JP2023129000A - 医用画像診断装置、再構成方法、および再構成プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】被検体への心電ポートの装着およびケーブルの引き回しなしに、心電同期に対応する再構成を行うこと。【解決手段】本実施形態に係る医用画像診断装置は、データ取得部と、脈波情報取得部と、再構成部と、を有する。データ取得部は、被検体に対するスキャンにより生成されたスキャンデータを取得する。脈波情報取得部は、前記スキャンに伴って前記被検体の脈波情報を取得する。再構成部は、前記脈波情報と前記スキャンデータとを用いて、前記被検体の心電同期に対応する再構成を実行する。【選択図】図４

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、医用画像診断装置、再構成方法、および再構成プログラムに関する。

従来、Ｘ線コンピュータ断層撮影（以下、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）と呼ぶ）、陽電子放出コンピュータ断層撮影（以下、ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｏｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）と呼ぶ）、および単光子放出断層撮影（以下、ＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）と呼ぶ）などによる心電同期撮像では、専用のモニタで被検体の心電圧変位データを計測する。次いで、被検体のスキャンによる時系列収集データとともに当該心電圧変位データが保存され、被検体の拍動位相のうち指定された特定の位相は、心電図に同期された画像の再構成に用いられる。

しかしながら、心電同期撮像における検査では、被検体の体表面に心電ポートを直接貼り付け、さらに心電ポートから延びるケーブルをスキャナ内の被検体から専用モニタまでひきまわす必要がある。ケーブルの引き回しが適切でないと、被検体が載置された天板の移動時において、心電ポートが患者からはがれて当該検査に支障が生じることもある。またケーブル内の導線は、Ｘ線やガンマ線にとって散乱体であるため画質低下の原因ともなる。

これらのことから、ケーブルの引き回しが不要であって、かつＸ線やガンマ線の散乱の引き起こさないように、スキャンデータに対する拍動の位相分割に使用することが出来る信号を、被検体から取得する方法が求められている。例えば、心電図の代替となる心拍波形を、非接触で、例えば光学カメラによる脈波検出と波形変換により推定する方法は存在する。しかしながら、当該方法は、心電図モニタなしに運動、運転等の活動状態や不整脈などを見出す目的で使用され、心電同期撮像後の再構成での利用形態のように、物理的に収集されたスキャンデータとの時間的な一致性は求められてない。

特開２０２０－１８８９６３号公報

本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、被検体への心電ポートの装着およびケーブルの引き回しなしに、心電同期に対応する再構成を行うことである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置づけることもできる。

本実施形態に係る医用画像診断装置は、データ取得部と、脈波情報取得部と、再構成部と、を有する。データ取得部は、被検体に対するスキャンにより生成されたスキャンデータを取得する。脈波情報取得部は、前記スキャンに伴って前記被検体の脈波情報を取得する。再構成部は、前記脈波情報と前記スキャンデータとを用いて、前記被検体の心電同期に対応する再構成を実行する。

図１は、第１実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置の構成を示す図。 図２は、第１実施形態に係り、心電波形と脈波との位相のずれ（位相差）の一例を示す図。 図３は、第１実施形態に係り、心電対応再構成処理の概要の一例を示す図。 図４は、第１実施形態に係り、電対応再構成処理の手順の一例を示すフローチャート。 図５は、第１実施形態の変形例に係り、処理回路の機能構成の一例を示す図。 図６は、第１実施形態の変形例に係る時間容積曲線の一例を示す図。 図７は、第２実施形態に係り、脈波情報（脈波形）の位相分割と、脈波形の初期位相のシフトに基づく心電同期に対応する再構成画像の位相の一例を示す図。

以下、図面を参照しながら、医用画像診断装置、再構成方法、および再構成プログラムについて詳細に説明する。以下の実施形態では、同一の参照符号を付した部分は同様の動作をおこなうものとして、重複する説明を適宜省略する。なお、本願に係る医用画像診断装置、再構成方法、および再構成プログラムは、以下に示す実施形態に限定されるものではない。

本実施形態に係る医用画像診断装置は、被検体に対して心電同期に関する医用画像を取得することを目的とする撮像機構を有する。例えば、医用画像診断装置は、ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｏｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）撮像を行う撮像機構を有する。このような医用画像診断装置としては、例えば、ＰＥＴ撮像機能のみを有するＰＥＴ装置、ＰＥＴ撮像機構とＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）撮像機構とを有するＰＥＴ－ＣＴ装置、ＰＥＴ撮像機構とＭＲ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）撮像機構とを有するＰＥＴ－ＭＲ装置等が挙げられる。また、本実施形態に係る医用画像診断装置は、ＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ ＣＴ）撮像を行う撮像機構を有しても良い。このような医用画像診断装置としては、例えば、ＳＰＥＣＴ撮像機構のみを有するＳＰＥＣＴ装置、ＳＰＥＣＴ撮像機構とＣＴ撮像機構とを有するＳＰＥＣＴ－ＣＴ装置、ＳＰＥＣＴ撮像機構とＭＲ撮像機構とを有するＳＰＥＣＴ－ＭＲ装置等が挙げられる。

また、本実施形態に係る医用画像診断装置は、ＭＲ撮像機構のみを有しても良い。このような医用画像診断装置としては、例えば、ＭＲ撮像機構のみを有する磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ：ＭＲＩ）装置である。また、本実施形態に係る医用画像診断装置は、ＣＴ撮像機構のみを有しても良い。このような医用画像診断装置としては、例えば、ＣＴ撮像機構のみを有するＸ線ＣＴ装置である。本実施形態に係る医用画像診断装置は、これらの如何なる型の装置にも適用可能であるが、以下の説明を具体的に行うため、ＰＥＴ－ＣＴ装置であるものとする。

（第１実施形態）
図１は、第１実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置１の構成を示す図である。図１に示すように、ＰＥＴ－ＣＴ装置１は、ＰＥＴガントリ１０、ＣＴガントリ３０、寝台５０及びコンソール７０を有する。典型的には、ＰＥＴガントリ１０、ＣＴガントリ３０及び寝台５０は、共通の検査室に設置される。コンソール７０は、検査室に隣接する制御室に設置される。ＰＥＴガントリ１０は、被検体ＰをＰＥＴ撮像（ＰＥＴスキャン）するための撮像装置である。ＣＴガントリ３０は、被検体ＰをＸ線ＣＴ撮像（ＣＴスキャン）するための撮像装置である。寝台５０は、撮像対象の被検体Ｐを載置する天板５３を移動自在に支持する。コンソール７０は、ＰＥＴガントリ１０、ＣＴガントリ３０及び寝台５０などを制御するコンピュータである。

図１に示すように、ＰＥＴガントリ１０は、例えば、検出器リング１１、信号処理回路１３及び同時計数回路１５を有する。なお、ＰＥＴガントリ１０とＣＴガントリ３０とは、同一の筐体に収められてもよい。また、ＰＥＴガントリ１０には、被検体Ｐの顔面または被検体Ｐの頸部（頸動脈近傍の体表面）などを撮影可能なカメラ１２が設けられる。なお、カメラの設置位置は、被検体Ｐに対するＰＥＴ撮像において、被検体Ｐの顔面を撮影可能であれば、どのような位置に設けられてもよい。カメラ１２は、例えば光学カメラである。なお、カメラ１２は、光学カメラに限定されず、被検体の顔面の変化または頸動脈の変位などを撮影可能であればどのようなカメラであってもよい。また、カメラ１２は、ＣＴガントリ３０に設けられてもよい。このとき、カメラの設置位置は、被検体Ｐに対するＣＴ撮像において、被検体Ｐの顔面を撮影可能であれば、どのような位置に設けられてもよい。なお、カメラが筐体に設けられていない場合、ＰＥＴ撮像およびＣＴ撮像などのスキャンにおける非撮像範囲（非ＦＯＶ）において被検体Ｐの端部に、脈波計（例えば、パルスオキシメータ）などの脈波を計測可能なウェアラブルデバイスが装着される。カメラ１２により撮影された映像データまたは脈波計から出力されたデータは、有線または無線により、コンソール７０に出力される

