WO2013062049A1 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

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平岡　学
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株式会社 東芝
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Definitions

  • the present invention relates to an X-ray computed tomography apparatus.
  • X-ray intensity modulation X-ray tube current intensity or X-ray output ON / OFF
  • electrocardiograph electrocardiogram
  • heart rate heart rate
  • arrhythmia arrhythmia
  • data on the desired heart rate phase cannot be collected. In this case, the collected data is wasted. Also, repeated data collection retries extend the imaging time and may require reinjection of contrast media.
  • heart rate cycle heart rate cycle
  • the purpose is to enable data collection at a desired heartbeat phase while avoiding extending the imaging time as much as possible even when an arrhythmia occurs.
  • the X-ray computed tomography apparatus characteristically includes an arrhythmia index calculation unit and a mode selection unit in addition to an X-ray tube, a high voltage generation unit, an X-ray detector, and a data collection unit.
  • the arrhythmia index calculation unit calculates an arrhythmia index representing the degree of arrhythmia using the biological information of the subject.
  • the mode selection unit selects the normal imaging mode or the arrhythmia imaging mode in advance based on the arrhythmia index. In the normal imaging mode, after a predetermined delay time elapses from the characteristic wave of the heartbeat waveform of the subject, projection data is collected with generation of X-rays, and X-rays are temporarily stopped when an arrhythmia is detected.
  • projection data is collected with generation of X-rays after a lapse of a predetermined delay time from a characteristic wave, and when an arrhythmia is detected, an arrhythmia imaging procedure according to the type of arrhythmia is temporarily executed to Collect projection data as it occurs.
  • FIG. 4 is a schematic diagram showing an operation procedure when detecting an arrhythmia and specifying an arrhythmia type using an electrocardiogram in the present embodiment.
  • the X-ray computed tomography apparatus includes a rotation / rotation type in which an X-ray tube and a radiation detector are rotated as one body, and a large number of detection elements are arrayed in a ring shape.
  • a rotation / rotation type in which an X-ray tube and a radiation detector are rotated as one body, and a large number of detection elements are arrayed in a ring shape.
  • There are various types such as a fixed / rotation type in which only the subject rotates around the subject, and the present invention can be applied to any type.
  • the rotation / rotation type that currently occupies the mainstream will be described.
  • projection data for about 360 ° around the periphery of the subject, and projection data for 180 ° + ⁇ ( ⁇ : fan angle) are obtained even in the half scan method. Needed.
  • the present invention can be applied to any reconstruction method.
  • the former example will be described.
  • the mechanism for converting incident X-rays into electric charges is based on an indirect conversion type in which X-rays are converted into light by a phosphor such as a scintillator, and the light is further converted into electric charges by a photoelectric conversion element such as a photodiode.
  • a photoelectric conversion element such as a photodiode.
  • the generation of electron-hole pairs in semiconductors and their transfer to the electrode, that is, the direct conversion type utilizing a photoconductive phenomenon, is the mainstream. Any of these methods may be adopted as the X-ray detection element.
  • the so-called multi-tube X-ray computed tomography apparatus in which a plurality of pairs of X-ray tubes and X-ray detectors are mounted on a rotating ring has been commercialized, and the development of peripheral technologies has progressed. Yes.
  • the present invention can be applied to both a conventional single-tube X-ray computed tomography apparatus and a multi-tube X-ray computed tomography apparatus.
  • a single tube type will be described.
  • the X-ray computed tomography apparatus includes an arrhythmia index calculation unit, a mode selection unit, Is characteristically provided.
  • the arrhythmia index calculation unit calculates an arrhythmia index representing the degree of arrhythmia using the biological information of the subject.
  • the mode selection unit selects the normal imaging mode or the arrhythmia imaging mode in advance based on the arrhythmia index.
  • projection data is collected with generation of X-rays, and X-rays are temporarily stopped when an arrhythmia is detected.
  • projection data is collected with the generation of X-rays after the lapse of a predetermined delay time from the characteristic wave, and when an arrhythmia is detected, an arrhythmia imaging procedure according to the type of arrhythmia is temporarily executed to generate X-rays Acquire projection data.
  • FIG. 1 shows the configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to this embodiment.
  • This X-ray computed tomography apparatus has a gantry 1 configured to collect projection data relating to a subject.
  • the gantry 1 includes an X-ray tube 1011 and an X-ray detector 103.
  • the X-ray tube 101 and the X-ray detector 103 are mounted on a ring-shaped rotating frame 102 that is rotationally driven by a rotation driving device 106.
