JP7139156B2

JP7139156B2 - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP7139156B2
Application number: JP2018106399A
Authority: JP
Inventors: 一樹潟山; 良亮東
Original assignee: Canon Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2018-06-01
Filing date: 2018-06-01
Publication date: 2022-09-20
Anticipated expiration: 2038-06-01
Also published as: JP2019208752A

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置に関する。

Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置は、撮影対象が心臓の場合に、被検体に装着された心電計によりリアルタイムに心電波形データを検出し、心電波形データのＲ波に基づいて撮影タイミングを同期させる。具体的には、Ｘ線ＣＴ装置は、Ｒ波及び心拍数に基づき、心臓の静止位相に同期するように撮影を行う。

冠動脈ＣＴＡ（CT Angiography）等の如き、血管観察用の撮影の場合には、撮影準備の際に、心電計の装着に加え、インジェクタが被検体に接続される。Ｘ線ＣＴ装置は、インジェクタからの造影剤の注入後、造影剤の濃度を観察するためのモニタリング撮影を行う。モニタリング撮影中、Ｘ線ＣＴ装置は、断面画像の関心領域（ＲＯＩ）において、注入された造影剤の濃度に応じて増加するＣＴ値を検出し、ＣＴ値が閾値に到達したときをトリガとして、自動又は手動で本スキャンに移行する。なお、モニタリング撮影は、診断には寄与しないものの、造影剤が高濃度の時に本スキャンへの移行を可能とすることより、本スキャンで得られるＣＴ画像の画質向上に寄与する。本スキャンへの移行後、Ｘ線ＣＴ装置は、最初のＲ波に基づき、短い撮影時間で撮影を行う。

ここで、血管造影用のＣＴ撮影の場合、本スキャンの撮影時間に比べ、心電計及びインジェクタを接続するセットアップに時間がかかっている。例えば、血管観察用の撮影時間は、ダイナミック撮影を用いた機能解析やヘリカル撮影等を用いた広範囲撮影の撮影時間より短い。しかしながら、血管観察用のＣＴ撮影の場合、短い撮影時間にもかかわらず、機能解析や広範囲撮影と同じセットアップを必要とすることから、撮影作業の一連の流れ（以下、ワークフローという）を改善できない状況にある。

特開２００９－１５３９６５号公報

発明が解決しようとする課題は、血管観察用のＣＴ撮影のワークフローを改善することである。

実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、メモリと、第１推定部と、第２推定部と、制御部とを備える。
前記メモリは、被検体に造影剤を注入した状態で経時的に撮影された複数の医用画像データを記憶する。
前記第１推定部は、前記複数の医用画像データから前記被検体の心臓の静止位相を推定する。
前記第２推定部は、前記複数の医用画像データの各々の関心領域の画素における前記造影剤の濃度の指標値が閾値以上の時期における前記静止位相のタイミングを推定する。
前記制御部は、前記タイミングに基づいて、本スキャンを実行するように撮影系を制御する。

図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。図２は、第１の実施形態における動作を説明するためのフローチャートである。図３は、第１の実施形態における被検体周りのセットアップ状況を示す模式図である。図４は、第１の実施形態の変形例の動作を説明するためのフローチャートである。図５は、第１の実施形態の変形例の動作を説明するためのＴＤＣ及び動きグラフの模式図である。図６は、第２の実施形態における静止位相推定の概念を説明するための模式図である。図７は、第２の実施形態における静止位相推定の方法を説明するための模式図である。図８は、第２の実施形態における静止位相推定の方法を説明するための模式図である。図９は、第２の実施形態における静止位相推定の方法を説明するための模式図である。図１０は、第３の実施形態における動作を説明するためのフローチャートである。図１１は、第３の実施形態における撮影タイミングの概念を説明するための模式図である。図１２は、第３の実施形態における撮影タイミングの概念を説明するための模式図である。図１３は、第３の実施形態の変形例の動作を説明するためのフローチャートである。図１４は、第３の実施形態の他の変形例の動作を説明するためのフローチャートである。

以下、各実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図面を用いて説明する。なお、Ｘ線ＣＴ装置には、Ｘ線管とＸ線検出器とが一体として被検体の周囲を回転するRotate/Rotate-Type（第３世代ＣＴ）、リング状にアレイされた多数のＸ線検出素子が固定され、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転するStationary/Rotate-Type（第４世代ＣＴ）等の様々なタイプがあり、いずれのタイプでも実施形態へ適用可能である。以下の各実施形態については、第３世代ＣＴを例に挙げて説明する。

＜第１の実施形態＞
図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線管１１を有するＸ線源から被検体Ｐに対してＸ線を曝射し、当該被検体を透過したＸ線をＸ線検出器１２で検出する。Ｘ線ＣＴ装置１は、当該Ｘ線検出器１２からの出力に基づいて、被検体Ｐに関するＣＴ画像を生成する。Ｘ線源及びＸ線検出器１２は、撮影系の一例である。

図１に示すＸ線ＣＴ装置１は、架台装置１０と、寝台装置３０と、コンソール装置４０とを有する。架台装置１０は、被検体ＰをＸ線ＣＴ撮影するための構成を有するスキャン装置である。なお、図１に描画された複数の架台装置１０は、１台の架台装置１０の正面及び側面を示している。寝台装置３０は、Ｘ線ＣＴ撮影の対象となる被検体Ｐを載置し、Ｘ線ＣＴ撮影を実行する位置まで移動するための装置である。コンソール装置４０は、架台装置１０を制御するコンピュータである。

例えば、架台装置１０および寝台装置３０はＣＴ検査室に設置され、コンソール装置４０はＣＴ検査室に隣接する制御室に設置される。なお、コンソール装置４０は、必ずしも制御室に設置されなくてもよい。例えば、コンソール装置４０は、架台装置１０及び寝台装置３０とともに同一の部屋に設置されてもよい。いずれにしても架台装置１０と、寝台装置３０と、コンソール装置４０とは互いに通信可能に有線または無線で接続されている。

架台装置１０は、Ｘ線管１１、Ｘ線検出器１２、回転フレーム１３、Ｘ線高電圧装置１４、制御装置１５、ウェッジ１６、コリメータ１７及びＤＡＳ１８を有する。

Ｘ線管１１は、Ｘ線高電圧装置１４からの高電圧の印加及びフィラメント電流の供給により、陰極（フィラメント）から陽極（ターゲット）に向けて熱電子を照射することでＸ線を発生する真空管である。例えば、Ｘ線管１１には回転する陽極に熱電子を照射することでＸ線を発生させる回転陽極型のＸ線管がある。Ｘ線管１１で発生したＸ線は、コリメータ１７を介してコーンビーム形に成形され、被検体Ｐに曝射される。なお、Ｘ線管１１及びコリメータ１７は、Ｘ線源の一例である。

Ｘ線検出器１２は、Ｘ線管１１から曝射され、被検体Ｐを通過したＸ線を検出し、当該Ｘ線量に対応した電気信号をＤＡＳ１８へと出力する。Ｘ線検出器１２は、例えば、Ｘ線管の焦点を中心として１つの円弧に沿ってチャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列された複数のＸ線検出素子列を有する。Ｘ線検出器１２は、例えば、チャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列されたＸ線検出素子列がスライス方向（列方向、ｒｏｗ方向）に複数配列された構造を有する。また、Ｘ線検出器１２は、例えば、グリッドと、シンチレータアレイと、光センサアレイとを有する間接変換型の検出器である。シンチレータアレイは、複数のシンチレータを有し、シンチレータは入射Ｘ線量に応じた光子量の光を出力するシンチレータ結晶を有する。グリッドは、シンチレータアレイのＸ線入射側の面に配置され、散乱Ｘ線を吸収する機能を有するＸ線遮蔽板を有する。なお、グリッドはコリメータ（１次元コリメータ又は2次元コリメータ）と呼ばれる場合もある。光センサアレイは、シンチレータからの光量に応じた電気信号に変換する機能を有し、例えば、光電子増倍管（フォトマルチプライヤー：ＰＭＴ）等の光センサを有する。なお、Ｘ線検出器１２は、入射したＸ線を電気信号に変換する半導体素子を有する直接変換型の検出器（半導体検出器）であっても構わない。