検出器リング１１は、中心軸Ｚ回りの円周上に配列された複数のガンマ線検出器１７を有する。検出器リング１１の開口部には、画像視野（ＦＯＶ：Ｆｉｅｌｄ Ｏｆ Ｖｉｅｗ）が設定される。画像視野に被検体Ｐの撮像部位が含まれるように、被検体Ｐが位置決めされる。被検体Ｐには陽電子放出核種により標識された薬剤が投与される。陽電子放出核種から放出された陽電子は周囲の電子と対消滅する。対消滅により、一対の対消滅ガンマ線が発生される。ガンマ線検出器１７は、被検体Ｐの体内から放出された対消滅ガンマ線を検出する。ガンマ線検出器１７は、検出された対消滅ガンマ線の光量に応じた電気信号を生成する。例えば、ガンマ線検出器１７は、複数のシンチレータと複数の光電子増倍管とを有する。シンチレータは、被検体Ｐ内の放射性同位元素に由来する対消滅ガンマ線を受けて、シンチレーション光を発生する。光電子増倍管は、シンチレーション光の光量に応じた電気信号を発生する。発生された電気信号は、信号処理回路１３に供給される。

信号処理回路１３は、ガンマ線検出器１７から出力された電気信号に基づいてシングルイベントデータを生成する。具体的には、信号処理回路１３は、当該電気信号に対して、例えば、検出時刻計測処理、位置計算処理、及びエネルギー計算処理を施す。信号処理回路１３は、検出時刻計測処理、位置計算処理、及びエネルギー計算処理を実行可能に構成された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）により実現される。

検出時刻計測処理において信号処理回路１３は、ガンマ線検出器１７によるガンマ線の検出時刻を計測する。具体的には、信号処理回路１３は、ガンマ線検出器１７からの電気信号の波高値をモニタリングし、波高値が予め設定された閾値を超える時刻を検出時刻として計測する。換言すれば、信号処理回路１３は、波高値が閾値を超えたことを検知することにより、電気的に対消滅ガンマ線を検出する。位置計算処理において信号処理回路１３は、ガンマ線検出器１７からの電気信号に基づいて、対消滅ガンマ線の入射位置を計算する。対消滅ガンマ線の入射位置は、対消滅ガンマ線が入射したシンチレータの位置座標に対応する。エネルギー計算処理において信号処理回路１３は、ガンマ線検出器１７からの電気信号に基づいて、検出した対消滅ガンマ線のエネルギー値を計算する。

シングルイベントに関する検出時刻のデータと位置座標のデータとエネルギー値のデータとは関連付けられる。シングルイベントに関するエネルギー値のデータと位置座標のデータと検出時刻のデータとの組合せは、シングルイベントデータと呼ばれている。シングルイベントデータは、対消滅ガンマ線が検出される毎に次々に生成される。生成されたシングルイベントデータは、同時計数回路１５に供給される。

同時計数回路１５は、信号処理回路１３からのシングルイベントデータに対して、同時計数処理を施す。ハードウェア資源としては、同時計数回路１５は、同時計数処理を実行可能に構成されたＡＳＩＣやＦＰＧＡ、ＣＰＬＤ、ＳＰＬＤにより実現される。同時計数処理において同時計数回路１５は、繰り返し供給されるシングルイベントデータの中から、予め定められた時間枠内に収まる２つのシングルイベントに関するシングルイベントデータを繰り返し特定する。この対のシングルイベントは、同一の対消滅点から発生された対消滅ガンマ線に由来すると推定される。対のシングルイベントは、まとめて同時計数イベントと呼ばれる。この対消滅ガンマ線を検出した対のガンマ線検出器１７（より詳細にはシンチレータ）を結ぶ線は、ＬＯＲ（Ｌｉｎｅ Ｏｆ Ｒｅｓｐｏｎｓｅ）と呼ばれる。ＬＯＲを構成する対のイベントに関するイベントデータは、同時計数イベントデータと呼ばれる。同時計数イベントデータとシングルイベントデータとは、コンソール７０に伝送される。以下、同時計数イベントデータとシングルイベントデータとを特に区別しないときは、これらをまとめてＰＥＴイベントデータと呼ぶこととする。

なお、上記構成において信号処理回路１３と同時計数回路１５とは、ＰＥＴガントリ１０に含まれるとしたが、本実施形態はこれに限定されない。例えば、同時計数回路１５、又は信号処理回路１３と同時計数回路１５との双方が、ＰＥＴガントリ１０とは別体の装置に含まれても良い。また、同時計数回路１５は、ＰＥＴガントリ１０に搭載される複数の信号処理回路１３に対して一つ設けられても良いし、ＰＥＴガントリ１０に搭載される複数の信号処理回路１３を複数のグループに区分し、各グループに対して一つ設けられても良い。

図１に示すように、ＣＴガントリ３０は、Ｘ線管３１、Ｘ線検出器３２、回転フレーム３３、Ｘ線高電圧装置３４、ＣＴ制御装置３５、ウェッジ３６、コリメータ３７及びＤＡＳ３８を有する。

Ｘ線管３１は、Ｘ線を発生する。具体的には、Ｘ線管３１は、熱電子を発生する陰極と、陰極から飛翔する熱電子を受けてＸ線を発生する陽極とを保持する真空管を有する。Ｘ線管３１は、高圧ケーブルを介してＸ線高電圧装置３４に接続されている。陰極と陽極との間には、Ｘ線高電圧装置３４により管電圧が印加される。管電圧の印加により陰極から陽極に向けて熱電子が飛翔する。陰極から陽極に向けて熱電子が飛翔することにより、管電流が流れる。Ｘ線高電圧装置３４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、陰極から陽極に向けて熱電子が飛翔し、熱電子が陽極に衝突する。これにより、Ｘ線が発生される。

Ｘ線検出器３２は、Ｘ線管３１から発生され被検体Ｐを通過したＸ線を検出する。Ｘ線検出器３２は、検出されたＸ線の線量に対応した電気信号を、ＤＡＳ３８へ出力する。Ｘ線検出器３２は、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方向ともいう）に複数配列された構造を有する。Ｘ線検出器３２は、例えば、グリッド、シンチレータアレイ及び光センサアレイ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する。シンチレータは、入射Ｘ線量に応じた光量の光を出力する。グリッドは、シンチレータアレイのＸ線入射面側に配置される。グリッドは、散乱Ｘ線を吸収するＸ線遮蔽板を有する。光センサアレイは、シンチレータから出力された光を、当該光の光量に応じた電気信号に変換する。光センサとしては、例えば、フォトダイオード又は光電子増倍管が用いられる。なお、Ｘ線検出器３２は、入射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）により実現されてもよい。

