專利名稱：X射線計算機斷層攝影裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及用X射線掃描被檢體，并根據所得到的投影數據，基于心電圖同步重構法對圖像數據進行重構的X射線計算機斷層攝影裝置。
背景技術：
X射線計算機斷層攝影裝置根據透過了被檢體的X射線的強度，通過圖像提供針對被檢體的信息，在以疾病的診斷、治療、手術計劃等為代表的許多醫(yī)療行為中起到了重要的作用。
在使用了X射線計算機斷層攝影裝置的運動快的，特別是心臟檢查中，提高圖像的時間分辨率是重要的課題之一。作為針對該課題的主要對策方法，有半重構法、心電圖同步重構法的組合使用。如眾所周知的那樣，該方法以操作者指定的心臟運動的相位(心跳相位)為中心，切取出在X射線管旋轉180°+α(α是扇形X射線的扇形角)的范圍的期間中收集到的半投影數據組，從切取出的半投影數據組中，通過使用了所謂基于Parker的2維加權系數圖的2維過濾器(以下簡稱為過濾器)，生成360°范圍的全投影數據組，并根據360°范圍的全投影數據組重構圖像數據。另外，心跳相位是指用0～100％對從R波到下一個R波的不定期間進行格式化，用％表現該期間的位置的概念。
在CT中，在圖像重構的原理上，作為實質的時間分辨率，制約了360°旋轉所需要的時間、或在半重構中(180°+α)的旋轉所需要的時間。因此，無法避免因在該實質的時間分辨率中引起的心臟的跳動的大小造成的模糊等的畫質下降。
在大多情況下，難以將心跳相位指定為最優(yōu)相位，即難以指定以心跳相位為中心的實質的時間分辨率的時間寬度中的心臟運動最少的心跳相位(參考特開平2004-175440公報)。

發(fā)明內容
本發(fā)明的目的在于在根據掃描被檢體得到的數據而基于心電圖同步重構法對圖像數據進行重構的X射線計算機斷層攝影裝置中，確定對心電圖同步重構最優(yōu)的心跳相位。
本發(fā)明的一個方面的X射線計算機斷層攝影裝置具備產生X射線的X射線管；檢測透過了被檢體的X射線的X射線檢測器；使X射線管和X射線檢測器連續(xù)地旋轉的機構；存儲由X射線檢測器檢測出的投影數據的存儲部件；從存儲部件讀出相隔360°的成對的部分投影數據組的讀出部件；根據成對的部分投影數據組的差分，產生表示心臟的運動的多個指標的指標產生部件；根據指標決定心跳相位的心跳相位決定部件；根據與決定了的心跳相位對應的全投影數據組，對圖像進行重構的重構部件。
通過以下的具體實施例和說明能夠了解本發(fā)明的其他特征和優(yōu)點。而本發(fā)明并不只限于這些具體實施例和說明，在不脫離本發(fā)明的宗旨的范圍內，可以有各種變形。


圖1是表示本發(fā)明的實施例的X射線計算機斷層攝影裝置的結構的圖。
圖2是表示本實施例的第一模式(圖像差分)的最優(yōu)心跳相位的決定處理步驟的圖。
圖3是圖2的S13～S17的補充圖。
圖4A～圖4E是圖2的S13～S19的詳細補充圖。
圖5是表示用于補充圖2的S20的差分圖像的絕對值總和隨時間變化(心跳相位的變化)的一個例子的圖。
圖6是表示在本實施例的第一模式中將處理范圍局限于關注區(qū)域(冠狀動脈)的例子的圖。
圖7是在差分圖像上表示圖6的關注區(qū)域的圖。
圖8是用圖7的關注區(qū)域內的差分圖像像素值的絕對值總和隨時間變化(心跳相位的變化)表示的圖。
圖9是表示圖2的第一模式的變形例子的圖。
圖10是表示本實施例的第二模式(原始數據差分)的最優(yōu)心跳相位的決定處理步驟的圖。
圖11是圖10的S13、S14、S31、S32的說明圖。
圖12A～圖12E是與本實施例的第二模式的其他處理有關的說明圖。
圖13是與本實施例的第二模式的另外其他處理有關的說明圖。
圖14是與本實施例的第二模式的另外其他處理有關的說明圖。
圖15是與圖12A～圖12E、圖13、圖14的實時處理有關的說明圖。
具體實施例方式