回転フレーム１３は、Ｘ線源とＸ線検出器１２とを回転軸回りに回転可能に支持する。具体的には、回転フレーム１３は、Ｘ線管１１とＸ線検出器１２とを対向支持し、後述する制御装置１５によってＸ線管１１とＸ線検出器１２とを回転させる円環状のフレームである。回転フレーム１３は、アルミニウム等の金属により形成された固定フレーム（図示せず）に回転可能に支持される。詳しくは、回転フレーム１３は、ベアリングを介して固定フレームの縁部に接続されている。なお、本実施形態では、非チルト状態での回転フレーム１３の回転軸又は寝台装置３０の天板３３の長手方向をＺ軸方向、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し水平である軸方向をＸ軸方向、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し垂直である軸方向をＹ軸方向とそれぞれ定義するものとする。回転フレーム１３は、制御装置１５の駆動機構からの動力を受けて回転軸Ｚ回りに一定の角速度で回転する。なお、回転フレーム１３は、Ｘ線管１１とＸ線検出器１２に加えて、Ｘ線高電圧装置１４やＤＡＳ１８を更に備えて支持する。このような回転フレーム１３は、撮影空間をなす開口（ボア）が形成された略円筒形状の筐体に収容されている。開口はＦＯＶ１９に略一致する。開口の中心軸は、回転フレーム１３の回転軸Ｚに一致する。回転フレーム１３の回転軸Ｚは、Ｘ線管１１の回転軸Ｚと呼んでもよい。なお、ＤＡＳ１８が生成した検出データは、回転フレームに設けられた発光ダイオード（ＬＥＤ）を有する送信機から光通信によって架台装置の非回転部分（例えば固定フレーム）に設けられた、フォトダイオードを有する受信機に送信され、コンソール装置４０へと転送される。なお、回転フレームから架台装置の非回転部分への検出データの送信方法は、前述の光通信に限らず、非接触型のデータ伝送であれば如何なる方式を採用しても構わない。

Ｘ線高電圧装置１４は、変圧器（トランス）及び整流器等の電気回路を有し、Ｘ線管１１に印加する高電圧及びＸ線管１１に供給するフィラメント電流を発生する機能を有する高電圧発生装置と、Ｘ線管１１が照射するＸ線に応じた出力電圧の制御を行うＸ線制御装置とを有する。高電圧発生装置は、変圧器方式であってもよいし、インバータ方式であっても構わない。なお、Ｘ線高電圧装置１４は、回転フレーム１３に設けられてもよいし、架台装置１０の固定フレーム（図示しない）側に設けられても構わない。

制御装置１５は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）等を有する処理回路と、モータ及びアクチュエータ等の駆動機構とを有する。処理回路は、ハードウェア資源として、ＣＰＵやＭＰＵ（Micro Processing Unit）等のプロセッサとＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）等のメモリとを有する。また、制御装置１５は、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）やフィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）、他の複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）により実現されてもよい。制御装置１５は、コンソール装置４０からの指令に従い、Ｘ線高電圧装置１４およびＤＡＳ１８等を制御する。当該プロセッサは、当該メモリに保存されたプログラムを読み出して実行することで上記制御を実現する。また、制御装置１５は、コンソール装置４０若しくは架台装置１０に取り付けられた、後述する入力インターフェース４３からの入力信号を受けて、架台装置１０及び寝台装置３０の動作制御を行う機能を有する。例えば、制御装置１５は、入力信号を受けて回転フレーム１３を回転させる制御や、架台装置１０をチルトさせる制御、及び寝台装置３０及び天板３３を動作させる制御を行う。なお、架台装置１０をチルトさせる制御は、架台装置１０に取り付けられた入力インターフェースによって入力される傾斜角度（チルト角度）情報により、制御装置１５がＸ軸方向に平行な軸を中心に回転フレーム１３を回転させることによって実現される。なお、制御装置１５は架台装置１０に設けられてもよいし、コンソール装置４０に設けられても構わない。なお、制御装置１５は、当該メモリにプログラムを保存する代わりに、当該プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合、当該プロセッサは、当該回路内に組み込まれたプログラムを読み出して実行することで上記制御を実現する。

ウェッジ１６は、Ｘ線管１１から照射されたＸ線量を調節するためのフィルタである。具体的には、ウェッジ１６は、Ｘ線管１１から被検体Ｐへ照射されるＸ線が、予め定められた分布になるように、Ｘ線管１１から照射されたＸ線を透過して減衰するフィルタである。例えば、ウェッジ１６（ウェッジフィルタ（wedge filter）、ボウタイフィルタ（bow-tie filter））は、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したフィルタである。

コリメータ１７は、ウェッジ１６を透過したＸ線の照射範囲を絞り込むための鉛板等であり、複数の鉛板等の組み合わせによってスリットを形成する。なお、コリメータ１７は、Ｘ線絞りと呼ばれる場合もある。

ＤＡＳ１８（Data Acquisition System）は、被検体Ｐにより減弱されたＸ線の強度を示すデジタル値を１ビューごとに収集する。ＤＡＳ１８は、Ｘ線検出器１２の各Ｘ線検出素子から出力される電気信号に対して増幅処理を行う増幅器と、増幅された電気信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器とを有し、当該デジタル信号が示すデジタル値を有する検出データを生成する。検出データは、生成元のＸ線検出素子のチャンネル番号、列番号、およ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線強度のデジタル値のセットである。なお、ビュー番号としては、ビューが収集された順番（収集時刻）を用いてもよく、Ｘ線管１１の回転角度を表す番号（例、１～１０００）を用いてもよい。また、ＤＡＳ１８が生成した検出データは、架台装置１０に収容された非接触データ伝送回路（図示せず）を介してコンソール装置４０へと転送される。また、ＤＡＳは、データ収集部の一例である。

寝台装置３０は、スキャン対象の被検体Ｐを載置、移動させる装置であり、基台３１と、寝台駆動装置３２と、天板３３と、支持フレーム３４とを備えている。

基台３１は、支持フレーム３４を鉛直方向に移動可能に支持する筐体である。

寝台駆動装置３２は、被検体Ｐが載置された天板３３を天板３３の長軸方向に移動するモータあるいはアクチュエータである。寝台駆動装置３２は、コンソール装置４０による制御、または制御装置１５による制御に従い、天板３３を移動する。例えば、寝台駆動装置３２は、天板３３に載置された被検体Ｐの体軸が回転フレーム１３の開口の中心軸に一致するよう、天板３３を被検体Ｐに対して直交方向に移動する。また、寝台駆動装置３２は、架台装置１０を用いて実行されるＸ線ＣＴ撮影に応じて、天板３３を被検体Ｐの体軸方向に沿って移動してもよい。

支持フレーム３４の上面に設けられた天板３３は、被検体Ｐが載置される板である。なお、寝台駆動装置３２は、天板３３に加え、支持フレーム３４を天板３３の長軸方向に移動してもよい。