回転フレーム３３は、Ｘ線管３１とＸ線検出器３２とを回転軸Ｚ回りに回転可能に支持する円環状のフレームである。具体的には、回転フレーム３３は、Ｘ線管３１とＸ線検出器３２とを対向支持する。回転フレーム３３は、固定フレーム（図示せず）に回転軸Ｚ回りに回転可能に支持される。ＣＴ制御装置３５による制御のもとで回転フレーム３３が回転軸Ｚ回りに回転する。これにより、Ｘ線管３１とＸ線検出器３２とは、回転軸Ｚ回りに回転する。回転フレーム３３は、ＣＴ制御装置３５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。回転フレーム３３の開口部には、画像視野（ＦＯＶ）が設定される。

なお、本実施形態では、非チルト状態での回転フレーム３３の回転軸又は寝台５０の天板５３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軸方向と定義する。

Ｘ線高電圧装置３４は、変圧器（トランス）及び整流器等の電気回路を有する。また、Ｘ線高電圧装置３４は、Ｘ線管３１に印加する高電圧及びＸ線管３１に供給するフィラメント電流を発生する高電圧発生装置と、Ｘ線管３１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。Ｘ線高電圧装置３４は、ＣＴガントリ３０内の回転フレーム３３に設けられてもよいし、ＣＴガントリ３０内の固定フレーム（図示しない）に設けられても構わない。

ウェッジ３６は、被検体Ｐに照射されるＸ線の線量を調節する。具体的には、ウェッジ３６は、Ｘ線管３１から被検体Ｐへ照射されるＸ線の線量が予め定められた分布になるように、Ｘ線を減衰する。例えば、ウェッジ３６としては、ウェッジフィルタ（ｗｅｄｇｅ ｆｉｌｔｅｒ）やボウタイフィルタ（ｂｏｗ－ｔｉｅ ｆｉｌｔｅｒ）などのアルミニウム等の金属板が用いられる。

コリメータ３７は、ウェッジ３６を透過したＸ線の照射範囲を限定する。コリメータ３７は、Ｘ線を遮蔽する複数の鉛板をスライド可能に支持し、複数の鉛板により形成されるスリットの形態を調節する。

ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ：データ収集システム）３８は、Ｘ線検出器３２により検出されたＸ線の線量に応じた電気信号を、Ｘ線検出器３２から読み出す。ＤＡＳ３８は、読み出した電気信号を可変の増幅率で増幅する。次いで、ＤＡＳ３８は、増幅された電気信号をビュー期間に亘り積分することで、当該ビュー期間に亘るＸ線の線量に応じたデジタル値を有するＣＴ生データを収集する。ＤＡＳ３８は、例えば、ＣＴ生データを生成可能な回路素子を搭載したＡＳＩＣにより実現される。ＣＴ生データは、非接触データ伝送装置等を介してコンソール７０に伝送される。

ＣＴ制御装置３５は、コンソール７０の処理回路７３の撮像制御機能７３３により、Ｘ線ＣＴ撮像を実行するために、Ｘ線高電圧装置３４やＤＡＳ３８などを制御する。ＣＴ制御装置３５は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ：中央処理装置）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：マイクロプロセッサ）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、ＣＴ制御装置３５は、ＡＳＩＣやＦＰＧＡ、ＣＰＬＤ、ＳＰＬＤなどにより実現されてもよい。

なお、ＣＴガントリ３０は、Ｘ線発生部とＸ線検出部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線発生部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一実施形態へ適用可能である。

図１に示すように、寝台５０は、スキャン対象の被検体Ｐを載置し、載置された被検体を移動させる。寝台５０は、ＰＥＴガントリ１０とＣＴガントリ３０とで共有される。

寝台５０は、基台５１、支持フレーム５２、天板５３及び寝台駆動装置５４を備える。基台５１は、床面に設置される。基台５１は、支持フレーム５２を、床面に対して垂直方向（Ｙ軸方向）に移動可能に支持する筐体である。支持フレーム５２は、基台５１の上部に設けられるフレームである。支持フレーム５２は、天板５３を中心軸Ｚに沿ってスライド可能に支持する。天板５３は、被検体Ｐが載置される柔軟性を有する板である。

寝台駆動装置５４は、寝台５０の筐体内に収容される。寝台駆動装置５４は、被検体Ｐが載置された支持フレーム５２と天板５３とを移動させるための動力を発生するモータ又
はアクチュエータである。寝台駆動装置５４は、コンソール７０等による制御に従い作動する。

ＰＥＴガントリ１０とＣＴガントリ３０とは、ＰＥＴガントリ１０の開口の中心軸ＺとＣＴガントリ３０の開口の中心軸Ｚとが略一致するように配置される。天板５３の長軸がＰＥＴガントリ１０及びＣＴガントリ３０の開口の中心軸Ｚに平行するように寝台５０が
配置される。ＣＴガントリ３０及びＰＥＴガントリ１０は、例えば、寝台５０に近い方からＣＴガントリ３０及びＰＥＴガントリ１０の順番に設置される。

図１に示すように、コンソール７０は、ＰＥＴデータメモリ７１、ＣＴデータメモリ７２、処理回路７３、ディスプレイ７４、メモリ７５及び入力インタフェース７６を有する。例えば、ＰＥＴデータメモリ７１、ＣＴデータメモリ７２、処理回路７３、ディスプレイ７４、メモリ７５及び入力インタフェース７６間のデータ通信は、バス（ｂｕｓ）を介して行われる。

ＰＥＴデータメモリ７１は、ＰＥＴガントリ１０から伝送されたシングルイベントデータ及び同時計数イベントデータを記憶する記憶装置である。ＰＥＴデータメモリ７１は、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）やＳＳＤ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ）、集積回路記憶装置等の記憶装置である。

ＣＴデータメモリ７２は、ＣＴガントリ３０から伝送されたＣＴ生データを記憶する記憶装置である。ＣＴデータメモリ７２は、ＨＤＤやＳＳＤ、集積回路記憶装置等の記憶装置である。

処理回路７３は、ハードウェア資源として、ＣＰＵ、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７３は、当該メモリから読み出した各種プログラムの実行によりデータ取得機能７３０、再構成機能７３１、画像処理機能７３２、撮像制御機能７３３、脈波情報取得機能７３５及び推定機能７３６を実現する。すなわち、処理回路７３は、メモリからプログラムを読み出して実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサに相当する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路７３は、読み出したプログラムに対応する機能を有することとなる。なお、データ取得機能７３０、再構成機能７３１、画像処理機能７３２、撮像制御機能７３３、脈波情報取得機能７３５及び推定機能７３６は、一の基板の処理回路７３により実装されても良いし、複数の基板の処理回路７３により分散して実装されても良い。データ取得機能７３０、再構成機能７３１、画像処理機能７３２、撮像制御機能７３３、脈波情報取得機能７３５及び推定機能７３６を実現する処理回路７３は、データ取得部、再構成部、画像処理部、撮像制御部、脈波情報取得部、及び推定部にそれぞれ対応する。

