JP6222797B2 - Ｘ線診断装置及びプログラム - Google Patents

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Description

本発明の実施形態は、Ｘ線診断装置及びプログラムに関する。
従来、心不全治療のひとつとして心臓再同期医療法(Cardiac Resynchronization Therapy, ＣＲＴ)が知られている。この方法は、例えば、刺激伝導系の異常により、心室を取り巻く心筋へのタイミングが異常になってしまい、左右の心壁が同時に動かず、心室がタイミングよく収縮できず、血液の拍出が不十分になってしまう疾患などの治療に用いられる。
ＣＲＴは、心臓が同期して収縮するようにするために、心臓の動きが悪い部位（非同期部位：Latest Activation）に電極を留置する治療法である。具体的には、ＣＲＴは、超音波診断装置によるストレイン解析により非同期部位を特定し、Ｘ線診断装置によって撮影されたＸ線画像を参照しながら非同期部位に最も近い静脈に電極が留置される。
このように留置された電極が、タイミングよく刺激電位を流すことにより、心筋がタイミングよく収縮して、心室の動きをコントロールする。しかしながら、上述した従来技術においては、Ｘ線画像と超音波画像の重畳画像において、視認性が低下する場合があった。
特開２００９−０３９４２９号公報
本発明が解決しようとする課題は、Ｘ線画像と超音波画像の重畳画像における視認性の低下を抑止することを可能にするＸ線診断装置及びプログラムを提供することである。
一実施形態のＸ線診断装置は、アームと、算出手段と、制御手段とを備える。アームは、被検体のＸ線撮影を行う撮影手段を保持する。算出手段は、前記撮影手段により被検体を撮影する撮影空間と、前記被検体に対して超音波プローブが走査される走査空間との相対位置の情報に基づいて、前記超音波プローブによる超音波の送受信により生成された超音波画像内に指定された指定位置と、前記撮影空間における所定の位置とからなる角度を算出する。制御手段は、前記算出手段によって算出された角度で前記被検体を撮影するように前記アームを制御する。前記算出手段は、前記超音波画像に設定されたランドマークと、前記撮影手段によって撮影されたＸ線画像上のランドマークに相当する位置とを用いて、前記超音波画像と前記Ｘ線画像とを位置合わせすることにより、前記撮影空間と前記走査空間との相対位置を特定する。
図１は、第１の実施形態に係るシステムの構成の一例を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成を説明するための図である。 図３は、第１の実施形態に係るボリュームデータ処理部による処理結果の一例を示す図である。 図４Ａは、第１の実施形態に係るボリュームデータ処理部による処理の一例を説明するための図である。 図４Ｂは、第１の実施形態に係るボリュームデータ処理部によって生成される画像の一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置の構成の一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係るシステム制御部の構成の一例を示す図である。 図７は、第１の実施形態に係る位置合わせ部による処理の一例を説明するための図である。 図８は、第１の実施形態に係る算出部による処理の一例を説明するための図である。 図９Ａは、第１の実施形態に係る角度制御部によって制御された角度で撮影したＸ線画像を用いたフュージョン画像の一例を示す図である。 図９Ｂは、第１の実施形態に係る角度制御部による制御を受けずに撮影したＸ線画像を用いたフュージョン画像の一例を示す図である。 図１０は、第１の実施形態に係る算出部による角度の更新処理の一例を説明するための図である。 図１１は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置による処理の手順を示すフローチャートである。 図１２は、第２の実施形態に係る算出部による処理の一例を説明するための図である。 図１３は、第２の実施形態に係るＸ線診断装置による処理の手順を示すフローチャートである。 図１４は、第３の実施形態に係るＸ線診断装置による処理の手順を示すフローチャートである。
（第１の実施形態）
以下、本願に係る画像処理装置の詳細について説明する。なお、第１の実施形態では、本願に係るＸ線診断装置を含むシステムを一例に挙げて説明する。図１は、第１の実施形態に係るシステムの構成の一例を示す図である。
図１に示すように、第１の実施形態に係るシステム１は、Ｘ線診断装置１００と、画像保管装置２００と、超音波診断装置３００とを有する。図１に例示する各装置は、例えば、病院内に設置された院内ＬＡＮ（Local Area Network）により、直接的、又は間接的に相互に通信可能な状態となっている。例えば、画像処理システム１にＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System）が導入されている場合、各装置は、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communications in Medicine）規格に則って、医用画像等を相互に送受信する。
かかるシステム１においては、Ｘ線診断装置１００及び超音波診断装置３００が、それぞれの技師の操作に応じてＸ線画像及び超音波画像を収集する。そして、Ｘ線診断装置１００が、Ｘ線画像に位置合わせされた超音波画像を表示することで、医師は、ＣＲＴにおいて、超音波診断装置で計画した留置位置に正確に電極をおくことが可能となる。
画像保管装置２００は、医用画像を保管するデータベースである。具体的には、第１の実施形態に係る画像保管装置２００は、超音波診断装置３００から送信された超音波画像などを記憶部に格納し、これを保管する。すなわち、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、超音波診断装置３００から直接画像データを受信する場合でもよく、或いは、画像保管装置２００に一旦保管された画像を取得する場合でもよい。
まず、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成について、図２を用いて説明する。図２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置３００の構成を説明するための図である。図２に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置３００は、装置本体３１０と、超音波プローブ３２０と、入力装置３３０と、モニタ３４０と、トランスミッター３５１と、位置センサー３５２と、制御装置３５３と、心電計３６０とを有する。