以下，參照附圖，說明本發(fā)明的X射線計算機斷層攝影裝置的實施例。另外，在X射線計算機斷層攝影裝置中，有以下的各種類型X射線管和放射線檢測器作為一體在被檢體的周圍旋轉的旋轉/旋轉(ROTATE/ROTATE)類型；環(huán)狀地排列許多檢測元件，只有X射線管在被檢體的周圍旋轉的固定/旋轉(STATIONARY/ROTATE)類型等，哪種類型都能夠適用本發(fā)明。在此，說明現在占主流的旋轉/旋轉類型。另外，為了重構一個切片的斷層像數據，需要被檢體的周圍一周約360°量的全投影數據組(全重構法)，而在半重構法中也需要180°+α(α扇形角)量的半投影數據組。在本實施例中，采用對運動快的心臟等的攝影有效的半重構法。另外，將入射X射線變換為電荷的機構的主流是用閃爍器等熒光體將X射線變換為光，進而用光電二極管等光電變換元件將該光變換為電荷的間接變換形式；利用了用X射線在半導體內生成電子空穴對以及向其電極移動，即光導電現象的直接變換形式。作為X射線檢測元件，可以采用它們的任意一種的方式，但在此，作為前者的間接變換形式進行說明。另外，近年來，將X射線管和X射線檢測器的多個對安裝在旋轉環(huán)上的所謂多管球型的X射線計算機斷層攝影裝置正在產品化，正在開發(fā)其外圍技術。在本發(fā)明中，現有的一管球型的X射線計算機斷層攝影裝置、多管球型的X射線計算機斷層攝影裝置的任意一個都可以使用。在此，作為一管球型進行說明。
圖1表示了本實施例的X射線計算機斷層攝影裝置的結構。該X射線計算機斷層攝影裝置具有為了收集與被檢體有關的投影數據而構成的架臺裝置1。架臺裝置1具有X射線管101和X射線檢測器102。典型的是X射線檢測器102采用覆蓋心臟區(qū)域的例如64列的多切片型(多列型)。但是，X射線檢測器102也可以是單切片型(一列型)。
X射線管101和X射線檢測器102被安裝在通過架臺驅動裝置105旋轉地驅動的環(huán)狀的旋轉框架103上。在此，將旋轉框架103的旋轉軸定義為Z軸。在以Z軸為中心的旋轉座標系中，將從X射線管101的焦點連接X射線檢測器102的檢測面中心的與Z軸垂直的軸定義為X軸。Y軸與Z軸和X軸都垂直。
旋轉框架103的中央部分與殼體一起開口。在攝影時，在該開口部分中插入被載放在臥臺裝置3的床板302上的被檢體P。為了檢測被檢體P的心電圖，在被檢體P上安裝心電圖計106。另外，心電圖計106被作為用于測量被檢體P的身體信號的裝置而裝備。
在X射線管101的陰極-陽極之間從高電壓產生裝置104施加管電壓(高電壓)，另外從高電壓產生裝置104向X射線管101的燈絲供給燈絲電流。通過管電壓的施加和燈絲電流的供給，而從X射線管101的陽極的靶(target)產生X射線。
X射線檢測器102分別具有例如具有0.5mm×0.5mm的正方形的受光面的多個X射線檢測元件。例如將916個X射線檢測元件排列在信道方向(與Y軸近似)上。在切片方向(Z軸)上例如并排排列64列的該列。
一般被稱為DAS(data acquisition system)的數據收集裝置107將從檢測器102在每個信道中輸出的信號變換為電壓信號并放大，進而變換為數字信號。該數據(也稱為純原始數據)被提供給架臺外部的計算機主體2。計算機主體2的前處理部件202對從數據收集裝置107輸出的純原始數據實施靈敏度修正等前處理。進行了前處理的純原始數據被稱為原始數據或投影數據。在此，統一稱為投影數據。
投影數據與表示數據收集時的X射線管101的旋轉角度的視野(VIEW)、信道編號、列編號以及表示床板302的位置的各代碼相關聯，并與心電圖計106的心電圖數據一起被存儲在計算機主體2的投影數據存儲部件203中。另外，在本實施例中，說明對通過螺旋掃描得到的投影數據進行處理的情況，但也可以適用于動態(tài)掃描。
計算機主體2具有上述前處理部件202、投影數據存儲部件203、以及掃描控制部件201、圖像重構處理部件206、最優(yōu)相位決定部件207、圖像存儲部件209、顯示部件210、系統控制部件212。圖像重構處理部件206根據由心電圖計106測量的心電圖信息、由X射線檢測器102檢測出的投影數據，進行心電圖同步重構。圖像重構處理部件206通過對與設置的心跳相位對應的多個心跳的投影數據進行合成并重構，來顯示與該心跳相位對應的圖像。
