(57)【要約】【課題】Ｘ線ＣＴ装置において、最適心拍位相を正確に精度よく設定すること。【解決手段】患者に向けてコーンビームＸ線を照射するＸ線管と、列方向に複数のＸ線検出素子を具備しＸ線を検出するＸ線検出器と、患者の心拍情報を計測する心電計とを備え、検出されたＸ線に基づく投影データ及び心拍情報を基に患者内部の画像を生成するＸ線ＣＴ装置１０は、列方向のＸ線検出素子の数より小さく、前記列方向の中心を跨ぐ所要列に相当するＸ線検出素子を選択し、選択された所要列のＸ線検出素子に基づく前記投影データを列方向に束ねて束ね投影データを生成する束ね処理部５６と、束ね投影データを基に、複数の心拍位相に対応する動き量を求め、動き量を基に、最適心拍位相を決定する最適位相決定部５７と、を有する。【選択図】  図３
2010082193.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に向けてコーンビームＸ線を照射するＸ線管と、列方向に複数のＸ線検出素子を具備しＸ線を検出するＸ線検出器と、前記被検体の心拍情報を計測する心電計とを備え、検出された前記Ｘ線に基づく投影データ及び前記心拍情報を基に前記被検体内部の画像を生成するＸ線ＣＴ装置において、
前記列方向のＸ線検出素子の数より小さく、前記列方向の中心を跨ぐ所要列に相当するＸ線検出素子を選択する選択部と、
前記選択部によって選択された前記所要列のＸ線検出素子に基づく前記投影データを列方向に束ねて束ね投影データを生成する生成部と、
前記束ね投影データを基に、複数の心拍位相に対応する動き量を求める演算部と、
前記動き量を基に、特定の心拍位相を決定する特定心拍位相決定部と、
を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記特定心拍位相決定部は、心拍位相と前記動き量を対応付けた情報を表示する表示装置を備えることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記特定心拍位相決定部によって決定された前記特定の心拍位相を基に再構成された画像を表示する表示装置を備えることを特徴とする請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記演算部は、（１８０°＋ビュー角）分の前記束ね投影データであるハーフ束ね投影データセットを基に、前記動き量を算出することを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記演算部は、３６０°分の前記束ね投影データであるフル束ね投影データセットを基に、前記動き量を算出することを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記演算部は、３６０°分の前記束ね投影データであるフル束ね投影データセットを基に所要の束ね投影データとその対向データ間の差分を求め、その差分投影データの集合である差分投影データセットを基に、前記動き量を算出することを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線で被検体を走査して得られた投影データに基づいて画像データを心電同期再構成法のもとで再構成するＸ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を透過したＸ線の強度に基づいて、被検体についての情報を画像により提供するものであり、疾病の診断・治療や手術計画等を初めとする多くの医療行為において重要な役割を果たしている。
【０００３】
Ｘ線ＣＴ装置を使った動きの速い特に心臓検査では、画像の時間分解能の向上が重要な課題の一である。その課題に対する主要な対処法としては、ハーフ再構成法と、心電同期再構成法との併用がある。周知のとおり、この方法は、操作者が指定した心臓の動きの位相（心拍位相）を中心として、Ｘ線管が１８０°＋α（α：ファンビームＸ線のファン角）の範囲を回転する間に収集されたハーフ投影データセットを切り出し、切り出したハーフ投影データセットから、いわゆるパーカーによる２次元の重み係数マップを用いた２次元フィルタにより、３６０°範囲のフル投影データセットを生成し、３６０°範囲のフル投影データセットから画像データを再構成する。なお、心拍位相とは、Ｒ波から次のＲ波までの不定期間を０〜１００％で規格化し、当該期間の位置を％で表現したものをいう。
【０００４】
Ｘ線ＣＴ装置による撮像では、画像再構成の原理上、３６０°の回転に要する時間、又はハーフ再構成であっても（１８０°＋α）の回転に要する時間が実質的な時間分解能として制約される。従ってこの実質的な時間分解能のなかで起きる心臓の拍動の大きさに起因するボケ等による画質の低下が避けられない。多くの場合、心拍位相を最適位相に指定すること、つまり心拍位相を中心とした実質的な時間分解能の時間幅における心臓の動きが最も少ない心拍位相を指定することは困難であった。
【０００５】
そこで、心電同期再構成に対して最適な心拍位相を特定するために、投影データに対して加算処理を行なって心拍位相間での動き量を求め、動き量に基づいて動きの少ない心拍位相を決定するための処理を行なう技術が開示されている（例えば、特許文献１参照。）。
【０００６】
