医用画像発生装置およびＸ線コンピュータ断層撮影装置
【課題】天板に載置された被検体に、安定して超音波プローブを当接すること。
【解決手段】本実施形態に係る医用画像発生装置は超音波診断装置とＸ線ＣＴ装置とを具備し、超音波診断装置は、特定形状を有する超音波プローブを介して、被検体の所定領域に超音波を送信し所定領域からの反射波を受信する超音波送受信部と、超音波送受信部から出力された受信信号に基づいて、一連の超音波画像を発生する画像発生部と、一連の超音波画像を用いて所定領域に関する画素値の変化を発生する画素値変化発生部と、画素値の変化が特定の変化を示す時トリガ信号を発生するトリガ信号発生部とを具備し、Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線を発生させるための高電圧を発生する高電圧発生部と、トリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始するために高電圧発生部を制御するスキャン制御部と、被検体を載置する天板とを具備し、天板には、超音波プローブを着脱するための、特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、を特徴とする。
【解決手段】本実施形態に係る医用画像発生装置は超音波診断装置とＸ線ＣＴ装置とを具備し、超音波診断装置は、特定形状を有する超音波プローブを介して、被検体の所定領域に超音波を送信し所定領域からの反射波を受信する超音波送受信部と、超音波送受信部から出力された受信信号に基づいて、一連の超音波画像を発生する画像発生部と、一連の超音波画像を用いて所定領域に関する画素値の変化を発生する画素値変化発生部と、画素値の変化が特定の変化を示す時トリガ信号を発生するトリガ信号発生部とを具備し、Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線を発生させるための高電圧を発生する高電圧発生部と、トリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始するために高電圧発生部を制御するスキャン制御部と、被検体を載置する天板とを具備し、天板には、超音波プローブを着脱するための、特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、を特徴とする。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、超音波診断装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置とを備える医用画像発生装置およびＸ線コンピュータ断層撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、Ｘ線コンピュータ断層撮影（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下ＣＴと呼ぶ）装置は、造影ＣＴ検査および心電同期スキャンに用いられることがある。
【０００３】
心電同期スキャンは、まず、予め取得された心電波形に基づいて、操作者が所望する被検体の心位相区間を予測する。続いて、予測された心位相区間でＸ線ＣＴ装置によるスキャン（以下、ＣＴスキャンと呼ぶ）が実行される。これにより、操作者が所望する心位相区間における断層像が得られる。しかしながら、心位相区間は心電波形の変動などに対処するために所定の余裕をもって設定されるため（例えば図９参照）、被検体に余分な被曝をさせる問題がある。
【０００４】
造影ＣＴ検査においては、被検体に注入されたＸ線造影剤が関心領域（Ｒｅｇｉｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：以下、ＲＯＩと呼ぶ）に到達するタイミングでＣＴスキャン（以下、本スキャンと呼ぶ）が開始される。本スキャンを開始するタイミングを計る技術としては、リアルプレップと呼ばれる技術がある。リアルプレップは、本スキャンの開始前に、本スキャンにおける線量より低い線量でＲＯＩをスキャンする。リアルプレップは、スキャンにより得られた画像のＣＴ値が予め定められた閾値に到達したとき、本スキャンを開始する。しかしながら、リアルプレップにおけるスキャンでは、Ｘ線造影剤を検知するまで被検体が被曝する問題がある。
【０００５】
また、リアルプレップを用いないで、本スキャンを開始するタイミングを計る技術としては、超音波を用いる技術がある。この技術では、まず操作者が、粘着層を有する超音波プローブを被検体に張り付ける。続いて、Ｘ線造影剤の注入前またはＸ線造影剤と同時に超音波造影剤が被検体に注入される。そして、張り付けられた超音波プローブを介して超音波を送受信することにより、ＲＯＩへの超音波造影剤の到達が検知される。ＲＯＩへの超音波造影剤の到達に基づいて、上記タイミングが決定される。しかしながら、被検体の部位によっては、超音波プローブを粘着層により固定できない問題がある。加えて、超音波プローブを粘着層により固定できる部位であっても、天板の動きとともに超音波プローブも動くため、被検体に対する超音波プローブの当接の安定性に問題がある。また、粘着層の素材が被検体および装置に付着する問題がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００８−１７８４６６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
目的は、天板に載置された被検体に、安定して超音波プローブを当接することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本実施形態に係る医用画像発生装置は、超音波診断装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置とを備え、前記超音波診断装置は、特定形状を有する超音波プローブと、前記超音波プローブを介して、被検体の所定領域に超音波を送信し、前記所定領域からの反射波を受信する超音波送受信部と、前記超音波送受信部から出力された受信信号に基づいて、一連の超音波画像を発生する画像発生部と、前記一連の超音波画像を用いて、前記所定領域に関する画素値の変化を発生する画素値変化発生部と、前記画素値の変化が特定の変化を示す時、トリガ信号を発生するトリガ信号発生部とを具備し、前記Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線を発生するＸ線管と、前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、画像データを再構成する再構成部と、前記Ｘ線管からＸ線を発生させるための高電圧を発生する高電圧発生部と、前記トリガ信号に同期して、前記Ｘ線の発生を開始するために前記高電圧発生部を制御するスキャン制御部と、
前記被検体を載置する天板とを具備し、前記天板には、前記超音波プローブを着脱するための、前記特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、を特徴とする。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】図１は、第１の実施形態に係る医用画像発生装置の斜視図の一例を示す図である。
【図２】図２は、第１の実施形態に係る医用画像発生装置の構成の一例を示す構成図である。
【図３】図３は、第１に実施形態に係る天板の斜視図の一例である。
【図４】図４は、第１に実施形態に係るトリガ同期Ｘ線発生機能に関する処理の流れを示すフローチャートである。
【図５】図５は、第１の実施形態の第２の変形例に係る医用画像発生装置の構成の一例を示す図である。
【図６】図６は、第１の実施形態の第２の変形例に係るトリガ同期機能に関する処理の流れを示すフローチャートである。
【図７】図７は、第１の実施形態の第２の変形例に係り、心電同期スキャンが実行される区間を、心臓の収縮拡張状態とＥＣＧ波形とともに示す図である。
【図８】図８は、第２の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成の一例を示す図である。
【図９】図９は、従来の心電同期スキャンにおけるスキャン期間を、心臓の収縮拡張状態とＥＣＧ波形とともに示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、超音波診断装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下Ｘ線ＣＴ装置と呼ぶ）とを備える医用画像発生装置の実施形態について図面を参照しながら説明する。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、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等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本実施形態へ適用可能である。また、画像を再構成するには被検体の周囲一周、３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角度分の投影データが必要とされる。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。また、入射Ｘ線を電荷に変化するメカニズムは、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線によるセレン等の半導体内で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。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよい。さらに、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。本実施形態においては、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も適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。
【００１１】
なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【００１２】
（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係る医用画像発生装置の斜視図の一例を示す図である。医用画像発生装置１００におけるＸ線ＣＴ装置は、架台１０、寝台２０、コンソール装置３０を有する。寝台２０は、天板２２を有する。天板２２は、超音波プローブ脱着部２４を有する。コンソール装置３０は、後述する再構成部３４で再構成された画像データを表示する第１表示部３２１を有する。図１のコンソール装置３０には、後述する超音波診断装置本体４０が搭載されている。コンソール装置３０は、後述する画像発生部４７で発生された超音波画像を表示する第２表示部３２２を有する。なお、超音波診断装置本体４０は、コンソール装置３０とは、別体であってもよい。
【００１３】
図２は、第１の実施形態に係る医用画像発生装置１００の構成の一例を示す構成図である。医用画像発生装置１００は、Ｘ線ＣＴ装置１と超音波診断装置とを備える。超音波診断装置は、超音波診断装置本体４０と超音波プローブ２６とを有する。
【００１４】
まず、Ｘ線ＣＴ装置１の各構成要素について説明し、次いで超音波診断装置について説明する。架台１０は、高電圧発生部１１、Ｘ線管１２、Ｘ線検出器１３、データ収集部１４、回転フレーム１５、回転駆動部１６を有する。
【００１５】
高電圧発生部１１は、後述するスキャン制御部３６による制御のもとで、Ｘ線管１２に供給するための高電圧を発生する。
【００１６】
Ｘ線管１２は、高電圧発生部１１から図示していないスリップリングを経由して電圧の印加および電流の供給を受けて、Ｘ線の焦点からＸ線を放射する。Ｘ線の焦点から放射されたＸ線は、Ｘ線管１２のＸ線放射窓に取り付けられたコリメーターユニットにより、例えばコーンビーム形（角錐形）に整形される。図２におけるＸ軸は、回転軸Ｚと直交し、放射されるＸ線の焦点を通る直線である。Ｙ軸は、Ｘ軸および回転軸Ｚと直交する直線である。なお、説明の便宜上このＸＹＺ座標系は、回転軸Ｚを中心として回転する回転座標系として説明する。
【００１７】
Ｘ線検出器１３は、回転軸Ｚを挟んでＸ線管１２に対峙する位置およびアングルで取り付けられる。Ｘ線検出器１３は、複数のＸ線検出素子を有している。ここでは、単一のＸ線検出素子が単一のチャンネルを構成しているものとして説明する。複数のチャンネルは、回転軸Ｚに直交し、かつ放射されるＸ線の焦点を中心として、この中心から１チャンネル分のＸ線検出素子の受光部中心までの距離を半径とする円弧方向（チャンネル方向）とＺ方向との２方向に関して２次元状に配列される。また、Ｘ線検出器１３は、複数のＸ線検出素子を１列に配列した複数のモジュールで構成されてもよい。モジュール各々は、上記チャンネル方向に沿って略円弧方向に１次元状に配列される。
【００１８】
また複数のＸ線検出素子は、チャンネル方向とスライス方向との２方向に関して２次元状に配列させてもよい。すなわち、２次元状の配列は、上記チャンネル方向に沿って一次元状に配列された複数のチャンネルを、スライス方向に関して複数列並べて構成される。このような２次元状のＸ線検出素子配列を有するＸ線検出器１３は、略円弧方向に１次元状に配列される複数の上記モジュールをスライス方向に関して複数列並べて構成してもよい。
【００１９】
架台１０には、図示していない回転支持機構が収容される。回転支持機構は、回転フレーム１５と、回転軸Ｚを中心として回転自在に回転フレームを支持する図示していないリング支持機構と、リングの回転を駆動する回転駆動部（例えば、電動機）１６とを有する。回転フレーム１５には、Ｘ線管１２と、２次元アレイ型または多列型とも称されるＸ線検出器１３が搭載されている。
【００２０】
撮影又はスキャンに際しては、Ｘ線管１２とＸ線検出器１３との間の円筒形の撮影領域内に、被検体Ｐが天板２２に載置され挿入される。Ｘ線検出器１３の出力には、ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）と呼ばれるデータ収集部１４が接続される。
【００２１】
データ収集部１４は、Ｘ線検出器１３の各チャンネルの電流信号を電圧に変換するＩ−Ｖ変換器と、この電圧信号をＸ線の曝射周期に同期して周期的に積分する図示していない積分器と、積分器の出力信号を増幅する図示していないアンプと、アンプの出力信号をディジタル信号変換する図示していないアナログ・ディジタル・コンバータとが、チャンネルごとに取り付けられている。データ収集部１４から出力されるデータ（純生データ（ｐｕｒｅ ｒａｗ ｄａｔａ））は、磁気送受信又は光送受信を用いた図示していない非接触データ伝送部を経由して、図示していない前処理部に伝送される。
【００２２】
前処理部は、データ収集部１４から出力される純生データに対して前処理を施す。前処理には、例えば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または、信号脱落を補正する処理等が含まれる。前処理部から出力される再構成処理直前のデータ（生データ（ｒａｗ ｄａｔａ）または、投影データと称される、ここでは投影データという）は、データ収集したときにビューアングルを表すデータと関連付けられて、磁気ディスク、光磁気ディスク、又は半導体メモリを備えた図示していない投影データ記憶部に記憶される。