コンソール装置４０は、メモリ４１と、ディスプレイ４２と、入力インターフェース４３と、処理回路４４と、通信インターフェース４５とを有する。メモリ４１と、ディスプレイ４２と、入力インターフェース４３と、処理回路４４と、通信インターフェース４５との間のデータ通信は、バス（BUS）を介して行われる。なお、コンソール装置４０は架台装置１０とは別体として説明するが、架台装置１０にコンソール装置４０又はコンソール装置４０の各構成要素の一部が含まれてもよい。

メモリ４１は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。メモリ４１は、例えば、投影データや医用画像データを記憶する。本実施形態では、メモリ４１は、被検体Ｐに造影剤を注入した状態で経時的に撮影された複数の医用画像データを記憶する。また、メモリ４１は、本実施形態に係る制御プログラムやデータ等を記憶する。また、メモリ４１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。メモリ４１は、記憶部の一例である。

ディスプレイ４２は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ４２は、処理回路４４によって生成された医用画像（ＣＴ画像）や、操作者からの各種操作を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）等を出力する。例えば、ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイである。また、ディスプレイ４２は、表示部の一例である。また、ディスプレイ４２は、架台装置１０に設けられてもよい。また、ディスプレイ４２は、デスクトップ型でもよいし、コンソール装置４０本体と無線通信可能なタブレット端末等で構成されることにしても構わない。

入力インターフェース４３は、操作者からの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路４４に出力する。例えば、入力インターフェース４３は、投影データを収集する際の収集条件や、ＣＴ画像を再構成する際の再構成条件、ＣＴ画像から後処理画像を生成する際の画像処理条件等を操作者から受け付ける。例えば、入力インターフェース４３は、マウス、キーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック等により実現される。また、入力インターフェース４３は、入力部の一部である。また、入力インターフェース４３は、架台装置１０に設けられてもよい。また、入力インターフェース４３は、コンソール装置４０本体と無線通信可能なタブレット端末等で構成されることにしても構わない。

処理回路４４は、入力インターフェース４３から出力される入力操作の電気信号に応じてＸ線ＣＴ装置１全体の動作を制御する。例えば、処理回路４４は、ハードウェア資源として、ＣＰＵやＭＰＵ、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）等のプロセッサとＲＯＭやＲＡＭ等のメモリとを有する。処理回路４４は、メモリに展開されたプログラムを実行するプロセッサにより、システム制御機能４４１、画像生成機能４４２、推定機能４４３、スキャン制御機能４４４、表示制御機能４４５などを実行する。

システム制御機能４４１は、入力インターフェース４３を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、処理回路４４の各機能を制御する。具体的には、システム制御機能４４１は、メモリ４１に記憶されている制御プログラムを読み出して処理回路４４内のメモリ上に展開し、展開された制御プログラムに従ってＸ線ＣＴ装置１の各部を制御する。

画像生成機能４４２は、ＤＡＳ１８から出力された検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施したデータを生成する。なお、前処理前のデータ（検出データ）および前処理後のデータを総称して投影データと称する場合もある。また、画像生成機能４４２は、このような投影データに対して、フィルタ補正逆投影法や逐次近似再構成法等を用いた再構成処理を行ってＣＴ画像データを生成する。ＣＴ画像データを再構成する場合、フルスキャン再構成方式では被検体の周囲一周、３６０°分の投影データが必要であり、ハーフスキャン再構成方式でも１８０°＋ファン角度分の投影データが必要である。いずれの再構成方式に対しても本実施形態へ適用可能である。以下、説明を簡単にするため、被検体周囲一周、３６０°分の投影データを用いて再構成する再構成（フルスキャン再構成）方式を用いるものとする。ＣＴ画像データは、被検体Ｐに関するＣＴ値の空間分布を表している。ＣＴ値とは、ＣＴ画像を表現するための値で、水が０、空気が－１０００と定義された相対的な値を指す。ＣＴ値は、Ｘ線減弱係数で決定され、水のＸ線減弱係数μ_waterが０となり、空気のＸ線減弱係数μ_airが－１０００となるようにキャリブレーション（校正）が行われる。そのため、水よりもＸ線減弱係数が高い組織はＣＴ値が高くなる。組織のＸ線減弱係数をμとしたとき、組織のＣＴ値［ＨＵ］は次式から得られる。
組織のＣＴ値［ＨＵ］＝１０００×（μ－μ_water）／μ_water
画像生成機能４４２は、入力インターフェース４３を介して操作者から受け付けた入力操作に基づき、生成したＣＴ画像データを公知の方法により、任意断面の断層像データやボリュームデータに変換する。ボリュームデータは、３次元空間におけるＣＴ値の分布情報を有するデータである。変換後の断層像データやボリュームデータは、例えば、モニタリング画像やボリューム画像としてディスプレイ４２に表示される。モニタリング画像は、モニタリング撮影時の断層像である。公知の方法としては、例えば、ボリュームレンダリングや、サーフェスレンダリング、画像値投影処理、ＭＰＲ（Multi-Planer Reconstruction）処理、ＣＰＲ（Curved MPR）処理等の３次元画像処理が適宜、使用可能となっている。

推定機能４４３は、第１推定機能及び第２推定機能を含んでいる。
第１推定機能は、メモリ４１内の複数の医用画像データから被検体Ｐの心臓の静止位相を推定する。第１推定機能は第１推定部の一例である。

第２推定機能は、当該複数の医用画像データの各々の関心領域の画素における造影剤の濃度の指標値が閾値以上の時期における当該静止位相のタイミングを推定する。ここで、第２推定機能は、例えば、当該指標値が閾値に到達すると、当該到達したときから最初の静止位相のタイミングを推定する。なお、これに限らず、第２推定機能は、当該指標値が閾値に到達する前に、当該指標値が閾値を超えるタイミングを推定し、当該推定したタイミングから最初の静止位相のタイミングを推定するようにしてもよい。第２推定機能は第２推定部の一例である。

スキャン制御機能４４４は、スキャン範囲、関心領域、撮影条件等を決定するための被検体Ｐの位置決め画像データを取得する。撮影条件としては、例えば、Ｘ線管１１の管電圧・管電流、得られる画像スライスの総幅に対する１回転での寝台移動量（撮影ピッチ）、開始タイミング、撮影列数、回転速度などがある。

スキャン制御機能４４４は、モニタリング撮影及び本スキャンを順に実行するように撮影系を制御する。本実施形態において、スキャン制御機能４４４は、推定機能４４３により推定されたタイミングに基づいて、本スキャンを実行するように撮影系を制御する。