最優(yōu)相位決定部件207在本實施例中是重要的構成要素，以下詳細說明。實際上作為用于使計算機實現在后述的流程圖中說明的各種裝置的X射線計算機斷層攝影裝置的程序，來提供最優(yōu)相位決定部件207。最優(yōu)相位決定部件207在能夠由操作者經由鼠標或鍵盤等未圖示的操作輸入部件進行選擇的第一或第二模式下進行動作，確定最優(yōu)相位，即心臟運動(跳動)最少的心跳相位或與該心跳相位最近似的相位。在第一模式下，對重構圖像進行處理，在第二模式下，對重構前的投影數據進行處理并確定最優(yōu)相位。另外，在此用典型的“％”標記來說明相位，但也可以采用以R波為基準的msec(毫秒)的標記。
以下，順序地說明第一、第二模式。
圖2表示了基于第一模式的用于決定最優(yōu)相位的一連串動作。首先，在系統控制部件212的控制下，依照操作者的指令(用戶互動)，進行指定使得在圖4A所示的掃描圖上參照切片位置橫切心臟。掃描圖可以代替為MPR圖像或其他通過攝影裝置取得的圖像。在指定的切片位置，與心電圖波形的取得一起執(zhí)行掃描(S11)。由此收集至少一個心跳期間的投影數據，并存儲在投影數據存儲部件203中。掃描結束，接著開始最優(yōu)相位決定部件207的動作。
首先，將用于識別心跳相位的變量n初始化為1(S12)。當然，變量n是為了說明的方便的變量，實際上在程序上怎樣實現是完全任意的。例如，在以2％的間隔對心跳周期進行分割時，n是0、1、2、3、……49、50，分別與心跳相位0％、2％、4％、6％、……98％、100％對應。
在系統控制部件212的控制下，從投影數據存儲部件203向圖像重構處理部件206讀出以心跳相位0％為中心的(180°+α)量的投影數據組(S13)。換一種說法，如圖3所示，從通過S11的掃描而收集到的數據(X射線照相數據sinogram data)切取出以心跳相位0％為中心的(180°+α)量的投影數據組Pn。另外，投影數據組是指定義為為了重構一張圖像所必需的投影數據的集合，如上所述在半重構法的基礎上，是以特定相位為中心的(180°+α)的角度范圍中的投影數據，另一方面，在全重構法的基礎上，是以特定相位為中心的(360°)的角度范圍中的投影數據。在本實施例中，說明切取出一個心跳期間的數據的例子，但也可以對與該心跳相位對應的多個不同的心跳期間的投影數據進行合成，構成用于生成一個圖像的投影數據。
該投影數據組Pn是半重構用的，因此一部分缺失。在圖像重構處理部件206中，通過一般的方法，使投影數據組Pn通過使用了所謂的基于Parker的2維加權系數圖的2維過濾器(以下簡稱為過濾器)，從而產生360°量的全投影數據組FPn(S14)。
根據全投影數據組FPn，在圖像重構處理部件206中生成圖像(斷層圖像)Tn(S15)。該圖像(斷層圖像)Tn的數據被存儲在圖像存儲部件209中。另外，可以任意地變更切片方向的圖像的厚度。也可以與指定的厚度對應地對切片方向的相鄰的多個圖像進行相加處理，由此在重構與其厚度對應的圖像后，進行后述的處理。
另外，該最優(yōu)相位決定處理的重構圖像與依照在該處理中決定的最優(yōu)相位生成的用于實際診斷的重構圖像相比，其矩陣大小明顯地小。矩陣大小小包含以下的情況在設攝影FOV的全部區(qū)域為重構FOV的情況下分辨率低；或即使在相同分辨率下，也將攝影FOV的后述的一部分區(qū)域(關注區(qū)域ROI)作為重構FOV，進行放大重構(縮放(zooming)重構)。
接著，在最優(yōu)相位決定部件207中，從存儲在圖像存儲部件209中的圖像Tn的數據減去2相位前的圖像Tn-2的數據，生成差分圖像Xn(S16)。在此，以2％的間隔切取投影數據組，重構圖像，因此在相位差為4％的圖像之間進行減法(參考圖4B、圖4C)。為了盡量以高精度正確地決定最優(yōu)相位，必須以1～2％的高時間分辨率(短間隔)對圖像進行重構，另一方面，為了某種程度地使心臟的運動顯著化，需要3～6％，理想的是4或5％的相位差。通過以2％的間隔對圖像進行重構，使差分離開2幀的間隔，由此能夠同時得到高時間分辨率并某種程度地使心臟的運動顯著化。當然，也可以以4％的時間分辨率對圖像進行重構，在相鄰的幀之間進行減法。在該情況下，時間分辨率降低為2％的情況下的一半，但可以在某種程度上使心臟的運動顯著化。應該與被檢體的心跳數等對應地，由操作者任意地決定怎樣對圖像重構的間隔、差分間隔進行組合。