  • the rotation center axis of the rotating frame 102 is set as the Z axis
  • the X axis is set in the horizontal direction
  • the Y axis is set in the vertical direction.
  • the central portion of the rotating frame 102 is opened, and the subject P placed on the top plate of the bed 4 is inserted into the opening.
  • An electrocardiograph 3 is attached to the subject P.
  • the electrocardiograph 3 measures the electrical phenomenon of the heart of the subject P and outputs electrocardiogram data as the time change.
  • the electrocardiograph 3 may typically detect an R wave peak as a characteristic wave from the electrocardiogram and output a specific signal at that timing.
  • a tube voltage is applied from the high voltage generator 104 between the cathode and anode of the X-ray tube 101, and a filament current is supplied from the high voltage generator 104 to the filament of the X-ray tube 101.
  • X-rays are generated by applying a tube voltage and supplying a filament current.
  • An X-ray stop 109 is provided in the radiation window of the X-ray tube 101.
  • the X-ray detector 103 has a plurality of X-ray detection elements arranged vertically and horizontally.
  • a data acquisition unit 108 generally called DAS converts a signal output from the X-ray detector 103 for each channel into a voltage signal, amplifies it, and further converts it into a digital signal.
  • This data (raw data) is supplied to the console 2 outside the gantry.
  • the gantry control unit 107 controls the high voltage generation unit 104, the aperture driving device 105, and the rotation driving device 106 in order to execute an imaging procedure (scanning) instructed from the control unit 201 of the console 2.
  • the pre-processing unit 203 of the console 2 performs projection processing such as sensitivity correction on the data output from the data collection unit 108 to generate projection data.
  • the projection data is stored in the projection data storage unit 204.
  • the reconstruction processing unit 205 reconstructs data of a three-dimensional distribution of CT values (hereinafter simply referred to as volume data) based on projection data for 360 degrees, for example.
  • Volume data is stored in the image storage unit 206.
  • the image processing unit 207 generates a two-dimensional image that can be displayed on the screen of the display device 208 from the volume data by cross-section conversion processing (MPR), volume rendering processing, or the like.
  • MPR cross-section conversion processing
  • the console 2 includes an arrhythmia index calculation unit 211, a mode selection unit 212, an arrhythmia type determination unit 213, and an imaging plan support unit 214 as characteristic components in the present embodiment.
  • the arrhythmia index calculation unit 211 calculates an arrhythmia index (also referred to as an arrhythmia degree) that represents the degree of fluctuation of the heartbeat cycle for the subject using the electrocardiogram for the subject measured by the electrocardiograph 3.
  • the arrhythmia index shows a relatively high value when the fluctuation of the heartbeat cycle is relatively large.
  • the arrhythmia index shows a relatively low value when the fluctuation of the heartbeat cycle is relatively small.
  • the heartbeat cycle is given as a time interval from the peak of the R wave which is a characteristic wave to the peak of the next R wave, and its reciprocal indicates the heart rate.
  • the arrhythmia index CV (%) is obtained by the following equation, for example.
  • the heartbeat cycle is expressed as RR.
  • the heartbeat cycle related to the nth beat from the start of heart rate measurement is expressed as RRn.
  • CV (%) (standard deviation of RR / average value of RR) ⁇ 100
  • the mode selection unit 212 selects one of the normal imaging mode and the arrhythmia imaging mode based on the arrhythmia index calculated by the arrhythmia index calculation unit 211.
  • the normal imaging mode and the arrhythmia imaging mode have the same imaging procedure (normal imaging procedure) when no arrhythmia has occurred.
  • an average heartbeat cycle for the subject is obtained in advance.
  • the average heartbeat cycle as a whole is irradiated with X-rays from the R wave for a certain period according to the middle diastole after the elapse of the waiting time according to the heartbeat phase desired for data collection, for example, the middle diastole, Collection of projection data relating to the subject is executed.
  • the control unit 201 recognizes the occurrence of arrhythmia.
  • the occurrence of arrhythmia is recognized, in the arrhythmia imaging mode, an arrhythmia imaging procedure different from the normal imaging procedure selected in advance according to the type of arrhythmia is temporarily executed instead of the normal imaging procedure. Details thereof will be described later.
  • the generation of X-rays is stopped from that point and the normal imaging procedure is resumed from the current or next R wave.
  • the generation of X-rays is stopped with the stop of X-ray irradiation, or the intensity of X-rays is reduced by the tube current modulation even when X-ray generation continues.
