複数の時相に関する複数の撮像データセットを収集する撮像部と、
   前記複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して前記複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する再構成部であって、前記複数の時相のうちの第１の時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して前記第１の時相と異なる第２の時相に関する第２の再構成画像を生成する、再構成部と、
   を具備し、
   前記撮像部は、前記複数の時相に亘って前記被検体に対する造影剤の投与により造影された部位を撮像し、
   前記再構成部は、前記第２の時相に関する撮像データセットが前記部位における造影剤の濃度の変化量が所定の範囲内である期間に収集された場合、前記第１の時相に関する前記第１の再構成画像を前記第２の時相に関する初期画像に設定する、
   放射線画像診断装置。
2. 複数の時相に亘って被検体を放射線により撮像し、前記複数の時相に関する複数の撮像データセットを収集する撮像部と、
   前記複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して前記複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する再構成部であって、前記複数の時相のうちの第１の時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して前記第１の時相と異なる第２の時相に関する第２の再構成画像を生成する、再構成部と、
   を具備し、
   前記撮像部は、前記被検体が載置された天板を往復移動させて前記被検体に関する撮像範囲を撮像し、
   前記再構成部は、前記第２の時相に関するスライス位置と、前記第１の時相に関するスライス位置とが略同一である場合、前記第１の時相に関する前記第１の再構成画像を前記第２の時相に関する初期画像に設定する、
   放射線画像診断装置。
3. 複数の時相に亘って被検体を放射線により撮像し、前記複数の時相に関する複数の撮像データセットを収集する撮像部と、
   前記複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して前記複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する再構成部であって、前記複数の時相のうちの第１の時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して前記第１の時相と異なる第２の時相に関する第２の再構成画像を生成する、再構成部と、
   を具備し、
   前記撮像部は、前記被検体の心臓の拍動と同期させて前記被検体を撮像する心電同期スキャンを実行し、
   前記再構成部は、前記心臓の変位量が所定の範囲内である期間に前記第２の時相に関する撮像データセットが収集された場合、前記第１の時相に関する前記第１の再構成画像を前記第２の時相に関する初期画像に設定する、
   放射線画像診断装置。
4. 前記再構成部は、前記第２の時相に関する前記心臓の変位量に応じて更新頻度を変化させ、
   前記更新頻度は、処理対象の時相数に占める、前記第２の時相に関する逆投影画像が初期画像として選択される割合により規定される、
   請求項３記載の放射線画像診断装置。
5. 複数の時相に亘って被検体を放射線により撮像し、前記複数の時相に関する複数の撮像データセットを収集する撮像部と、
   前記複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して前記複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する再構成部であって、前記複数の時相のうちの第１の時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して前記第１の時相と異なる第２の時相に関する第２の再構成画像を生成する、再構成部と、
   を具備し、
   前記再構成部は、前記第１の時相に関する前記第１の再構成画像と前記第２の時相に関する撮像データセットに基づく解析学的画像再構成により生成された逆投影画像との差分画像に基づいて、前記第２の時相に関する前記第２の再構成画像を生成する、
   放射線画像診断装置。
6. 前記再構成部は、前記差分画像に逐次近似再構成を施して差分逐次近似再構成画像を生成し、前記差分逐次近似再構成画像と前記第１の再構成画像との加算画像を、前記第２の再構成画像として生成する、請求項５記載の放射線画像診断装置。
7. 前記再構成部は、前記差分画像に血管抽出処理を施して血管領域を抽出し、前記第１の再構成画像のうちの前記血管領域に対応する画像領域の画素値が前記血管領域の画素値に置き換えられた置換画像を、前記第２の再構成画像として生成する、請求項５記載の放射線画像診断装置。
8. 複数の時相に亘って被検体を放射線により撮像し、前記複数の時相に関する複数の撮像データセットを収集する撮像部と、
   前記複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して前記複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する再構成部であって、前記複数の時相のうちの第１の時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して前記第１の時相と異なる第２の時相に関する第２の再構成画像を生成する、再構成部と、
   を具備し、
   前記再構成部は、前記複数の時相のうちの初回の時相から特定の時相までの範囲については順方向の逐次近似再構成を実行し、前記複数の時相のうちの最終回の時相から前記特定の時相までの範囲については逆方向の逐次近似再構成を実行する、
   放射線画像診断装置。
9. 前記再構成部は、前記順方向の逐次近似再構成と前記逆方向の逐次近似再構成とを並列に実行する、請求項８記載の放射線画像診断装置。