また、Ｘ線ＣＴ装置として、コーンビームを発生するＸ線管と大面積の平面（二次元）のＸ線検出器を対向して設置し、被検体の周りをＸ線管とＸ線検出器とのペアを回転することで、コンピュータによる三次元画像再構築に必要な投影データの収集を行なうコーンビームＸ線ＣＴ装置がある。コーンビームＸ線ＣＴ装置では、コーンビーム・アーチファクトが三次元画像再構築をする際に問題となっている。Ｘ線ＣＴ画像の再構成を行なうＦｅｌｄＫａｍｐ法（例えば、非特許文献１参照。）は、厳密解型アルゴリズムを採用しているため、再構成画像の精度は一般的に高く、近年多列化が進むマルチスライスＣＴやコーンビームＣＴの画像再構成法に採用されている。しかし、Ｘ線源が回転する回転中心の再構成面以外で、体軸方向に離れた位置における再構成画像は、一般的にコーンビーム・アーチファクトの発生が大きくなることが知られている（例えば、非特許文献２〜４参照。）。
【０００７】
なお、本発明に関連するその他の文献として、特許文献２，３が挙げられる。
【特許文献１】特開２００７−３７７８２号公報
【特許文献２】特開２００７−５１２９３６号公報
【特許文献３】特開２０００−１５７５３５号公報
【非特許文献１】Feldkamp, L. A., Davis, L. C., Kress, J. W., "Practical cone-beam algorithm" J. Opt. Soc. Am. A1 612-619 (1984)
【非特許文献２】Turbell, H, "Cone-beam reconstruction using filtered backprojection" Linkoping Studies in Science and Technology, Thesis (2001)
【非特許文献３】Wang, G., Lin, T-H., Cheng, P-C., Shinozaki D. M., "A general cone-beam reconstruction algorithm" IEEE Trans. Med. Imaging 12 486-496 (1993)
【非特許文献４】Zeng, G. L., Gullberg, G. T., "A cone-beam tomography algorithm for orthogonal circle-and-line orbit" Phys. Med. Biol. 37 563-577 (1992)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
従来のコーンビームＸ線ＣＴ装置を用いた心臓検査では、列方向（スライス方向）の全データを束ねて心拍位相を特定しているが、特に検出面が４０［ｍｍ］以上という広いコーン角を有する場合、最適な心拍位相を特定するには不十分であった。特に、１２８列、１６０列又は３２０列のＸ線検出素子によって構成される広い検出面のＸ線検出器が開発されているが、６４列のＸ線検出器を用いて行なっていた最適心拍位相の設定方法をそのまま１２８列、１６０列又は３２０列のＸ線検出器を用いる場合に適用すると、コーン角の影響によって最適心拍位相の設定が困難になる。
【０００９】
本発明は、上述した事情を考慮してなされたもので、最適心拍位相を正確に精度よく設定できる。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明に係る医用画像診断装置は、上述した課題を解決するために、被検体に向けてコーンビームＸ線を照射するＸ線管と、列方向に複数のＸ線検出素子を具備しＸ線を検出するＸ線検出器と、前記被検体の心拍情報を計測する心電計とを備え、検出された前記Ｘ線に基づく投影データ及び前記心拍情報を基に前記被検体内部の画像を生成するＸ線ＣＴ装置において、前記列方向のＸ線検出素子の数より小さく、前記列方向の中心を跨ぐ所要列に相当するＸ線検出素子を選択する選択部と、前記選択部によって選択された前記所要列のＸ線検出素子に基づく前記投影データを列方向に束ねて束ね投影データを生成する生成部と、前記束ね投影データを基に、複数の心拍位相に対応する動き量を求める演算部と、前記動き量を基に、特定の心拍位相を決定する特定心拍位相決定部と、を有する。
【発明の効果】
【００１１】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置によると、最適心拍位相を正確に精度よく設定できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置の実施形態について、添付図面を参照して説明する。なお、本実施形態のＸ線ＣＴ装置には、Ｘ線管とＸ線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。
【００１３】
また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。
【００１４】
加えて、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線ＣＴ装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態のＸ線ＣＴ装置では、従来からの一管球型のＸ線ＣＴ装置であっても、多管球型のＸ線ＣＴ装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型のＸ線ＣＴ装置として説明する。