処理回路７３は、データ取得機能７３０により、被検体Ｐに対するスキャンによりスキャンデータを取得する。スキャンデータは、例えば、同時計数イベントデータおよび／またはＣＴ生データなどである。例えば、被検体Ｐに対してＰＥＴ撮像が実施された場合、データ取得機能７３０は、ＰＥＴデータメモリ７１から同時計数イベントデータを取得する。また、被検体Ｐに対してＣＴ撮像が実施された場合、データ取得機能７３０は、ＣＴデータメモリ７２からＣＴ生データを取得する。なお、データ取得機能７３０により実現される機能は、例えば、再構成機能７３１または撮像制御機能７３３により実現されてもよい。また、データ取得機能７３０は、ＰＥＴガントリ１０および／またはＣＴガントリ３０により実現されてもよい。このとき、データ取得機能７３０は、被検体Ｐに対するＰＥＴ撮像により同時計数イベントデータを取得し、被検体Ｐに対するＣＴ撮像により、ＣＴ生データを取得する。

再構成機能７３１において処理回路７３は、データ取得機能７３０により取得された同時計数イベントデータに基づいて、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種の分布を示すＰＥＴ画像を再構成する。また、処理回路７３は、データ取得機能７３０により取得されたＣＴ生データに基づいて、被検体Ｐに関するＣＴ値の空間分布を表現するＣＴ画像を再構成する。画像再構成アルゴリズムとしては、ＦＢＰ（Ｆｉｌｔｅｒｅｄ Ｂａｃｋ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法や逐次近似再構成法等の既存の画像再構成アルゴリズムが用いられれば良い。また、処理回路７３は、ＰＥＴイベントデータに基づいてＰＥＴに関する位置決め画像を生成したり、ＣＴ生データに基づいてＣＴに関する位置決め画像を生成したりすることも可能である。また、処理回路７３は、再構成機能７３１により、被検体Ｐの脈波情報とスキャンデータとを用いて、被検体Ｐの心電同期に対応する再構成（以下、心電対応再構成と呼ぶ）を実行する。心電対応再構成とは、例えば、脈波情報に対して位相分割を実行し、複数の位相に分割された位相のうち、Ｒ波時刻に関する位相幅に含まれるスキャンデータを用いて心電同期に対応する医用画像を再構成することに相当する。具体的には、再構成機能７３１は、被検体Ｐの脈波情報とスキャンデータとに加えて、推定機能７３６により推定されたずれ量をさらに用いて、心電対応再構成を実行する。心電対応再構成の処理（以下、心電対応再構成処理と呼ぶ）については、後ほど説明する。

画像処理機能７３２において処理回路７３は、再構成機能７３１により再構成されたＰＥＴ画像及びＣＴ画像に種々の画像処理を施す。例えば、処理回路７３は、ＰＥＴ画像及びＣＴ画像にボリュームレンダリングや、サーフェスボリュームレンダリング、画素値投影処理、ＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ－Ｐｌａｎｅｒ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）処理、ＣＰＲ（Ｃｕｒｖｅｄ ＭＰＲ）処理等の３次元画像処理を施して表示画像を生成する。また、画像処理機能７３２は、例えば被検体Ｐの心臓に関するＰＥＴ画像に基づいて、心機能解析を実行してもよい。

撮像制御機能７３３において処理回路７３は、ＰＥＴ撮像を行うために、ＰＥＴガントリ１０と寝台５０とを同期的に制御する。本実施形態に係るＰＥＴ撮像は、天板５３を間欠的に移動させながら収集エリア毎にＰＥＴイベントデータを収集する間欠移動スキャン（ステップ＆シュート方式）であるとする。また、処理回路７３は、ＣＴ撮像を行うために、ＣＴガントリ３０と寝台５０とを同期的に制御する。ＰＥＴ撮像とＣＴ撮像とを連続して行う場合、撮像制御機能７３３は、ＰＥＴガントリ１０、ＣＴガントリ３０及び寝台５０を同期的に制御する。また、処理回路７３は、ＰＥＴガントリ１０による位置決めスキャン（以下、ＰＥＴ位置決めスキャンと呼ぶ）やＣＴガントリ３０による位置決めスキャン（以下、ＣＴ位置決めスキャンと呼ぶ）を実行可能である。ＰＥＴ位置決めスキャンのために処理回路７３は、ＰＥＴガントリ１０と寝台５０とを同期的に制御する。ＣＴ位置決めスキャンのために処理回路７３は、ＣＴガントリ３０と寝台５０とを同期的に制御する。

処理回路７３は、脈波情報取得機能７３５により、スキャンに伴って被検体Ｐの脈波情報を取得する。例えば、脈波情報取得機能７３５は、被検体Ｐから非接触（例えばカメラ１２）で脈波情報を取得、またはスキャンにおける非撮像範囲において被検体の端部に設けられた脈波計（例えばパルスオキシメーター）から脈波情報を取得する。

具体的には、カメラ１２により被検体Ｐの顔面が撮影されている場合、脈波情報取得機能７３５は、カメラ１２から出力された映像データに基づいて、被検体Ｐの脈波情報を取得する。具体的には、脈波情報取得機能７３５は、カメラ１２から出力された映像データにおける被検体Ｐの顔面における顔色の微小変化に従って、脈波情報を取得する。顔色の微小変化に基づいて脈波情報を取得する処理は、既存の方法が適宜利用可能であるため、説明は省略する。また、被検体Ｐに脈波を計測するパルスオキシメーターなどのウェアラブルデバイスが装着されている場合、脈波情報取得機能７３５は、ウェアラブルデバイスから出力された脈波のデータを受信することにより、被検体Ｐの脈波情報を取得する。脈波情報取得機能７３５は、脈波の取得時刻とスキャンデータの取得時刻とに基づいて、脈波情報とスキャンデータとを関連付けて、メモリ７５に記憶する。

処理回路７３は、推定機能７３６により、脈波情報と被検体Ｐの心電波形との位相のずれ（以下、ずれ量と呼ぶ）を推定する。心電波形を用いた位相画像の再構成は通常Ｒ波ピークを起点とした位相を用いる。このため、脈波を参照し時系列に沿ったスキャンデータを正しくＲ波起点で分割するには、脈波と心電波形との位相のずれを脈波に対して補正する必要がある。この位相のずれには、心臓と脈波検出対象部との距離による遅延と、血流の伝搬に伴う脈波の崩れによる位相のずれと、が含まれている。すなわち、脈波のピークが単純にＲ波のピークに直接的に対応しているわけではない。

図２は、心電波形と脈波との位相のずれ（位相差）の一例を示す図である。図２に示すように、脈波における位相は、心電波形の位相に対してずれが発生する。また、脈波のピークは、脈波の伝搬過程における波形の崩れに起因するピーク位置のずれ等が起こり得るため、直接Ｒ波のピークに対応するわけではない。図２に示すように、時刻Ｔ０における心電波形のＲ波と時刻Ｔ１における脈波のピークｍとの時間差（Ｔ０－Ｔ１）はｔ１である。時間差ｔ１は、心電波形と脈波とのずれではない。図２における「位相のずれＰＧ」は、推定機能７３６により推定されるずれ量に対応する。図２に示す位相のずれＰＧは、脈波のピーク毎に対応するのではなく被検体Ｐに対するスキャンを通じたひとつのグローバルパラメータとして推定される。推定されたずれ量は、スキャンデータの位相分割時に参照される。

なお、推定機能７３６は、脈波における個々の周期におけるずれ量を推定してもよい。このとき、推定されたずれ量は、位相画像の再構成として、個々の周期ごとに用いられてもよい。また、推定機能７３６は、個々の周期ごとに推定されたずれ量の平均値を、ずれ量のグローバルパラメータとして推定してもよい。ＰＥＴ撮像における撮像時間は長いため、ずれ量の平均値は、ずれ量の推定制度を向上させることができる。なお、推定されたずれ量は、入力インタフェース７６を介したユーザの指示により調整されてもよい。