ここで、モニタリング撮影は、被検体の断層像であるモニタリング画像上に関心領域（ＲＯＩ）を設定し、関心領域の造影剤の濃度変化を観察する撮影である。モニタリング撮影は、造影剤が目標とする濃度まで到達したか否かを判定するための撮影である。モニタリング撮影は、診断には直接的に寄与しないが、適切な造影画像を得るためには必要となる撮影方法であり、心臓撮影ではほとんどのケースで用いられる。モニタリング撮影は、連続曝射に限らず、被曝を減らす観点から間欠曝射で実行されることがある。連続曝射であれば、２秒程度の連続データがあれば、１心拍分のデータを取得可能である。これに加え、造影剤の到達までの間、心拍推定の精度を担保することができる。間欠曝射の場合にも、得られた画像間の差分や、１スキャン中の画像の動きから大まかな心位相を推定可能である。逆に、心位相の推定結果に基づいて、間欠タイミングを制御してもよい。ここで、「心位相」の用語は、通常は、心電図信号によって検出されたＲ波を目印にし、Ｒ波からＲ波までの時間を１００％で規格化し、現在のフレームの時刻を％で表現したものを指している。例えば、心臓収縮末期の心位相は２５％付近である。本実施形態は、心電計を用いないことからＲ波が得られないため、Ｒ波に基づく意味の心位相を得られない。しかしながら、本実施形態は、例えば、動きグラフの波形の特徴を目印にし、目印から次の目印までの周期を１００％で規格化することにより、大まかな心位相を推定可能である。心位相の中の静止位相についても同様であり、例えば、動きグラフの動きの小さい領域を静止位相として推定可能である。すなわち、本実施形態でいう心位相及び静止位相は、動きグラフの波形から推定される心位相及び静止位相を指している。これは、他の実施形態でも同様である。なお、「モニタリング撮影」は、「モニタリングスキャン」ともいう。スキャン制御機能４４４は、制御部の一例である。

表示制御機能４４５は、各機能による処理結果などのデータを表示するようにディスプレイ４２を制御する。例えば、表示制御機能４４５は、医用画像データに基づいて、医用画像をディスプレイ４２に表示させる。表示制御機能４４５は、表示制御部の一例である。

なお、システム制御機能４４１、画像生成機能４４２、推定機能４４３、スキャン制御機能４４４、表示制御機能４４５は、一つの基板の処理回路４４により実装されてもよいし、複数の基板の処理回路４４により分散して実装されてもよい。同様に、コンソール装置４０は、単一のコンソールにて複数の機能を実行するものとして説明したが、複数の機能を別々のコンソールが実行することにしても構わない。

通信インターフェース４５は、有線、無線又はその両方にて外部装置と通信するための回路である。外部装置は、この例ではインジェクタ５０であるが、これに限定されない。外部装置は、例えば、モダリティ、画像処理装置、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としてもよい。
インジェクタ５０は、スキャン制御機能４４４から通信された注入量及び注入速度に応じて、被検体Ｐに造影剤を注入する。

次に、以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置の動作について図２のフローチャート及び図３の模式図を用いて説明する。

始めに、Ｘ線ＣＴ装置１は、図示しない通信インターフェースを介して検査予約システム等から検査対象の被検体に関する被検体情報（患者情報）を取得する。被検体情報は、患者ＩＤ、患者名、生年月日、年齢、体重、性別、検査部位である。なお、被検体情報は、被検体のインプラントを示すインプラント情報を含んでもよい。

続いて、ステップＳＴ１の造影セットアップが実行される。Ｘ線ＣＴ装置１においては、操作者により、天板３３上に被検体Ｐが載置された後、図３に示すように、被検体Ｐの右腕の静脈にインジェクタ５０の管が挿入される。なお、造影セットアップは、位置決め撮影後に行ってもよい。

ステップＳＴ１の後、ステップＳＴ２において、スキャン制御機能４４４は、操作者による入力インターフェース４３の操作に応じて、位置決め撮影用の撮影条件を含む撮影計画を設定する。

ステップＳＴ２の後、ステップＳＴ３において、スキャン制御機能４４４は、スキャン範囲、関心領域、撮影条件等を決定するための被検体Ｐの位置決め画像データを取得する。

例えば、位置決め画像データの取得に際し、ヘリカルスキャン或いはノンヘリカルスキャンによって被検体Ｐに対する全周分の投影データを収集する。ここで、スキャン制御機能４４４は、被検体Ｐの心臓を含む胸部全体などの広範囲に対して本スキャンよりも低線量でヘリカルスキャン或いはノンヘリカルスキャンを実行する。ノンヘリカルスキャンとしては、例えば、天板３３の位置を一定間隔で移動させた都度、天板３３が停止した状態でスキャンを行うステップアンドシュート方式が実行される。

このように、スキャン制御機能４４４が被検体に対する全周分の検出データを収集することで、画像生成機能４４２が、３次元のＸ線ＣＴ画像データ（ボリュームデータ）を再構成することができ、再構成したボリュームデータに基づいて、任意の方向に応じた２次元の位置決め画像データを生成してもよい。また、位置決め画像データは、前述のボリュームデータを用いることで、３次元の位置決め画像データとして扱うことも可能である。

ステップＳＴ３の完了後、ステップＳＴ４において、スキャン制御機能４４４は、操作者による入力インターフェース４３の操作に応じて、被検体Ｐのモニタリング撮影を行うためのモニタリング条件を設定する。モニタリング条件は、造影条件及び撮影条件を含んでいる。造影条件は、例えば、造影剤の注入速度、注入量、注入時間が示されている。また、スキャン制御機能４４４は、操作者による入力インターフェース４３の操作により、位置決め画像上に、モニタリング撮影のための関心領域を設定する。

ステップＳＴ４の後、ステップＳＴ５にてモニタリング撮影が実行される。このとき、スキャン制御機能４４４は、造影条件に基づいて、被検体Ｐに造影剤を注入するインジェクタ５０を制御する。また、スキャン制御機能４４４は、撮影条件に基づいて、モニタリング撮影を実行するようにＸ線源とＸ線検出器１２とを制御する。

モニタリング撮影中、画像生成機能４４２は、Ｘ線検出器１２からＤＡＳ１８を介して出力された投影データに対して再構成処理を行い、複数の医用画像データ（モニタリング画像データ）を順次、生成してメモリ４１に保存する。推定機能４４３は、メモリ４１内の複数の医用画像データから特徴的な動きに対応する心拍タイミングを計算し（ステップＳＴ６）、心拍タイミング間の心位相のうち、心臓の動きの小さい静止位相を推定する。ステップＳＴ６は、例えば、複数の医用画像データに基づいて、心臓の動きの大きさを時系列に沿って表す動きグラフを作成し、動きグラフ内の特徴的な動きの時間間隔に基づいて心拍タイミングを計算する。また、動きグラフ内の動きの小さい領域に基づいて静止位相を推定する。

ステップＳＴ６の後、スキャン制御機能４４４は、医用画像データの関心領域ＲＯＩの画素における造影剤の濃度の指標値が閾値に到達したか否かを判定する（ステップＳＴ７）。この判定は、例えば、関心領域ＲＯＩの画素のＣＴ値（指標値）を時系列で表す時間濃度曲線（time density curve：ＴＤＣ）を作成し、ＣＴ値と閾値とを比較して行う。なお、ステップＳＴ７の判定は、必ずしもＴＤＣを作成する必要はなく、指標値と閾値とを比較すれば実行可能である。ステップＳＴ７の判定の結果、否の場合には、ステップＳＴ５～ＳＴ６を継続して実行する。

一方、ＣＴ値が閾値に到達すると、スキャン制御機能４４４は、本スキャンに適した造影具合と判定し、モニタリング撮影を終了する。また、推定機能４４３は、ＣＴ値が閾値に到達すると、当該到達したときから最初の静止位相のタイミングを推定する（ステップＳＴ８）。すなわち、推定機能４４３は、ＣＴ値が閾値以上の時期における静止位相のタイミングを推定する。

ステップＳＴ８の後、ステップＳＴ９にて、スキャン制御機能４４４は、当該推定されたタイミングに基づいて、本スキャンを実行するようにＸ線源とＸ線検出器１２とを制御する。この本スキャンは、例えば、１回転のスキャンで心臓全体を撮影可能なボリュームスキャンである。