【００２３】
なお、投影データとは、被検体を透過したＸ線の強度に応じたデータ値の集合である。ここでは説明の便宜上、ワンショットで略同時に収集したビューアングルが同一である全チャンネルにわたる一揃いの投影データを、投影データセットと称する。また、ビューアングルは、Ｘ線管１２が回転軸Ｚを中心として周回する円軌道の各位置を、回転軸Ｚから鉛直上向きにおける円軌道の最上部を０°として３６０°の範囲の角度で表したものである。なお、投影データセットの各チャンネルに対する投影データは、ビューアングル、コーン角、チャンネル番号によって識別される。
【００２４】
寝台２０は、天板２２、図示していない天板支持機構、天板駆動部を有する。なお、寝台２０は、後述する超音波診断装置本体４０に搭載された超音波送受信部２３を有していてもよい。天板２２には、被検体Ｐが載置される。天板２２は、複数の超音波プローブ着脱部２４を有する。図３は、天板２２の斜視図の一例である。超音波プローブ着脱部２４は、例えば、超音波プローブ２６を差し込むための差込口を有する。超音波プローブ着脱部２４の構造は、超音波プローブ２６の形状に合わせて変更可能である。なお、超音波プローブ着脱部２４は、超音波プローブ２６を差し込むための穴であってもよい。超音波プローブ着脱部２４は、超音波プローブ２６を着脱可能に固定する。超音波プローブ着脱部２４に差し込まれた超音波プローブ２６は、操作者が所望する超音波スキャン方向に適宜調整可能である。
【００２５】
超音波プローブ着脱部２４は、上記差込口とともに、超音波プローブ２６を保持するための構造と、天板２２に載置された被検体に超音波プローブ２６を当接させるための構造とを有する。それにより、天板２２移動時においても上記当接させる状態を維持したまま超音波プローブ２６の脱落を防止することができる。被検体に超音波プローブ２６を当接させるための構造は、超音波プローブ２６を天板２２表面から所定の突き出した状態で、超音波プローブを保持するための構造として設けられる。なお、超音波プローブ着脱部２４は、被検体が天板２２に載置されたとき、所定の圧力で超音波プローブ２６を被検体体表面に当接させるための機構（例えば、弾性体など）を有していてもよい。超音波プローブ２６が挿入されていない超音波プローブ着脱部２４には、天板２２の表面が滑らかとなるように、例えば、蓋などの覆いが設けられる。
【００２６】
また、超音波プローブ２６と被検体体表面との間に空気が存在すれば、超音波プローブ２６から送信された超音波は大きく減衰する。このため、超音波プローブ着脱部２４に設置された超音波プローブ２６と被検体との間にゼリーおよびゲルなどの伝達物質が挟まれる。なお、挟まれる伝達物質は、天板２２を覆うシート状の伝達物質であってもよい。また、伝達物質は、天板２２の移動時において天板２２に載置された被検体Ｐが動かない程度の粘性を有していてもよい。
【００２７】
図示していない天板支持機構は、天板２２をＺ軸に沿って往復移動可能に支持する。典型的には、天板支持機構は、天板２２の長軸をＺ軸に平行にするように天板２２を支持する。図示していない天板駆動部は、後述するスキャン制御部３６による制御に従って、天板２２を駆動する。
【００２８】
コンソール装置３０は、スキャン制御部３６、再構成部３４、第１表示部３２１、第１入力部３１を有する。なお、コンソール装置３０は、後述する超音波診断装置本体４０を有していてもよい。
【００２９】
スキャン制御部３６は、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１の中枢として機能する。スキャン制御部３６は、図示していないＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）とメモリとを備える。スキャン制御部３６は、図示していないメモリに記憶された制御プログラムに基づいて、Ｘ線コンピュータ断層撮影（以下、Ｘ線ＣＴスキャンと呼ぶ）のために架台１０、寝台２０を制御する。
【００３０】
具体的には、スキャン制御部３６は、後述するトリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始するために、高電圧発生部１１を制御する。スキャン制御部３６は、第１のトリガ信号に同期して、回転フレーム１５を回転させるために回転駆動部１６を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、データ収集を実行させるためにデータ収集部１４を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、寝台２０に搭載された図示していない天板駆動部を制御する。
【００３１】
スキャン制御部３６は、所定の画像発生・表示等を実行するための制御プログラムを、図示していない内部記憶装置から読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・処理等を実行する。なお、スキャン制御部３６は、後述する送受信制御部４１が有する機能を具備することも可能である。
【００３２】
再構成部３４は、ビューアングルが３６０°又は１８０°＋ファン角の範囲内の投影データセットに基づいて、フェルドガンプ法またはコーンビーム再構成法により、略円柱形の３次元画像を再構成する機能を有する。再構成部３４は、例えばファンビーム再構成法（ファンビーム・コンボリューション・バックプロジェクション法ともいう）またはフィルタード・バックプロジェクション法により２次元画像（断層画像）を再構成する機能を有する。フェルドガンプ法は、コーンビームのように再構成面に対して投影レイが交差する場合の再構成法であり、コーン角が小さいことを前提として畳み込みの際にはファン投影ビームとみなして処理し、逆投影はスキャンの際のレイに沿って処理する近似的画像再構成法である。コーンビーム再構成法は、フェルドガンプ法よりもコーン角のエラーが抑えられる方法として、再構成面に対するレイの角度に応じて投影データを補正する再構成法である。
【００３３】
第１表示部３２１は、再構成部３４で再構成された医用画像、Ｘ線ＣＴスキャンのために設定される条件などを表示する。なお、第１表示部３２１は、超音波スキャンのために設定される条件、後述する画像発生部４７で発生された超音波画像などを表示してもよい。
【００３４】
第１入力部３１は、操作者が所望するＸ線ＣＴスキャンの撮影条件、画像処理の条件などを入力する。第１入力部３１は、図示しないが、ＲＯＩの設定などを行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。この場合第１入力部３１は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標をスキャン制御部３６に出力する。なお、第１入力部３１は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、第１入力部３１は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標をスキャン制御部３６に出力する。なお、第１入力部３１は、操作者の指示により、後述する第１の閾値を入力することも可能である。
【００３５】
超音波診断装置は、超音波診断装置本体４０と超音波プローブ２６とを有する。超音波診断装置本体４０は、超音波送受信部２３、送受信制御部４１、Ｂモードデータ発生部４３、ドプラデータ発生部４５、画像発生部４７、画像記憶部４９、画素値変化発生部５１、トリガ信号発生部５３、スキャン制御部３６、再構成部３４、第２表示部３２２、第２入力部３１０を有する。なお、超音波送受信部２３は、寝台２０に搭載されてもよい。また、超音波診断装置本体４０は、コンソール装置３０に搭載されてもよい。また、超音波寝台装置本体４０は、図示していないネットワークを介して、Ｘ線ＣＴ装置１が設置されている部屋とは異なる場所（例えばサーバ室など）に設置することも可能である。超音波診断装置本体４０と超音波プローブ２６とは、図示していないコネクタで接続される。
【００３６】
超音波プローブ２６は、操作者により超音波プローブ着脱部２４に設置される。超音波プローブ２６は、圧電セラミックス等の音響／電気可逆的変換素子としての圧電振動子を有する。複数の圧電振動子は並列され、超音波プローブ２６の先端に装備される。なお、一つの圧電振動子が一チャンネルを構成するものとして説明する。
【００３７】
超音波送受信部２３は、図示していない超音波送信モジュールと超音波受信モジュールとを有する。超音波送受信部２３は、後述する送受信制御部４１により制御される。超音波送信モジュールは、図示していないパルス発生器、送信遅延回路、パルサを有する。パルス発生器は、所定のレート周波数で送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。パルス発生器は、例えば５ｋＨｚのレート周波数でレートパルスを繰り返し発生する。このレートパルスは、チャンネル数に分配され、送信遅延回路に送られる。送信遅延回路は、チャンネル毎に超音波をビーム状に収束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を、各レートパルスに与える。パルサは、送信遅延回路からレートパルスを受けたタイミングで、超音波プローブ２６の振動子ごとに電圧パルスを印加する。これにより、超音波ビームが被検体Ｐの所定領域に送信される（以下、超音波スキャンと呼ぶ）。所定領域とは、例えば、操作者が所望するＲＯＩを含む領域である。
【００３８】
超音波受信モジュールは、図示していないプリアンプ、受信遅延回路、加算器を有する。プリアンプは、超音波プローブ２６を介して取り込まれた被検体からのエコー信号をチャンネル毎に増幅する。受信遅延回路は、ディジタル信号に変換されたエコー信号に、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。加算器は、送受信制御部４１から出力された受信遅延パターンに従って複数のエコー信号を加算する。この加算により受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。この送信指向性と受信指向性とにより超音波送受信の総合的な指向性が決定される（この指向性により、いわゆる「超音波走査線」が決まる）。超音波受信モジュールは、超音波送信モジュールから送信された超音波に対応する受信信号を発生する。なお、超音波受信モジュールは、１回の超音波送信で複数の走査線上に生じたエコー信号を同時に受信する並列受信機能を有していてもよい。
【００３９】
送受信制御部４１は、操作者により第２入力部３１０を介して入力されたモード選択、ＲＯＩの設定、受信遅延パターンリストの選択、送信開始・終了に基づいて、図示していない内部記憶装置に記憶された送受信条件と装置制御プログラムを読み出す。送受信制御部４１は、読み出された送受信条件と装置制御プログラムとに従って、超音波送受信部２３などの超音波スキャンに関する各部を制御する。
【００４０】
Ｂモードデータ発生部４３は、図示していない包絡線検波器、対数変換器、アナログディジタル変換器を有する。包絡線検波器は、超音波送受信部２３から出力された受信信号に対して包絡線検波を実行する。対数変換器は、検波信号の振幅を対数変換して弱い信号を相対的に強調する。アナログディジタル変換器は、この対数変換器の出力信号をディジタル信号に変換し、Ｂモードデータを発生する。Ｂモードデータ発生部４３は、発生したＢモードデータを画像発生部４７へ出力する。
【００４１】
ドプラデータ発生部４５は、図示していないドプラ信号発生モジュールとカラードプラデータ生成モジュールとを有する。ドプラ信号発生モジュールは、図示していないミキサーと低域通過フィルタ（Ｌｏｗ Ｐａｔｈ Ｆｉｌｔｅｒ：以下、ＬＰＦと呼ぶ）を有する。ミキサーは、超音波送受信部２３から出力された信号に、送信周波数と同じ周波数ｆ０を有する基準信号を掛け合わせる。この掛け合わせにより、ドプラ偏移周波数ｆｄの成分の信号と（２ｆ０＋ｆｄ）の周波数成分を有する信号とが得られる。ＬＰＦは、ミキサーからの２種の周波数成分を有する信号のうち、高い周波数成分（２ｆ０＋ｆｄ）の信号を取り除く。ドプラ信号発生モジュールは、高い周波数成分（２ｆ０＋ｆｄ）の信号を取り除くことにより、ドプラ偏移周波数ｆｄの成分を有するドプラ信号を発生する。なお、ドプラ信号を発生させる処理として、直交検波方式を採用することも可能である。
【００４２】
カラードプラデータ生成モジュールは、２チャンネルから構成される図示していないアナログディジタル（以下Ａ／Ｄと呼ぶ）変換器、速度／分散／Ｐｏｗｅｒ演算部を有する。Ａ／Ｄ変換器は、ドプラ信号発生部のＬＰＦから出力されたドプラ信号、または、直交検波されたアナログ信号をディジタル信号に変換する。速度／分散／Ｐｏｗｅｒ演算部は、図示していないＭＴＩ（Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ Ｉｎｄｉｃａｔｏｒ）フィルタ、自己相関演算器を有する。ＭＴＩフィルタは、Ａ／Ｄ変換器から出力されたドプラ信号に対して、臓器の呼吸性移動や拍動性移動などに起因するドプラ成分（クラッタ成分）を除去する。自己相関演算器は、ＭＴＩフィルタによって血流情報のみが抽出されたドプラ信号に対して、自己相関値を算出する。自己相関演算器は、算出された自己相関値に基づいて、血流の平均速度値および分散値等を算出する。カラードプラデータ生成モジュールは、複数のドプラ信号に基づく血流の平均速度値や分散値等からカラードプラデータを生成する。以下、ドプラ信号発生モジュールにより発生されたドプラ信号とカラードプラデータ生成モジュールで生成されたカラードプラデータとをまとめて、ドプラデータと呼ぶ。ドプラデータ発生部４５は、発生したドプラデータを、画像発生部４７へ出力する。
【００４３】
画像発生部４７は、Ｂモードデータに基づいて、一連の超音波画像を発生する。以下、Ｂモードデータに基づいた超音波画像を、Ｂモード画像と呼ぶ。画像発生部４７は、ドプラデータに基づいて、平均速度画像、分散画像、パワー画像、およびこれらの組合せ画像を発生する。以下、ドプラデータに基づいた超音波画像をドプラ画像と呼ぶ。画像発生部４７は、上記画像の発生に加えて、超音波スキャンの走査線信号列を、テレビなどに代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換する（以下、スキャンコンバートと呼ぶ）。画像発生部４７は、この変換により、表示画像としての超音波画像を発生する。画像発生部４７は、発生された超音波画像（以下、発生超音波画像と呼ぶ）を、後述する画像記憶部４９に出力する。具体的には、画像発生部４７は、スキャンコンバートを実行するとき、隣り合う走査線の間のデータを補間する補間処理、各種フィルタによる強調および平滑化処理、フレーム相関処理等を実行する。なお、画像発生部４７は、発生超音波画像のデータを格納する記憶メモリ等を搭載し、３次元画像の再構成処理などを実行させてもよい。
【００４４】