図２に示すように、脈波における心電同期撮像では、心電波形において隣接する２つのＲ波の間隔が複数の位相に分割される。図２では、分割される複数の位相は、５つであるが、これに限定されない。図２では、心電図波形にならって隣接する２つの脈波のピークの間隔は、５つの位相に分割されている。実際の臨床検査では、複数の位相による分割の総数としては、１６分割程度を用いることが多い。なお、位相幅は固定されてもよい。例えば、平均的な脈拍数が６０回／分である場合、平均周期は１秒となる。このとき、５位相に分割される場合の１位相の時間は、０．２秒となり、１６位相に分割される場合の１位相の時間は、０．０６２５秒となる。図２に示すように、脈波による位相分割を参照してスキャンデータを再構成すると、目的の位相ではない位相（図２に示すＰｈ１’などで）再構成画像が得られることになる。推定機能７３６は、心電波形位相に対応する分割をするため、図２に示す位相のずれＰＧを算出する。

例えば、推定機能７３６は、被検体Ｐの体格情報に対するずれ量の対応表（以下、体格ずれ対応表と呼ぶ）に基づく計算により、ずれ量を推定する。体格ずれ対応表は、例えば、患者の身長および体重などの体格に対するずれ量を示すルックアップテーブルに相当する。体格ずれ量対応表は、あらかじめ生成されてメモリ７５に記憶される。具体的には、推定機能７３６は、放射線部門情報システム（ＲＩＳ：Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍｓ）または病院情報システム（ＨＩＳ：Ｈｏｓｐｉｔａｌ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）から出力された検査オーダにおける被検体Ｐの患者情報から、被検体Ｐの身長および体重などの体格データを、体格ずれ対応表と照合する。次いで、推定機能７３６は、当該照合により、被検体Ｐの体格に近い複数のずれ量を特定する。次いで、推定機能７３６は、特定された複数のずれ量を計算すること（例えば、平均や重みづけ平均など）で、ずれ量を推定する。なお、当該照合により、被検体Ｐの体格に合致するずれ量が体格ずれ対応表に存在する場合、推定機能７３６は、被検体Ｐの体格に合致するずれ量をステイされたずれ量として特定する。このとき、上記計算は不要となる。推定機能７３６は、推定されたずれ量をメモリ７５に記憶する。

なお、推定機能７３６によるずれ量の推定は、上記体格ずれ対応表を用いたものに限定されない。例えば、推定機能７３６は、被検体Ｐの脈波情報の入力によりずれ量を出力するように学習された学習済みモデルに、脈波情報取得機能７３５により取得された脈波情報を入力してずれ量を推定する。当該学習済みモデルは、あらかじめ学習されてメモリ７５に記憶される。学習済みモデルは、複数の患者各々に関する脈波とずれ量とを学習データとして、例えば、ＤＮＮ（Ｄｅｅｐ Ｎｅｕｒａｌ Ｎｅｔｗｏｒｋ：ディープニューラルネットワーク）など学習前モデルを学習することにより生成される。なお、学習データは、脈波と心電図波形との組、脈波とＲ波ピークの時刻データとの組であってもよい。

また、上記学習済みモデルへの入力は、被検体Ｐに関する幾何情報をさらに入力してもよい。例えば、脈波情報として被検体Ｐの顔色（または頸部）の微小変化をカメラ１２で撮影している場合、幾何情報は、被検体Ｐの顔面（または頸部）と被検体Ｐの心臓との距離を示す情報である。このとき、幾何情報は、距離そのものであってもよいし、カメラ１２により撮影された被検体Ｐの胸部と顔面（または頸部）とを含む映像データであってもよい。また、脈波情報としてパルスオキシメーターからの出力が取得されている場合、幾何情報は、被検体Ｐにおけるパルスオキシメーターと被検体Ｐの心臓との距離を示す情報である。このとき、幾何情報は、距離そのものであってもよいし、カメラ１２により撮影された被検体Ｐの胸部とパルスオキシメーターとを含む映像データであってもよい。また、幾何情報は、被検体Ｐに関する各種位置決め画像（スキャノ画像、またはスカウト画像とも称される）、ＭＲ画像、単純Ｘ線画像などが用いられてもよい。

なお、幾何情報は、入力インタフェース７６を介したユーザの指示により、入力されてもよい。幾何情報がさらに入力される学習済みモデルは、複数の患者各々に関する脈波と幾何情報とずれ量とを学習データとして、例えば、ＤＮＮ（Ｄｅｅｐ Ｎｅｕｒａｌ Ｎｅｔｗｏｒｋ：ディープニューラルネットワーク）など学習前モデルを学習することにより生成される。学習前モデルおよび学習手法は、既知のものが適用可能であるため、説明は省略する。

ディスプレイ７４は、処理回路７３の制御のもとで、種々の情報を表示する。ディスプレイ７４としては、例えば、ＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）ディスプレイや液晶ディスプレイ（ＬＣＤ：Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）、有機ＥＬディスプレイ（ＯＥＬＤ：Ｏｒｇａｎｉｃ Ｅｌｅｃｔｒｏ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ Ｄｉｓｐｌａｙ）、ＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）ディスプレイ、プラズマディスプレイ、又は当技術分野で知られている他の任意のディスプレイが適宜利用可能である。また、ディスプレイ７４は、デスクトップ型でもよいし、コンソール７０と無線通信可能なタブレット端末等で構成されてもよい。

メモリ７５は、種々の情報を記憶するＨＤＤやＳＳＤ、集積回路記憶装置等の記憶装置である。また、メモリ７５は、ＣＤ（Ｃｏｍｐａｃｔ Ｄｉｓｃ）－ＲＯＭドライブやＤＶＤ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｖｅｒｓａｔｉｌｅ Ｄｉｓｃ）ドライブ、フラッシュメモリ等の可搬性記憶媒体との間で種々の情報を読み書きする駆動装置等であっても良い。メモリ７５は、例えば、データ取得機能７３０、再構成機能７３１、画像処理機能７３２、撮像制御機能７３３、脈波情報取得機能７３５及び推定機能７３６などの実行に関する各種データなどを記憶する。メモリ７５は、データ取得機能７３０により、被検体Ｐに対するスキャンの実行で取得された被検体Ｐのスキャンデータを記憶する。メモリ７５は、脈波情報取得機能７３５により取得された脈波情報を記憶する。メモリ７５は、データ取得機能７３０、再構成機能７３１、画像処理機能７３２、撮像制御機能７３３、脈波情報取得機能７３５及び推定機能７３６の実行に関する各種プログラムを記憶する。また、メモリ７５は、推定機能７３６の実行において用いられる体格ずれ対応表、学習済みモデル、幾何情報などを記憶する。

入力インタフェース７６は、ユーザ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７３に出力する。例えば、入力インタフェース７６としては、例えば、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、タッチパッド及びタッチパネルディスプレイ等が適宜、使用可能となっている。なお、本実施形態において、入力インタフェース７６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、タッチパッド及びタッチパネルディスプレイ等の物理的な操作部品を備えるものに限られない。例えば、装置とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、この電気信号を処理回路７３へ出力する電気信号の処理回路も入力インタフェース７６の例に含まれる。また、入力インタフェース７６は、コンソール７０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。