【００１５】
図１は、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置を示すハードウェア構成図である。
【００１６】
図１は、第１実施形態のＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置１０を示す。Ｘ線ＣＴ装置１０は、大きくは、撮像系１１及び制御系１２から構成される。Ｘ線ＣＴ装置１０の撮像系１１は、患者（被検体）Ｏの撮像部位に関する単一の又は時系列に複数のボリュームデータを生成するための投影データを生成するために構成される。一方、制御系１２は、単一の又は時系列に複数のボリュームデータを基に３Ｄ画像データの生成・表示を行なう。
【００１７】
Ｘ線ＣＴ装置１０の撮像系１１は、Ｘ線管２１、Ｘ線検出器２２、絞り２３、データ収集装置２４、心電計（ＥＣＧ：ｅｌｅｃｔｒｏ  ｃａｒｄｉｏ  ｇｒａｍ）２５、メインコントローラ２６、高電圧発生装置２７、絞り駆動装置２８、回転駆動装置２９、天板３０、天板駆動装置３１及びＩＦ（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）３４ａ，３４ｂが設けられる。
【００１８】
また、Ｘ線管２１、Ｘ線検出器２２、絞り２３及びデータ収集装置２４は、撮像系１１の架台装置（図示しない）の回転部Ｒに設置される。回転部Ｒは、Ｘ線管２１とＸ線検出器２２とを対向させた状態でＸ線管２１とＸ線検出器２２とを患者Ｏの周りを回転できるように構成されている。
【００１９】
Ｘ線管２１は、高電圧発生装置２７から供給された管電圧に応じてＸ線を発生し、コーンビームＸ線をＸ線検出器２２に向かって照射する。
【００２０】
Ｘ線検出器２２は、チャンネル方向（行方向）及びスライス方向（列方向）に複数のＸ線検出素子２２ａを有する２次元アレイ型検出器（マルチスライス型検出器ともいう。）である。Ｘ線検出素子２２ａは、例えば０．５ｍｍ×０．５ｍｍの正方の検出面を有する。
【００２１】
図２（ａ）は、Ｘ線検出器２２の構成の一例を示す上面図、図２（ｂ）は、Ｘ線検出器２２の構成の一例を示す斜視図、図２（ｃ）は、Ｘ線検出器２２の構成の一例を示す側面図である。
【００２２】
Ｘ線検出器２２は、例えば、行方向に９１６行、列方向に８４列、１２８列、１６０列又は３２０列のＸ線検出素子２２ａによって構成されている。
【００２３】
また、図１に示す絞り２３は、絞り駆動装置２８による制御によって、患者Ｏに曝射するＸ線のスライス方向の曝射範囲を調整する。すなわち、絞り駆動装置２８によって絞り２３の開口を調整することによって、スライス方向のＸ線曝射範囲を変更できる。
【００２４】
データ収集装置２４は、一般的にＤＡＳ（ｄａｔａ  ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｓｙｓｔｅｍ）と呼ばれ、Ｘ線検出器２２からチャンネル毎に出力される信号を増幅し、さらにデジタル信号に変換する。変換後の生データ（ＲＡＷデータ）は撮像系１１のＩＦ３４ｂを介して外部の制御系１２に供給される。
【００２５】
心電計ユニット２５は、図示しない心電計電極、アンプ及びＡ／Ｄ（ａｎａｌｏｇ  ｔｏ  ｄｉｇｉｔａｌ）変換回路によって構成される。心電計ユニット２５は、心電計電極によって感知された電気信号としての心電波形データをアンプによって増幅し、増幅信号から雑音を除去してデジタル信号に変換する。心電計ユニット２５は、患者Ｏに装着される。
【００２６】
メインコントローラ２６は、制御系１２からＩＦ３４ａを介して入力された制御信号に基づいて、データ収集装置２４、心電計ユニット２５、高電圧発生装置２７、絞り駆動装置２８及び回転駆動装置２９等の制御を行なう。
【００２７】
高電圧発生装置２７は、メインコントローラ２６による制御によって、Ｘ線の曝射に必要な電力をＸ線管２１に供給する。高電圧発生装置２７は、図示しない高電圧変圧器、フィラメント加熱変換器、整流器及び高電圧切替器等によって構成される。
【００２８】
絞り駆動装置２８は、メインコントローラ２６による制御によって、絞り２３におけるＸ線のスライス方向の曝射範囲を調整させる。
【００２９】
回転駆動装置２９は、メインコントローラ２６による制御によって、回転部Ｒがその位置関係を維持した状態で空洞部の周りを回転するように回転部Ｒを連続回転させる。
【００３０】
天板３０は、患者Ｏを載置する。
【００３１】
天板駆動装置３１は、メインコントローラ２６による制御によって、天板３０をスライス方向に沿って移動させる。回転部Ｒの中央部分は開口を有し、その開口部の天板３０に載置された患者Ｏが挿入される。なお、回転部Ｒの回転中心軸と平行な方向をｚ軸方向（スライス方向）、ｚ軸方向に直交する平面をＸ軸方向、Ｙ軸方向で定義する。
【００３２】
ＩＦ３４ａ，３４ｂは、パラレル接続仕様やシリアル接続仕様に合わせたコネクタによってそれぞれ構成され、各規格に応じた通信制御を行なう。ＩＦ３４ａ，３４ｂは制御系１２と通信を行なうものであり、制御系１２のＩＦ４４ａ，４４ｂにそれぞれ接続される。
【００３３】