画像発生部４７は、図示していない画像合成モジュールを有する。画像合成モジュールは、図示していないシネメモリ、フレームメモリ等を有する。画像合成モジュールは、画像発生部４７から出力された画像に、種々のパラメータの文字情報や目盛等を合成する。画像合成モジュールは、合成した画像を第２表示部３２２に出力する。シネメモリは、例えばフリーズする直前の複数のフレームに対応する超音波画像を保存するメモリである。このシネメモリ記憶されている画像を連続表示（シネ表示）することで、超音波動画像を表示することも可能である。フレームメモリは、１フレーム分の超音波画像を記憶するメモリであり、当該フレームメモリに現在記憶されている画像が第２表示部３２２に表示される。なお、画像合成モジュールは、図示していない内部記憶装置に記憶された被検体の過去の超音波画像を、画像発生部４７で発生された画像とともに第２表示部３２２に表示させることも可能である。
【００４５】
画像記憶部４９は、発生超音波画像のデータを記憶する。
【００４６】
画素値変化発生部５１は、画像発生部４７で逐次発生されたＢモード画像のＲＯＩに関する画素値の変化を発生する。具体的には、画素値変化発生部５１は、Ｂモードに関する発生超音波画像（以下、発生Ｂモード画像と呼ぶ）の所定のフレーム前に対応する超音波画像を、画像記憶部４９から読み出す。所定のフレームとは、例えば、１フレームである。画素値変化発生部５１は、読み出されたＢモードに関する超音波画像（以下、読出Ｂモード画像と呼ぶ）と発生Ｂモード画像との位置合わせ処理を実行する。なお、位置合わせ処理は、読出Ｂモード画像のＲＯＩと発生Ｂモード画像のＲＯＩとの位置合わせの処理であってもよい。また、上記位置合わせ処理は、発生Ｂモード画像と読出Ｂモード画像とが略同一の断面位置である場合、省略されてもよい。
【００４７】
位置合わせ処理後、画素値変化発生部５１は、発生Ｂモード画像に含まれる画素の画素値から、読出Ｂモード画像に含まれる画素の画素値を差分する。なお、上記差分は、ＲＯＩに含まれる画素の画素値に対して実行してもよい。また、上記差分は、輝度値に対して行ってもよい。画素値変化発生部５１は、上記差分により差分データを発生する。この差分データが画素値の変化に対応する。画素値変化発生部５１は、差分データにおけるＲＯＩ内の画素値の平均値を計算する。なお、画素値変化発生部５１は、差分データにおけるＲＯＩ内の画素の加算値を計算してもよい。以下、画素値変化発生部５１は、平均値を計算するものとする。画素値変化発生部５１は、計算した平均値をトリガ信号発生部５３に出力する。なお、画素値変化発生部５１は、発生Ｂモード画像のＲＯＩ内における画素値の和を計算してもよい。
【００４８】
トリガ信号発生部５３は、図示していないメモリと比較器とを有する。メモリは、第１の閾値を記憶する。第１の閾値とは、例えば、造影剤の像がＲＯＩへ到達したときの超音波画像（以下、到達画像と呼ぶ）と、造影剤の像がＲＯＩへ到達していない超音波画像（以下、未到達画像と呼ぶ）とに基づいて、予め設定された値である。なお、画素値変化発生部５１で計算される値が加算値であるとき、第１の閾値は、到達画像と未到達画像とに基づいて、予め設定された値である。第１の閾値は、後述する第２入力部３１０を介して操作者により、適宜変更可能である。第１の閾値は、特定の変化に対応する値である。
【００４９】
比較器は、平均値と第１の閾値とを比較する。トリガ信号発生部５３は、平均値が第１の閾値以上のとき、第１のトリガ信号を発生する。トリガ信号発生部５３は、第１のトリガ信号を後述するスキャン制御部３６に出力する。なお、発生Ｂモード画像のＲＯＩ内における画素値の和が計算された場合は、第１の閾値は、ＲＯＩにおける造影剤を表す像に関する画素値の和となる。
【００５０】
第２表示部３２２は、画像発生部４７で発生された超音波画像、超音波スキャンのために設定される条件などを表示する。なお、第２表示部３２２は、再構成部３４で再構成された医用画像、Ｘ線ＣＴスキャンのために設定される条件などを表示してもよい。
【００５１】
第２入力部３１０は、操作者が所望する超音波送受信の条件などを入力する。第２入力部３１０は、図示しないが、ＲＯＩの設定などを行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。この場合第２入力部３１０は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標を送受信制御部４１に出力する。なお、第２入力部３１０は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、第２入力部３１０は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標を送受信制御部４１に出力する。
【００５２】
（トリガ同期Ｘ線発生機能）
トリガ同期Ｘ線発生機能とは、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始する機能である。以下、トリガ同期Ｘ線発生機能に従う処理（以下トリガ同期Ｘ線発生処理と呼ぶ）を説明する。
【００５３】
図４は、第１に実施形態に係るトリガ同期Ｘ線発生機能に関する処理の流れを示すフローチャートである。
被検体に対する超音波送受信およびＸ線ＣＴスキャンに先立って、患者情報の入力、送受信条件、種々の超音波データ収集条件の設定および更新、Ｘ線ＣＴスキャンに関する種々の条件などが、第１入力部３２１、第２入力部３２２を介して、本医用画像発生装置１００に入力される。これらの設定および更新などは、図示していない内部記憶装置に記憶される。これらの入力／選択／設定が終了したならば、超音波プローブ２６が、天板２２の超音波プローブ脱着部２４に固定される。超音波プローブ２６を当接する被検体体表面に、伝達物質が塗布される。なお、伝達物質は、天板２２の少なくとも一部を覆うシート状であってもよい。伝達物質を塗布した被検体が、天板２２に載置される。超音波による被検体のスキャンに先立って、超音波造影剤およびＸ線造影剤が、被検体に注入される（ステップＳａ１）。
【００５４】
超音波送信部４１が、被検体の所定領域に超音波を送信する。所定領域とは、例えば、造影Ｘ線ＣＴ検査に関する被検体の組織を含む領域である。送信された超音波に対応する反射波に基づいて、受信信号が発生される（ステップＳａ２）。発生された受信信号に基づいて、超音波画像が発生される（ステップＳａ３）。ステップＳａ３の処理で発生された発生超音波画像の所定のフレーム前に対応する超音波画像が画像記憶部４９に記憶されていなければ（ステップＳａ４）、発生超音波画像は、画像記憶部４９に記憶される（ステップＳａ５）。ステップＳａ５の処理の後、ステップＳａ３およびステップＳａ４各々の処理が実行される。
【００５５】
発生超音波画像の所定のフレーム前に対応する超音波画像が画像記憶部４９に記憶されていれば（ステップＳａ４）、発生超音波画像の所定のフレーム前に対応する超音波画像が、画像記憶部４９から読み出される（ステップＳａ６）。発生超音波画像と読出超音波画像とを用いて、画素値の変化が発生される（ステップＳａ７）。画素値の変化と第１の閾値（特定の変化）とが、トリガ信号発生部５３における比較器により比較される（ステップＳａ８）。画素値の変化が第１の閾値以上のとき、トリガ信号発生部５３により第１のトリガ信号が発生される（ステップＳａ９）。画素値の変化が第１の閾値未満のとき、ステップＳａ３乃至ステップＳａ７の処理が繰り返される。発生された第１のトリガ信号が、スキャン制御部３６に出力される。出力された第１のトリガ信号に同期して、高電圧発生部１１が、Ｘ線の発生を開始するために制御される（ステップＳａ１０）。
【００５６】
（第１の変形例）
第１の実施形態との相違は、第１入力部３１を介した操作者の指示により、Ｘ線の発生を開始するための第１のトリガ信号を発生させることである。第１の変形例の構成は、第１の実施形態における構成要素から画素値変化発生部５１を取り除いた構成となる。以下、第１の実施形態の構成要素と異なる機能を有する構成要素について説明する。
【００５７】
第１入力部３１は、操作者の指示により、Ｘ線の発生を開始するタイミングを入力する。具体的には、第１入力部３１は、タイミングを入力するためのボタンを有する。なお、第１入力部３１は、このボタンのかわりにタッチパネルであってもよい。上記ボタンが操作者により押下されると、第１入力部３１は、押下されたボタンに対応する信号（以下、第１押下信号と呼ぶ）をトリガ信号発生部５３に出力する。
【００５８】
トリガ信号発生部５３は、第１入力部３１から第１押下信号が入力されると、Ｘ線の発生を開始するための第１のトリガ信号を、スキャン制御部３６に出力する。
【００５９】
（トリガ同期Ｘ線発生機能）
第１入力部３１を介して、操作者によりＸ線を発生させるタイミングが入力されると、第１押下信号がトリガ信号発生部５３に出力される。トリガ信号発生部５３に押下信号が入力されると、第１のトリガ信号がスキャン制御部３６に出力される。スキャン制御部３６への第１のトリガ信号の入力と同期して、Ｘ線を発生させるための高電圧が、Ｘ線管１２に高電圧発生部１１によって印加される。
【００６０】
（第２の変形例）
図５は、第１の実施形態の第２の変形例に係る医用画像発生装置の構成の一例を示す図である。第１の実施形態との相違は、画素値変化発生部５１のかわりに状態量発生部５２が搭載されていることにある。第２の変形例においては、発生された一連の超音波画像を用いて、被検体の所定領域に存在する組織の運動状態に関する状態量が発生される。発生された状態量が第２の閾値以上であってＸ線ＣＴスキャンが実行されていないとき、第１のトリガ信号がスキャン制御部３６に出力される。第１のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始するための高電圧が、Ｘ線管１２に印加される。また、状態量が第２の閾値未満であってＸ線ＣＴスキャンが実行されているとき、第２のトリガ信号がスキャン制御部３６に出力される。第２のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を終了するために、Ｘ線管１２への高電圧の供給が、高電圧発生部１１により停止される。以下、第１の実施形態の構成要素において、異なる機能について説明する。
【００６１】
状態量発生部５２は、画像発生部４７で逐次発生された一連の超音波画像のＲＯＩに存在する組織の運動状態に関する状態量を発生する。画像発生部４７で発生された超音波画像がＢモード画像である場合、状態量は組織の形態および位置に関する量である。また、画像発生部４７で発生された超音波画像がドプラ画像である場合、状態量は、組織の運動速度および組織の運動に起因する血流の向きの時間的変化である。以下、説明を簡単にするために、上記組織は被検体の心臓であって、発生された超音波画像はＢモード画像であるとする。なお、上記組織は被検体の心臓であって、発生された超音波画像がドプラ画像である場合については、後ほど詳述する。また、上記組織は、心臓以外の臓器にも適用可能である。
【００６２】
具体的には、状態量発生部５２は、発生超音波画像のＲＯＩにおける心臓の像を特定する。状態量発生部５２は、特定された心臓の像について、予め設定された所定の方向に沿った心臓の像の長さを計算する。発生Ｂモード画像が被検体の心臓に対する横断像（アキシャル像）である場合、この長さは心臓の厚みまたは略直径に対応する。
【００６３】
なお、状態量発生部５２は、以下のような処理を実行してもよい。状態量発生部５２は、発生Ｂモード画像の所定のフレーム前に対応するＢモード画像を、画像記憶部４９から読み出す。所定のフレームとは、例えば、１フレームである。状態量発生部５２は、読出超音波画像のＲＯＩに存在する心臓像と、発生超音波画像のＲＯＩに存在する心臓像とをそれぞれ特定する。状態量発生部５２は、読出Ｂモード画像と発生Ｂモード画像との位置合わせ処理を実行する。なお、位置合わせ処理は、読出Ｂモード画像のＲＯＩに存在する心臓像と発生Ｂモード画像のＲＯＩに存在する心臓像との位置合わせの処理であってもよい。また、上記位置合わせ処理は、発生Ｂモード画像と読出Ｂモード画像とが略同一の断面位置である場合、省略されてもよい。
【００６４】
位置合わせ処理後、状態量発生部５２は、発生Ｂモード画像のＲＯＩに含まれる所定の方向に沿った心臓の厚み（以下、第１の厚みと呼ぶ）を計算する。状態量発生部５２は、読出Ｂモード画像のＲＯＩに含まれる所定の方向に沿った心臓の厚み（以下、第２の厚みと呼ぶ）を計算する。状態量発生部５２は、第１の厚みから第２の厚みを差分した差分値を計算する。計算された差分値は、心臓の運動状態に関する状態量に対応する。
【００６５】
上記組織が被検体の心臓であって、発生された超音波画像がドプラ画像である場合について説明する。状態量発生部５２は、ドプラ画像が発生された時点の血流の向きおよび大きさを計算する。以下、計算された厚みと、血流の向きおよび速度とをまとめて状態量と呼ぶ。状態量発生部５２は、計算した状態量をトリガ信号発生部５３に出力する。
【００６６】
トリガ信号発生部５３は、図示していないメモリと比較器とを有する。メモリは、第２の閾値を記憶する。第２の閾値は、例えば、状態量が厚みである場合、予め設定された所定の方向に関する心臓の厚みである。また、第２の閾値は、例えば、状態量が血流の向きおよび速度の変化（以下、変化量と呼ぶ）である場合、所定の変化量である。比較器は、発生された状態量と第２の閾値とを比較する。トリガ信号発生部５３は、状態量が第２の閾値以上であってＸ線ＣＴスキャンが実行されていないとき、第１のトリガ信号を発生する。トリガ信号発生部５３は、状態量が第２の閾値未満であってＸ線ＣＴスキャンが実行されているとき、第２のトリガ信号を発生する。トリガ信号発生部５３は、発生された第１、第２のトリガ信号を、スキャン制御部３６に出力する。なお、第２の閾値は、第１入力部３１を介した操作者の指示により、設定されることも可能である。
【００６７】
スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始するために、高電圧発生部１１を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、回転フレームを回転させるために回転駆動部１６を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、データ収集を開始させるためにデータ収集部１４を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第２のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を終了するために、高電圧発生部１１を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第２のトリガ信号に同期して、回転フレーム１５の回転を停止させるために回転駆動部１６を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第２のトリガ信号に同期して、データ収集を終了させるためにデータ収集部１４を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、寝台２０に搭載された図示していない天板駆動部を制御する。
【００６８】
（トリガ同期機能）