以上、ＰＥＴ－ＣＴ装置１の全体構成について説明した。以下、心電対応再構成処理の手順について、図３および図４を用いて説明する。また、説明を具体的にするために、ＰＥＴガントリ１０には、カメラ１２が設けられているものとする。加えて、心電対応再構成処理の対象のスキャンデータは同時計数イベントデータであるものとする。

図３は、心電対応再構成処理の概要の一例を示す図である。図３に示すように、カメラ１２の撮影範囲ＳＲにおける被検体Ｐの顔色の微小変化により、脈波ＰＷが取得される。このとき、脈波ＰＷと対応付けられて、スキャンデータとして同時計数イベントデータが取得される。脈波ＳＷに対してノイズ除去などのフィルタを適用することで、脈波情報ＰＷＩが取得される。なお、学習済みモデルを用いてずれ量ＰＧを推定する場合、脈波ＰＩが脈波情報として取得されてもよい。

図３における点線の枠内に示すように、ずれ量ＰＧが推定されると、脈波情報ＰＷＩに対してずれ量だけシフトさせた位相補正が実行される。位相補正は、例えば、心電対応再構成処理において、再構成機能７３１により実施される。次いで、再構成機能７３１は、図３に示すように、位相補正された脈波情報ＰＣＰＷを用いて、同時計数イベントデータに対して位相分割を実行する。これにより、複数の位相各々に同時計数イベントデータが対応付けられる。続けて、再構成機能７３１は、図３に示すように、位相分割された同時計数イベントデータに基づいて、位相画像を再構成する。再構成された位相画像は、図３に示すように、例えば、画像処理機能７３２により、心機能解析に用いられる。

図４は、心電対応再構成処理の手順の一例を示すフローチャートである。

（心電対応再構成処理）
（ステップＳ４０１）
処理回路７３は、脈波情報取得機能７３５により、被検体Ｐに対するＰＥＴ撮像の実行前から、被検体Ｐの脈波情報を取得する。脈波情報取得機能７３５は、取得された脈波情報を、メモリ７５に記憶する。

（ステップＳ４０２）
処理回路７３は、撮像制御機能７３３により、被検体Ｐに対してＰＥＴ撮像によるスキャンを実行する。なお、本ステップの前段において、同時計数イベントデータの再構成に用いられる減弱データを取得するために、撮像制御機能７３３は、被検体Ｐに対してＣＴ撮像を実行する。

（ステップＳ４０３）
処理回路７３は、データ取得機能７３０により、ＣＴ生データおよび同時計数イベントデータを取得する。データ取得機能７３０は、脈波情報と対応付けてメモリ７５に記憶する。

（ステップＳ４０４）
処理回路７３は、推定機能７３６により、脈波情報と被検体の心電波形とのずれ量を推定する。推定機能７３６は、推定されたずれ量をメモリ７５に記憶する。

（ステップＳ４０５）
処理回路７３は、再構成機能７３１により、脈波情報と同時計数データとずれ量とを用いて、被検体Ｐの心電同期に対応する再構成を実行する。具体的には、再構成機能７３１は、脈波情報に対してずれ量を適用し、Ｒ波に対応する時刻（以下、Ｒ波時刻と呼ぶ）を特定する。次いで、再構成機能７３１は、Ｒ波時刻に基づいて、脈波情報に対して位相分割を実行する。再構成機能７３１は、複数の位相に分割された位相のうち、Ｒ波時刻に関する位相幅に含まれる同時計数データと減弱データとを用いて、心電同期に対応するＰＥＴ画像を再構成する。同時計数データと減弱データとを用いた再構成は、既知の手法を利用することができるため、説明は省略する。

（ステップＳ４０６）
処理回路７３は、画像処理機能７３２により、心電同期に対応するＰＥＴ画像に対して心機能解析を実行する。ＰＥＴ画像に対する心機能解析は、既知の手法を利用することができるため、説明は省略する。これにより、画像処理機能７３２は、心電同期撮像による心機能解析の結果と同様な結果を取得する。画像処理機能７３２は、心機能解析結果をメモリ７５に記憶する。

以上に述べた第１実施形態に係る医用画像診断装置１は、被検体Ｐに対するスキャンにより生成されたスキャンデータを取得し、スキャンに伴って被検体Ｐの脈波情報を取得し、脈波情報とスキャンデータとを用いて被検体Ｐの心電同期に対応する再構成を実行する。具体的には、第１実施形態に係る医用画像診断装置１は、脈波情報と被検体Ｐの心電波形とのずれ量を推定し、推定されたずれ量をさらに用いて、心電同期に対応する再構成を実行する。例えば、第１実施形態に係る医用画像診断装置１は、被検体Ｐの体格情報に対するずれ量の対応表に基づく計算によりずれ量を推定する。また、第１実施形態に係る医用画像診断装置１は、脈波情報の入力によりずれ量を出力するように学習された学習済みモデルに、取得された脈波情報を入力してずれ量を推定してもよい。また、第１実施形態に係る医用画像診断装置１は、脈波情報と被検体Ｐに関する幾何情報との入力によりずれ量を出力するように学習された学習済みモデルに、取得された脈波情報と被検体Ｐの体格情報とを入力してずれ量を推定する。

これらのことから、第１実施形態に係る医用画像診断装置１によれば、被検体Ｐの心電波形を取得するための被検体Ｐへの心電ポートの装着やケーブルの引き回しなしに撮像が可能になり、記録した脈波を用いて、ＣＴ画像、ＰＥＴ画像、ＳＰＥＣＴ画像、ＭＲ画像などの心電同期と同等の心拍同期再構成（心電対応再構成）を行うことができる。すなわち、本医用画像診断装置１によれば、再構成画像の画質低下の原因となる心電ポートおよびケーブルを用いることなく、心電波形の取得は不要で、脈波情報により被検体Ｐの心電同期に対応する再構成を実行することができる。このため、本医用画像診断装置１によれば、通常の心電同期による再構成画像よりも画質を向上させることができ、精度のよい心機能解析を実行することができる。これにより、本医用画像診断装置１によれば、被検体Ｐに対する検査の精度を向上させることができる。

また、本医用画像診断装置１によれば、呼吸同期と併用するいわゆるダブルゲート撮像において、複数の変位モニタに関する各種デバイスを被検体Ｐに装着する煩雑さを軽減することができる。このため、本医用画像診断装置１によれば、被検体Ｐに対する心電同期検査の操作性を向上させ、心電同期に関する検査の能率（検査のスループット）を向上させることができる。

（変形例）
本変形例は、脈波情報において隣接する２つの脈波のピークの間を複数の位相に分割し、複数の位相に対応して生成された複数の再構成画像に基づいて被検体Ｐの心臓に関する時間容積曲線を生成し、生成された時間容積曲線に基づいてずれ量を推定することにある。

図５は、本変形例における処理回路７３の機能構成の一例を示す図である。図５に示すように、本変形例の処理回路７３は、位相分割機能７３７をさらに有する。位相分割機能７３７を実現する処理回路７３は、位相分割部に相当する。処理回路７３は、位相分割機能７３７により、脈波情報取得機能７３５により取得された脈波情報において、隣接する２つの脈波のピークの間を、複数の位相に分割する。以下、説明を具体的にするために、複数の位相の数すなわち分割数は、例えば、１６であるものとする。なお、分割数は１６に限定されず図２に示すように５つなど、任意に設定可能である。