本スキャン中、画像生成機能４４２は、Ｘ線検出器１２からＤＡＳ１８を介して出力された投影データに対して再構成処理を行い、医用画像データ（断層像データやボリュームデータ）を生成してメモリ４１に保存する。なお、ボリュームデータは、再構成された複数の断層像データを補間処理することにより生成される。

スキャン制御機能４４４は、本スキャンで得られた医用画像データ（断層像データ）の心位相が静止位相か否かを判定し（ステップＳＴ１０）、静止位相であれば、本スキャンを終了するようにＸ線源とＸ線検出器１２とを制御する。これにより、本スキャンを終了する。一方、ステップＳＴ１０の判定の結果、否の場合には、スキャン制御機能４４４は、ステップＳＴ１０の処理を継続する。

上述したように第１の実施形態によれば、被検体に造影剤を注入した状態で経時的に撮影された複数の医用画像データを記憶する。複数の医用画像データから被検体の心臓の静止位相を推定する。複数の医用画像データの各々の関心領域の画素における造影剤の濃度の指標値が閾値以上の時期における静止位相のタイミングを推定する。当該タイミングに基づいて、本スキャンを実行するように撮影系を制御する。

このように、造影剤を注入して心臓の静止位相の医用画像データを撮影する際に、心電計を装着する作業を省略したことにより、血管観察用のＣＴ撮影のワークフローを改善することができる。改善後のワークフローは、通常の非同期造影撮影と同様の準備・設定等を行うワークフローである。改善後のワークフローは、静止位相のタイミングがモニタリング画像から推測されるため、撮影タイミングに関する詳細な条件設定が不要であり、ユーザの負担が軽減されている。

詳しくは、心電計や心電計に代わる追加の装置を用いず、造影剤によるモニタリング画像を用いて心拍タイミングを計算する。また、モニタリング画像から造影剤の到達を計測すると共に、次の静止位相のタイミングを推定する。従って、心電計を用いなくても、心電計を用いた場合と同様に、造影剤による高いコントラストを有し、静止位相の状態で心臓のＣＴ撮影が可能になる。また、心電計の精度に撮影タイミングが左右されず、ノイズやＲ波が飛んでしまうといった心電計に起因したエラーが生じない。

また、従来の冠動脈ＣＴＡでは、モニタリング撮影でＣＴ値が閾値に到達した際に、次のＲ波に基づき、本スキャンを実行するので、少なくとも１秒程度のタイムラグが生じる。

これに対し、本実施形態によれば、指標値が閾値に到達すると、当該到達したときから最初の静止位相のタイミングを推定する構成により、当該到達した際に、次のＲ波よりも前に本スキャンを実行可能である。このため、タイムラグの発生を阻止することができる。

これに加え、本実施形態によれば、モニタリング撮影と心拍推定とを並行して行う構成により、被曝量を通常の造影検査以上に増やすことがない。比較例として、モニタリング撮影とは別に、本スキャンよりも低線量の準備撮影を行い、得られた心臓の画像に基づいて心拍推定を行う場合には、準備撮影の分だけ被曝量を増やすことになってしまう。

＜変形例＞
次に、第１の実施形態の変形例について述べる。

変形例は、第１の実施形態に比べ、被曝量の低減を図る観点から、推定機能４４３における第２推定機能の構成を変形している。具体的には、変形例に係る第２推定機能は、造影剤の濃度の指標値が閾値に到達する前に、当該指標値が閾値を超えるタイミングを推定し、当該推定したタイミングから最初の静止位相のタイミングを推定する。

他の部分の構成は、第１の実施形態と同様である。

次に、以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置の変形例の動作について図４のフローチャート及び図５の模式図を用いて説明する。この変形例の動作は、図２のステップＳＴ７，ＳＴ８に代えて、図４に示す如きステップＳＴ７Ａ，ＳＴ８Ａを行うものである。

すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１は、前述同様に、ステップＳＴ１～ＳＴ６を実行し、心拍タイミングを計算し、静止位相を推定する。

ステップＳＴ６の後、推定機能４４３は、図５に示すように、医用画像データの関心領域ＲＯＩの画素における造影剤の濃度の指標値が閾値に到達する前に、当該指標値が閾値を越えるタイミングｔ_thを推定したか否かを判定する（ステップＳＴ７Ａ）。この判定は、例えば、指標値であるＣＴ値と、ＴＤＣ上のＣＴ値の傾きと、閾値とに基づいて行う。具体的には例えば、ＣＴ値と閾値との差分が大きいときにはタイミングｔ_thを推定せず、ＣＴ値と閾値との差分が小さいときにタイミングｔ_thを推定する。タイミングｔ_thを推定する場合には、例えば、現在のＣＴ値の傾きを外挿して閾値を超えるタイミングｔ_thを求めればよい。なお、ＣＴ値と閾値との差分が大きい場合、タイミングｔ_thを推定可能であるものの、途中でＣＴ値の傾きが変わると、推定したタイミングｔ_thの誤差が大きくなる。このため、ＣＴ値と閾値との差分が大きいときにはタイミングｔ_thを推定しない動作を述べたが、本実施形態は、これに限定されない。ステップＳＴ７Ａの判定の結果、否の場合には（時刻ｔ１）、ステップＳＴ５～ＳＴ６を継続して実行する。

一方、ＣＴ値が閾値を超えるタイミングｔ_thを推定すると（時刻ｔ２）、推定機能４４３は、スキャン制御機能４４４を制御して、モニタリング撮影を終了させる。なお、図５に示す動きグラフは、理解を容易にするため、モニタリング撮影及び本スキャンの各々を除いた期間（動きグラフを描けない期間）も記載している。また、推定機能４４３は、ＣＴ値が閾値を超えるタイミングｔ_thから最初の静止位相のタイミングｔ_phを推定する（ステップＳＴ８Ａ）。例えば図５に示すように、心拍周期をＴｂとし、静止位相のタイミングｔ_phの心位相を８０％とする。動きグラフから、現在の時刻ｔ２に最も近い時刻で、心位相０％となるタイミングｔ_０を求める。当該タイミングｔ_０から、閾値を超えるタイミングｔ_thまでの時間（ｔ_th－ｔ_０）を心拍周期Ｔｂで除算して１００を乗じる。これにより、閾値を超えるタイミングｔ_thでの心位相ｐ_th＝｛（ｔ_th－ｔ_０）／Ｔｂ｝×１００（％）が得られる。例えば、ｐ_thが３０％として得られたとする。

従って、閾値を超えるタイミングｔ_thから最初の静止位相のタイミングｔ_phは、８０％－３０％＝５０％であることから、心拍周期Ｔｂの５０％の時間を、閾値を超えるタイミングｔ_thに加算して得られる。すなわち、静止位相のタイミングｔ_phは、例えば、次式に示すように得られる。

ｔ_ph＝（０．８－ｐ_th）Ｔｂ＋ｔ_th
ステップＳＴ８Ａの後、Ｘ線ＣＴ装置１は、前述同様に、ステップＳＴ９～ＳＴ１０が実行され、本スキャンが終了する。

以上のような変形例によれば、指標値が閾値に到達する前に、当該指標値が閾値を超えるタイミングを推定し、当該推定したタイミングから最初の静止位相のタイミングを推定する。これにより、指標値が閾値に達する前にモニタリング撮影を終了して本スキャンの撮影待ち状態に移行できるため、第１の実施形態の作用効果に加え、指標値が閾値に達する前の時刻ｔ２と、閾値を超えるタイミングｔ_thとの間の被曝量を削減できる。