超音波プローブ３２０は、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体３１０が有する送受信部３１１から供給される駆動信号に基づき超音波を発生し、さらに、被検体Ｐからの反射波を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ３２０は、圧電振動子に設けられる整合層と、圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材などを有する。例えば、超音波プローブ３２０は、セクタ型、リニア型又はコンベックス型などの超音波プローブである。
超音波プローブ３２０から被検体Ｐに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Ｐの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波信号として超音波プローブ３２０が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが移動している血流や心臓壁などの表面で反射された場合の反射波信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。
なお、本実施形態は、１次元超音波プローブの複数の圧電振動子を機械的に揺動する超音波プローブ３２０や複数の圧電振動子が格子状に２次元で配置された２次元超音波プローブである超音波プローブ３２０により、被検体Ｐを３次元でスキャンする。
入力装置３３０は、トラックボール、スイッチ、ボタン、タッチコマンドスクリーンなどを有し、超音波診断装置３００の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体３１０に対して受け付けた各種設定要求を転送する。例えば、入力装置３３０は、超音波画像と、Ｘ線画像などとの位置合わせに係る各種操作を受付ける。
モニタ３４０は、超音波診断装置３００の操作者が入力装置３３０を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、装置本体３１０において生成された超音波画像とＸ線ＣＴ画像などとを並列表示したりする。
トランスミッター３５１は、基準信号を送信する。具体的には、トランスミッター３５１は、任意の位置に配置され、自装置を中心として外側に向かって磁場を形成する。位置センサー３５２は、基準信号を受信することにより、３次元空間上の位置情報を取得する。具体的には、位置センサー３５２は、超音波プローブ３２０の表面に装着され、トランスミッター３５１によって形成された３次元の磁場を検出して、検出した磁場の情報を信号に変換して、制御装置３５３に出力する。
制御装置３５３は、位置センサー３５２から受信した信号に基づいて、トランスミッター３５１を原点とする空間における位置センサー３５２の座標及び向きを算出し、算出した座標及び向きを後述する装置本体３１０の制御部３１６に出力する。なお、被検体Ｐの診断は、超音波プローブ３２０に装着された位置センサー３５２が、トランスミッター３５１の磁場を正確に検出することが可能な磁場エリア内で行われる。なお、本実施形態においては、位置情報を取得するセンサーとして磁気センサーを用いる場合について説明するが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、磁気センサーの代わりに、赤外線センサーや、光学センサー、カメラなどを用いる場合であってもよい。
心電計３６０は、装置本体３１０と接続され、超音波走査が行なわれる被検体Ｐの心電波形（ＥＣＧ： Electrocardiogram）を取得する。心電計３６０は、取得した心電波形及び時間情報を装置本体３１０に送信する。
装置本体３１０は、超音波プローブ３２０が受信した反射波に基づいて超音波画像を生成する装置であり、図３に示すように、送受信部３１１と、Ｂモード処理部３１２と、ドプラ処理部３１３と、画像生成部３１４と、画像メモリ３１５と、制御部３１６と、内部記憶部３１７と、インターフェース部３１８と、ボリュームデータ処理部３１９とを有する。
送受信部３１１は、トリガ発生回路、遅延回路およびパルサ回路などを有し、超音波プローブ３２０に駆動信号を供給する。パルサ回路は、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。また、遅延回路は、超音波プローブ３２０から発生される超音波をビーム状に集束して送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルサ回路が発生する各レートパルスに対し与える。また、トリガ発生回路は、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ３２０に駆動信号（駆動パルス）を印加する。すなわち、遅延回路は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面からの送信方向を任意に調整する。
また、送受信部３１１は、アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、加算器などを有し、超音波プローブ３２０が受信した反射波信号に対して各種処理を行なって反射波データを生成する。アンプ回路は、反射波信号をチャンネルごとに増幅してゲイン補正処理を行ない、Ａ／Ｄ変換器は、ゲイン補正された反射波信号をＡ／Ｄ変換して受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え、加算器は、Ａ／Ｄ変換器によって処理された反射波信号の加算処理を行なって反射波データを生成する。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。
このように、送受信部３１１は、超音波の送受信における送信指向性と受信指向性とを制御する。なお、送受信部３１１は、後述する制御部３１６の制御により、遅延情報、送信周波数、送信駆動電圧、開口素子数などを瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更においては、瞬時に値を切り替えることが可能であるリニアアンプ型の発振回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。また、送受信部３１１は、１フレームもしくはレートごとに、異なる波形を送信して受信することも可能である。
Ｂモード処理部３１２は、送受信部３１１からゲイン補正処理、Ａ／Ｄ変換処理および加算処理が行なわれた処理済み反射波信号である反射波データを受信し、対数増幅、包絡線検波処理などを行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。