Ｘ線ＣＴ装置１０の制御系１２は、コンピュータをベースとして構成されており、病院基幹のＬＡＮ（ｌｏｃａｌ  ａｒｅａ  ｎｅｔｗｏｒｋ）等のネットワークＮと相互通信可能である。制御系１２は、大きくは、プロセッサとしてのＣＰＵ：ｃｅｎｔｒａｌ  ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  ｕｎｉｔ）４１、メモリ４２、ＨＤ（ｈａｒｄ  ｄｉｓｃ）４４、ＩＦ４４ａ，４４ｂ，４４ｃ、入力装置４５及び表示装置４６等の基本的なハードウェアから構成される。ＣＰＵ４１は、共通信号伝送路としてのバスを介して、制御系１２を構成する各ハードウェア構成要素に相互接続されている。なお、制御系１２は、記録媒体ドライブ４７を具備する場合もある。
【００３４】
ＣＰＵ４１は、半導体で構成された電子回路が複数の端子を持つパッケージに封入されている集積回路（ＬＳＩ）の構成をもつ制御装置である。医師等のオペレータによって入力装置４５が操作等されることにより指令が入力されると、ＣＰＵ４１は、メモリ４２に記憶しているプログラムを実行する。又は、ＣＰＵ４１は、ＨＤ４３に記憶しているプログラム、ネットワークＮから転送されＩＦ４４ｃで受信されてＨＤ４３にインストールされたプログラム、又は記録媒体ドライブ４７に装着された記録媒体から読み出されてＨＤ４３にインストールされたプログラムを、メモリ４２にロードして実行する。
【００３５】
メモリ４２は、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ  Ｏｎｌｙ  Ｍｅｍｏｒｙ）及びＲＡＭ（ｒａｎｄｏｍ  ａｃｃｅｓｓ  ｍｅｍｏｒｙ）等の要素を兼ね備える構成をもつ記憶装置である。メモリ４２は、ＩＰＬ（ｉｎｉｔｉａｌ  ｐｒｏｇｒａｍ  ｌｏａｄｉｎｇ）、ＢＩＯＳ（ｂａｓｉｃ  ｉｎｐｕｔ／ｏｕｔｐｕｔ  ｓｙｓｔｅｍ）及びデータを記憶したり、ＣＰＵ４１のワークメモリやデータの一時的な記憶に用いられたりする。
【００３６】
ＨＤ４３は、磁性体を塗布又は蒸着した金属のディスクが読み取り装置（図示しない）に着脱不能で内蔵されている構成をもつ記憶装置である。ＨＤ４３は、制御系１２にインストールされたプログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（ｏｐｅｒａｔｉｎｇ  ｓｙｓｔｅｍ）等も含まれる）や、データを記憶する記憶装置である。また、ＯＳに、オペレータに対する情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を入力装置４５によって行なうことができるＧＵＩ（ｇｒａｐｈｉｃａｌ  ｕｓｅｒ  ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を提供させることもできる。
【００３７】
ＩＦ４４ａ，４４ｂ，４４ｃは、パラレル接続仕様やシリアル接続仕様に合わせたコネクタによってそれぞれ構成され、各規格に応じた通信制御を行なう。ＩＦ４４ａ，４４ｂは撮像系１１と通信を行なうものであり、撮像系１１のＩＦ３４ａ，３４ｂにそれぞれ接続される。また、ＩＦ４４ｃは、電話回線を通じてネットワークＮに接続することができる機能を有しており、これにより、制御系１２は、ＩＦ４４ｃからネットワークＮ網に接続することができる。
【００３８】
入力装置４５は、オペレータによって操作が可能なポインティングデバイスであり、操作に従った入力信号がＣＰＵ４１に送られる。
【００３９】
表示装置４６は、図示しない画像合成回路、ＭＵＸ（ｍｕｌｔｉｐｌｅｘｅｒ）、保存用メモリ、表示用メモリ（ＶＲＡＭ：ｖｉｄｅｏ  ｒａｎｄｏｍ  ａｃｃｅｓｓ  ｍｅｍｏｒｙ）、Ｄ／Ａ（ｄｉｇｉｔａｌ  ｔｏ  ａｎａｌｏｇ）変換回路、ビデオエンコーダ及びモニタ等を含んでいる。画像合成回路は、再構成画像等を種々のパラメータの文字情報や目盛等と共に合成した表示データを生成し、その表示データをＭＵＸに出力する。ＭＵＸは、保存用メモリへの出力と表示用メモリへの出力との競合によるモニタ上の表示のちらつきを回避するために表示データの出力を適宜切替える。保存用メモリは、ＭＵＸから出力される再構成画像毎の各表示データを、ＡＶＩ（ａｕｄｉｏ  ｖｉｄｅｏ  ｉｎｔｅｒｌｅａｖｉｎｇ）ファイル等の動画ファイルとして記憶する。一方、ＭＵＸから出力される再構成画像をイメージデータとして一時的に記憶する。
【００４０】
Ｄ／Ａ変換回路は、ＭＵＸ又はＶＲＡＭから出力された表示データを、アナログ信号に変換する。ビデオエンコーダは、表示データに所定のエンコ−ド処理を施し、モニタにビデオ信号として出力する。モニタは、液晶ディスプレイやＣＲＴ（ｃａｔｈｏｄｅ  ｒａｙ  ｔｕｂｅ）等によって構成され、表示データを順次表示する。
【００４１】
記録媒体ドライブ４７は、記録媒体の着脱が可能となっており、記録媒体に記録されたデータ（プログラムを含む）を読み出して、バス上に出力し、また、バスを介して供給されるデータを記録媒体に書き込む。このような記録媒体は、いわゆるパッケージソフトウエアとして提供することができる。
【００４２】
図３は、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１０の機能を示すブロック図である。
【００４３】