トリガ同期機能とは、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期してＸ線の発生を開始し、第２のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を終了する機能である。以下、トリガ同期機能に従う処理（以下トリガ同期処理と呼ぶ）を説明する。
【００６９】
図６は、第１に実施形態の第２の変形例に係るトリガ同期機能に関する処理の流れを示すフローチャートである。以下、状態量発生部５２で発生される状態量は、Ｂモード画像における心臓像の直径であるとする。
ステップＳａ２の処理の後超音波画像が発生される（ステップＳａ３）。発生された超音波画像に含まれる被検体の心臓像の直径（状態量）が発生される。（ステップＳｂ４）。Ｘ線ＣＴスキャン中でなく（ステップＳｂ５）、かつ発生された状態量が第２の閾値以上である場合（ステップＳｂ６）、第１のトリガ信号が発生される（ステップＳａ９）。発生された第１のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始するために高電圧発生部１１が制御される（ステップＳａ１０）。ステップＳａ１０の処理の後、ステップＳａ３、ステップＳｂ４、ステップＳｂ５、ステップＳｂ７の処理が実行される。Ｘ線ＣＴスキャン中でなく（ステップＳｂ５）、かつ発生された状態量が第２の閾値未満である場合（ステップＳｂ６）、ステップＳａ３、ステップＳｂ４乃至ステップＳｂ６各々の処理が実行される。
【００７０】
Ｘ線ＣＴスキャン中であって（ステップＳｂ５）、発生された状態量が第２の閾値未満である場合（ステップＳｂ７）、第２のトリガ信号が発生される（ステップＳｂ８）。発生された第２のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を終了するために高電圧発生部１１が制御される（ステップＳｂ９）。Ｘ線ＣＴスキャン中であって（ステップＳｂ５）、発生された状態量が第２の閾値以上である場合（ステップＳｂ７）、操作者によるＸ線ＣＴスキャン終了の指示が入力されなければ（ステップＳｂ１０）、ステップＳａ３、ステップＳｂ４乃至ステップＳｂ７各々の処理が実行される。
【００７１】
図７は、第２の変形例における心電同期スキャンが実行される区間を、心臓の収縮拡張状態とＥＣＧ（ＥｌｅｃｔｏＣａｒｄｉｏＧｒａｍ）波形とともに示す図である。図７における曲線Ｃは、状態量発生部５２により発生された被検体の心臓の厚み（心臓の収縮拡張状態）の時間変化を示している。図７におけるｔｈは、第２の閾値を示している。図７におけるｔ１は、第１のトリガ信号が発生された時点を示している。図７におけるｔ２は、第２のトリガ信号が発生された時点を示している。すなわち、ｔ１とｔ２との間隔Ｉは、Ｘ線ＣＴスキャンが実行されている期間を示している。
【００７２】
（第３の変形例）
第２の変形例との相違は、第１入力部３１を介した操作者の指示によりＸ線の発生を開始するための第１のトリガ信号を発生し、第１入力部３１を介した操作者の指示によりＸ線の発生を終了するための第２のトリガ信号を発生することである。第３の変形例の構成は、第２の変形例における構成要素から状態量発生部５２を取り除いた構成となる。以下、第１の実施形態および第２の変形例の構成要素と異なる機能を有する構成要素について説明する。
【００７３】
第１入力部３１は、操作者の指示により、Ｘ線の発生を開始するタイミング（以下、開始タイミングと呼ぶ）を入力する。第１入力部３１は、操作者の指示により、Ｘ線の発生を終了するタイミング（以下、終了タイミングと呼ぶ）を入力する。具体的には、第１入力部３１は、開始タイミングを入力するための開始ボタンを有する、第１入力部３１は、終了タイミングを入力するため終了ボタンを有する。なお、開始ボタンと終了ボタンとは、同一のボタンであってもよい。また、第１入力部３１は、これらのボタンのかわりにタッチパネルであってもよい。
【００７４】
開始ボタンが操作者により押下されると、第１入力部３１は、開始ボタンに対応する信号（以下、第１押下信号と呼ぶ）をトリガ信号発生部５３に出力する。終了ボタンが操作者により押下されると、第１入力部３１は、終了ボタンに対応する信号（以下、第２押下信号と呼ぶ）をトリガ信号発生部５３に出力する。
【００７５】
トリガ信号発生部５３は、第１入力部３１から第１押下信号が入力されると、Ｘ線の発生を開始するための第１のトリガ信号を、スキャン制御部３６に出力する。トリガ信号発生部５３は、第１入力部３１から第２押下信号が入力されると、Ｘ線の発生を終了するための第２のトリガ信号を、スキャン制御部３６に出力する。
【００７６】
（トリガ同期機能）
第１入力部３１を介して操作者によりＸ線の発生を開始するタイミングが入力されると、第１押下信号がトリガ信号発生部５３に出力される。第１入力部３１から第１押下信号が入力されると、第１のトリガ信号が、スキャン制御部３６に出力される。第１のトリガ信号の入力と同期して、Ｘ線を発生させるための高電圧が、高電圧発生部１１によりＸ線管１２に印加される。
【００７７】
第１入力部３１を介して操作者によりＸ線の発生を終了するタイミングが入力されると、第２押下信号がトリガ信号発生部５３に出力される。第２押下信号がトリガ信号発生部５３に入力されると、第２のトリガ信号が、スキャン制御部３６に出力される。第２のトリガ信号の入力と同期して、高電圧発生部１１がＸ線の発生を終了するために制御される。
【００７８】
以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本医用画像発生装置１００によれば、天板２２の超音波プローブ着脱部２４に超音波プローブ２６を、操作者が所望する方向に固定することができる。これにより、被検体に対する超音波プローブ２６の当接の安定性が向上する。また、粘着層の素材が被検体および装置に付着する問題が解消される。加えて、本医用画像発生装置１００によれば、複数の超音波画像を用いて、所定領域の画素値の変化を発生することができる。これにより、本医用画像発生装置１００は、例えば、Ｘ線造影剤のＲＯＩへの到達をリアルタイムで検知できる。このことから、造影Ｘ線ＣＴ検査におけるリアルプレップなどによる被検体に対する余分な被曝を、なくすことができる。また、本医用画像発生装置１００によれば、超音波画像により心臓などの組織の運動状態に関する状態量を発生することができる。これにより、例えば、心電同期スキャンにおいて、被検体へのＸ線の曝射期間をリアルタイムで適切に設定することができる。このことから、心電同期スキャンなどにおける被検体に対する余分な被曝を、低減することができる。
【００７９】
（第２の実施形態）
以下、図面を参照して、第２の実施形態を説明する。
図８は、第２の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置（以下、Ｘ線ＣＴ装置と呼ぶ）１の構成の一例を示す図である。
【００８０】
第２の実施形態と第１の実施形態との主な相違は、第１の実施形態のコンソール装置３０に、外部の超音波診断装置本体に接続されるコネクタ６０が搭載されている点である。
【００８１】
本Ｘ線ＣＴ装置１は、コネクタ６０を介して外部の超音波診断装置本体と接続される。Ｘ線ＣＴ装置１におけるコンソール装置３０は、コネクタ６０を有する。なお、外部の超音波診断装置本体は、超音波診断装置本体と同等な機能を有するサーバであってもよい。
【００８２】
以下、第２の実施形態と第１の実施形態との構成要素において、異なる動作を行う構成要素について説明する。
【００８３】
Ｘ線ＣＴ装置１に搭載されたコネクタ６０は、外部の超音波診断装置と本Ｘ線ＣＴ装置１とを接続する。なお、コネクタ６０の替わりに、無線送受信装置であってもよい。この時、上記接続における配線は不要となる。
【００８４】
外部の超音波診断装置本体は、超音波プローブ着脱部２４に固定された超音波プローブからの出力に基づいて、特定信号を発生する。外部の超音波診断装置本体は、発生した特定信号を、本Ｘ線ＣＴ装置のコネクタ６０を介して、スキャン制御部３６に出力する。特定信号とは、第１の実施形態における第１のトリガ信号および第２のトリガ信号に対応する信号である。
【００８５】
なお、外部の超音波診断装置本体が例えばサーバである場合、複数の本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置を、サーバに接続することができる。
【００８６】
以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、天板２２の超音波プローブ着脱部２４に超音波プローブ２６を、操作者が所望する方向に固定することができる。これにより、被検体に対する超音波プローブ２６の当接の安定性が向上する。また、粘着層の素材が被検体および装置に付着する問題が解消される。加えて、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、外部の超音波診断装置本体からの特定信号に基づいて、Ｘ線の発生を開始および終了することができる。これにより、例えば、Ｘ線造影剤のＲＯＩへの到達を、リアルタイムで検知できる。このことから、造影Ｘ線ＣＴ検査におけるリアルプレップなどによる被検体に対する余分な被曝を、なくすことができる。加えて、例えば心電同期スキャンにおいて、被検体へのＸ線の曝射期間をリアルタイムで適切に設定することができる。このことから、心電同期スキャンなどにおける被検体に対する余分な被曝を、低減することができる。
【００８７】
さらに、複数の本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、外部の超音波診断装置に接続することができる。これにより、複数の本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１に対してそれぞれ外部の超音波診断装置本体を用意する必要がないため、コストを低減させることができる。
【００８８】
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。これら新規な実施形態は、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ともに、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。
【符号の説明】
【００８９】
１…Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、１０…架台、１１…高電圧発生部、１２…Ｘ線管、１３…Ｘ線検出器、１４…データ収集部（ＤＡＳ）、１５…回転フレーム、１６…回転駆動部、２０…寝台、２２…天板、２４…超音波プローブ着脱部、２６…超音波プローブ、３０…コンソール装置、３１…第１入力部、３４…再構成部、３６…スキャン制御部、４０…超音波診断装置本体、４１…送受信制御部、４３…Ｂモードデータ発生部、４５…ドプラデータ発生部、４７…画像発生部、４９…画像記憶部、５１…画素値変化発生部、５２…状態量発生部、５３…トリガ信号発生部、６０…コネクタ、１００…医用画像発生装置、３１０…第２入力部、３２１…第１表示部、３２２…第２表示部
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、超音波診断装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置とを備える医用画像発生装置およびＸ線コンピュータ断層撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、Ｘ線コンピュータ断層撮影（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下ＣＴと呼ぶ）装置は、造影ＣＴ検査および心電同期スキャンに用いられることがある。
【０００３】
心電同期スキャンは、まず、予め取得された心電波形に基づいて、操作者が所望する被検体の心位相区間を予測する。続いて、予測された心位相区間でＸ線ＣＴ装置によるスキャン（以下、ＣＴスキャンと呼ぶ）が実行される。これにより、操作者が所望する心位相区間における断層像が得られる。しかしながら、心位相区間は心電波形の変動などに対処するために所定の余裕をもって設定されるため（例えば図９参照）、被検体に余分な被曝をさせる問題がある。
【０００４】
造影ＣＴ検査においては、被検体に注入されたＸ線造影剤が関心領域（Ｒｅｇｉｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：以下、ＲＯＩと呼ぶ）に到達するタイミングでＣＴスキャン（以下、本スキャンと呼ぶ）が開始される。本スキャンを開始するタイミングを計る技術としては、リアルプレップと呼ばれる技術がある。リアルプレップは、本スキャンの開始前に、本スキャンにおける線量より低い線量でＲＯＩをスキャンする。リアルプレップは、スキャンにより得られた画像のＣＴ値が予め定められた閾値に到達したとき、本スキャンを開始する。しかしながら、リアルプレップにおけるスキャンでは、Ｘ線造影剤を検知するまで被検体が被曝する問題がある。
【０００５】
また、リアルプレップを用いないで、本スキャンを開始するタイミングを計る技術としては、超音波を用いる技術がある。この技術では、まず操作者が、粘着層を有する超音波プローブを被検体に張り付ける。続いて、Ｘ線造影剤の注入前またはＸ線造影剤と同時に超音波造影剤が被検体に注入される。そして、張り付けられた超音波プローブを介して超音波を送受信することにより、ＲＯＩへの超音波造影剤の到達が検知される。ＲＯＩへの超音波造影剤の到達に基づいて、上記タイミングが決定される。しかしながら、被検体の部位によっては、超音波プローブを粘着層により固定できない問題がある。加えて、超音波プローブを粘着層により固定できる部位であっても、天板の動きとともに超音波プローブも動くため、被検体に対する超音波プローブの当接の安定性に問題がある。また、粘着層の素材が被検体および装置に付着する問題がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００８−１７８４６６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
目的は、天板に載置された被検体に、安定して超音波プローブを当接することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本実施形態に係る医用画像発生装置は、超音波診断装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置とを備え、前記超音波診断装置は、特定形状を有する超音波プローブと、前記超音波プローブを介して、被検体の所定領域に超音波を送信し、前記所定領域からの反射波を受信する超音波送受信部と、前記超音波送受信部から出力された受信信号に基づいて、一連の超音波画像を発生する画像発生部と、前記一連の超音波画像を用いて、前記所定領域に関する画素値の変化を発生する画素値変化発生部と、前記画素値の変化が特定の変化を示す時、トリガ信号を発生するトリガ信号発生部とを具備し、前記Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線を発生するＸ線管と、前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、画像データを再構成する再構成部と、前記Ｘ線管からＸ線を発生させるための高電圧を発生する高電圧発生部と、前記トリガ信号に同期して、前記Ｘ線の発生を開始するために前記高電圧発生部を制御するスキャン制御部と、