ドプラ処理部３１３は、送受信部３１１から受信した反射波データから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワーなどの移動体情報を多点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。
画像生成部３１４は、Ｂモード処理部３１２が生成したＢモードデータや、ドプラ処理部３１３が生成したドプラデータから、超音波画像を生成する。具体的には、画像生成部３１４は、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ビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）することで、Ｂモードデータやドプラデータから表示用の超音波画像（Ｂモード画像やドプラ画像）を生成する。ここで、画像生成部３１４は、生成した各超音波画像に、心電計３６０から受信した心電波形および時間情報を対応付けて、画像メモリ３１５に格納する。
画像メモリ３１５は、画像生成部３１４によって生成された造影像や組織像などの画像データを記憶する。また、画像メモリ３１５は、送受信部３１１を経た直後の出力信号（ＲＦ：Radio Frequency）や画像の輝度信号、種々の生データ、ネットワークを介して取得した画像データなどを必要に応じて記憶する。画像メモリ３１５が記憶する画像データのデータ形式は、後述する制御部３１６によりモニタ３４０に表示されるビデオフォーマット変換後のデータ形式であっても、Ｂモード処理部３１２及びドプラ処理部３１３によって生成されたＲａｗデータである座標変換前のデータ形式でもよい。
制御部３１６は、超音波診断装置３００における処理全体を制御する。具体的には、制御部３１６は、入力装置３３０を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部３１７から読込んだ各種制御プログラムおよび各種設定情報に基づき、送受信部３１１、Ｂモード処理部３１２、ドプラ処理部３１３および画像生成部３１４の処理を制御したり、画像メモリ３１５が記憶する超音波画像などをモニタ３４０にて表示するように制御したりする。また、制御部３１６は、例えば、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communications in Medicine）規格に則って、他のモダリティ（例えば、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩ装置など）の３次元画像データ（ボリュームデータ）を、ネットワークを介して送受信する。
内部記憶部３１７は、超音波送受信、画像処理および表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見など）や、診断プロトコルなどの各種データを記憶する。さらに、内部記憶部３１７は、必要に応じて、画像メモリ３１５が記憶する画像の保管などにも使用される。
インターフェース部３１８は、入力装置３３０、制御装置３５３と装置本体３１０との間での各種情報のやり取りを制御するインターフェースである。例えは、インターフェース部３１８は、制御部３１６に対する制御装置３５３が取得した位置情報の転送を制御する。
ボリュームデータ処理部３１９は、ストレイン解析に係る各種処理を実行する。具体的には、３Ｄ Ｗａｌｌ Ｍｏｔｉｏｎ Ｔｒａｃｋｉｎｇにより、心臓における興奮伝播の様相が描出された画像を生成する。ここで、第１の実施形態に係る超音波診断装置３００は、まず、被検体Ｐの心臓のボリュームデータを生成する。一例を挙げると、第１の実施形態に係る超音波診断装置３００は、被検体Ｐの心臓の左心室（ＬＶ：Left Ventricular）を１心拍以上の期間にわたり時系列に沿って撮影した複数のボリュームデータ（ボリュームデータ群）を生成する。
ボリュームデータ処理部３１９は、被検体Ｐの心臓を超音波で３次元走査することで生成された時系列に沿ったボリュームデータ群それぞれから、心壁の運動に関する運動情報を生成する。具体的には、ボリュームデータ処理部３１９は、ボリュームデータ間のパターンマッチングにより、運動情報を生成する。より具体的には、ボリュームデータ処理部３１９は、各ボリュームデータに描出された心筋組織に設定された追跡点をスペックルパターンに基づいて追跡することで、各追跡点の移動ベクトルを算出する。そして、ボリュームデータ処理部３１９は、各追跡点の移動ベクトルを用いて、局所的な心筋の動きを示す運動情報を生成する。換言すると、ボリュームデータ処理部３１９は、３次元のスペックルトラッキングを行なって、運動情報を生成する。一例を挙げると、ボリュームデータ処理部３１９は、運動情報として、心臓組織の局所的な面積の変化率を生成する。
図３は、第１の実施形態に係るボリュームデータ処理部３１９による処理結果の一例を示す図である。例えば、ボリュームデータ処理部３１９は、図３の左側に示すように、Polar-map像に対して、特異領域を「時相保持型の表示方法」により重畳させた重畳画像を生成することができる。なお、図３に示す「ant-sept」は、前壁中隔であり、「ant」は、前壁であり、「lat」は、側壁であり、「post」は、後壁であり、「inf」は、下壁であり、「sept」は、中隔である。
また、ボリュームデータ処理部３１９は、図３の下側に示すように、時相保持型の重畳画像とともに、心電波形と、１６分画ごとの平均運動情報（平均面積変化率）の時間変化曲線のグラフとを合成することもできる。図３では、１６分画それぞれの平均面積変化率の時間変化曲線を実線で示している。ただし、実際には、ボリュームデータ処理部３１９は、各平均運動情報の時間変化曲線がどの分画に対応するものであるか判別可能なように、１６分画それぞれの平均運動情報の時間変化曲線を分画ごとに割り当てられた色調で着色する。
また、ボリュームデータ処理部３１９は、ボリュームデータから、短軸断面や、長軸断面の複数のＭＰＲ画像を生成する。図３に示す一例では、ボリュームデータ処理部３１９は、領域Ａにおいて、心尖部四腔像の左心室心壁上に、特異領域を時相保持型で重畳させた画像を配置した合成画像を生成している。また、図３に示す一例では、ボリュームデータ処理部３１９は、領域Ｂにおいて、心尖部二腔像の左心室心壁上に、特異領域を時相保持型で重畳させた画像を配置した合成画像を生成している。
また、図３に示す一例では、ボリュームデータ処理部３１９は、領域Ｃ３において、心尖部に近い短軸断面画像の左心室心壁上に、特異領域を時相保持型で重畳させた画像を配置した合成画像を生成している。また、図３に示す一例では、ボリュームデータ処理部３１９は、領域Ｃ５において、心尖部に近い短軸断面画像の左心室心壁上に、特異領域を時相保持型で重畳させた画像を配置した合成画像を生成している。また、図３に示す一例では、ボリュームデータ処理部３１９は、領域Ｃ７において、心尖部と心基部との中間に位置する短軸断面画像の左心室心壁上に、特異領域を時相保持型で重畳させた画像を配置した合成画像を生成している。また、図３に示す一例では、ボリュームデータ処理部３１９は、領域Ｃ７において、心基部に近い短軸断面画像の左心室心壁上に、特異領域を時相保持型で重畳させた画像を配置した合成画像を生成している。