10. 前記第２の時相は、前記第１の時相に対し時系列で隣接し且つ前記第１の時相後の時相である、請求項１から請求項９のいずれか１項記載の放射線画像診断装置。
11. 前記第１の再構成画像に含まれる前記被検体の解剖学的形状と、前記第２の再構成画像に含まれる前記被検体の解剖学的形状とは略同一である請求項１から請求項１０のいずれか１項記載の放射線画像診断装置。
12. 前記複数の時相のうちの始めに再構成対象となる初期時相は、前記複数の時相のうちの、撮像データセットを収集した最初の時相または最後の時相である、請求項１から請求項１１のいずれか１項記載の放射線画像診断装置。
13. 前記複数の時相のうちの始めに再構成対象となる初期時相よりも後の時相における前記逐次近似再構成の上限回数は、前記初期時相における前記逐次近似再構成の上限回数よりも少ない、請求項１から請求項１２のいずれか１項に記載の放射線画像診断装置。
14. 複数の時相に亘り放射線により撮像された被検体に関し、前記複数の時相に関する複数の撮像データセットを記憶する記憶部と、
    前記複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して前記複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する再構成部であって、前記複数の時相のうちの第１の時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して前記第１の時相と異なる第２の時相に関する第２の再構成画像を生成する、再構成部と、を具備し、
    前記複数の撮像データセットは、前記複数の時相に亘って前記被検体に対する造影剤の投与により造影された部位が撮像されたデータセットであり、
    前記再構成部は、前記第２の時相に関する撮像データセットが前記部位における造影剤の濃度の変化量が所定の範囲内である期間に収集された場合、前記第１の時相に関する前記第１の再構成画像を前記第２の時相に関する初期画像に設定する、
    医用画像処理装置。
15. 複数の時相に亘り放射線により撮像された被検体に関し、前記複数の時相に関する複数の撮像データセットを記憶する記憶部と、
    前記複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して前記複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する再構成部であって、前記複数の時相のうちの第１の時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して前記第１の時相と異なる第２の時相に関する第２の再構成画像を生成する、再構成部と、を具備し、
    前記複数の撮像データセットは、前記被検体が載置された天板を往復移動させて前記被検体に関する撮像範囲を撮像されたデータセットであり、
    前記再構成部は、前記第２の時相に関するスライス位置と、前記第１の時相に関するスライス位置とが略同一である場合、前記第１の時相に関する前記第１の再構成画像を前記第２の時相に関する初期画像に設定する、
    医用画像処理装置。
16. 複数の時相に亘り放射線により撮像された被検体に関し、前記複数の時相に関する複数の撮像データセットを記憶する記憶部と、
    前記複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して前記複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する再構成部であって、前記複数の時相のうちの第１の時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して前記第１の時相と異なる第２の時相に関する第２の再構成画像を生成する、再構成部と、を具備し、
    前記複数の撮像データセットは、前記被検体の心臓の拍動と同期させて前記被検体を撮像する心電同期スキャンを実行することにより得られたデータセットであり、
    前記再構成部は、前記心臓の変位量が所定の範囲内である期間に前記第２の時相に関する撮像データセットが収集された場合、前記第１の時相に関する前記第１の再構成画像を前記第２の時相に関する初期画像に設定する、
    医用画像処理装置。
17. 複数の時相に亘り放射線により撮像された被検体に関し、前記複数の時相に関する複数の撮像データセットを記憶する記憶部と、
    前記複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して前記複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する再構成部であって、前記複数の時相のうちの第１の時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して前記第１の時相と異なる第２の時相に関する第２の再構成画像を生成する、再構成部と、を具備し、
    前記再構成部は、前記第１の時相に関する前記第１の再構成画像と前記第２の時相に関する撮像データセットに基づく解析学的画像再構成により生成された逆投影画像との差分画像に基づいて、前記第２の時相に関する前記第２の再構成画像を生成する、
    医用画像処理装置。
18. 複数の時相に亘り放射線により撮像された被検体に関し、前記複数の時相に関する複数の撮像データセットを記憶する記憶部と、
    前記複数の撮像データセットに逐次近似再構成を実行して前記複数の時相に関する複数の再構成画像を生成する再構成部であって、前記複数の時相のうちの第１の時相に関する撮像データセットに基づき逐次近似再構成を実行して得られた第１の再構成画像を初期画像として、逐次近似再構成を実行して前記第１の時相と異なる第２の時相に関する第２の再構成画像を生成する、再構成部と、を具備し、
    前記再構成部は、前記複数の時相のうちの初回の時相から特定の時相までの範囲については順方向の逐次近似再構成を実行し、前記複数の時相のうちの最終回の時相から前記特定の時相までの範囲については逆方向の逐次近似再構成を実行する、
    医用画像処理装置。

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