処理回路７３は、再構成機能７３１により、複数の位相各々に含まれるスキャンデータに基づいて、複数の位相に対応する複数の再構成画像を生成する。例えば、再構成機能７３１は、複数の位相各々に含まれる同時計数イベントデータに基づいて、複数の位相にそれぞれ対応する複数のＰＥＴ画像を生成する。

処理回路７３は、推定機能７３６により、複数の再構成画像に基づいて被検体Ｐの心臓に関する時間容積曲線を生成する。時間容積曲線は、例えば、被検体Ｐの心臓の心室の容積について、時間に沿った変化等を示す曲線である。なお、時間容積曲線の生成は、画像処理機能７３２により実現されてもよい。推定機能７３６は、時間容積曲線に基づいて、ずれ量を推定する。例えば、推定機能７３６は、時間容積曲線において、容積が最小となる位相を特定する。次いで、推定機能７３６は、脈波のピークの位相のうち過去側の位相と特定された位相との際の時間を、ずれ量として決定する。なお、位相分割機能７３７は決定されたずれ量を用いて再度位相分割を行ってもよい。このとき、再構成機能７３１は、再度分割された位相を用いて分割された位相ごとに、鮮明な再構成画像を生成してもよい。

図６は、時間容積曲線の一例を示す図である。図６に示すように、最小の容積となる位相は、第７の位相である。このとき、推定機能７３６は、第１の位相と第７の位相との時間差をずれ量として特定する。

以上に述べた第１実施形態の変形例に係る医用画像診断装置１は、脈波情報において隣接する２つの脈波のピークの間を複数の位相に分割し、複数の位相各々に含まれるスキャンデータに基づいて複数の位相に対応する複数の再構成画像を生成し、複数の再構成画像に基づいて被検体Ｐの心臓に関する時間容積曲線を生成し、時間容積曲線に基づいてずれ量を推定する。本変形例における効果は、第１実施形態と同様なため、説明は省略する。

（第２実施形態）
本実施形態は、ずれ量を推定することなく、心電同期に対応する再構成を実行することにある。本実施形態における処理回路７３は、図５に示す複数の機能から推定機能７３６を除いた複数の機能を有する。

処理回路７３は、位相分割機能７３７により、脈波情報において隣接する２つの脈波のピークの間を、同一の位相幅で複数の位相に分割する。位相分割機能７３７を実現する処理回路７３は、位相分割部に相当する。以下、説明を具体的にするために、複数の位相の数すなわち分割数は、例えば、７であるものとする。なお、分割数は７に限定されず図２に示すように５つなど、任意に設定可能である。

処理回路７３は、再構成機能７３１により、位相分割機能７３７により分割された複数の位相のうち一つのピークに対応する初期位相を、所定の時間間隔ごとに過去に向かって複数回シフトする。所定の時間間隔は、位相幅を等分割した一つの部分的な位相幅である。所定の時間間隔は、例えば、予め設定され、メモリ７５に記憶される。所定の時間間隔は、例えば、位相幅の１／５、または１／１０などである。以下、説明を具体的にするために、所定の時間間隔は、位相幅の１／５であるものとする。例えば、脈波情報において隣接する２つの脈波のピークの間の時間が１秒である場合、複数の位相各々の位相幅は、１／７秒となる。このとき、所定の時間間隔は、１／３５秒となる。また、説明を具体的にするために、初期位相は、複数の位相において、２つの脈波のピークのうち過去のピークに対応する位相であるものとする。

処理回路７３は、再構成機能７３１により、シフトされた複数の初期位相に含まれるスキャンデータに基づいて、シフトの回数に応じた複数の再構成画像を生成する。上記例の場合、再構成機能７３１は、５回のシフトにそれぞれ対応する５つの初期位相にそれぞれ含まれるスキャンデータを用いて、５つの初期位相に対応する５つの再構成画像を生成する。

処理回路７３は、再構成機能７３１により、複数の再構成画像のうち最も鮮明な画像を、心電同期に対応する再構成画像として特定する。例えば、再構成機能７３１は、複数の再構成画像各々において、鮮明度指標を計算する。鮮明度指標は、複数の再構成画像各々において、画像全体の画素値のｘ方向およびｙ方向（すなわち、縦横方向）の偏微分値の２乗の和などで定義される。鮮明度指標は、複数の再構成画像各々におけるボケの程度を示す指標である。

なお、鮮明度指標は、上記計算例に限定されず、画像のボケを定量化できる指標であれば、既知の方法が適宜利用可能である。再構成機能７３１は、鮮明度指標が最も小さい再構成画像、すなわちボケが最も低い再構成画像を、心電同期に対応する再構成画像として特定する。なお、心電同期に対応する再構成画像の特定は、画像処理機能７３２などにより実行されてもよい。

図７は、脈波情報（脈波形）の位相分割と、脈波形の初期位相ｐｈ１のシフトに基づく心電同期に対応する再構成画像の位相ｐｈ１’の一例を示す図である。心電波形における位相Ｐｈ１は、心室筋の興奮期にあたる。このため、本実施形態は、心拍の周期は一定ではなく変化するので、最も鮮明な再構成画像が得られる位相ｐｈ１’に注目する。また、本実施形態においても、心電波形と脈波形とのずれは、グローバルで一定であるものとする。図７に示すように、隣接する脈波のピークに基づいて、脈波形は、位相分割機能７３７により、７つの位相（ｐｈ１、ｐｈ２、・・・、ｐｈ７）に分割される。再構成機能７３１は、トライアルで所定の時間間隔Δｔごとに、初期位相ｐｈ１を過去にシフトさせて、再構成画像を生成し、心電同期に対応する再構成画像を特定する。

図７では、ｐｈ１’が心電同期に対応する再構成画像に対応する位相となる。このとき、再構成機能７３１は、他のシフトされた複数の位相（ｐｈ２’、・・・、ｐｈ７’）各々に対応するスキャンデータに基づいて、他のシフトされた複数の位相（ｐｈ２’、・・・、ｐｈ７’）に対応する複数の再構成画像を生成してもよい。シフトされた複数の位相（ｐｈ１’、ｐｈ２’、・・・、ｐｈ７’）に対応する複数の再構成画像は、例えば、画像処理機能７３２により、心機能解析に用いられてもよい。

以上に述べた第２実施形態に係る医用画像診断装置１は、脈波情報において隣接する２つの脈波のピークの間を同一の位相幅で複数の位相に分割し、複数の位相のうち少なくとも一つのピークに対応する初期位相を、所定の時間間隔で過去に向かって複数回シフトし、シフトされた複数の初期位相に含まれるスキャンデータに基づいて、シフトの回数に応じた複数の再構成画像を生成する。また、第２実施形態に係る医用画像診断装置１は、複数の再構成画像のうち最も鮮明な画像を、心電同期に対応する再構成画像として特定する。本実施形態における効果は、第１実施形態と同様なため、説明は省略する。

（応用例）
本応用例は、第２の実施形態において生成された複数の再構成画像の入力により複数の再構成画像のうち最も鮮明な画像を特定するように学習された学習済みモデルに、複数の再構成画像を入力して最も鮮明な画像を特定することにある。このとき、最も鮮明な画像は、Ｒ波直後の典型位相画像に近い画像に相当する。処理回路７３は、再構成機能７３１により、複数の再構成画像の入力により複数の再構成画像のうち最も鮮明な画像を特定するように学習された学習済みモデルに、複数の再構成画像を入力して最も鮮明な画像を特定する。