なお、図３に示す一例では、カラーバー及び心電波形とともに、各種の運動情報の値がテーブルとして表示されている。図３に示すＥＤＶは、拡張末期（ＥＤ: end diastole）時相での心内腔の体積である。図３に示す一例では、ＥＤＶが「１５６．０１ｍＬ」であり、拡張末期（基準時相）の時間が「０ｍｓｅｃ」であることが示されている。また、図３に示すＥＳＶは、収縮末期（ＥＳ：end systole）時相での心内腔の体積である。図３に示す一例では、ＥＳＶが「１０９．２０ｍＬ」であり、収縮末期の時間が「４２２ｍｓｅｃ」であることが示されている。
また、図３に示すＥＦは、ＥＤＶ及びＥＳＶから定義される駆出率である。図３に示す一例では、ＥＦが「３０．０１％」であることが示されている。また、図３に示す「１．０５×ＭＶ」は、心筋の体積（ＭＶ）に平均的な心筋密度値である「１．０５ｇ／ｍＬ」を乗算することで求められる「心筋重量（ｇ）」である。図３に示す一例では、「１．０５×ＭＶ」が「１４０．６６ｇ」であることが示されている。また、図３に示す一例では、「１４０．６６ｇ」が左心室の心筋の体積から推定されたものであることを表す「ｅｓｔ．ＬＶ ＭＡＳＳ」が示されている。
ボリュームデータ処理部３１９は、運動情報として、局所的な面積の変化率（Area change）の時間変化率（Area change rate）を算出しても良い。すなわち、ボリュームデータ処理部３１９は、局所的な面積の変化率の時間微分値を推定することで、面積変化率の時間変化率を算出しても良い。かかる場合には、ボリュームデータ処理部３１９は、図４Ａに示すように、所定の値を閾値として、閾値に到達した時刻ごとに色を割り当てるように重畳画像の色調を変化させる。なお、図４Ａは、第１の実施形態に係るボリュームデータ処理部３１９による処理の一例を説明するための図である。
図４Ｂは、第１の実施形態に係るボリュームデータ処理部３１９によって生成される画像の一例を示す図である。ここで、図４Ｂにおいては、心臓における興奮伝播の様相が描出された画像を示す。具体的には、図４Ｂにおいては、ＮＯＭＡＬ（健常）及びＣＬＢＢＢ（完全左脚ブロック）について、サーフェスレンダリング画像に色調を重畳した重畳画像と、Polar-map像に対して色調を重畳させた重畳画像とを示す。ここで、ＣＬＢＢＢにおいて、非同期部位（Ｌａｔｅｓｔ Ｓｉｔｅ）が示されている。
次に、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００の構成について説明する。図５は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００の構成の一例を示す図である。図５に示すように、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、Ｘ線高電圧装置１１１と、Ｘ線管１１２と、Ｘ線絞り装置１１３と、天板１１４と、Ｃアーム１１５と、Ｘ線検出器１１６とを備える。また、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、Ｃアーム回転・移動機構１１７と、天板移動機構１１８と、Ｃアーム・天板機構制御部１１９と、絞り制御部１２０と、システム制御部１２１と、入力部１２２と、表示部１２３とを備える。また、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、画像データ生成部１２４と、画像データ記憶部１２５と、画像処理部１２６と、心電計１２７とを備える。
Ｘ線高電圧装置１１１は、システム制御部１２１による制御の下、高電圧を発生し、発生した高電圧をＸ線管１１２に供給する。Ｘ線管１１２は、Ｘ線高電圧装置１１１から供給される高電圧を用いて、Ｘ線を発生する。
Ｘ線絞り装置１１３は、絞り制御部１２０による制御の下、Ｘ線管１１２が発生したＸ線を、被検体Ｐの関心領域に対して選択的に照射されるように絞り込む。例えば、Ｘ線絞り装置１１３は、スライド可能な４枚の絞り羽根を有する。Ｘ線絞り装置１１３は、絞り制御部１２０による制御の下、これらの絞り羽根をスライドさせることで、Ｘ線管１１２が発生したＸ線を絞り込んで被検体Ｐに照射させる。天板１１４は、被検体Ｐを載せるベッドであり、図示しない寝台の上に配置される。なお、被検体Ｐは、Ｘ線診断装置１００に含まれない。
Ｘ線検出器１１６は、被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。例えば、Ｘ線検出器１１６は、マトリックス状に配列された検出素子を有する。各検出素子は、被検体Ｐを透過したＸ線を電気信号に変換して蓄積し、蓄積した電気信号を画像データ生成部１２４に送信する。
Ｃアーム１１５は、Ｘ線管１１２、Ｘ線絞り装置１１３及びＸ線検出器１１６を保持する。Ｘ線管１１２及びＸ線絞り装置１１３とＸ線検出器１１６とは、Ｃアーム１１５により被検体Ｐを挟んで対向するように配置される。
Ｃアーム回転・移動機構１１７は、Ｃアーム１１５を回転及び移動させるための機構であり、天板移動機構１１８は、天板１１４を移動させるための機構である。Ｃアーム・天板機構制御部１１９は、システム制御部１２１による制御の下、Ｃアーム回転・移動機構１１７及び天板移動機構１１８を制御することで、Ｃアーム１１５の回転や移動、天板１１４の移動を調整する。絞り制御部１２０は、システム制御部１２１による制御の下、Ｘ線絞り装置１１３が有する絞り羽根の開度を調整することで、被検体Ｐに対して照射されるＸ線の照射範囲を制御する。
心電計１２７は、図示しない端子が取り付けられた被検体Ｐの心電波形（ＥＣＧ：Electrocardiogram）を取得し、取得した心電波形を、時間情報とともに、画像データ生成部１２４および画像処理部１２６に送信する。
画像データ生成部１２４は、Ｘ線検出器１１６によってＸ線から変換された電気信号を用いてＸ線画像を生成し、生成したＸ線画像を画像データ記憶部１２５に格納する。例えば、画像データ生成部１２４は、Ｘ線検出器１１６から受信した電気信号に対して、電流・電圧変換やＡ（Analog）／Ｄ（Digital）変換、パラレル・シリアル変換を行い、Ｘ線画像を生成する。
ここで、画像データ生成部１２４は、造影剤が注入された被検体Ｐの心臓を時系列に沿って撮影した複数のＸ線画像を生成する。そして、画像データ生成部１２４は、生成したＸ線画像を画像データ記憶部１２５に格納するが、本実施例における画像データ生成部１２４は、生成した各Ｘ線画像に、心電計１２７から受信した心電波形および時間情報を対応付けて、画像データ記憶部１２５に格納する。