＜第２の実施形態＞
次に、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図６乃至図９の模式図を用いて説明する。
第２の実施形態は、第１の実施形態の具体例であり、処理回路４４の推定機能４４３における第１推定機能の様々な例を示している。すなわち、第１推定機能が静止位相を推定する場合、例えば、（ａ）フレーム間差分を用いる方法、（ｂ）パターンマッチングを用いる方法、（ｃ）オプティカルフローを用いる方法、が適宜、使用可能となっている。詳しくは、図６に示すように、モニタリング画像である複数の医用画像データから、心臓の動きを時系列に示す動きグラフを作成し、動きグラフから静止位相を推定する場合に、上記方法（ａ）～（ｃ）等が適宜、使用可能となっている。なお、図６に示したモニタリング画像の絵柄は、心臓が動いていることを模式的に表すものであり、実際のモニタリング画像の絵柄とは異なる。実際のモニタリング画像の絵柄は、図３に示したモニタリング画像と同様のアキシャル画像の絵柄である。画像の絵柄については、他の図面でも同様である。

ここで、（ａ）のフレーム間差分を用いる場合について述べる。この場合、第１推定機能は、前述した構成において、複数の医用画像データ間で情報の差分をとることにより、差分の時系列データを算出し、当該差分の時系列データに基づいて静止位相を推定する。具体的には、第１推定機能は、図７に示すように、時系列に沿って連続したモニタリング画像ｉ１，ｉ２間で情報の差分を取り、拍動変動情報（心拍タイミング）を算出し、拍動変動情報に基づく１心拍内の静止位相を推定する。情報の差分としては、モニタリング画像の関心領域以外の領域間のＣＴ値の差分としてもよく、拍動変動情報としては、当該ＣＴ値の差分の時系列データとしてもよい。あるいは、情報の差分としては、モニタリング画像ｉ１，ｉ２の関心領域以外の領域間のヒストグラムｈ１，ｈ２の差分としてもよく、拍動変動情報としては、当該ヒストグラムｈ１，ｈ２の差分の時系列データとしてもよい。ヒストグラムｈ１，ｈ２は、縦軸が頻度、横軸がＣＴ値である。なお、関心領域以外の領域間の差分をとる理由は、関心領域のＣＴ値が心臓の動きよりも造影剤の濃度に大きく影響されるためである。また、ＣＴ値又はヒストグラムｈ１，ｈ２の差分を取る前に、モニタリング画像ｉ１，ｉ２に対してエッジ強調等の画像処理を実施してもよい。

次に、（ｂ）のパターンマッチングを用いる場合について述べる。この場合、第１推定機能は、前述した構成において、複数の医用画像データの各々に対してパターンマッチングを行うことにより、複数の医用画像データにおけるパターンの移動量を算出し、当該パターンの移動量に基づいて静止位相を推定する。具体的には、第１推定機能は、図８に示すように、モニタリング画像内の所定部分を追跡用のパターンｐｔとして設定し、モニタリング画像ｉ１，ｉ２，…毎にパターンｐｔの位置を追跡し、パターンｐｔの位置の変化に基づいて心拍タイミングを算出する。算出した心拍タイミングに基づく１心拍内の静止位相を推定する。追跡用パターンは手動で設定してもよいし、システムによって自動的に決定されてもよい。

最後に、（ｃ）のオブティカルフローを用いる場合について述べる。この場合、第１推定機能は、前述した構成において、複数の医用画像データ間の動きベクトルを算出し、当該動きベクトルに基づいて静止位相を推定する。具体的には、第１推定機能は、図９に示すように、時系列に沿って連続したモニタリング画像ｉ１，ｉ２に対して動きベクトルを算出し、当該動きベクトルの絶対値の変化に応じて、心拍タイミングを算出する。算出した心拍タイミングに基づく１心拍内の静止位相を推定する。なお、心拍タイミングは、算出した動きベクトルのうちの少なくとも一部の動きベクトルに基づいて算出すればよい。

他の部分の構成は、第１の実施形態と同様である。
以上のような構成をもつ第２の実施形態によれば、前述したステップＳＴ６において、フレーム間差分を用いる場合、複数の医用画像データ間で情報の差分をとることにより、差分の時系列データを算出し、当該差分の時系列データに基づいて静止位相を推定する。

あるいはステップＳＴ６において、パターンマッチングを用いる場合、複数の医用画像データの各々に対してパターンマッチングを行うことにより、複数の医用画像データにおけるパターンの移動量を算出し、当該パターンの移動量に基づいて静止位相を推定する。

また、あるいはステップＳＴ６において、オプティカルフローを用いる場合、複数の医用画像データ間の動きベクトルを算出し、当該動きベクトルに基づいて静止位相を推定する。

従って、情報の差分、パターンマッチング又は動きベクトルなどを用いる構成により、第１の実施形態又はその変形例と同様の作用効果に加え、様々な方法で静止位相を推定することができる。

＜第３の実施形態＞
次に、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について説明する。
第３の実施形態は、第１又は第２の実施形態の具体例であり、本スキャンの終了判定としてのステップＳＴ１０において、本スキャンで撮影したＣＴ画像の心位相が静止位相か否かを判定するための例を示している。

これに伴い、メモリ４１は、前述した構成に加え、複数の医用画像データのうち、心臓の１心拍分の各々の医用画像データを当該心臓の心位相に対応付けて記憶する。例えば、メモリ４１は、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communications in Medicine）規格に準拠したデータ形式のファイルとして、互いに関連付けられた医用画像データと付帯情報とを有する医用画像ファイルを記録する。ここで、医用画像データの付帯情報に心位相を含めることにより、医用画像データを心位相に対応付けて記憶する。また、１心拍分の各々の医用画像データは、モニタリング撮影時に得られた各々のモニタリング画像データである。これら１心拍分の各々の医用画像データの集合をリストと呼んでもよい。このリストは、心位相対応リストやモニタリング画像リストといった任意の名称を付してもよい。

スキャン制御機能４４４は、前述した構成に加え、本スキャンの実行中に得られた医用画像データと、心位相のうちの静止位相に対応付けて記憶された医用画像データとを比較し、比較結果が許容範囲内にあるとき、本スキャンを終了するように撮影系を制御する。具体的には、静止位相のうちの目標位相に対応付けて記憶された医用画像データが比較に用いられる。また、比較結果が許容範囲外にあるとき、本スキャンの撮影時間が許容時間内にあれば本スキャンを継続し、許容時間外であれば本スキャンを終了するように撮影系を制御する。

他の部分の構成は、第１又は第２の実施形態と同様である。
次に、以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置の動作について図１０のフローチャート及び図１１乃至図１２の模式図を用いて説明する。この動作は、図２又は図４のステップＳＴ１０において、ステップＳＴ１０－１～ＳＴ１０－５を行うものである。

すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１は、前述同様に、ステップＳＴ１～ＳＴ９を実行し、本スキャンを実行する。但し、ステップＳＴ６で心拍タイミングを計算して静止位相を推定した後に、推定機能４４３は、被検体Ｐの心臓の１心拍分の各々の医用画像データを当該心臓の心位相に対応付けてメモリ４１に書き込んでおく。

また、ステップＳＴ９の本スキャン中、前述同様に、画像生成機能４４２は、医用画像データを生成してメモリ４１に保存する。

スキャン制御機能４４４は、図１１に示すように、本スキャンの実行中に得られた医用画像データ（リアルタイム画像データ）と、当該心位相のうちの静止位相（内の目標位相）に対応付けて記憶された医用画像データとを比較する（ステップＳＴ１０－１）。スキャン制御機能４４４は、この比較結果が許容範囲内にあるか否かを判定し（ステップＳＴ１０－２）、比較結果が許容範囲内にあれば、スキャンを終了するようにＸ線源とＸ線検出器１２とを制御する。これにより、本スキャンを終了する。図１１に示す例では、曝射領域ＥＭ１が、動きグラフの値の小さい静止位相に対応している。