在最優(yōu)相位決定部件207中，作為表示心臟的運動量的指標值，針對構成在S16中生成的差分圖像Xn的全部像素計算其絕對值的總和。另外，并不只限于構成差分圖像Xn的全部像素的絕對值總和，如圖6、圖7所示那樣，也可以是作為差分圖像Xn的一部分區(qū)域(局部區(qū)域)典型地由操作者在圖像上指定的包含冠狀動脈的關注區(qū)域內的多個像素的絕對值總和。另外，還可以不單純是絕對值總和，而是平方和。
經過S18和S19，直到變量n達到心跳期間的最終值(50)為止，循環(huán)進行S13～S17的一連串處理。由此，如圖4所示，針對一個心跳期間，以2％的間隔求出51張差分圖像X0～X50，分別根據該差分圖像X0～X50求出絕對值總和ST0～ST50。圖4A表示沿著切片方向的CT斷層圖像。圖4B表示各相位的CT斷層圖像。圖4C表示求出與2個相位對應的CT斷層圖像的差分圖像和該差分圖像的像素值的和(運動量)的公式。圖4D表示與運動量的值對應地改變圖像的濃淡或顏色而顯示出各相位的運動量的值的運動線(motionline)圖像。圖4E表示使與各切片位置對應的多個運動線與切片位置對應起來進行顯示的運動像。
圖5表示了絕對值總和ST0～ST50的時間變化。最優(yōu)相位決定部件207根據絕對值總和ST0～ST50，將該時間變化顯示在顯示部件210上。另外，也可以作成圖6、圖7所示的關注區(qū)域內的像素值的絕對值總和隨時間變化的信息，如圖8所示那樣顯示在顯示部件210上。
在最優(yōu)相位決定部件207中，從絕對值總和ST0～ST50中，選擇與振動的運動最小的狀況對應的單一的絕對值總和(S20)。在此，最優(yōu)相位決定部件207選擇值最低的絕對值總和STm。該值最低的絕對值總和STm基于圖像Tm和圖像Tm-2，即表示在一個心跳周期中，從(2×(m-2))％的心跳相位到(2×(m))％的心跳相位為止的之間心臟的運動最小，或與其最接近。最優(yōu)相位決定部件207例如將以下決定為最優(yōu)的心跳相位(S21)。
{(2×(m-2))％+(2×m)％}/2并不只限于此，最優(yōu)相位決定部件207也可以將(2×(m-2))％決定為最優(yōu)相位，還可以將((2×m)％)/2決定為最優(yōu)相位。
另外，也可以根據上述圖5或8所示的顯示在顯示部件210上的絕對值總和的時間變化，由操作者經由輸入裝置手動地指定認為是最優(yōu)的心跳相位。
在系統控制部件212中，在主要的心電圖同步重構法中靈活使用這樣決定為最優(yōu)的相位的心跳相位?？梢詫εc該決定的心跳相位對應的多個切片的各個的CT斷層圖像進行重構，并根據該3維圖像數據顯示圖像。
另外，在上述第一模式中，選擇了在S17中計算出的差分圖像Xn的像素絕對值的總和STn的最小值，但如圖9所示，也可以針對該絕對值總和STn的時間變化(圖5)，在適當的區(qū)間長度中求出移動平均(moving average)(S22)，將該移動平均值的最小值決定為最優(yōu)相位。作為區(qū)間長度，理想的是作為半心電圖重構法的實質的時間分辨率。典型的是將該移動平均的區(qū)間長度設置為(180°+α)量的投影數據組的時間長度。
接著，說明第二模式。如上所述，在第一模式下，根據投影數據組對圖像進行了重構(參考圖12A)，但在第二模式下，不對圖像進行重構，而接受前處理，根據沒有受到重構處理的投影數據(原始數據)決定最優(yōu)相位。
在圖10中，表示了第二模式的最優(yōu)相位決定步驟。在圖10中，對與圖2相同的步驟附加相同的符號并省略說明。將在S14中生成的360°量的投影數據組FPn存儲在圖像存儲部件209中。
在最優(yōu)相位決定部件207中，根據存儲在圖像存儲部件209中的投影數據，生成多個對一個圖像進行重構所需要的投影數據組，求出該投影數據組中的各投影數據的差分，求出作為該差分投影數據的集合的投影數據組。在此，生成360°量的投影數據組FPn、2相位前的投影數據組FPn-2的數據，對視野(旋轉角)和信道相同的投影數據進行相減，生成差分投影數據組Yn(S31)。