画像データ記憶部１２５は、画像データ生成部１２４によって生成されたＸ線画像を記憶する。例えば、画像データ記憶部１２５は、画像データ生成部１２４によって生成されたＸ線画像を、撮影時間および撮影時間における心電波形に対応付けて記憶する。画像処理部１２６は、画像データ記憶部１２５が記憶する画像データに対して各種画像処理を行う。例えば、画像処理部１２６は、画像データ記憶部１２５が記憶する時系列に沿った複数のＸ線画像を処理することにより、動画像を生成する。
入力部１２２は、Ｘ線診断装置１００を操作する医師や技師などの操作者から各種指示を受け付ける。例えば、入力部１２２は、マウス、キーボード、ボタン、トラックボール、ジョイスティックなどを有する。入力部１２２は、操作者から受け付けた指示を、システム制御部１２１に転送する。例えば、入力部１２２は、Ｘ線診断装置１００の電源をＯＮの状態にするための指示を受付ける。
表示部１２３は、操作者の指示を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）や、画像データ記憶部１２５が記憶する画像データなどを表示する。例えば、表示部１２３は、モニタを有する。なお、表示部１２３は、複数のモニタを有してもよい。
システム制御部１２１は、Ｘ線診断装置１００全体の動作を制御する。例えば、システム制御部１２１は、入力部１２２から転送された操作者の指示に従ってＸ線高電圧装置１１１を制御し、Ｘ線管１１２に供給する電圧を調整することで、被検体Ｐに対して照射されるＸ線量やＯＮ／ＯＦＦを制御する。また、例えば、システム制御部１２１は、操作者の指示に従ってＣアーム・天板機構制御部１１９を制御し、Ｃアーム１１５の回転や移動、天板１１４の移動を調整する。また、例えば、システム制御部１２１は、操作者の指示に従って絞り制御部１２０を制御し、Ｘ線絞り装置１１３が有する絞り羽根の開度を調整することで、被検体Ｐに対して照射されるＸ線の照射範囲を制御する。
また、システム制御部１２１は、操作者の指示に従って、画像データ生成部１２４による画像データ生成処理や、画像処理部１２６による画像処理、あるいは解析処理などを制御する。また、システム制御部１２１は、操作者の指示を受け付けるためのＧＵＩや画像データ記憶部１２５が記憶する画像などを、表示部１２３のモニタに表示するように制御する。
ここで、本実施形態に係るＸ線診断装置１００においては、ＣＲＴが実施される。ＣＲＴにおいては、例えば、図４Ｂに示す重畳画像から非同期部位を特定し、造影剤を用いたＸ線画像を参照して、非同期部位に最も近い静脈に電極（ペーシングリード：Pacing Lead）が留置される。このとき、Ｘ線画像においては、非同期部位の正確な位置が示されているわけではないため、医師は、勘を頼りに手技を行う場合もあり、誤った位置に電極を留置してしまう場合もある。そこで、Ｘ線画像における非同期部位に超音波の重畳画像をさらに重畳して表示させることで、電極を正確に留置させる。このとき、Ｘ線画像及び超音波画像の重畳させる向きによって、非同期部位を正面から観察することができず、Ｘ線画像及び超音波画像の重畳画像の視認性が低下する場合があった。
そこで、本実施形態に係るＸ線診断装置１００は、以下、詳細に説明するシステム制御部１２１の制御により、Ｘ線画像と超音波画像の重畳画像における視認性の低下を抑止することを可能にする。なお、以下、Ｘ線画像と超音波画像の重畳画像をフュージョン（Fusion）画像と記す。
図６は、第１の実施形態に係るシステム制御部１２１の構成の一例を示す図である。図６に示すように、システム制御部１２１は、位置合わせ部１２１ａと、算出部１２１ｂと、角度制御部１２１ｃとを有し、フュージョン画像において非同期部位を正面から観察することができるようにＸ線画像を撮影する際のアームの角度を制御する。
位置合わせ部１２１ａは、Ｘ線画像と超音波画像とを重畳させる際の位置合わせを実行する。具体的には、位置合わせ部１２１ａは、Ｘ線画像が撮影される空間における座標であるＸ線座標系と、超音波画像が撮影される空間における座標である超音波座標系との相対的な位置関係から各座標系を関連付ける。図７は、第１の実施形態に係る位置合わせ部１２１ａによる処理の一例を説明するための図である。
例えば、位置合わせ部１２１ａは、図７に示すように、Ｘ線座標系における超音波座標系の位置を特定する。すなわち、位置合わせ部１２１ａは、超音波画像が収集された座標空間がＸ線座標系のどこに相当するかを特定する。これにより、位置合わせ部１２１ａは、治療箇所がＸ線座標系のどこに位置し、どの角度から見れば画像の正面に位置するようになるかを明らかにすることができる。ここで、位置合わせ部１２１ａによる位置合わせの方法としては、例えば、以下の３つの方法が挙げられる。
まず、第１の方法としては、位置センサーを用いる方法である。例えば、位置センサー３５２を取り付けた超音波プローブ３２０がＸ線診断装置１００によって撮影される。位置合わせ部１２１ａは、撮影されたＸ線画像に含まれる超音波プローブ３２０の位置からＸ線座標系における超音波プローブ３２０の座標を算出する。さらに、位置合わせ部１２１ａは、Ｘ線画像が撮影された際の位置センサー３５２の位置情報を超音波診断装置３００から取得する。すなわち、位置合わせ部１２１ａは、Ｘ線画像が撮影された際の超音波座標系における超音波プローブ３２０の座標を取得する。
位置合わせ部１２１ａは、Ｘ線座標系における超音波プローブ３２０の座標と、Ｘ線画像が撮影された際の超音波座標系における超音波プローブ３２０の座標とを関連付けることで、Ｘ線座標系における超音波座標系の位置を特定する。これにより、位置合わせ部１２１ａは、超音波画像において特定された治療箇所のＸ線座標系における座標を算出することができる。
また、第２の方法としては、ランドマークを用いる方法である。例えば、観察者が、Ｘ線画像にて確認可能な部分を超音波画像上でランドマークとして設定する。位置合わせ部１２１ａは、超音波画像に設定されたランドマークと、Ｘ線画像上のランドマークに相当する位置とを用いて、超音波画像とＸ線画像とを位置合わせする。一例を挙げると、超音波画像における心室の壁をランドマークとして設定させる。位置合わせ部１２１ａは、造影されたＸ線画像とランドマークが設定された超音波画像とを用いて、Ｘ線座標系と超音波座標系とを位置合わせする。
また、第３の方法としては、ＣＴ画像を用いる方法である。例えば、位置合わせ部１２１ａは、超音波画像とＣＴ画像とを位置合わせすることで、ＣＴ座標系における超音波座標系の位置を特定する。また、位置合わせ部１２１ａは、Ｘ線画像とＣＴ画像とを位置合わせすることで、ＣＴ座標系におけるＸ線座標系の位置を特定する。そして、位置合わせ部１２１ａは、ＣＴ座標系における超音波座標系の位置と、ＣＴ座標系におけるＸ線座標系の位置とから、Ｘ線座標系における超音波座標系の位置を特定する。