図１に示すＣＰＵ４１がプログラムを実行することによって、Ｘ線ＣＴ装置１０は、図３に示すように、スキャン制御部５１、前処理部５２、散乱線補正部５３、投影データセット取得部５４、投影データ補正部５５、束ね処理部５６及び最適位相決定部５７として機能する。なお、Ｘ線ＣＴ装置１０を構成する各構成要素５１乃至５７は、ＣＰＵ４１がプログラムを実行することによって機能するものとするが、その場合に限定されるものではない。Ｘ線ＣＴ装置１０を構成する各構成要素５１乃至５７の全部又は一部をハードウェアとしてＸ線ＣＴ装置１０に設ける場合であってもよい。
【００４４】
スキャン制御部５１は、撮像系１１のメインコントローラ２６を制御して、スキャニングと心電波形データの取得とを共に実行させる機能を有する。
【００４５】
前処理部５２は、撮像系１１のデータ収集装置２４から入力された生データに対して対数変換処理や、感度補正等の補正処理を行なって投影データを生成する。
【００４６】
散乱線補正部５３は、前処理部５２から入力された投影データに対して散乱線の除去処理を行なう機能を有する。散乱線補正部５３は、Ｘ線曝射範囲内の投影データの値に基づいて散乱線の除去を行なうものであり、散乱線補正を行なう対象の投影データ又はその隣接投影データの値の大きさから推定された散乱線を、対象となる投影データから減じて散乱線補正を行なう。散乱線補正部５３から出力された投影データと、心電計ユニット２５によって成形された心電波形データとは、関連付けられてＨＤ４３等の記憶装置に記録される。
【００４７】
投影データセット取得部５４は、散乱線補正部５３によって生成された投影データから、心拍位相０％を中心とした（１８０°＋α）分の投影データセットＰｎを取得する機能を有する。換言すると、投影データセット取得部５４は、スキャニングで収集された時間軸上の一連のデータ（時間軸とチャンネル軸とに配列するとサイノグラムと通称されるデータ）から、心拍位相０％を中心とした（１８０°＋α）分の投影データセットＰｎを切り出す。なお、投影データセットとは、１枚の画像を再構成するのに必要とされる投影データの集合として定義され、ハーフ再構成法のもとでは、特定位相を中心とした（１８０°＋α）の角度範囲の中にある投影データである。また、投影データセット取得部５４では、１つの心拍期間のデータを切り出している例で説明するが、その心拍位相に対応する複数の異なる心拍期間の投影データを合成して、１画像を生成するための投影データを構成するようにしてもよい。
【００４８】
ここで、ｎは、心拍位相を単に識別するための変数である。例えば、心拍周期を２％間隔で分割したとき、ｎは０，１，２，３，・・・４９，５０となり、それぞれ心拍位相０％，２％，４％，６％，・・・９８％，１００％に対応する。以下、心拍周期を２％間隔で分割する場合（ｎ＝０乃至５０）について説明する。
【００４９】
投影データ補正部５５は、投影データセット取得部５４によって取得された投影データセットＰｎを、いわゆるパーカーによる２次元の重み係数マップを用いた２次元フィルタを通すことにより、再構成画像の画素毎の逆投影回数に関する差異を補償したｎ毎の投影データＦＰｎを生成する機能を有する。
【００５０】
束ね処理部５６は、Ｘ線検出器２２を構成するＸ線検出素子２２ａの最大列数から、Ｘ線検出器２２の列方向の中心を跨ぐ所要列を選択する機能と、投影データ補正部５５によって生成された投影データＦＰｎを基に、選択された所要列であって同一チャンネルである複数のＸ線検出素子２２ａに相当する複数の投影データＦＰｎを束ね処理（単純加算処理、重み付け加算処理）することによって、ｎ毎の束ね投影データＦＢＰｎを生成する機能を有する。
【００５１】
図４は、Ｘ線検出素子２２ａの最大列数から選択される、Ｘ線検出器２２の列方向の中心を跨ぐ所要列の一例を示すＸ線検出器２２の上面図である。
【００５２】
図４に示すように、束ね処理部５６は、Ｘ線検出器２２を構成するＸ線検出素子２２ａの最大列数（例えば、８４列、１２８列、１６０列又は３２０列）から、Ｘ線検出器２２の列方向の中心を跨ぐ所要列（例えば、８列）を選択する。
【００５３】
また、図３に示す最適位相決定部５７は、束ね処理部５６によって生成された束ね投影データセットＦＢＰｎを基に最適位相を決定する機能を有する。具体的には、最適位相決定部５７は、まず、束ね数制御部５６によって生成された２つの束ね投影データセットＦＢＰｎを基にビュー及びチャンネル番号を合わせて投影データ間の差分を求め、その差分投影データの集まりである差分投影データセットＹｎを生成する。例えば、最適位相決定部５７は、束ね投影データセットＦＢＰｎと、２位相前の束ね投影データセットＦＢＰｎ−２とを基に、ビュー及びチャンネルを合わせて差分して、差分投影データセットＹｎを生成する。
【００５４】
図５は、差分処理対象のデータセットと時間との関係の一例を示す図である。
【００５５】
図５の縦軸は時間（各データセットのビュー）、各データセットの横軸はＸ線検出器２２の行方向を示す。最適位相決定部５７は、図５に示すような束ね投影データセットＦＢＰｎと、投影データセットＰｎ−２に基づく束ね投影データセットＦＢＰｎ−２とを基に差分を算出する。
【００５６】