前記被検体を載置する天板とを具備し、前記天板には、前記超音波プローブを着脱するための、前記特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、を特徴とする。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】図１は、第１の実施形態に係る医用画像発生装置の斜視図の一例を示す図である。
【図２】図２は、第１の実施形態に係る医用画像発生装置の構成の一例を示す構成図である。
【図３】図３は、第１に実施形態に係る天板の斜視図の一例である。
【図４】図４は、第１に実施形態に係るトリガ同期Ｘ線発生機能に関する処理の流れを示すフローチャートである。
【図５】図５は、第１の実施形態の第２の変形例に係る医用画像発生装置の構成の一例を示す図である。
【図６】図６は、第１の実施形態の第２の変形例に係るトリガ同期機能に関する処理の流れを示すフローチャートである。
【図７】図７は、第１の実施形態の第２の変形例に係り、心電同期スキャンが実行される区間を、心臓の収縮拡張状態とＥＣＧ波形とともに示す図である。
【図８】図８は、第２の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成の一例を示す図である。
【図９】図９は、従来の心電同期スキャンにおけるスキャン期間を、心臓の収縮拡張状態とＥＣＧ波形とともに示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、超音波診断装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下Ｘ線ＣＴ装置と呼ぶ）とを備える医用画像発生装置の実施形態について図面を参照しながら説明する。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、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等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本実施形態へ適用可能である。また、画像を再構成するには被検体の周囲一周、３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角度分の投影データが必要とされる。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。また、入射Ｘ線を電荷に変化するメカニズムは、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線によるセレン等の半導体内で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。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよい。さらに、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。本実施形態においては、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も適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。
【００１１】
なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【００１２】
（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係る医用画像発生装置の斜視図の一例を示す図である。医用画像発生装置１００におけるＸ線ＣＴ装置は、架台１０、寝台２０、コンソール装置３０を有する。寝台２０は、天板２２を有する。天板２２は、超音波プローブ脱着部２４を有する。コンソール装置３０は、後述する再構成部３４で再構成された画像データを表示する第１表示部３２１を有する。図１のコンソール装置３０には、後述する超音波診断装置本体４０が搭載されている。コンソール装置３０は、後述する画像発生部４７で発生された超音波画像を表示する第２表示部３２２を有する。なお、超音波診断装置本体４０は、コンソール装置３０とは、別体であってもよい。
【００１３】
図２は、第１の実施形態に係る医用画像発生装置１００の構成の一例を示す構成図である。医用画像発生装置１００は、Ｘ線ＣＴ装置１と超音波診断装置とを備える。超音波診断装置は、超音波診断装置本体４０と超音波プローブ２６とを有する。
【００１４】
まず、Ｘ線ＣＴ装置１の各構成要素について説明し、次いで超音波診断装置について説明する。架台１０は、高電圧発生部１１、Ｘ線管１２、Ｘ線検出器１３、データ収集部１４、回転フレーム１５、回転駆動部１６を有する。
【００１５】
高電圧発生部１１は、後述するスキャン制御部３６による制御のもとで、Ｘ線管１２に供給するための高電圧を発生する。
【００１６】
Ｘ線管１２は、高電圧発生部１１から図示していないスリップリングを経由して電圧の印加および電流の供給を受けて、Ｘ線の焦点からＸ線を放射する。Ｘ線の焦点から放射されたＸ線は、Ｘ線管１２のＸ線放射窓に取り付けられたコリメーターユニットにより、例えばコーンビーム形（角錐形）に整形される。図２におけるＸ軸は、回転軸Ｚと直交し、放射されるＸ線の焦点を通る直線である。Ｙ軸は、Ｘ軸および回転軸Ｚと直交する直線である。なお、説明の便宜上このＸＹＺ座標系は、回転軸Ｚを中心として回転する回転座標系として説明する。
【００１７】
Ｘ線検出器１３は、回転軸Ｚを挟んでＸ線管１２に対峙する位置およびアングルで取り付けられる。Ｘ線検出器１３は、複数のＸ線検出素子を有している。ここでは、単一のＸ線検出素子が単一のチャンネルを構成しているものとして説明する。複数のチャンネルは、回転軸Ｚに直交し、かつ放射されるＸ線の焦点を中心として、この中心から１チャンネル分のＸ線検出素子の受光部中心までの距離を半径とする円弧方向（チャンネル方向）とＺ方向との２方向に関して２次元状に配列される。また、Ｘ線検出器１３は、複数のＸ線検出素子を１列に配列した複数のモジュールで構成されてもよい。モジュール各々は、上記チャンネル方向に沿って略円弧方向に１次元状に配列される。
【００１８】
また複数のＸ線検出素子は、チャンネル方向とスライス方向との２方向に関して２次元状に配列させてもよい。すなわち、２次元状の配列は、上記チャンネル方向に沿って一次元状に配列された複数のチャンネルを、スライス方向に関して複数列並べて構成される。このような２次元状のＸ線検出素子配列を有するＸ線検出器１３は、略円弧方向に１次元状に配列される複数の上記モジュールをスライス方向に関して複数列並べて構成してもよい。
【００１９】
架台１０には、図示していない回転支持機構が収容される。回転支持機構は、回転フレーム１５と、回転軸Ｚを中心として回転自在に回転フレームを支持する図示していないリング支持機構と、リングの回転を駆動する回転駆動部（例えば、電動機）１６とを有する。回転フレーム１５には、Ｘ線管１２と、２次元アレイ型または多列型とも称されるＸ線検出器１３が搭載されている。
【００２０】
撮影又はスキャンに際しては、Ｘ線管１２とＸ線検出器１３との間の円筒形の撮影領域内に、被検体Ｐが天板２２に載置され挿入される。Ｘ線検出器１３の出力には、ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）と呼ばれるデータ収集部１４が接続される。
【００２１】
データ収集部１４は、Ｘ線検出器１３の各チャンネルの電流信号を電圧に変換するＩ−Ｖ変換器と、この電圧信号をＸ線の曝射周期に同期して周期的に積分する図示していない積分器と、積分器の出力信号を増幅する図示していないアンプと、アンプの出力信号をディジタル信号変換する図示していないアナログ・ディジタル・コンバータとが、チャンネルごとに取り付けられている。データ収集部１４から出力されるデータ（純生データ（ｐｕｒｅ ｒａｗ ｄａｔａ））は、磁気送受信又は光送受信を用いた図示していない非接触データ伝送部を経由して、図示していない前処理部に伝送される。
【００２２】
前処理部は、データ収集部１４から出力される純生データに対して前処理を施す。前処理には、例えば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または、信号脱落を補正する処理等が含まれる。前処理部から出力される再構成処理直前のデータ（生データ（ｒａｗ ｄａｔａ）または、投影データと称される、ここでは投影データという）は、データ収集したときにビューアングルを表すデータと関連付けられて、磁気ディスク、光磁気ディスク、又は半導体メモリを備えた図示していない投影データ記憶部に記憶される。
【００２３】
なお、投影データとは、被検体を透過したＸ線の強度に応じたデータ値の集合である。ここでは説明の便宜上、ワンショットで略同時に収集したビューアングルが同一である全チャンネルにわたる一揃いの投影データを、投影データセットと称する。また、ビューアングルは、Ｘ線管１２が回転軸Ｚを中心として周回する円軌道の各位置を、回転軸Ｚから鉛直上向きにおける円軌道の最上部を０°として３６０°の範囲の角度で表したものである。なお、投影データセットの各チャンネルに対する投影データは、ビューアングル、コーン角、チャンネル番号によって識別される。
【００２４】
寝台２０は、天板２２、図示していない天板支持機構、天板駆動部を有する。なお、寝台２０は、後述する超音波診断装置本体４０に搭載された超音波送受信部２３を有していてもよい。天板２２には、被検体Ｐが載置される。天板２２は、複数の超音波プローブ着脱部２４を有する。図３は、天板２２の斜視図の一例である。超音波プローブ着脱部２４は、例えば、超音波プローブ２６を差し込むための差込口を有する。超音波プローブ着脱部２４の構造は、超音波プローブ２６の形状に合わせて変更可能である。なお、超音波プローブ着脱部２４は、超音波プローブ２６を差し込むための穴であってもよい。超音波プローブ着脱部２４は、超音波プローブ２６を着脱可能に固定する。超音波プローブ着脱部２４に差し込まれた超音波プローブ２６は、操作者が所望する超音波スキャン方向に適宜調整可能である。
【００２５】
超音波プローブ着脱部２４は、上記差込口とともに、超音波プローブ２６を保持するための構造と、天板２２に載置された被検体に超音波プローブ２６を当接させるための構造とを有する。それにより、天板２２移動時においても上記当接させる状態を維持したまま超音波プローブ２６の脱落を防止することができる。被検体に超音波プローブ２６を当接させるための構造は、超音波プローブ２６を天板２２表面から所定の突き出した状態で、超音波プローブを保持するための構造として設けられる。なお、超音波プローブ着脱部２４は、被検体が天板２２に載置されたとき、所定の圧力で超音波プローブ２６を被検体体表面に当接させるための機構（例えば、弾性体など）を有していてもよい。超音波プローブ２６が挿入されていない超音波プローブ着脱部２４には、天板２２の表面が滑らかとなるように、例えば、蓋などの覆いが設けられる。
【００２６】
また、超音波プローブ２６と被検体体表面との間に空気が存在すれば、超音波プローブ２６から送信された超音波は大きく減衰する。このため、超音波プローブ着脱部２４に設置された超音波プローブ２６と被検体との間にゼリーおよびゲルなどの伝達物質が挟まれる。なお、挟まれる伝達物質は、天板２２を覆うシート状の伝達物質であってもよい。また、伝達物質は、天板２２の移動時において天板２２に載置された被検体Ｐが動かない程度の粘性を有していてもよい。
【００２７】
図示していない天板支持機構は、天板２２をＺ軸に沿って往復移動可能に支持する。典型的には、天板支持機構は、天板２２の長軸をＺ軸に平行にするように天板２２を支持する。図示していない天板駆動部は、後述するスキャン制御部３６による制御に従って、天板２２を駆動する。
【００２８】
コンソール装置３０は、スキャン制御部３６、再構成部３４、第１表示部３２１、第１入力部３１を有する。なお、コンソール装置３０は、後述する超音波診断装置本体４０を有していてもよい。
【００２９】
スキャン制御部３６は、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１の中枢として機能する。スキャン制御部３６は、図示していないＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）とメモリとを備える。スキャン制御部３６は、図示していないメモリに記憶された制御プログラムに基づいて、Ｘ線コンピュータ断層撮影（以下、Ｘ線ＣＴスキャンと呼ぶ）のために架台１０、寝台２０を制御する。
【００３０】
具体的には、スキャン制御部３６は、後述するトリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始するために、高電圧発生部１１を制御する。スキャン制御部３６は、第１のトリガ信号に同期して、回転フレーム１５を回転させるために回転駆動部１６を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、データ収集を実行させるためにデータ収集部１４を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、寝台２０に搭載された図示していない天板駆動部を制御する。
【００３１】
スキャン制御部３６は、所定の画像発生・表示等を実行するための制御プログラムを、図示していない内部記憶装置から読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・処理等を実行する。なお、スキャン制御部３６は、後述する送受信制御部４１が有する機能を具備することも可能である。
【００３２】
再構成部３４は、ビューアングルが３６０°又は１８０°＋ファン角の範囲内の投影データセットに基づいて、フェルドガンプ法またはコーンビーム再構成法により、略円柱形の３次元画像を再構成する機能を有する。再構成部３４は、例えばファンビーム再構成法（ファンビーム・コンボリューション・バックプロジェクション法ともいう）またはフィルタード・バックプロジェクション法により２次元画像（断層画像）を再構成する機能を有する。フェルドガンプ法は、コーンビームのように再構成面に対して投影レイが交差する場合の再構成法であり、コーン角が小さいことを前提として畳み込みの際にはファン投影ビームとみなして処理し、逆投影はスキャンの際のレイに沿って処理する近似的画像再構成法である。コーンビーム再構成法は、フェルドガンプ法よりもコーン角のエラーが抑えられる方法として、再構成面に対するレイの角度に応じて投影データを補正する再構成法である。
【００３３】
第１表示部３２１は、再構成部３４で再構成された医用画像、Ｘ線ＣＴスキャンのために設定される条件などを表示する。なお、第１表示部３２１は、超音波スキャンのために設定される条件、後述する画像発生部４７で発生された超音波画像などを表示してもよい。
【００３４】