上述したように、位置合わせ部１２１ａは、Ｘ線座標系における超音波座標系の位置を特定することで、超音波画像で特定された治療箇所がＸ線画像においてどこに位置するのかを正確に算出することを可能にする。なお、上述した位置合わせの方法はあくまでも一例であり、実施形態はこれに限定されるものではない。すなわち、Ｘ線座標系における超音波座標系の位置を特定することができる方法であれば、どのような方法が用いられてもよい。
図６に戻って、算出部１２１ｂは、被検体を撮影する撮影空間と、被検体に対して超音波プローブが走査される走査空間との相対位置の情報に基づいて、超音波プローブによる超音波の送受信により生成された超音波画像内に指定された指定位置と、撮影空間における所定の位置とからなる角度を算出する。具体的には、算出部１２１ｂは、位置合わせ部１２１ａによって位置合わせされたＸ線画像と超音波画像とからＸ線座標系における非同期部位（治療箇所）の座標を算出する。そして、算出部１２１ｂは、算出した治療箇所の座標と所定の位置とを結ぶ直線を算出し、算出した直線の角度を算出する。
ここで、算出部１２１ｂは、アイソセンターを所定の位置とし、撮影空間の中心をアイソセンターとする。一例を挙げると、算出部１２１ｂは、撮影空間において撮影された複数のＸ線画像それぞれの画像中心の交点を算出し、算出した交点をアイソセンターとする。図８は、第１の実施形態に係る算出部１２１ｂによる処理の一例を説明するための図である。なお、図８においては、位置合わせ部１２１ａによって２枚のＸ線画像と超音波画像とが位置合わせされた後の処理について示す。
例えば、算出部１２１ｂは、図８に示すように、Ｘ線画像１０のＸ線源から画像中心１１までの直線と、Ｘ線画像２０のＸ線源から画像中心２１までの直線とを算出する。そして、算出部１２１ｂは、算出した２本の直線の交点をアイソセンター３０とする。そして、算出部１２１ｂは、超音波画像上に指定された治療箇所４０のＸ線座標系における座標と、アイソセンター３０の座標とを結ぶ直線５０を算出して、算出した直線５０の角度を算出する。
図６に戻って、角度制御部１２１ｃは、算出部１２１ｂによって算出された角度で被検体を撮影するようにアームを制御する。具体的には、角度制御部１２１ｃは、Ｃアーム・天板機構制御部１１９を制御して、Ｘ線管１１２とＸ線検出部１１６とを結ぶ直線及び角度が、算出した直線及び角度と一致するようにＣアーム１１５を制御させる。例えば、角度制御部１２１ｃは、図８の直線５０の両端にＸ線管１１２及びＸ線検出部１１６が位置するように、Ｃアーム・天板機構制御部１１９を制御する。
図９Ａは、第１の実施形態に係る角度制御部１２１ｃによって制御された角度で撮影したＸ線画像を用いたフュージョン画像の一例を示す図である。例えば、角度制御部１２１ｃによって制御されたＣアーム１１５によって撮影されたＸ線画像を用いたフュージョン画像は、図９Ａに示すように、重畳された超音波画像上の非同期部位４０が正面で観察される画像となる。従って、このフュージョン画像においては、Ｘ線画像で造影される血管６０と、非同期部位４０との位置関係を観察者に明瞭に把握させることができ、例えば、ＣＲＴにおける電極留置を正確に実行させることができる。
一方、本実施形態に係るシステム制御部１２１による制御をうけていない場合、非同期部位を正面で観察することができず、フュージョン画像の視認性が低下する場合がある。図９Ｂは、第１の実施形態に係る角度制御部１２１ｃによる制御を受けずに撮影したＸ線画像を用いたフュージョン画像の一例を示す図である。
例えば、第１の実施形態に係る角度制御部１２１ｃによる制御を受けずに撮影したＸ線画像を用いたフュージョン画像は、図９Ｂに示すように、非同期部位４０が側面に来てしまい、Ｘ線画像で造影される血管６０と、非同期部位４０との位置関係を観察者に明瞭に把握させることができない。
このように、第１の実施形態に係るシステム制御部１２１は、非同期部位（治療箇所）とアイソセンターとを結ぶ直線の角度でＸ線画像を撮影し、フュージョン画像を生成することで、非同期部位（治療箇所）を正面から観察することができるフュージョン画像を表示することができる。その結果、フュージョン画像における視認性の低下を抑止することを可能にする。
ここで、例えば、ＣＲＴの電極留置に係るフュージョン画像を観察している際に、寝台の位置を変更する場合などがある。かかる場合、Ｘ線座標系と超音波座標系との位置関係が変更されることとなる。第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、Ｘ線座標系と超音波座標系との位置関係が変更された場合に、Ｃアームの角度を更新する。
上述した場合、算出部１２１ｂは、寝台が移動した移動量を用いてＸ線座標系の座標を補正することで、Ｘ線座標系と超音波座標系との位置関係を更新して、Ｃアームの角度を更新する。図１０は、第１の実施形態に係る算出部１２１ｂによる角度の更新処理の一例を説明するための図である。
例えば、図１０の（Ａ）に示すように、Ｘ線座標系の中心をアイソセンターとして治療箇所との間で角度が算出されている状態で、寝台が移動されると、算出部１２１ｂは、図１０の（Ｂ）に示すように、寝台の移動量によりＸ線座標系を移動させる。そして、算出部１２１ｂは、移動後のＸ線座標系におけるアイソセンターと治療箇所との間の角度を算出して、新たな角度として更新する。
次に、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００の処理の手順について説明する。図１１は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００による処理の手順を示すフローチャートである。なお、図１１においては、Ｘ線診断装置１００が超音波画像を取得した後の処理について示す。
図１１に示すように、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００においては、位置合わせ部１２１ａが、治療箇所が決定された超音波画像とＸ線画像とを位置合わせする（ステップＳ１０１）。そして、算出部１２１ｂは、位置合わせ部１２１ａによって位置合わせされたＸ線座標系と超音波座標系とから、Ｘ線座標系における治療箇所の座標を算出する（ステップＳ１０２）。
その後、算出部１２１ｂは、算出した治療箇所の座標と、アイソセンターの座標とを結ぶ直線を算出して（ステップＳ１０３）、Ｃアームの角度を決定する（ステップＳ１０４）。そして、角度制御部１２１ｃが、決定された角度に基づいて、Ｃアームを回転させて（ステップＳ１０５）、処理を終了する。
上述したように、第１の実施形態によれば、算出部１２１ｂが、被検体を撮影する撮影空間と、被検体に対して超音波プローブ３２０が走査される走査空間との相対位置の情報に基づいて、超音波プローブ３２０による超音波の送受信により生成された超音波画像内に指定された治療箇所と、撮影空間におけるアイソセンターの位置とからなる角度を算出する。そして、角度制御部１２１ｃが、算出部１２１ｂによって算出された角度で被検体を撮影するようにＣアーム１１５を制御する。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、治療箇所を正面で観察することができるフュージョン画像を表示することができ、フュージョン画像における視認性の低下を抑止することを可能にする。