学習済みモデルは、あらかじめ学習されてメモリ７５に記憶される。学習済みモデルは、複数の患者各々に関する複数の再構成画像と心電同期再構成画像とを学習データとして、例えば、ＤＮＮ（Ｄｅｅｐ Ｎｅｕｒａｌ Ｎｅｔｗｏｒｋ：ディープニューラルネットワーク）など学習前モデルを学習することにより生成される。学習前モデルおよび学習手法は、既知のものが適用可能であるため、説明は省略する。

本応用例に係る医用画像診断装置１は、脈波情報において隣接する２つの脈波のピークの間を、同一の位相幅で複数の位相に分割し、複数の位相のうち一つのピークに対応する初期位相を、所定の時間間隔で過去に向かって複数回シフトし、シフトされた複数の初期位相に含まれるスキャンデータに基づいて、シフトの回数に応じた複数の再構成画像を生成し、複数の再構成画像の入力により複数の再構成画像のうち最も鮮明な画像を特定するように学習された学習済みモデルに、複数の再構成画像を入力して最も鮮明な画像を特定する。本応用例における効果は、第１実施形態と同様なため、説明は省略する。

本実施形態における技術的思想を再構成方法で実現する場合、当該再構成方法は、被検体Ｐに対するスキャンによりスキャンデータを取得し、スキャンに伴って被検体Ｐの脈波情報を取得し、脈波情報とスキャンデータとを用いて、被検体Ｐの心電同期に対応する再構成を実行する。本再構成方法における処理手順および効果は、第１実施形態と同様なため、説明は省略する。

本実施形態における技術的思想を再構成プログラムで実現する場合、当該再構成プログラムは、コンピュータに、被検体Ｐに対するスキャンによりスキャンデータを取得し、スキャンに伴って被検体Ｐの脈波情報を取得し、脈波情報とスキャンデータとを用いて、被検体Ｐの心電同期に対応する再構成を実行することを実現させる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記憶媒体に格納して頒布することも可能である。再構成プログラムにおける処理手順および効果は、第１実施形態と同様なため、説明は省略する。

以上説明した少なくとも一つの実施形態などによれば、被検体Ｐへの心電ポートの装着およびケーブルの引き回しなしに、心電同期に対応する再構成を行うことができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１ 医用画像診断装置（ＰＥＴ－ＣＴ装置）
１０ ＰＥＴガントリ
１１ 検出器リング
１２ カメラ
１３ 信号処理回路
１５ 同時計数回路
１７ ガンマ線検出器
３０ ＣＴガントリ
３１ Ｘ線管
３２ Ｘ線検出器
３３ 回転フレーム
３４ Ｘ線高電圧装置
３５ ＣＴ制御装置
３６ ウェッジ
３７ コリメータ
５０ 寝台
５１ 基台
５２ 支持フレーム
５３ 天板
５４ 寝台駆動装置
７０ コンソール
７１ ＰＥＴデータメモリ
７２ ＣＴデータメモリ
７３ 処理回路
７４ ディスプレイ
７５ メモリ
７６ 入力インタフェース
７３０ データ取得機能
７３１ 再構成機能
７３２ 画像処理機能
７３３ 撮像制御機能
７３５ 脈波情報取得機能
７３６ 推定機能
７３７ 位相分割機能

Claims (12)

1. 被検体に対するスキャンにより生成されたスキャンデータを取得するデータ取得部と、
   前記スキャンに伴って前記被検体の脈波情報を取得する脈波情報取得部と、
   前記脈波情報と前記スキャンデータとを用いて、前記被検体の心電同期に対応する再構成を実行する再構成部と、
   を備える医用画像診断装置。
2. 前記脈波情報と前記被検体の心電波形とのずれ量を推定する推定部を更に備え、
   前記再構成部は、前記ずれ量をさらに用いて、前記心電同期に対応する再構成を実行する、
   請求項１に記載の医用画像診断装置。
3. 前記推定部は、前記被検体の体格情報に対するずれ量の対応表に基づく計算により、前記ずれ量を推定する、
   請求項２に記載の医用画像診断装置。
4. 前記推定部は、前記脈波情報の入力により前記ずれ量を出力するように学習された学習済みモデルに、前記脈波情報を入力して前記ずれ量を推定する、
   請求項２に記載の医用画像診断装置。
5. 前記推定部は、前記脈波情報と前記被検体に関する幾何情報との入力により前記ずれ量を出力するように学習された学習済みモデルに、前記脈波情報と前記被検体の体格情報とを入力して前記ずれ量を推定する、
   請求項２に記載の医用画像診断装置。
6. 前記脈波情報において隣接する２つの脈波のピークの間を、複数の位相に分割する位相分割部を更に備え、
   前記再構成部は、前記複数の位相各々に含まれる前記スキャンデータに基づいて、前記複数の位相に対応する複数の再構成画像を生成し、
   前記推定部は、
   前記複数の再構成画像に基づいて前記被検体の心臓に関する時間容積曲線を生成し、
   前記時間容積曲線に基づいて前記ずれ量を推定する、
   請求項２に記載の医用画像診断装置。
7. 前記脈波情報取得部は、前記被検体から非接触で前記脈波情報を取得、または前記スキャンにおける非撮像範囲において前記被検体の端部に設けられた脈波計から前記脈波情報を取得する、
   請求項１乃至６のいずれか一項に記載の医用画像診断装置。
8. 前記脈波情報において隣接する２つの脈波のピークの間を、同一の位相幅で複数の位相に分割する位相分割部を更に備え、
   前記再構成部は、
   前記複数の位相のうち一つの前記ピークに対応する初期位相を、所定の時間間隔で過去に向かって複数回シフトし、
   前記シフトされた複数の前記初期位相に含まれる前記スキャンデータに基づいて、前記シフトの回数に応じた複数の再構成画像を生成する、
   請求項１に記載の医用画像診断装置。
9. 前記再構成部は、前記複数の再構成画像のうち最も鮮明な画像を、前記心電同期に対応する再構成画像として特定する、
   請求項８に記載の医用画像診断装置。
10. 前記脈波情報において隣接する２つの脈波のピークの間を、同一の位相幅で複数の位相に分割する位相分割部を更に備え、
    前記再構成部は、
    前記複数の位相のうち一つの前記ピークに対応する初期位相を、所定の時間間隔で過去に向かって複数回シフトし、
    前記シフトされた複数の前記初期位相に含まれる前記スキャンデータに基づいて、前記シフトの回数に応じた複数の再構成画像を生成し、
    前記複数の再構成画像の入力により前記複数の再構成画像のうち最も鮮明な画像を特定するように学習された学習済みモデルに、前記複数の再構成画像を入力して最も鮮明な画像を特定する、
    請求項１に記載の医用画像診断装置。
11. 被検体に対するスキャンによりスキャンデータを取得し、
    前記スキャンに伴って前記被検体の脈波情報を取得し、
    前記脈波情報と前記スキャンデータとを用いて、前記被検体の心電同期に対応する再構成を実行すること、
    を備える再構成方法。
12. コンピュータに
    被検体に対するスキャンによりスキャンデータを取得し、
    前記スキャンに伴って前記被検体の脈波情報を取得し、
    前記脈波情報と前記スキャンデータとを用いて、前記被検体の心電同期に対応する再構成を実行すること、
    を実現させる再構成プログラム。

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