將構成在S31中生成的差分投影數據組Yn的全部差分投影數據(與各視野、各信道編號對應的差分投影數據)的值的絕對值的總和作為表示心臟的運動量的指標值，在最優(yōu)相位決定部件207中進行計算(S33)。另外，并不只限于構成差分投影數據組Yn的差分投影數據的值的絕對值總和，也可以用其他方法求出表示運動量的值。例如，也可以局限于與關注區(qū)域ROI對應的寬度區(qū)域(在圖11中例如是200mm的寬度的區(qū)域)來計算該總和。另外，也可以不單純是絕對值總和，而是平方和。
在最優(yōu)相位決定部件207中，從絕對值總和ST’0～ST’50中，選擇與振動的運動最小的狀況對應的單一的絕對值總和ST’m(S33)。在此，最優(yōu)相位決定部件207選擇值最低的絕對值總和ST’m。該值最低的絕對值總和ST’m基于投影數據組Pm、Pm-2，即表示在一個心跳周期中，從(2×(m-2))％的心跳相位到(2×(m))％的心跳相位為止的之間心臟的運動最小，或與其最接近。最優(yōu)相位決定部件207例如將以下決定為最優(yōu)的心跳相位(S21)。
{(2×(m-2))％+(2×m)％}/2并不只限于此，最優(yōu)相位決定部件207也可以將(2×(m-2))％決定為最優(yōu)相位，還可以將((2×m)％)/2決定為最優(yōu)相位。
這樣，不是重構圖像，而是通過對重構處理前的投影數據進行處理決定最優(yōu)相位，從而能夠謀求處理工數的大幅度削減。
另外，在本第二模式中，也可以與第一模式的圖9的S22一樣，在區(qū)間長度中求出總和ST’n的時間變化的移動平均，將該移動平均值的最小值決定為最優(yōu)相位。
能夠進一步削減本第二模式的處理工數。在以上說明中，如圖12B所示，通過依照半重構法，使投影數據組Pn通過所謂基于Parker的2維加權系數圖的2維過濾器，產生360°量的全投影數據組FPn。對偏離了與心跳相位4％相當的規(guī)定角度的全投影數據組FPn和全投影數據組FPn-2進行相減。與心跳相位4％相當的角度例如是7°。半投影數據組Pn和半投影數據組Pn-2之間的偏離角度例如是7°，但由用戶任意地從5～10°的范圍中進行選擇。
在此，發(fā)明者們著眼于偏離了2相位的半投影數據組Pn和半投影數據組Pn-2之間的許多部分是重復的，即是相同的數據的情況(參考圖12C)。對與半投影數據組Pn對應的Parker圖、與半投影數據組Pn-2對應的偏移了相位(4％)的Parker圖進行相減(圖12D)。在通過偏移和減法得到的差分Parker圖SP中，對覆蓋了合成了半投影數據組Pn和半投影數據組Pn-2后的角度范圍(180°+α+β，β為與心跳相位4％相當的角度)的擴展投影數據組進行過濾(參考圖12E)。過濾后的擴展投影數據組的總和與圖10、圖11所示的總和等價。
在該方法中，可以將數據讀出次數減少為1/2。另外，通過事前在Parker圖上進行差分處理，能夠將過濾處理的工數削減為一次。即，在該方法中，通過讀出(180°+α)+{與差分對象的相位差(例如4％)相當的角度}的投影數據，在預先偏移和相減后的單一的Parker圖SP上進行過濾，能夠得到與圖2、圖9、圖10等價的結果。
圖13所示的處理對最優(yōu)相位決定處理的高速化有貢獻。控制部件212從存儲部件203向決定部件207讀出多個全投影數據組D。各投影數據組D覆蓋對1幀圖像進行重構所需要的360°的角度范圍。多個全投影數據組只偏移例如與4％的相位差相當的角度。由此，相鄰的成對的全投影數據組Dn、Dn+1的大部分重復。一方的全投影數據組Dn的4°的前方部分(0°～4°的部分)、與其離開360°的另一方全投影數據組Dn+1的4°的后方部分(360°(0°)～364°(4°))不重復。針對每組旋轉角(視野)和信道，對不重復的一方的4°量(0°～4°)的部分投影數據組和另一方的4°量(360°～364°)的部分投影數據組進行相減。通過計算差分值的絕對值總和，來計算心臟的運動量。該方法由于不進行圖像重構，所以能夠極大地降低處理工數。
另外，為了高速化，如圖14所示，也可以部分地抽取半投影數據組Pn。典型的是以視野為單位進行抽取，但也可以以信道為單位進行抽取，進而可以對視野和信道進行抽取。