また、図３に示す最適位相決定部５７は、差分投影データセットＹｎを構成する全チャンネルの差分投影データ（各ビュー及び各チャンネル番号に対応する差分投影データ）の値の絶対値の総和値（以下、単に「絶対値総和値」という。）を、心臓の動き量を表す指標値として計算する。なお、差分投影データセットＹｎを構成する差分投影データの絶対値総和値に限定されず、他の方法で動き量を表す値を求めてもよい。例えば、関心領域ＲＯＩ（ｒｅｇｉｏｎ  ｏｆ  ｉｎｔｅｒｅｓｔ）に対応する幅領域に限局して当該総和を計算するようにしてもよい。また、単純に絶対値総和値ではなく、二乗和であってもよい。
【００５７】
図６は、列方向の全列について投影データＦＰｎを束ねた場合のＸ線検出素子２２ａの列毎の絶対値総和値を示すプロファイルの一例を示す図である。図７は、列方向の中心を跨ぐ８列について投影データＦＰｎを束ねた場合のＸ線検出素子２２ａの列毎の絶対値総和値を示すプロファイルの一例を示す図である。
【００５８】
図６及び図７の縦軸は差分投影データの値の絶対値総和値を、横軸は時間の行方向をそれぞれ示す。図６に示すように、Ｘ線管２１から照射されるコーンビームＸ線のコーン角が大きい、すなわち、Ｘ線検出器２２の外側の列（特に、１列目，８４列目）である程、絶対値総和値はコーン角の影響を大きく受けるため動き量を適切に表すことができない。よって、外側の列に相当するＸ線検出素子２２ａを介した投影データは、束ね処理部５６による束ね処理から除外されることが望ましい。一方、図７に示すように、Ｘ線検出器２２の列方向の中心付近（例えば、列方向の中心を跨ぐ８列前後）のＸ線検出素子２２ａでは、コーン角の影響がほとんどないので、絶対値総和値が動き量を適切に表すことができる。ここで、図６及び図７に示すプロファイルによると、Ｘ線検出素子２２ａのサイズが０．５ｍｍ×０．５ｍｍの場合、束ね処理部５６は、Ｘ線検出器２２の列方向の中心を跨ぐ８列前後を選択することが望ましいことがわかる。
【００５９】
また、図３に示す最適位相決定部５７は、算出されたｎ個の絶対値総和値の中から、最も振動の動きが小さい状況に対応する単一の絶対値総和値ＳＴｍを選択する機能を有する。絶対値総和値ＳＴｍは、投影データセットＰｍ、Ｐｍ−２に由来しており、つまり１心拍周期の中で、（２×（ｍ−２））％の心拍位相から、（２×（ｍ））％の心拍位相までの間が最も心臓の動きが小さかったは、又はそれに最も近かったことを意味している。最適位相決定部５７は、例えば、最適な心拍位相を次の式（１）によって決定する。  
［数１］
｛（２×（ｍ−２））％＋（２×ｍ）％｝／２      …（１）
なお、式（１）に限定されず、最適位相決定部５７は、（２×（ｍ−２））％を最適位相として決定してもよいし、（（２×ｍ）％）／２を最適位相として決定してもよい。
【００６０】
また、最適位相決定部５７は、心拍位相と前記動き量を対応付けた情報を表示装置４６に表示させることもできる。また、最適位相決定部５７は、決定された最適位相を基に画像を再構成し、その画像を表示装置４６に表示させる。
【００６１】
以上のように、最適位相決定部５７において、再構成画像ではなく、再構成処理前の投影データに対する処理で最適位相を決定することにより、処理工数の大幅な削減が図られ得る。
【００６２】
続いて、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１０の動作について、図８に示すフローチャートを用いて説明する。
【００６３】
まず、スキャン制御部５１による制御のもとでスキャニングが心電波形データの取得と共に実行される（ステップＳ１）。それにより少なくとも一心拍にわたる期間の投影データが収集され、投影データ記憶部２０３に記憶される。スキャンが終了し、続いて最適位相の決定動作が開始される。
【００６４】
最適位相の決定動作では、まず、心拍位相を単に識別するための変数ｎが０に初期化される（ステップＳ２）。
【００６５】
次いで、心拍位相０％を中心とした（１８０°＋α）分の投影データセットＰｎがＨＤ４３等の記憶装置から読み出される（ステップＳ３）。換言すると、ステップＳ１によるスキャニングで収集された時間軸上の一連のデータから、ｎにおける心拍位相０％を中心とした（１８０°＋α）分の投影データセットＰｎが切り出される。
【００６６】
次いで、投影データセットＰｎを、いわゆるパーカーによる２次元の重み係数マップを用いた２次元フィルタを通すことにより、ｎにおける画素毎の逆投影の回数の差異を補償した投影データＦＰｎが生成される（ステップＳ４）。
【００６７】
次いで、Ｘ線検出器２２を構成するＸ線検出素子２２ａの最大列数から、Ｘ線検出器２２の列方向の中心を跨ぐ所要列が選択される。また、ステップＳ４によって生成された投影データＦＰｎを基に、選択された所要列であって同一チャンネルである複数のＸ線検出素子２２ａに相当する複数の投影データＦＰｎを束ね処理することによって、ｎにおける束ね投影データＦＢＰｎが生成される（ステップＳ５）。
【００６８】
次いで、ステップＳ５によって生成された各束ね投影データセットＦＢＰｎを基にビュー及びチャンネル番号が対応する投影データ間の差分が求められ、その差分投影データの集まりであるｎにおける差分投影データセットＹｎが生成される（ステップＳ６）。例えば、ステップＳ６では、束ね投影データセットＦＢＰｎと、２位相前の束ね投影データセットＦＢＰｎ−２とを基に、ビュー及びチャンネルを合わして差分され、差分投影データセットＹｎが生成される。
【００６９】