一方、ステップＳＴ１０－２の判定結果が否の場合、スキャン制御機能４４４は、目標位相までの時間を算出する（ステップＳＴ１０－３）。例えば、リアルタイム画像に許容範囲内で一致するモニタリング画像をメモリ４１から検索し、当該モニタリング画像の心位相と、目標位相のモニタリング画像の心位相との差分に基づいて、目標位相までの時間を算出する。例えば、リアルタイム画像に許容範囲内で一致するモニタリング画像の心位相ｐ_rtが４０％であり、目標位相のモニタリング画像ｐ_tgの心位相が８０％であるとする。このとき、２つの心位相の差分を心拍周期Ｔｂによって時間に換算することにより、目標位相までの時間は、（ｐ_tg－P_rt）×Ｔｂ＝（０．８－０．４）Ｔｂ＝０．４Ｔｂとして算出される。

スキャン制御機能４４４は、現在までの本スキャンの撮影時間に、目標位相までの時間を延長した延長撮影時間が、許容時間内にあるか否かを判定し（ステップＳＴ１０－４）、否の場合には、本スキャンを終了する。すなわち、延長撮影時間が長過ぎるときには、安全のために撮影を終了する。

これに対し、ステップＳＴ１０－４の判定の結果、延長撮影時間が許容時間内にあるとき、スキャン制御機能４４４は、本スキャンの撮影を継続し（ステップＳＴ１０－５）、ステップＳＴ１０－１に戻る。この後、例えば図１２に示すように、再度のステップＳＴ１０－１及びＳＴ１０－２の後、比較結果が許容範囲内にあることにより、本スキャンを終了する。図１２に示す例では、延長撮影時間に対応する曝射領域ＥＭ２が、動きグラフの値の小さい静止位相に対応している。

上述したように第３の実施形態によれば、複数の医用画像データのうち、心臓の１心拍分の各々の医用画像データを当該心臓の心位相に対応付けて記憶する。本スキャンの実行中に得られた医用画像データと、当該心位相のうちの静止位相に対応付けて記憶された医用画像データとを比較し、比較結果が許容範囲内にあるとき、本スキャンを終了するように撮影系を制御する。これにより、第１又は第２の実施形態の効果に加え、本スキャンで撮影した医用画像データの心位相が静止位相であることを判定し、撮影失敗の可能性を低減することができる。

詳しくは、本スキャン時には、モニタリング画像から心位相に対応するリストを保持しておき、リスト内の静止位相における目標位相のモニタリング画像と、本スキャンのリアルタイム画像とを比較し、両者が整合すれば本スキャンを終了する。本スキャンのリアルタイム画像のタイミングで目標位相とのズレを検知した際には、撮影時間を延長することにより、再検査の可能性を低減する。なお、本スキャンを撮影するタイミングで長めの撮影時間を予め設定しておき、正常時には撮影を中断する方法としてもよく、心位相にズレが生じた時に、撮影時間を延長する方法としてもよい。また、心位相のズレの検出方法は、第２の実施形態における（ａ）～（ｃ）のいずれの方法を用いてもよい。

なお、第３の実施形態とは異なり、心電計を装着している場合には、心房細動（atrial fibrillation：ＡＦ）が起きると、Ｒ－Ｒ間隔が離れてしまうため、撮影時間が延長されてしまう。これに対し、第３の実施形態によれば、仮に心房細動が起きたとしても、本スキャンのリアルタイム画像が静止位相で撮影された旨を判定できれば、本スキャンを終了できる点で優れている。

＜変形例１＞
次に、第３の実施形態の変形例１について図１３を用いて述べる。
変形例１は、第３の実施形態に比べ、モニタリング画像のリストの省略を図る観点から、ステップＳＴ１０に代えて、ステップＳＴ１０Ａにおいて、フレーム間差分を用いる構成となっている。

これに伴い、メモリ４１は、第１の実施形態と同様の構成となっている。

スキャン制御機能４４４は、第１の実施形態の構成に加え、フレーム間差分を用いて静止位相か否かを判定し、判定結果が静止位相を示す場合には本スキャンを終了する。具体的には、スキャン制御機能４４４は、本スキャンの実行中に得られた複数の医用画像データ間で情報の差分をとることにより、差分の時系列データを算出し、当該差分の時系列データに基づいて静止位相を判定する。

他の部分の構成は、第１の実施形態と同様である。

以上のような構成をもつ変形例１によれば、前述同様にステップＳＴ１～ＳＴ９を実行した後、スキャン制御機能４４４が、ステップＳＴ１０に代えて、ステップＳＴ１０Ａを実行する。ステップＳＴ１０Ａにおいて、スキャン制御機能４４４は、本スキャンの実行中に得られた複数の医用画像（リアルタイム画像）データ間で情報の差分を計算する（ステップＳＴ１０Ａ－１）。情報の差分は、前述同様に、ＣＴ値の差分でもよく、ヒストグラムの差分でもよい。

ステップＳＴ１０Ａ－１の後、スキャン制御機能４４４は、計算した差分が基準値より小さいか否かを判定し（ステップＳＴ１０Ａ－２）、否の場合にはステップＳＴ１０Ａ－１に戻る。ステップＳＴ１０Ａ－２の判定の結果、差分が基準値より小さい場合には、スキャン制御機能４４４は、小さい差分が一定時間続いたか否かを判定する（ステップＳＴ１０Ａ－３）。ステップＳＴ１０Ａ－３の判定の結果、否の場合にはステップＳＴ１０Ａ－１に戻る。ステップＳＴ１０Ａ－１～ＳＴ１０Ａ－２の継続により、ステップＳＴ１０Ａ－３の判定結果が、小さい差分が一定時間続いたことを示す場合には、スキャン制御機能４４４は、本スキャンを終了するように撮像系を制御する。これにより、本スキャンが終了する。

以上のような変形例１によれば、本スキャンの実行中に得られた複数の医用画像データ間で情報の差分をとることにより、差分の時系列データを算出し、当該差分の時系列データに基づいて静止位相を判定する。判定結果が静止位相を示す場合には本スキャンを終了するように撮像系を制御する。従って、第３の実施形態におけるモニタリング画像のリストを用いずに、第３の実施形態と同様に、本スキャンで撮影した医用画像データの心位相が静止位相であることを判定し、撮影失敗の可能性を低減することができる。

なお、変形例１は、第１の実施形態に適用する場合に限らず、第２の実施形態に適用してもよい。

＜変形例２＞
次に、第３の実施形態の変形例２について図１４を用いて述べる。
変形例１は、第３の実施形態に比べ、延長撮影時間に関する計算の省略を図る観点から、ステップＳＴ１０に代えて、ステップＳＴ１０Ｂにおいて、フレーム間差分を用いる構成となっている。なお、ここでいう延長撮影時間に関する計算は、ステップＳＴ１０－３～ＳＴ１０－５に相当する。

これに伴い、メモリ４１は、第３の実施形態と同様の構成となっている。

スキャン制御機能４４４は、第３の実施形態の構成に加え、ステップＳＴ１０－３～ＳＴ１０－５の処理に代えて、フレーム間差分を用いて静止位相か否かを判定し、判定結果が静止位相を示す場合には本スキャンを終了する。具体的には、スキャン制御機能４４４は、本スキャンの実行中に得られた複数の医用画像データ間で情報の差分をとることにより、差分の時系列データを算出し、当該差分の時系列データに基づいて静止位相を判定する。