通過同時使用圖12E的方法以及進而對其進行抽取處理，如圖15所示，在用于決定最優(yōu)相位的掃描期間中，可以與該投影數據的收集并行地逐次實時(動態(tài))地計算出差分投影數據Y的總和(表示心臟的運動量的指標值)。對于差分投影數據Y的總和，在掃描后進行與R波的同步處理。由此，與用于決定最優(yōu)相位的掃描的結束同時地，表示心臟的運動量的指標值的計算也結束，因此能夠在結束后的短時間后決定最優(yōu)的心跳相位。該方法特別在進行動態(tài)掃描的情況下能夠提高實時性，是有用的。
另外，在上述第二模式中根據重構前的投影數據求出運動量，但也可以在切片方向上對多個投影數據進行加權相加，求出在切片方向上付與了規(guī)定的厚度的運動量。
本發(fā)明并不只限于以上的說明和實施例，在不脫離本發(fā)明的宗旨的范圍內，可以有各種變形實施，而這些變形也包含在本發(fā)明中。
權利要求
1.一種X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于包括產生X射線的X射線管；檢測透過了被檢體的X射線的X射線檢測器；使上述X射線管和上述X射線檢測器連續(xù)地旋轉的機構；存儲由上述X射線檢測器檢測出的投影數據的存儲部件；從上述存儲部件讀出相隔360°的成對的部分投影數據組的讀出部件；根據上述成對的部分投影數據組的差分，產生表示心臟的運動的多個指標的指標產生部件；根據上述指標而決定心跳相位的心跳相位決定部件；根據與上述決定了的心跳相位對應的全投影數據組，對圖像進行重構的重構部件。
2.根據權利要求1所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述指標產生部件計算上述差分值的總和作為上述指標。
3.根據權利要求1所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述差分部件對旋轉角度和信道編號一樣的數據進行相減。
4.根據權利要求1所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述投影數據是進行了前處理后的數據。
5.根據權利要求1所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述部分投影數據組覆蓋從5～10°的范圍中選擇的角度范圍。
6.根據權利要求1所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述指標產生部件沿著時間軸對上述指標進行移動平均。
7.根據權利要求1所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述讀出部件以從上述心跳相位的2～6％的范圍中選擇出的間隔，讀出上述成對的部分投影數據組。
8.根據權利要求1所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述讀出部件以上述心跳相位的2％的間隔，讀出上述成對的部分投影數據組。
9.根據權利要求1所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述指標產生部件局限于上述投影數據組各自的一部分來產生上述指標。
10.一種X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于包括產生X射線的X射線管；檢測透過了被檢體的X射線的X射線檢測器；使上述X射線管和上述X射線檢測器連續(xù)地旋轉的機構；存儲由上述X射線檢測器檢測出的投影數據的存儲部件；從上述存儲部件讀出覆蓋對半重構所需要的角度(180°+α)擴展了規(guī)定角度(β)后的角度范圍的多個擴展半投影數據組的讀出部件；根據用于將上述半重構所需要的角度范圍的半投影數據組變換為覆蓋360°的全投影數據組的過濾圖與偏移了上述規(guī)定角度(β)的過濾圖之間的差分過濾圖，對上述擴展半投影數據組進行過濾的過濾部件；根據上述過濾了的擴展半投影數據組，產生表示心臟的運動的多個指標的指標產生部件；根據上述指標而決定心跳相位的心跳相位決定部件；根據與上述決定了的心跳相位對應的半投影數據組對圖像進行重構的重構部件。
11.根據權利要求10所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述指標產生部件計算上述過濾了的擴展半投影數據組的總和作為上述指標。