第１入力部３１は、操作者が所望するＸ線ＣＴスキャンの撮影条件、画像処理の条件などを入力する。第１入力部３１は、図示しないが、ＲＯＩの設定などを行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。この場合第１入力部３１は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標をスキャン制御部３６に出力する。なお、第１入力部３１は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、第１入力部３１は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標をスキャン制御部３６に出力する。なお、第１入力部３１は、操作者の指示により、後述する第１の閾値を入力することも可能である。
【００３５】
超音波診断装置は、超音波診断装置本体４０と超音波プローブ２６とを有する。超音波診断装置本体４０は、超音波送受信部２３、送受信制御部４１、Ｂモードデータ発生部４３、ドプラデータ発生部４５、画像発生部４７、画像記憶部４９、画素値変化発生部５１、トリガ信号発生部５３、スキャン制御部３６、再構成部３４、第２表示部３２２、第２入力部３１０を有する。なお、超音波送受信部２３は、寝台２０に搭載されてもよい。また、超音波診断装置本体４０は、コンソール装置３０に搭載されてもよい。また、超音波寝台装置本体４０は、図示していないネットワークを介して、Ｘ線ＣＴ装置１が設置されている部屋とは異なる場所（例えばサーバ室など）に設置することも可能である。超音波診断装置本体４０と超音波プローブ２６とは、図示していないコネクタで接続される。
【００３６】
超音波プローブ２６は、操作者により超音波プローブ着脱部２４に設置される。超音波プローブ２６は、圧電セラミックス等の音響／電気可逆的変換素子としての圧電振動子を有する。複数の圧電振動子は並列され、超音波プローブ２６の先端に装備される。なお、一つの圧電振動子が一チャンネルを構成するものとして説明する。
【００３７】
超音波送受信部２３は、図示していない超音波送信モジュールと超音波受信モジュールとを有する。超音波送受信部２３は、後述する送受信制御部４１により制御される。超音波送信モジュールは、図示していないパルス発生器、送信遅延回路、パルサを有する。パルス発生器は、所定のレート周波数で送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。パルス発生器は、例えば５ｋＨｚのレート周波数でレートパルスを繰り返し発生する。このレートパルスは、チャンネル数に分配され、送信遅延回路に送られる。送信遅延回路は、チャンネル毎に超音波をビーム状に収束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を、各レートパルスに与える。パルサは、送信遅延回路からレートパルスを受けたタイミングで、超音波プローブ２６の振動子ごとに電圧パルスを印加する。これにより、超音波ビームが被検体Ｐの所定領域に送信される（以下、超音波スキャンと呼ぶ）。所定領域とは、例えば、操作者が所望するＲＯＩを含む領域である。
【００３８】
超音波受信モジュールは、図示していないプリアンプ、受信遅延回路、加算器を有する。プリアンプは、超音波プローブ２６を介して取り込まれた被検体からのエコー信号をチャンネル毎に増幅する。受信遅延回路は、ディジタル信号に変換されたエコー信号に、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。加算器は、送受信制御部４１から出力された受信遅延パターンに従って複数のエコー信号を加算する。この加算により受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。この送信指向性と受信指向性とにより超音波送受信の総合的な指向性が決定される（この指向性により、いわゆる「超音波走査線」が決まる）。超音波受信モジュールは、超音波送信モジュールから送信された超音波に対応する受信信号を発生する。なお、超音波受信モジュールは、１回の超音波送信で複数の走査線上に生じたエコー信号を同時に受信する並列受信機能を有していてもよい。
【００３９】
送受信制御部４１は、操作者により第２入力部３１０を介して入力されたモード選択、ＲＯＩの設定、受信遅延パターンリストの選択、送信開始・終了に基づいて、図示していない内部記憶装置に記憶された送受信条件と装置制御プログラムを読み出す。送受信制御部４１は、読み出された送受信条件と装置制御プログラムとに従って、超音波送受信部２３などの超音波スキャンに関する各部を制御する。
【００４０】
Ｂモードデータ発生部４３は、図示していない包絡線検波器、対数変換器、アナログディジタル変換器を有する。包絡線検波器は、超音波送受信部２３から出力された受信信号に対して包絡線検波を実行する。対数変換器は、検波信号の振幅を対数変換して弱い信号を相対的に強調する。アナログディジタル変換器は、この対数変換器の出力信号をディジタル信号に変換し、Ｂモードデータを発生する。Ｂモードデータ発生部４３は、発生したＢモードデータを画像発生部４７へ出力する。
【００４１】
ドプラデータ発生部４５は、図示していないドプラ信号発生モジュールとカラードプラデータ生成モジュールとを有する。ドプラ信号発生モジュールは、図示していないミキサーと低域通過フィルタ（Ｌｏｗ Ｐａｔｈ Ｆｉｌｔｅｒ：以下、ＬＰＦと呼ぶ）を有する。ミキサーは、超音波送受信部２３から出力された信号に、送信周波数と同じ周波数ｆ０を有する基準信号を掛け合わせる。この掛け合わせにより、ドプラ偏移周波数ｆｄの成分の信号と（２ｆ０＋ｆｄ）の周波数成分を有する信号とが得られる。ＬＰＦは、ミキサーからの２種の周波数成分を有する信号のうち、高い周波数成分（２ｆ０＋ｆｄ）の信号を取り除く。ドプラ信号発生モジュールは、高い周波数成分（２ｆ０＋ｆｄ）の信号を取り除くことにより、ドプラ偏移周波数ｆｄの成分を有するドプラ信号を発生する。なお、ドプラ信号を発生させる処理として、直交検波方式を採用することも可能である。
【００４２】
カラードプラデータ生成モジュールは、２チャンネルから構成される図示していないアナログディジタル（以下Ａ／Ｄと呼ぶ）変換器、速度／分散／Ｐｏｗｅｒ演算部を有する。Ａ／Ｄ変換器は、ドプラ信号発生部のＬＰＦから出力されたドプラ信号、または、直交検波されたアナログ信号をディジタル信号に変換する。速度／分散／Ｐｏｗｅｒ演算部は、図示していないＭＴＩ（Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ Ｉｎｄｉｃａｔｏｒ）フィルタ、自己相関演算器を有する。ＭＴＩフィルタは、Ａ／Ｄ変換器から出力されたドプラ信号に対して、臓器の呼吸性移動や拍動性移動などに起因するドプラ成分（クラッタ成分）を除去する。自己相関演算器は、ＭＴＩフィルタによって血流情報のみが抽出されたドプラ信号に対して、自己相関値を算出する。自己相関演算器は、算出された自己相関値に基づいて、血流の平均速度値および分散値等を算出する。カラードプラデータ生成モジュールは、複数のドプラ信号に基づく血流の平均速度値や分散値等からカラードプラデータを生成する。以下、ドプラ信号発生モジュールにより発生されたドプラ信号とカラードプラデータ生成モジュールで生成されたカラードプラデータとをまとめて、ドプラデータと呼ぶ。ドプラデータ発生部４５は、発生したドプラデータを、画像発生部４７へ出力する。
【００４３】
画像発生部４７は、Ｂモードデータに基づいて、一連の超音波画像を発生する。以下、Ｂモードデータに基づいた超音波画像を、Ｂモード画像と呼ぶ。画像発生部４７は、ドプラデータに基づいて、平均速度画像、分散画像、パワー画像、およびこれらの組合せ画像を発生する。以下、ドプラデータに基づいた超音波画像をドプラ画像と呼ぶ。画像発生部４７は、上記画像の発生に加えて、超音波スキャンの走査線信号列を、テレビなどに代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換する（以下、スキャンコンバートと呼ぶ）。画像発生部４７は、この変換により、表示画像としての超音波画像を発生する。画像発生部４７は、発生された超音波画像（以下、発生超音波画像と呼ぶ）を、後述する画像記憶部４９に出力する。具体的には、画像発生部４７は、スキャンコンバートを実行するとき、隣り合う走査線の間のデータを補間する補間処理、各種フィルタによる強調および平滑化処理、フレーム相関処理等を実行する。なお、画像発生部４７は、発生超音波画像のデータを格納する記憶メモリ等を搭載し、３次元画像の再構成処理などを実行させてもよい。
【００４４】
画像発生部４７は、図示していない画像合成モジュールを有する。画像合成モジュールは、図示していないシネメモリ、フレームメモリ等を有する。画像合成モジュールは、画像発生部４７から出力された画像に、種々のパラメータの文字情報や目盛等を合成する。画像合成モジュールは、合成した画像を第２表示部３２２に出力する。シネメモリは、例えばフリーズする直前の複数のフレームに対応する超音波画像を保存するメモリである。このシネメモリ記憶されている画像を連続表示（シネ表示）することで、超音波動画像を表示することも可能である。フレームメモリは、１フレーム分の超音波画像を記憶するメモリであり、当該フレームメモリに現在記憶されている画像が第２表示部３２２に表示される。なお、画像合成モジュールは、図示していない内部記憶装置に記憶された被検体の過去の超音波画像を、画像発生部４７で発生された画像とともに第２表示部３２２に表示させることも可能である。
【００４５】
画像記憶部４９は、発生超音波画像のデータを記憶する。
【００４６】
画素値変化発生部５１は、画像発生部４７で逐次発生されたＢモード画像のＲＯＩに関する画素値の変化を発生する。具体的には、画素値変化発生部５１は、Ｂモードに関する発生超音波画像（以下、発生Ｂモード画像と呼ぶ）の所定のフレーム前に対応する超音波画像を、画像記憶部４９から読み出す。所定のフレームとは、例えば、１フレームである。画素値変化発生部５１は、読み出されたＢモードに関する超音波画像（以下、読出Ｂモード画像と呼ぶ）と発生Ｂモード画像との位置合わせ処理を実行する。なお、位置合わせ処理は、読出Ｂモード画像のＲＯＩと発生Ｂモード画像のＲＯＩとの位置合わせの処理であってもよい。また、上記位置合わせ処理は、発生Ｂモード画像と読出Ｂモード画像とが略同一の断面位置である場合、省略されてもよい。
【００４７】
位置合わせ処理後、画素値変化発生部５１は、発生Ｂモード画像に含まれる画素の画素値から、読出Ｂモード画像に含まれる画素の画素値を差分する。なお、上記差分は、ＲＯＩに含まれる画素の画素値に対して実行してもよい。また、上記差分は、輝度値に対して行ってもよい。画素値変化発生部５１は、上記差分により差分データを発生する。この差分データが画素値の変化に対応する。画素値変化発生部５１は、差分データにおけるＲＯＩ内の画素値の平均値を計算する。なお、画素値変化発生部５１は、差分データにおけるＲＯＩ内の画素の加算値を計算してもよい。以下、画素値変化発生部５１は、平均値を計算するものとする。画素値変化発生部５１は、計算した平均値をトリガ信号発生部５３に出力する。なお、画素値変化発生部５１は、発生Ｂモード画像のＲＯＩ内における画素値の和を計算してもよい。
【００４８】
トリガ信号発生部５３は、図示していないメモリと比較器とを有する。メモリは、第１の閾値を記憶する。第１の閾値とは、例えば、造影剤の像がＲＯＩへ到達したときの超音波画像（以下、到達画像と呼ぶ）と、造影剤の像がＲＯＩへ到達していない超音波画像（以下、未到達画像と呼ぶ）とに基づいて、予め設定された値である。なお、画素値変化発生部５１で計算される値が加算値であるとき、第１の閾値は、到達画像と未到達画像とに基づいて、予め設定された値である。第１の閾値は、後述する第２入力部３１０を介して操作者により、適宜変更可能である。第１の閾値は、特定の変化に対応する値である。
【００４９】
比較器は、平均値と第１の閾値とを比較する。トリガ信号発生部５３は、平均値が第１の閾値以上のとき、第１のトリガ信号を発生する。トリガ信号発生部５３は、第１のトリガ信号を後述するスキャン制御部３６に出力する。なお、発生Ｂモード画像のＲＯＩ内における画素値の和が計算された場合は、第１の閾値は、ＲＯＩにおける造影剤を表す像に関する画素値の和となる。
【００５０】
第２表示部３２２は、画像発生部４７で発生された超音波画像、超音波スキャンのために設定される条件などを表示する。なお、第２表示部３２２は、再構成部３４で再構成された医用画像、Ｘ線ＣＴスキャンのために設定される条件などを表示してもよい。
【００５１】
第２入力部３１０は、操作者が所望する超音波送受信の条件などを入力する。第２入力部３１０は、図示しないが、ＲＯＩの設定などを行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。この場合第２入力部３１０は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標を送受信制御部４１に出力する。なお、第２入力部３１０は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、第２入力部３１０は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標を送受信制御部４１に出力する。
【００５２】
（トリガ同期Ｘ線発生機能）
トリガ同期Ｘ線発生機能とは、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始する機能である。以下、トリガ同期Ｘ線発生機能に従う処理（以下トリガ同期Ｘ線発生処理と呼ぶ）を説明する。
【００５３】
図４は、第１に実施形態に係るトリガ同期Ｘ線発生機能に関する処理の流れを示すフローチャートである。
被検体に対する超音波送受信およびＸ線ＣＴスキャンに先立って、患者情報の入力、送受信条件、種々の超音波データ収集条件の設定および更新、Ｘ線ＣＴスキャンに関する種々の条件などが、第１入力部３２１、第２入力部３２２を介して、本医用画像発生装置１００に入力される。これらの設定および更新などは、図示していない内部記憶装置に記憶される。これらの入力／選択／設定が終了したならば、超音波プローブ２６が、天板２２の超音波プローブ脱着部２４に固定される。超音波プローブ２６を当接する被検体体表面に、伝達物質が塗布される。なお、伝達物質は、天板２２の少なくとも一部を覆うシート状であってもよい。伝達物質を塗布した被検体が、天板２２に載置される。超音波による被検体のスキャンに先立って、超音波造影剤およびＸ線造影剤が、被検体に注入される（ステップＳａ１）。
【００５４】
超音波送信部４１が、被検体の所定領域に超音波を送信する。所定領域とは、例えば、造影Ｘ線ＣＴ検査に関する被検体の組織を含む領域である。送信された超音波に対応する反射波に基づいて、受信信号が発生される（ステップＳａ２）。発生された受信信号に基づいて、超音波画像が発生される（ステップＳａ３）。ステップＳａ３の処理で発生された発生超音波画像の所定のフレーム前に対応する超音波画像が画像記憶部４９に記憶されていなければ（ステップＳａ４）、発生超音波画像は、画像記憶部４９に記憶される（ステップＳａ５）。ステップＳａ５の処理の後、ステップＳａ３およびステップＳａ４各々の処理が実行される。
【００５５】