他の部分の構成は、第３の実施形態と同様である。

以上のような構成をもつ変形例２によれば、前述同様にステップＳＴ１～ＳＴ９を実行した後、スキャン制御機能４４４が、ステップＳＴ１０に代えて、ステップＳＴ１０Ｂを実行する。ステップＳＴ１０Ｂにおいて、スキャン制御機能４４４は、第３実施形態のステップＳＴ１０－１～ＳＴ１０－２と同様に、モニタリング画像のリストと、リアルタイム画像とを比較するステップＳＴ１０Ｂ－１～ＳＴ１０Ｂ－２を実行する。ステップＳＴ１０Ｂ－２の判定結果が否の場合、スキャン制御機能４４４は、変形例１のステップＳＴ１０Ａ－１～ＳＴ１０Ａ－３と同様に、フレーム間差分を用いたステップＳＴ１０Ｂ－３～ＳＴ１０Ｂ－５を実行する。なお、ステップＳＴ１０Ｂ－３は、ステップＳＴ１０Ｂ－２の判定の結果、リアルタイム画像が静止位相にない場合に移行される処理である。このため、ステップＳＴ１０Ｂ－３～ＳＴ１０Ｂ－５は、リアルタイム画像が静止位相に対応するようになるまで、繰り返し実行される。ステップＳＴ１０Ｂ－５の判定の結果、小さい差分が一定時間続いた場合には、前述同様に、本スキャンが終了する。

以上のような変形例２によれば、複数の医用画像データのうち、心臓の１心拍分の各々の医用画像データを当該心臓の心位相に対応付けて記憶する。本スキャンの実行中に得られた医用画像データと、当該心位相のうちの静止位相に対応付けて記憶された医用画像データとを比較し、比較結果が許容範囲内にあるとき、本スキャンを終了するように撮影系を制御する。一方、比較結果が許容範囲外にあるとき、本スキャンの実行中に得られた複数の医用画像データ間で情報の差分をとることにより、差分の時系列データを算出し、当該差分の時系列データに基づいて静止位相を判定する。判定結果が静止位相を示す場合には本スキャンを終了するように撮像系を制御する。従って、第３の実施形態における延長撮影時間に関する計算を省略しつつ、第３の実施形態と同様に、本スキャンで撮影した医用画像データの心位相が静止位相であることを判定し、撮影失敗の可能性を低減することができる。

なお、変形例２は、第１の実施形態に適用する場合に限らず、第２の実施形態に適用してもよい。

以上述べた少なくとも一つの実施形態によれば、被検体に造影剤を注入した状態で経時的に撮影された複数の医用画像データを記憶する。複数の医用画像データから被検体の心臓の静止位相を推定する。複数の医用画像データの各々の関心領域の画素における造影剤の濃度の指標値が閾値以上の時期における静止位相のタイミングを推定する。当該タイミングに基づいて、本スキャンを実行するように撮影系を制御する。

このように、造影剤を注入して心臓の静止位相の医用画像データを撮影する際に、心電計を装着する作業を省略したことにより、血管観察用のＣＴ撮影のワークフローを改善することができる。

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、ＧＰＵ、或いは、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス等の回路を意味する。プログラマブル論理デバイスには、例えば、単純プログラマブル論理デバイス（ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）等がある。「ＣＰＵ」は、「Central Processing Unit」の略語である。「ＧＰＵ」は、「Graphics Processing Unit」の略語である。「ＡＳＩＣ」は、Application Specific Integrated Circuit」の略語である。「ＳＰＬＤ」は、「Simple Programmable Logic Device」の略語である。「ＣＰＬＤ」は、「Complex Programmable Logic Device」の略語である。「ＦＰＧＡ」は、「Field Programmable Gate Array」の略語である。この種のプロセッサはメモリ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、メモリ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１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。

なお、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。

１Ｘ線ＣＴ装置
１０架台装置
１１Ｘ線管
１２Ｘ線検出器
１３回転フレーム
１４Ｘ線高電圧装置
１５制御装置
１６ウェッジ
１７コリメータ
１８ＤＡＳ
１９ＦＯＶ
３０寝台装置
３１基台
３２寝台駆動装置
３３天板
３４支持フレーム
４０コンソール装置
４１メモリ
４２ディスプレイ
４３入力インターフェース
４４処理回路
４４１システム制御機能
４４２画像生成機能
４４３推定機能
４４４スキャン制御機能
４４５表示制御機能
５０インジェクタ
Ｐ被検体

Claims

被検体に造影剤を注入した状態で経時的に撮影された複数の医用画像データを記憶するメモリと、
前記複数の医用画像データから前記被検体の心臓の静止位相を推定する第１推定部と、
前記複数の医用画像データの各々の関心領域の画素における前記造影剤の濃度の指標値が閾値以上の時期における前記静止位相のタイミングを推定する第２推定部と、
前記タイミングに基づいて、本スキャンを実行するように撮影系を制御する制御部と
を備え、
前記指標値と前記閾値とを比較するための前記複数の医用画像データの撮影に並行して、前記第１推定部は、前記心臓の静止位相を推定する、Ｘ線ＣＴ装置。
前記第２推定部は、前記指標値が前記閾値に到達すると、当該到達したときから最初の前記静止位相のタイミングを推定する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記第２推定部は、前記指標値が前記閾値に到達する前に、前記指標値が前記閾値を超えるタイミングを推定し、当該推定したタイミングから最初の前記静止位相のタイミングを推定する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記第１推定部は、前記複数の医用画像データ間で情報の差分をとることにより、前記差分の時系列データを算出し、当該差分の時系列データに基づいて前記静止位相を推定する、請求項１乃至３のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記第１推定部は、前記複数の医用画像データの各々に対してパターンマッチングを行うことにより、前記複数の医用画像データにおけるパターンの移動量を算出し、当該パターンの移動量に基づいて前記静止位相を推定する、請求項１乃至３のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記第１推定部は、前記複数の医用画像データ間の動きベクトルを算出し、当該動きベクトルに基づいて前記静止位相を推定する、請求項１乃至３のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記メモリは、前記複数の医用画像データのうち、前記心臓の１心拍分の各々の医用画像データを当該心臓の心位相に対応付けて記憶し、
前記制御部は、前記本スキャンの実行中に得られた医用画像データと、前記心位相のうちの静止位相に対応付けて記憶された医用画像データとを比較し、比較結果が許容範囲内にあるとき、前記本スキャンを終了するように前記撮影系を制御する、請求項１乃至請求項６のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
被検体に造影剤を注入した状態で経時的に撮影された複数の医用画像データを記憶するメモリと、
前記複数の医用画像データから前記被検体の心臓の静止位相を推定する第１推定部と、
前記複数の医用画像データの各々の関心領域の画素における前記造影剤の濃度の指標値が閾値以上の時期における前記静止位相のタイミングを推定する第２推定部と、
前記タイミングに基づいて、本スキャンを実行するように撮影系を制御する制御部と
を備え、
前記メモリは、前記複数の医用画像データのうち、前記心臓の１心拍分の各々の医用画像データを当該心臓の心位相に対応付けて記憶し、
前記制御部は、前記本スキャンの実行中に得られた医用画像データと、前記心位相のうちの静止位相に対応付けて記憶された医用画像データとを比較し、比較結果が許容範囲内にあるとき、前記本スキャンを終了するように前記撮影系を制御する、Ｘ線ＣＴ装置。