次いで、ステップＳ６によって生成された差分投影データセットＹｎを構成する全チャンネルの差分投影データを基に、ｎにおける絶対値総和値ＳＴｍが算出される（ステップＳ７）。
【００７０】
次いで、ステップＳ３乃至Ｓ７によって処理されたｎが最大（５０）であるか否かが判断される（ステップＳ８）。ステップＳ８の判断にてＹＥＳ、すなわち、ｎが最大であると判断された場合、ステップＳ７によって算出された差分投影データの絶対値総和値の中で最小の絶対値総和値が選択される（ステップＳ９）。そして、ステップＳ９によって選択された最小の絶対値総和値に対応する心拍位相が、例えば式（１）によって求められ、その心拍位相が最適心拍位相として設定される（ステップＳ１０）。
【００７１】
一方、ステップＳ８の判断にてＮＯ、すなわち、ｎが最大でないと判断された場合、ステップＳ３乃至Ｓ７によって処理されたｎを（ｎ＋１）として（ステップＳ１１）、再度、ステップＳ３の処理に戻る。ステップＳ３乃至Ｓ７による処理は、ステップＳ１１の処理を経て、ｎが心拍期間の最大に達するまで繰り返されることになる。
【００７２】
第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１０によると、Ｘ線検出器２２の列方向に関する全ての投影データから選択された、列方向の中心を跨ぐ所要列に関する投影データのみを基に最適心拍位相を設定することによって、最適心拍位相を正確に精度よく設定できる。
【００７３】
図９は、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１０Ａの機能を示すブロック図である。なお、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１０Ａのハードウェア構成は、図１に示す第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１０と同様なので、説明を省略する。
【００７４】
図１に示すＣＰＵ４１がプログラムを実行することによって、Ｘ線ＣＴ装置１０Ａは、図９に示すように、スキャン制御部５１、前処理部５２、散乱線補正部５３、投影データセット取得部５４Ａ、束ね処理部５６Ａ及び最適位相決定部５７Ａとして機能する。なお、Ｘ線ＣＴ装置１０Ａを構成する各構成要素５１乃至５７Ａは、ＣＰＵ４１がプログラムを実行することによって機能するものとするが、その場合に限定されるものではない。Ｘ線ＣＴ装置１０Ａを構成する各構成要素５１乃至５７Ａの全部又は一部をハードウェアとしてＸ線ＣＴ装置１０に設ける場合であってもよい。また、図９に示すＸ線ＣＴ装置１０Ａにおいて、図３に示すＸ線ＣＴ装置１０と同一要素には同一符号を付して説明を省略する。
【００７５】
投影データセット取得部５４Ａは、散乱線補正部５３によって生成された投影データから、心拍位相０％を中心とした３６０°分のフル投影データセットＦ´Ｐｎを取得する機能を有する。換言すると、投影データセット取得部５４は、スキャニングで収集された時間軸上の一連のデータから、心拍位相０％を中心とした３６０°分のフル投影データセットＦ´Ｐｎを切り出す。なお、投影データセット取得部５４Ａでは、１つの心拍期間のデータを切り出している例で説明するが、その心拍位相に対応する複数の異なる心拍期間の投影データを合成して、１画像を生成するための投影データを構成するようにしてもよい。
【００７６】
束ね処理部５６Ａは、Ｘ線検出器２２を構成するＸ線検出素子２２ａの最大列数から、Ｘ線検出器２２の列方向の中心を跨ぐ所要列を選択する機能と、投影データセット取得部５４Ａによって取得された３６０°分のフル投影データＦ´Ｐｎを基に、選択された所要列であって同一チャンネルである複数のＸ線検出素子２２ａに相当する複数のフル投影データＦ´Ｐｎを束ね処理することによって、ｎ毎のフル束ね投影データＦ´ＢＰｎを生成する機能を有する。
【００７７】
最適位相決定部５７Ａは、束ね処理部５６Ａによって生成されたフル束ね投影データセットＦ´ＢＰｎを基に、最適位相を決定する機能を有する。具体的には、最適位相決定部５７Ａは、まず、束ね数制御部５６Ａによって生成されたフル束ね投影データセットＦ´ＢＰｎと、そのフル束ね投影データセットＦ´ＢＰｎを構成する投影データの対向データによって構成される対向データセットとの差分を投影データ毎に求め、差分投影データセットＹ´ｎを生成する。ここで、対向データとは、ある投影データに対して、Ｘ線管２１の焦点とＸ線検出器２２のチャンネル中心とを結ぶ直線（投影線）が重なる投影データである。
【００７８】
図１０は、差分処理対象のデータセットと時間との関係の一例を示す図である。
【００７９】
図１０の縦軸は時間（ビュー）、横軸はＸ線検出器２２の行方向を示す。最適位相決定部５７Ａは、図１０に示すようなフル束ね投影データセットＦ´ＢＰｎと対向データセットとの差分を投影データ毎に計算する。
【００８０】
なお、差分投影データセットＹ´ｎを構成する差分投影データの絶対値総和値に限定されず、他の方法で動き量を表す値を求めてもよい。例えば、関心領域ＲＯＩに対応する幅領域に限局して当該総和を計算するようにしてもよい。また、単純に絶対値総和値ではなく、二乗和であってもよい。
【００８１】