12.根據權利要求10所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述過濾部件對上述擴展半投影數據組的一部分進行抽取并進行過濾。
13.根據權利要求10所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述投影數據是進行了前處理后的數據。
14.根據權利要求10所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于還包括在時間軸上排列上述產生的多個指標，產生與多個切片位置對應的多個運動線圖像，通過將上述多個運動線圖像排列在切片軸上而產生運動圖的運動圖產生部件。
15.根據權利要求10所述的X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于上述規(guī)定角度(β)相當于上述心跳相位的4％。
16.一種X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于包括產生X射線的X射線管；檢測透過了被檢體的X射線的X射線檢測器；使上述X射線管和上述X射線檢測器連續(xù)地旋轉的機構；存儲由上述X射線檢測器檢測出的投影數據的存儲部件；根據基于上述投影數據重構了的心跳相位不同的多個圖像，生成多個差分圖像的生成部件；根據上述多個差分圖像，計算表示心臟的運動的多個指標的計算部件；根據上述指標決定心跳相位的心跳相位決定部件；根據與上述決定了的心跳相位對應的投影數據組，對圖像進行重構的重構部件。
17.一種X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于包括產生X射線的X射線管；檢測透過了被檢體的X射線的X射線檢測器；使上述X射線管和上述X射線檢測器連續(xù)地旋轉的機構；存儲由上述X射線檢測器檢測出的投影數據的存儲部件；根據上述投影數據，重構心跳相位不同的多個圖像的重構部件；根據上述多個圖像，生成多個差分圖像的差分圖像生成部件；根據上述多個差分圖像，計算表示心臟的運動的多個指標的指標計算部件；根據上述指標，顯示與上述心臟的運動有關的時間變化的顯示部件。
18.一種X射線計算機斷層攝影裝置，為了從被檢體收集投影數據而具有X射線管和X射線檢測器，并且根據上述投影數據和心跳信息生成被檢體內部的圖像，其特征在于包括從上述投影數據中，確定生成與第一心跳相位對應的圖像所需要的第一投影數據組與生成與第二心跳相位對應的圖像所需要的第二投影數據組的非共通部分，根據除了共通部分以外的上述非共通部分的投影數據，求出運動量的運動量計算裝置；根據上述運動量，進行用于決定特定的心跳相位的處理的特定心跳相位決定部件。
19.一種X射線計算機斷層攝影裝置，其特征在于包括產生X射線的X射線管；檢測透過了被檢體的X射線的X射線檢測器；使上述X射線管和上述X射線檢測器連續(xù)地旋轉的機構；存儲由上述X射線檢測器檢測出的投影數據的存儲部件；使2個半重構用的加權偏離規(guī)定的角度，產生與其差分相當的加權系數的加權系數產生裝置；用上述加權系數產生裝置所產生的加權系數對上述投影數據進行加權，根據加權后的結果，產生表示心臟的運動的多個指標的指標產生部件；根據上述指標而決定心跳相位的心跳相位決定部件；根據與上述決定了的心跳相位對應的投影數據組，對圖像進行重構的重構部件。
全文摘要
本發(fā)明的X射線計算機斷層攝影裝置具備產生X射線的X射線管；檢測透過了被檢體的X射線的X射線檢測器；使X射線管和X射線檢測器連續(xù)地旋轉的機構；存儲由X射線檢測器檢測出的投影數據的存儲部件；從存儲部件讀出相隔360°的成對的部分投影數據組的讀出部件；根據成對的部分投影數據組的差分，產生表示心臟的運動的多個指標的指標產生部件；根據指標決定心跳相位的心跳相位決定部件；根據與決定了的心跳相位對應的全投影數據組，對圖像進行重構的重構部件。
文檔編號H05G1/00GK1907227SQ200610109098
公開日2007年2月7日 申請日期2006年8月3日 優(yōu)先權日2005年8月3日
發(fā)明者津雪昌快, 太田高正 申請人:東芝醫(yī)療系統株式會社