発生超音波画像の所定のフレーム前に対応する超音波画像が画像記憶部４９に記憶されていれば（ステップＳａ４）、発生超音波画像の所定のフレーム前に対応する超音波画像が、画像記憶部４９から読み出される（ステップＳａ６）。発生超音波画像と読出超音波画像とを用いて、画素値の変化が発生される（ステップＳａ７）。画素値の変化と第１の閾値（特定の変化）とが、トリガ信号発生部５３における比較器により比較される（ステップＳａ８）。画素値の変化が第１の閾値以上のとき、トリガ信号発生部５３により第１のトリガ信号が発生される（ステップＳａ９）。画素値の変化が第１の閾値未満のとき、ステップＳａ３乃至ステップＳａ７の処理が繰り返される。発生された第１のトリガ信号が、スキャン制御部３６に出力される。出力された第１のトリガ信号に同期して、高電圧発生部１１が、Ｘ線の発生を開始するために制御される（ステップＳａ１０）。
【００５６】
（第１の変形例）
第１の実施形態との相違は、第１入力部３１を介した操作者の指示により、Ｘ線の発生を開始するための第１のトリガ信号を発生させることである。第１の変形例の構成は、第１の実施形態における構成要素から画素値変化発生部５１を取り除いた構成となる。以下、第１の実施形態の構成要素と異なる機能を有する構成要素について説明する。
【００５７】
第１入力部３１は、操作者の指示により、Ｘ線の発生を開始するタイミングを入力する。具体的には、第１入力部３１は、タイミングを入力するためのボタンを有する。なお、第１入力部３１は、このボタンのかわりにタッチパネルであってもよい。上記ボタンが操作者により押下されると、第１入力部３１は、押下されたボタンに対応する信号（以下、第１押下信号と呼ぶ）をトリガ信号発生部５３に出力する。
【００５８】
トリガ信号発生部５３は、第１入力部３１から第１押下信号が入力されると、Ｘ線の発生を開始するための第１のトリガ信号を、スキャン制御部３６に出力する。
【００５９】
（トリガ同期Ｘ線発生機能）
第１入力部３１を介して、操作者によりＸ線を発生させるタイミングが入力されると、第１押下信号がトリガ信号発生部５３に出力される。トリガ信号発生部５３に押下信号が入力されると、第１のトリガ信号がスキャン制御部３６に出力される。スキャン制御部３６への第１のトリガ信号の入力と同期して、Ｘ線を発生させるための高電圧が、Ｘ線管１２に高電圧発生部１１によって印加される。
【００６０】
（第２の変形例）
図５は、第１の実施形態の第２の変形例に係る医用画像発生装置の構成の一例を示す図である。第１の実施形態との相違は、画素値変化発生部５１のかわりに状態量発生部５２が搭載されていることにある。第２の変形例においては、発生された一連の超音波画像を用いて、被検体の所定領域に存在する組織の運動状態に関する状態量が発生される。発生された状態量が第２の閾値以上であってＸ線ＣＴスキャンが実行されていないとき、第１のトリガ信号がスキャン制御部３６に出力される。第１のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始するための高電圧が、Ｘ線管１２に印加される。また、状態量が第２の閾値未満であってＸ線ＣＴスキャンが実行されているとき、第２のトリガ信号がスキャン制御部３６に出力される。第２のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を終了するために、Ｘ線管１２への高電圧の供給が、高電圧発生部１１により停止される。以下、第１の実施形態の構成要素において、異なる機能について説明する。
【００６１】
状態量発生部５２は、画像発生部４７で逐次発生された一連の超音波画像のＲＯＩに存在する組織の運動状態に関する状態量を発生する。画像発生部４７で発生された超音波画像がＢモード画像である場合、状態量は組織の形態および位置に関する量である。また、画像発生部４７で発生された超音波画像がドプラ画像である場合、状態量は、組織の運動速度および組織の運動に起因する血流の向きの時間的変化である。以下、説明を簡単にするために、上記組織は被検体の心臓であって、発生された超音波画像はＢモード画像であるとする。なお、上記組織は被検体の心臓であって、発生された超音波画像がドプラ画像である場合については、後ほど詳述する。また、上記組織は、心臓以外の臓器にも適用可能である。
【００６２】
具体的には、状態量発生部５２は、発生超音波画像のＲＯＩにおける心臓の像を特定する。状態量発生部５２は、特定された心臓の像について、予め設定された所定の方向に沿った心臓の像の長さを計算する。発生Ｂモード画像が被検体の心臓に対する横断像（アキシャル像）である場合、この長さは心臓の厚みまたは略直径に対応する。
【００６３】
なお、状態量発生部５２は、以下のような処理を実行してもよい。状態量発生部５２は、発生Ｂモード画像の所定のフレーム前に対応するＢモード画像を、画像記憶部４９から読み出す。所定のフレームとは、例えば、１フレームである。状態量発生部５２は、読出超音波画像のＲＯＩに存在する心臓像と、発生超音波画像のＲＯＩに存在する心臓像とをそれぞれ特定する。状態量発生部５２は、読出Ｂモード画像と発生Ｂモード画像との位置合わせ処理を実行する。なお、位置合わせ処理は、読出Ｂモード画像のＲＯＩに存在する心臓像と発生Ｂモード画像のＲＯＩに存在する心臓像との位置合わせの処理であってもよい。また、上記位置合わせ処理は、発生Ｂモード画像と読出Ｂモード画像とが略同一の断面位置である場合、省略されてもよい。
【００６４】
位置合わせ処理後、状態量発生部５２は、発生Ｂモード画像のＲＯＩに含まれる所定の方向に沿った心臓の厚み（以下、第１の厚みと呼ぶ）を計算する。状態量発生部５２は、読出Ｂモード画像のＲＯＩに含まれる所定の方向に沿った心臓の厚み（以下、第２の厚みと呼ぶ）を計算する。状態量発生部５２は、第１の厚みから第２の厚みを差分した差分値を計算する。計算された差分値は、心臓の運動状態に関する状態量に対応する。
【００６５】
上記組織が被検体の心臓であって、発生された超音波画像がドプラ画像である場合について説明する。状態量発生部５２は、ドプラ画像が発生された時点の血流の向きおよび大きさを計算する。以下、計算された厚みと、血流の向きおよび速度とをまとめて状態量と呼ぶ。状態量発生部５２は、計算した状態量をトリガ信号発生部５３に出力する。
【００６６】
トリガ信号発生部５３は、図示していないメモリと比較器とを有する。メモリは、第２の閾値を記憶する。第２の閾値は、例えば、状態量が厚みである場合、予め設定された所定の方向に関する心臓の厚みである。また、第２の閾値は、例えば、状態量が血流の向きおよび速度の変化（以下、変化量と呼ぶ）である場合、所定の変化量である。比較器は、発生された状態量と第２の閾値とを比較する。トリガ信号発生部５３は、状態量が第２の閾値以上であってＸ線ＣＴスキャンが実行されていないとき、第１のトリガ信号を発生する。トリガ信号発生部５３は、状態量が第２の閾値未満であってＸ線ＣＴスキャンが実行されているとき、第２のトリガ信号を発生する。トリガ信号発生部５３は、発生された第１、第２のトリガ信号を、スキャン制御部３６に出力する。なお、第２の閾値は、第１入力部３１を介した操作者の指示により、設定されることも可能である。
【００６７】
スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始するために、高電圧発生部１１を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、回転フレームを回転させるために回転駆動部１６を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、データ収集を開始させるためにデータ収集部１４を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第２のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を終了するために、高電圧発生部１１を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第２のトリガ信号に同期して、回転フレーム１５の回転を停止させるために回転駆動部１６を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第２のトリガ信号に同期して、データ収集を終了させるためにデータ収集部１４を制御する。スキャン制御部３６は、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期して、寝台２０に搭載された図示していない天板駆動部を制御する。
【００６８】
（トリガ同期機能）
トリガ同期機能とは、トリガ信号発生部５３から出力された第１のトリガ信号に同期してＸ線の発生を開始し、第２のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を終了する機能である。以下、トリガ同期機能に従う処理（以下トリガ同期処理と呼ぶ）を説明する。
【００６９】
図６は、第１に実施形態の第２の変形例に係るトリガ同期機能に関する処理の流れを示すフローチャートである。以下、状態量発生部５２で発生される状態量は、Ｂモード画像における心臓像の直径であるとする。
ステップＳａ２の処理の後超音波画像が発生される（ステップＳａ３）。発生された超音波画像に含まれる被検体の心臓像の直径（状態量）が発生される。（ステップＳｂ４）。Ｘ線ＣＴスキャン中でなく（ステップＳｂ５）、かつ発生された状態量が第２の閾値以上である場合（ステップＳｂ６）、第１のトリガ信号が発生される（ステップＳａ９）。発生された第１のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を開始するために高電圧発生部１１が制御される（ステップＳａ１０）。ステップＳａ１０の処理の後、ステップＳａ３、ステップＳｂ４、ステップＳｂ５、ステップＳｂ７の処理が実行される。Ｘ線ＣＴスキャン中でなく（ステップＳｂ５）、かつ発生された状態量が第２の閾値未満である場合（ステップＳｂ６）、ステップＳａ３、ステップＳｂ４乃至ステップＳｂ６各々の処理が実行される。
【００７０】
Ｘ線ＣＴスキャン中であって（ステップＳｂ５）、発生された状態量が第２の閾値未満である場合（ステップＳｂ７）、第２のトリガ信号が発生される（ステップＳｂ８）。発生された第２のトリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を終了するために高電圧発生部１１が制御される（ステップＳｂ９）。Ｘ線ＣＴスキャン中であって（ステップＳｂ５）、発生された状態量が第２の閾値以上である場合（ステップＳｂ７）、操作者によるＸ線ＣＴスキャン終了の指示が入力されなければ（ステップＳｂ１０）、ステップＳａ３、ステップＳｂ４乃至ステップＳｂ７各々の処理が実行される。
【００７１】
図７は、第２の変形例における心電同期スキャンが実行される区間を、心臓の収縮拡張状態とＥＣＧ（ＥｌｅｃｔｏＣａｒｄｉｏＧｒａｍ）波形とともに示す図である。図７における曲線Ｃは、状態量発生部５２により発生された被検体の心臓の厚み（心臓の収縮拡張状態）の時間変化を示している。図７におけるｔｈは、第２の閾値を示している。図７におけるｔ１は、第１のトリガ信号が発生された時点を示している。図７におけるｔ２は、第２のトリガ信号が発生された時点を示している。すなわち、ｔ１とｔ２との間隔Ｉは、Ｘ線ＣＴスキャンが実行されている期間を示している。
【００７２】
（第３の変形例）
第２の変形例との相違は、第１入力部３１を介した操作者の指示によりＸ線の発生を開始するための第１のトリガ信号を発生し、第１入力部３１を介した操作者の指示によりＸ線の発生を終了するための第２のトリガ信号を発生することである。第３の変形例の構成は、第２の変形例における構成要素から状態量発生部５２を取り除いた構成となる。以下、第１の実施形態および第２の変形例の構成要素と異なる機能を有する構成要素について説明する。
【００７３】
第１入力部３１は、操作者の指示により、Ｘ線の発生を開始するタイミング（以下、開始タイミングと呼ぶ）を入力する。第１入力部３１は、操作者の指示により、Ｘ線の発生を終了するタイミング（以下、終了タイミングと呼ぶ）を入力する。具体的には、第１入力部３１は、開始タイミングを入力するための開始ボタンを有する、第１入力部３１は、終了タイミングを入力するため終了ボタンを有する。なお、開始ボタンと終了ボタンとは、同一のボタンであってもよい。また、第１入力部３１は、これらのボタンのかわりにタッチパネルであってもよい。
【００７４】
開始ボタンが操作者により押下されると、第１入力部３１は、開始ボタンに対応する信号（以下、第１押下信号と呼ぶ）をトリガ信号発生部５３に出力する。終了ボタンが操作者により押下されると、第１入力部３１は、終了ボタンに対応する信号（以下、第２押下信号と呼ぶ）をトリガ信号発生部５３に出力する。
【００７５】
トリガ信号発生部５３は、第１入力部３１から第１押下信号が入力されると、Ｘ線の発生を開始するための第１のトリガ信号を、スキャン制御部３６に出力する。トリガ信号発生部５３は、第１入力部３１から第２押下信号が入力されると、Ｘ線の発生を終了するための第２のトリガ信号を、スキャン制御部３６に出力する。
【００７６】
（トリガ同期機能）
第１入力部３１を介して操作者によりＸ線の発生を開始するタイミングが入力されると、第１押下信号がトリガ信号発生部５３に出力される。第１入力部３１から第１押下信号が入力されると、第１のトリガ信号が、スキャン制御部３６に出力される。第１のトリガ信号の入力と同期して、Ｘ線を発生させるための高電圧が、高電圧発生部１１によりＸ線管１２に印加される。
【００７７】
第１入力部３１を介して操作者によりＸ線の発生を終了するタイミングが入力されると、第２押下信号がトリガ信号発生部５３に出力される。第２押下信号がトリガ信号発生部５３に入力されると、第２のトリガ信号が、スキャン制御部３６に出力される。第２のトリガ信号の入力と同期して、高電圧発生部１１がＸ線の発生を終了するために制御される。
【００７８】
以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本医用画像発生装置１００によれば、天板２２の超音波プローブ着脱部２４に超音波プローブ２６を、操作者が所望する方向に固定することができる。これにより、被検体に対する超音波プローブ２６の当接の安定性が向上する。また、粘着層の素材が被検体および装置に付着する問題が解消される。加えて、本医用画像発生装置１００によれば、複数の超音波画像を用いて、所定領域の画素値の変化を発生することができる。これにより、本医用画像発生装置１００は、例えば、Ｘ線造影剤のＲＯＩへの到達をリアルタイムで検知できる。このことから、造影Ｘ線ＣＴ検査におけるリアルプレップなどによる被検体に対する余分な被曝を、なくすことができる。また、本医用画像発生装置１００によれば、超音波画像により心臓などの組織の運動状態に関する状態量を発生することができる。これにより、例えば、心電同期スキャンにおいて、被検体へのＸ線の曝射期間をリアルタイムで適切に設定することができる。このことから、心電同期スキャンなどにおける被検体に対する余分な被曝を、低減することができる。
【００７９】
（第２の実施形態）
以下、図面を参照して、第２の実施形態を説明する。
図８は、第２の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置（以下、Ｘ線ＣＴ装置と呼ぶ）１の構成の一例を示す図である。
【００８０】