また、第１の実施形態によれば、算出部１２１ｂは、撮影空間の中心をアイソセンターとする。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、治療箇所とアイソセンターとからなる角度を容易に算出することを可能にする。
また、第１の実施形態によれば、算出部１２１ｂは、撮影空間において撮影された複数のＸ線画像それぞれの画像中心の交点を算出し、算出した交点をアイソセンターとする。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、アイソセンターの位置を容易に決定することを可能にする。
（第２の実施形態）
上述した第１の実施形態では、複数のＸ線画像の中心の交点をアイソセンターとする場合について説明した。第２の実施形態では、アイソセンターの位置を心臓の中心に移動させる場合について説明する。すなわち、第２の実施形態に係るＸ線診断装置１００においては、複数のＸ線画像からアイソセンターの座標を抽出して、抽出した座標に心臓の中心が位置するように、Ｃアームや寝台を移動させる。
第２の実施形態に係る算出部１２１ｂは、超音波画像に含まれる心臓の中心とアイソセンターとの位置関係を算出する。具体的には、算出部１２１ｂは、超音波診断装置３００によって取得された心室の情報をもとに、超音波座標系における心臓の中心の座標を取得する。そして、算出部１２１ｂは、取得した座標をもとに、アイソセンターが心臓の中心となるよう移動量を算出する。なお、超音波診断装置３００によって取得された心室の情報とは、例えば、心室マップであり、算出部１２１ｂは、心室マップの中央（例えば、重心）を心臓の中心として取得する。また、治療箇所を示す画像の短軸像の中心を心臓の中心とする場合であってもよい。
図１２は、第２の実施形態に係る算出部１２１ｂによる処理の一例を説明するための図である。例えば、算出部１２１ｂは、図１２の（Ａ）に示すように、超音波座標系における心臓の中心の座標を取得して、Ｘ線座標系における心臓の中心の座標を算出する。そして、算出部１２１ｂは、アイソセンターの座標からＸ線座標系における心臓の中心の座標までの移動量を算出する。すなわち、算出部１２１ｂは、図１２の（Ｂ）に示すように、アイソセンターの座標と心臓の中心の座標とを重ねるための移動量を算出する。
第２の実施形態に係る角度制御部１２１ｃは、算出部１２１ｂによって算出された位置関係に基づいて、心臓の中心とアイソセンターとが略同一位置となるように、Ｃアーム１１５及び寝台のうち少なくとも一方を制御する。具体的には、角度制御部１２１ｃは、算出部１２１ｂによって算出された移動量の分だけ、Ｃアーム１１５及び寝台のうち少なくとも一方を移動させる。
次に、第２の実施形態に係るＸ線診断装置１００の処理の手順について説明する。図１３は、第２の実施形態に係るＸ線診断装置１００による処理の手順を示すフローチャートである。なお、図１３においては、Ｘ線診断装置１００が超音波画像を取得した後の処理について示す。
図１３に示すように、第２の実施形態に係るＸ線診断装置１００においては、位置合わせ部１２１ａが、治療箇所が決定された超音波画像とＸ線画像とを位置合わせする（ステップＳ２０１）。そして、算出部１２１ｂは、心臓の中心とアイソセンターとの位置関係から、アイソセンターが心臓の中心になるような移動量を算出する（ステップＳ２０２）。そして、角度制御部１２１ｃは、算出された移動量の分だけＣアーム１１５及び寝台のうち少なくとも一方を移動させることで、アイソセンターが心臓の中心となるように座標を移動させる（ステップＳ２０３）。
その後、算出部１２１ｂは、位置合わせ部１２１ａによって位置合わせされたＸ線座標系と超音波座標系とから、Ｘ線座標系における治療箇所の座標を算出する（ステップＳ２０４）。その後、算出部１２１ｂは、算出した治療箇所の座標と、アイソセンターの座標とを結ぶ直線を算出して（ステップＳ２０５）、Ｃアームの角度を決定する（ステップＳ２０６）。そして、角度制御部１２１ｃが、決定された角度に基づいて、Ｃアームを回転させて（ステップＳ２０７）、処理を終了する。
上述したように、第２の実施形態によれば、算出部１２１ｂは、超音波画像に含まれる心臓の中心とアイソセンターとの位置関係を算出する。角度制御部１２１ｃは、算出部１２１ｂによって算出された位置関係に基づいて、心臓の中心とアイソセンターとが略同一位置となるように、Ｃアーム１１５及び寝台のうち少なくとも一方を制御する。従って、第２の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、フュージョン画像を常に心臓の壁から内部に向かった画像で表示させることができ、フュージョン画像の視認性の低下を抑止することを可能にする。
例えば、アイソセンターが治療箇所と略同一位置にあったり、アイソセンターが治療箇所の付近（例えば、同一面上）にあったりした場合、心筋に対して垂直方向の画像ではなく、心筋と平行となる方向でフュージョン画像が表示される場合がある。第２の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、このような状況を回避して、常に心筋に対して垂直方向（心臓の壁から内部に向かう方向）のフュージョン画像を表示させることを可能にする。言い換えると、第２の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、常に心筋を広い面で観察することを可能にする。
（第３の実施形態）
上述した第１及び第２の実施形態では、治療箇所とアイソセンターとからなる角度を算出する場合について説明した。第３の実施形態では、治療箇所と心臓中心とからなる角度を算出する場合について説明する。
第３の実施形態に係る算出部１２１ｂは、Ｘ線座標系における治療箇所及び心臓中心の位置をそれぞれ算出する。具体的には、算出部１２１ｂは、位置合わせ部１２１ａによって位置合わせされたＸ線画像と超音波画像とからＸ線座標系における治療箇所の座標を算出する。さらに、算出部１２１ｂは、超音波座標系における心臓中心の座標を取得して、Ｘ線座標系における心臓中心の座標を算出する。そして、算出部１２１ｂは、算出した治療箇所の座標及び心臓中心に座標を結ぶ直線を算出して、算出した直線の角度を算出する。
第３の実施形態に係る角度制御部１２１ｃは、算出部１２１ｂによって算出された角度で被検体を撮影するようにアームを制御する。具体的には、角度制御部１２１ｃは、Ｃアーム・天板機構制御部１１９を制御して、Ｘ線管１１２とＸ線検出部１１６とを結ぶ直線及び角度が、算出した直線及び角度と一致するようにＣアーム１１５を制御させる。