ここで、最適位相決定部５７Ａは、心拍位相と前記動き量を対応付けた情報を表示装置４６に表示させることもできる。また、最適位相決定部５７Ａは、決定された最適位相を基に画像を再構成し、その画像を表示装置４６に表示させる。
【００８２】
続いて、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１０Ａの動作について、図１１に示すフローチャートを用いて説明する。なお、図１１に示すＸ線ＣＴ装置１０Ａの動作において、図８に示すＸ線ＣＴ装置１０の動作と同一ステップには同一符号を付して説明を省略する。
【００８３】
ステップＳ２の後、心拍位相０％を中心とした３６０°分のフル投影データセットＦ´ＰｎがＨＤ４３等の記憶装置から読み出される（ステップＳ１３）。換言すると、ステップＳ１によるスキャニングで収集された時間軸上の一連のデータから、ｎにおける心拍位相０％を中心とした３６０°分のフル投影データセットＦ´Ｐｎが切り出される。
【００８４】
次いで、Ｘ線検出器２２を構成するＸ線検出素子２２ａの最大列数から、Ｘ線検出器２２の列方向の中心を跨ぐ所要列が選択される。また、ステップＳ１３によって読み出された３６０°分のフル投影データＦ´Ｐｎを基に、選択された所要列であって同一チャンネルである複数のＸ線検出素子２２ａに相当する複数のフル投影データＦ´Ｐｎを束ね処理することによって、ｎにおけるフル束ね投影データＦ´ＢＰｎが生成される（ステップＳ１４）。
【００８５】
次いで、ステップＳ１４によって生成されたフル束ね投影データセットＦ´ＢＰｎと、そのフル束ね投影データセットＦ´ＢＰｎを構成する投影データの対向データによって構成される対向データセットとの差分が求められ、ｎにおける差分投影データセットＹ´ｎが生成される（ステップＳ１５）。
【００８６】
次いで、ステップＳ１５によって生成された差分投影データセットＹ´ｎを構成する全チャンネルの差分投影データを基に、ｎにおける絶対値総和値ＳＴｍが算出される（ステップＳ１６）。
【００８７】
次いで、ステップＳ１３乃至Ｓ１６によって処理されたｎが最大（５０）であるか否かが判断される（ステップＳ８）。ステップＳ８の判断にてＮＯ、すなわち、ｎが最大でないと判断された場合、ステップＳ１３乃至Ｓ１６によって処理されたｎを（ｎ＋１）として（ステップＳ１１）、再度、ステップＳ１３の処理に戻る。ステップＳ１３乃至Ｓ１６による処理は、ステップＳ１１の処理を経て、ｎが心拍期間の最大に達するまで繰り返されることになる。
【００８８】
第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１０Ａによると、Ｘ線検出器２２の列方向に関する全ての投影データから選択された、列方向の中心を跨ぐ所要列に関する投影データのみを基に最適心拍位相を設定することによって、最適心拍位相を正確に精度よく設定できる。
【図面の簡単な説明】
【００８９】
【図１】第１実施形態のＸ線ＣＴ装置を示すハードウェア構成図。
【図２】（ａ）は、Ｘ線検出器の構成の一例を示す上面図、（ｂ）は、Ｘ線検出器の構成の一例を示す斜視図、（ｃ）は、Ｘ線検出器の構成の一例を示す側面図。
【図３】第１実施形態のＸ線ＣＴ装置の機能を示すブロック図。
【図４】Ｘ線検出素子の最大列数から選択される、Ｘ線検出器の列方向の中心を跨ぐ所要列の一例を示すＸ線検出器の上面図。
【図５】束ね投影データセット及び２位相前の束ね投影データセットの時間との関係の一例を示す図。
【図６】列方向の全列について投影データを束ねた場合のＸ線検出素子の列毎の絶対値総和値を示すプロファイルの一例を示す図。
【図７】列方向の中心を跨ぐ８列について投影データを束ねた場合のＸ線検出素子の列毎の絶対値総和値を示すプロファイルの一例を示す図。
【図８】第１実施形態のＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャート。
【図９】第２実施形態のＸ線ＣＴ装置の機能を示すブロック図。
【図１０】フル束ね投影データセットと対向データセットとの３６０°分のデータの一例を示す図。
【図１１】第２実施形態のＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャート。
【符号の説明】
【００９０】
１０，１０Ａ  Ｘ線ＣＴ装置
１１  撮像系
１２  制御系
２１  Ｘ線管
２２  Ｘ線検出器
２２ａ  Ｘ線検出素子
５１  スキャン制御部
５２  前処理部
５３  散乱線補正部
５４，５４Ａ  投影データセット取得部
５５  投影データ補正部
５６，５６Ａ  束ね処理部
５７，５７Ａ  最適位相決定部
【図１】
2010082193.tif 000003
【図２】
2010082193.tif 000004
【図３】
2010082193.tif 000005
【図４】
2010082193.tif 000006
【図５】
2010082193.tif 000007
【図６】
2010082193.tif 000008
【図７】
2010082193.tif 000009
【図８】
2010082193.tif 000010
【図９】
2010082193.tif 000011
【図１０】
2010082193.tif 000012
【図１１】
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