第２の実施形態と第１の実施形態との主な相違は、第１の実施形態のコンソール装置３０に、外部の超音波診断装置本体に接続されるコネクタ６０が搭載されている点である。
【００８１】
本Ｘ線ＣＴ装置１は、コネクタ６０を介して外部の超音波診断装置本体と接続される。Ｘ線ＣＴ装置１におけるコンソール装置３０は、コネクタ６０を有する。なお、外部の超音波診断装置本体は、超音波診断装置本体と同等な機能を有するサーバであってもよい。
【００８２】
以下、第２の実施形態と第１の実施形態との構成要素において、異なる動作を行う構成要素について説明する。
【００８３】
Ｘ線ＣＴ装置１に搭載されたコネクタ６０は、外部の超音波診断装置と本Ｘ線ＣＴ装置１とを接続する。なお、コネクタ６０の替わりに、無線送受信装置であってもよい。この時、上記接続における配線は不要となる。
【００８４】
外部の超音波診断装置本体は、超音波プローブ着脱部２４に固定された超音波プローブからの出力に基づいて、特定信号を発生する。外部の超音波診断装置本体は、発生した特定信号を、本Ｘ線ＣＴ装置のコネクタ６０を介して、スキャン制御部３６に出力する。特定信号とは、第１の実施形態における第１のトリガ信号および第２のトリガ信号に対応する信号である。
【００８５】
なお、外部の超音波診断装置本体が例えばサーバである場合、複数の本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置を、サーバに接続することができる。
【００８６】
以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、天板２２の超音波プローブ着脱部２４に超音波プローブ２６を、操作者が所望する方向に固定することができる。これにより、被検体に対する超音波プローブ２６の当接の安定性が向上する。また、粘着層の素材が被検体および装置に付着する問題が解消される。加えて、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、外部の超音波診断装置本体からの特定信号に基づいて、Ｘ線の発生を開始および終了することができる。これにより、例えば、Ｘ線造影剤のＲＯＩへの到達を、リアルタイムで検知できる。このことから、造影Ｘ線ＣＴ検査におけるリアルプレップなどによる被検体に対する余分な被曝を、なくすことができる。加えて、例えば心電同期スキャンにおいて、被検体へのＸ線の曝射期間をリアルタイムで適切に設定することができる。このことから、心電同期スキャンなどにおける被検体に対する余分な被曝を、低減することができる。
【００８７】
さらに、複数の本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、外部の超音波診断装置に接続することができる。これにより、複数の本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１に対してそれぞれ外部の超音波診断装置本体を用意する必要がないため、コストを低減させることができる。
【００８８】
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。これら新規な実施形態は、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ともに、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。
【符号の説明】
【００８９】
１…Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、１０…架台、１１…高電圧発生部、１２…Ｘ線管、１３…Ｘ線検出器、１４…データ収集部（ＤＡＳ）、１５…回転フレーム、１６…回転駆動部、２０…寝台、２２…天板、２４…超音波プローブ着脱部、２６…超音波プローブ、３０…コンソール装置、３１…第１入力部、３４…再構成部、３６…スキャン制御部、４０…超音波診断装置本体、４１…送受信制御部、４３…Ｂモードデータ発生部、４５…ドプラデータ発生部、４７…画像発生部、４９…画像記憶部、５１…画素値変化発生部、５２…状態量発生部、５３…トリガ信号発生部、６０…コネクタ、１００…医用画像発生装置、３１０…第２入力部、３２１…第１表示部、３２２…第２表示部
【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波診断装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置とを備える医用画像発生装置において、
前記超音波診断装置は、特定形状を有する超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して、被検体の所定領域に超音波を送信し、前記所定領域からの反射波を受信する超音波送受信部と、
前記超音波送受信部から出力された受信信号に基づいて、一連の超音波画像を発生する画像発生部と、
前記一連の超音波画像を用いて、前記所定領域に関する画素値の変化を発生する画素値変化発生部と、
前記画素値の変化が特定の変化を示す時、トリガ信号を発生するトリガ信号発生部とを具備し、
前記Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、画像データを再構成する再構成部と、
前記Ｘ線管からＸ線を発生させるための高電圧を発生する高電圧発生部と、
前記トリガ信号に同期して、前記Ｘ線の発生を開始するために前記高電圧発生部を制御するスキャン制御部と、
前記被検体を載置する天板とを具備し、
前記天板には、前記超音波プローブを着脱するための、前記特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、
を特徴とする医用画像発生装置。
【請求項２】
Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、画像データを再構成する再構成部と、
前記被検体を載置する天板とを具備し、
前記天板には、特定形状を有する超音波プローブを着脱するための、前記特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、
を特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
【請求項３】
前記超音波プローブ着脱部は、
前記天板に載置された前記被検体に前記超音波プローブを当接した状態で前記超音波プローブを固定するための差込口を有すること、
を特徴とする請求項２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
【請求項４】
Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、画像データを再構成する再構成部と、
前記Ｘ線管からＸ線を発生させるための高電圧を発生する高電圧発生部と、
外部の超音波診断装置と接続するためのコネクタと、
前記コネクタを介して、前記超音波診断装置から供給される特定信号に同期して、前記Ｘ線の発生を開始するために前記高電圧発生部を制御するスキャン制御部と、
前記被検体を載置する天板とを具備し、
前記天板には、前記超音波診断装置に接続された特定形状を有する超音波プローブを着脱するための、前記特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、
を特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
【請求項５】
超音波診断装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置とを備える医用画像発生装置において、
前記超音波診断装置は、特定形状を有する超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して、被検体の所定領域に超音波を送信し、前記所定領域からの反射波を受信する超音波送受信部と、
前記超音波送受信部から出力された受信信号に基づいて、一連の超音波画像を発生する画像発生部と、
前記一連の超音波画像を用いて、前記所定領域に存在する組織の運動状態に関する状態量を発生する状態量発生部と、
前記状態量が特定の変化を示す時、トリガ信号を発生するトリガ信号発生部とを具備し、
前記Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、画像データを再構成する再構成部と、
前記Ｘ線管からＸ線を発生させるための高電圧を発生する高電圧発生部と、
前記トリガ信号に同期して、前記Ｘ線の発生を開始するために前記高電圧発生部を制御するスキャン制御部と、
前記被検体を載置する天板とを具備し、
前記天板には、前記超音波プローブを着脱するための、前記特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、
を特徴とする医用画像発生装置。
【請求項６】
前記スキャン制御部は、前記トリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を終了するために前記高電圧発生部を制御すること、
を特徴とする請求項５に記載の医用画像発生装置。
【請求項１】
超音波診断装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置とを備える医用画像発生装置において、
前記超音波診断装置は、特定形状を有する超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して、被検体の所定領域に超音波を送信し、前記所定領域からの反射波を受信する超音波送受信部と、
前記超音波送受信部から出力された受信信号に基づいて、一連の超音波画像を発生する画像発生部と、
前記一連の超音波画像を用いて、前記所定領域に関する画素値の変化を発生する画素値変化発生部と、
前記画素値の変化が特定の変化を示す時、トリガ信号を発生するトリガ信号発生部とを具備し、
前記Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、画像データを再構成する再構成部と、
前記Ｘ線管からＸ線を発生させるための高電圧を発生する高電圧発生部と、
前記トリガ信号に同期して、前記Ｘ線の発生を開始するために前記高電圧発生部を制御するスキャン制御部と、
前記被検体を載置する天板とを具備し、
前記天板には、前記超音波プローブを着脱するための、前記特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、
を特徴とする医用画像発生装置。
【請求項２】
Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、画像データを再構成する再構成部と、
前記被検体を載置する天板とを具備し、
前記天板には、特定形状を有する超音波プローブを着脱するための、前記特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、
を特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
【請求項３】
前記超音波プローブ着脱部は、
前記天板に載置された前記被検体に前記超音波プローブを当接した状態で前記超音波プローブを固定するための差込口を有すること、
を特徴とする請求項２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
【請求項４】
Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、画像データを再構成する再構成部と、
前記Ｘ線管からＸ線を発生させるための高電圧を発生する高電圧発生部と、
外部の超音波診断装置と接続するためのコネクタと、
前記コネクタを介して、前記超音波診断装置から供給される特定信号に同期して、前記Ｘ線の発生を開始するために前記高電圧発生部を制御するスキャン制御部と、
前記被検体を載置する天板とを具備し、
前記天板には、前記超音波診断装置に接続された特定形状を有する超音波プローブを着脱するための、前記特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、
を特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
【請求項５】
超音波診断装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置とを備える医用画像発生装置において、
前記超音波診断装置は、特定形状を有する超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して、被検体の所定領域に超音波を送信し、前記所定領域からの反射波を受信する超音波送受信部と、
前記超音波送受信部から出力された受信信号に基づいて、一連の超音波画像を発生する画像発生部と、
前記一連の超音波画像を用いて、前記所定領域に存在する組織の運動状態に関する状態量を発生する状態量発生部と、
前記状態量が特定の変化を示す時、トリガ信号を発生するトリガ信号発生部とを具備し、
前記Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、画像データを再構成する再構成部と、
前記Ｘ線管からＸ線を発生させるための高電圧を発生する高電圧発生部と、
前記トリガ信号に同期して、前記Ｘ線の発生を開始するために前記高電圧発生部を制御するスキャン制御部と、
前記被検体を載置する天板とを具備し、
前記天板には、前記超音波プローブを着脱するための、前記特定形状に対応した構造を有する複数の超音波プローブ着脱部が設けられていること、
を特徴とする医用画像発生装置。
【請求項６】
前記スキャン制御部は、前記トリガ信号に同期して、Ｘ線の発生を終了するために前記高電圧発生部を制御すること、
を特徴とする請求項５に記載の医用画像発生装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【公開番号】特開２０１３−８５６９２（Ｐ２０１３−８５６９２Ａ）
【公開日】平成２５年５月１３日（２０１３．５．１３）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−２２８６７４（Ｐ２０１１−２２８６７４）
【出願日】平成２３年１０月１８日（２０１１．１０．１８）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【出願人】（５９４１６４５３１）東芝医用システムエンジニアリング株式会社 (892)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２５年５月１３日（２０１３．５．１３）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年１０月１８日（２０１１．１０．１８）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【出願人】（５９４１６４５３１）東芝医用システムエンジニアリング株式会社 (892)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]