次に、第３の実施形態に係るＸ線診断装置１００の処理の手順について説明する。図１４は、第３の実施形態に係るＸ線診断装置１００による処理の手順を示すフローチャートである。なお、図１４においては、Ｘ線診断装置１００が超音波画像を取得した後の処理について示す。
図１４に示すように、第３の実施形態に係るＸ線診断装置１００においては、位置合わせ部１２１ａが、治療箇所が決定された超音波画像とＸ線画像とを位置合わせする（ステップＳ３０１）。そして、算出部１２１ｂは、位置合わせ部１２１ａによって位置合わせされたＸ線座標系と超音波座標系とから、Ｘ線座標系における治療箇所の座標を算出する（ステップＳ３０２）。また、算出部１２１ｂは、Ｘ線座標系における心臓中心の座標を算出する（ステップＳ３０３）。
その後、算出部１２１ｂは、算出した治療箇所の座標と、心臓中心の座標とを結ぶ直線を算出して（ステップＳ３０４）、Ｃアームの角度を決定する（ステップＳ３０５）。そして、角度制御部１２１ｃが、決定された角度に基づいて、Ｃアームを回転させて（ステップＳ３０６）、処理を終了する。
上述したように、第３の実施形態によれば、算出部１２１ｂは、心臓中心を所定の位置として、治療箇所（指定位置）の座標と心臓中心の座標とからなる角度を算出する。そして、角度制御部１２１ｃは、算出部１２１ｂによって算出された角度で被検体を撮影するようにＣアームを制御する。従って、第３の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、アイソセンターの位置を気にすることなく、常に治療箇所を正面で観察することができるフュージョン画像を表示することを可能にする。
以上述べた少なくともひとつの実施形態の画像処理装置によれば、Ｘ線画像と超音波画像の重畳画像における視認性の低下を抑止することが可能となる。
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。
１００ Ｘ線診断装置
１２１ システム制御部
１２１ａ 位置合わせ部
１２１ｂ 算出部
１２１ｃ 角度制御部
３００ 超音波診断装置

Claims (7)

  1. 被検体のＸ線撮影を行う撮影手段を保持するアームと、
    前記撮影手段により被検体を撮影する撮影空間と、前記被検体に対して超音波プローブが走査される走査空間との相対位置の情報に基づいて、前記超音波プローブによる超音波の送受信により生成された超音波画像内に指定された指定位置と、前記撮影空間における所定の位置とからなる角度を算出する算出手段と、
    前記算出手段によって算出された角度で前記被検体を撮影するように前記アームを制御する制御手段と、
    を備え、
    前記算出手段は、前記超音波画像に設定されたランドマークと、前記撮影手段によって撮影されたＸ線画像上のランドマークに相当する位置とを用いて、前記超音波画像と前記Ｘ線画像とを位置合わせすることにより、前記撮影空間と前記走査空間との相対位置を特定することを特徴とするＸ線診断装置。
  2. 被検体のＸ線撮影を行う撮影手段を保持するアームと、
    前記撮影手段により被検体を撮影する撮影空間と、前記被検体に対して超音波プローブが走査される走査空間との相対位置の情報に基づいて、前記超音波プローブによる超音波の送受信により生成された超音波画像内に指定された指定位置と、前記撮影空間における所定の位置とからなる角度を算出する算出手段と、
    前記算出手段によって算出された角度で前記被検体を撮影するように前記アームを制御する制御手段と、
    を備え、
    前記算出手段は、前記超音波プローブによる超音波画像と前記被検体を撮影したＣＴ画像とを位置合わせすることで前記走査空間と前記ＣＴ画像を撮影するＣＴ撮影空間との相対位置を特定し、前記撮影手段によるＸ線画像と前記ＣＴ画像とを位置合わせすることで前記撮影空間と前記ＣＴ撮影空間との相対位置を特定し、前記ＣＴ撮影空間における前記走査空間の位置と前記ＣＴ撮影空間における前記撮影空間の位置とに基づいて、前記撮影空間と前記走査空間との相対位置を特定することを特徴とするＸ線診断装置。
  3. 前記算出手段は、前記撮影空間におけるアイソセンターを前記所定の位置とし、前記撮影空間の中心を前記アイソセンターとすることを特徴とする請求項１又は２に記載のＸ線診断装置。
  4. 前記算出手段は、前記撮影空間におけるアイソセンターを前記所定の位置とし、前記撮影空間において撮影された複数のＸ線画像それぞれの画像中心の交点を算出し、算出した交点を前記アイソセンターとすることを特徴とする請求項１又は２に記載のＸ線診断装置。
  5. 前記算出手段は、前記超音波画像に含まれる心臓の中心と前記アイソセンターとの位置関係を算出し、
    前記制御手段は、前記算出手段によって算出された前記位置関係に基づいて、前記心臓の中心と前記アイソセンターとが略同一位置となるように、前記アーム及び寝台のうち少なくとも一方を制御することを特徴とする請求項３又は４に記載のＸ線診断装置。
  6. Ｘ線撮影を行う撮影手段により被検体を撮影する撮影空間と、前記被検体に対して超音波プローブが走査される走査空間との相対位置の情報に基づいて、前記超音波プローブによる超音波の送受信により生成された超音波画像内に指定された指定位置と、前記撮影空間における所定の位置とからなる角度を算出する算出手順と、
    前記算出手順によって算出された角度で前記被検体を撮影するように、前記撮影手段を保持するアームを制御する制御手順と、
    をコンピュータに実行させ、
    前記算出手順は、前記超音波画像に設定されたランドマークと、前記撮影手段によって撮影されたＸ線画像上のランドマークに相当する位置とを用いて、前記超音波画像と前記Ｘ線画像とを位置合わせすることにより、前記撮影空間と前記走査空間との相対位置を特定することを特徴とするプログラム。
  7. Ｘ線撮影を行う撮影手段により被検体を撮影する撮影空間と、前記被検体に対して超音波プローブが走査される走査空間との相対位置の情報に基づいて、前記超音波プローブによる超音波の送受信により生成された超音波画像内に指定された指定位置と、前記撮影空間における所定の位置とからなる角度を算出する算出手順と、
    前記算出手順によって算出された角度で前記被検体を撮影するように、前記撮影手段を保持するアームを制御する制御手順と、
    をコンピュータに実行させ、
    前記算出手順は、前記超音波プローブによる超音波画像と前記被検体を撮影したＣＴ画像とを位置合わせすることで前記走査空間と前記ＣＴ画像を撮影するＣＴ撮影空間との相対位置を特定し、前記撮影手段によるＸ線画像と前記ＣＴ画像とを位置合わせすることで前記撮影空間と前記ＣＴ撮影空間との相対位置を特定し、前記ＣＴ撮影空間における前記走査空間の位置と前記ＣＴ撮影空間における前記撮影空間の位置とに基づいて、前記撮影空間と前記走査空間との相対位置を特定することを特徴とするプログラム。
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