  • the X-ray stop is performed by stopping the tube voltage application, the filament current supply stop or thermionic interruption by the grid control, and the tube current modulation is performed by the filament current control or the grid control.
  • the substantial suspension of the normal imaging procedure will be described as stopping the generation of X-rays.
  • the arrhythmia imaging procedure is selected in advance according to the type of arrhythmia before the start of imaging.
  • the arrhythmia type determination unit 213 determines the type (type) of arrhythmia based on the classification result of each of a plurality of heartbeat cycles based on an electrocardiogram measured from the subject at the imaging planning stage for about 1 to several minutes and the frequency distribution regarding the plurality of heartbeat cycles. ).
  • types of arrhythmia include extrasystole (compensatory), extrasystole (intercalation), and the like.
  • the classification of each of the plurality of heartbeat cycles classifies the heartbeat cycles according to the time length of the heartbeat cycle.
  • the heartbeat cycle is classified as type “long”
  • the heartbeat cycle is classified as type “short”
  • the difference time obtained by subtracting the immediately preceding heartbeat cycle from the heartbeat cycle is processed for classifying the heartbeat cycle into the type “standard” when it falls within the range between the upper threshold and the lower threshold.
  • the type of arrhythmia can be determined by selecting the most approximate pattern from a plurality of patterns prepared in advance for each type of arrhythmia. To be judged.
  • the type of arrhythmia is determined based on the relationship between the three persons and the heartbeat cycle indicating the maximum frequency in the heartbeat cycle.
  • the arrhythmia described above may be detected based on the waveform characteristics of the subject's electrocardiogram.
  • the waveform characteristics of the electrocardiogram can specify not only the detection of arrhythmia but also the type of arrhythmia.
  • the waveform of the electrocardiogram includes the RR interval (heartbeat cycle) from the R wave peak to the next R wave peak, the PQ interval from the rise of the P wave to immediately before the Q wave, and from the rise of the P wave to immediately before the Q wave. Characterized by a plurality of parameters such as PQ interval, QRS width from the rise of the Q wave to the end of the S wave via the R wave, QT interval from the rise of the Q wave to the end of the T wave, and the peak value of the R wave. .
  • an arrhythmia may be detected based on all or part of the plurality of parameters, and the arrhythmia type may be specified.
  • the imaging plan support unit 214 sets the detailed parameters of the arrhythmia imaging procedure according to the type via the input device 202, continuous irradiation related to the arrhythmia procedure / tube current modulation / X-ray on / off A setting screen for prompting the operator to select one of the shooting plans via the input device 202 is displayed on the display unit 208.
  • the imaging is actually performed with the arrhythmia detection by the control unit 201 under the control of the control unit 201 according to the trigger of the operator ( Data collection).
  • FIG. 2 shows a procedure up to the completion of photographing centering on a photographing plan formulation procedure according to the present embodiment.
  • S11-S16 and S18-S22 indicate steps in the shooting plan stage, and the shooting steps are indicated by S17 and S22.
  • the electrocardiogram of the subject P is measured by the electrocardiograph 3 over a predetermined period that can be arbitrarily set, for example, 60 seconds.
  • a heartbeat cycle (heart rate) is acquired for each heartbeat based on the R wave (S11).
  • the heartbeat period is the time interval from the peak of the R wave to the peak of the next R wave.
  • the control unit 201 acquires a heartbeat period for each heartbeat based on the pulse signal.
  • a plurality of, for example, 70 heartbeat cycles are acquired.
  • An arrhythmia index (arrhythmia degree) is calculated by the arrhythmia index calculation unit 211 based on a plurality of heartbeat cycles (S12).
  • the arrhythmia index CV (%) is given by the ratio of the standard deviation of the cardiac cycle RR to the average value of the cardiac cycle RR. Therefore, the arrhythmia index indicating a relatively high value indicates that the fluctuation of the heartbeat cycle is relatively large, that is, the possibility of occurrence of arrhythmia is high.
  • the arrhythmia index is compared with a threshold value in the mode selection unit 212 (S13).
  • the threshold value is set by the mode selection unit 212 based on the height, weight, sex, age, past medical history, etc. of the subject.
  • the threshold value can be changed to an arbitrary value according to an instruction from the operator via the input device 202.
  • the normal imaging mode is selected.
  • the arrhythmia imaging mode is selected.
  • the shooting plan support unit 214 displays a detailed shooting parameter input screen in the normal shooting mode on the display unit 208. Examples of screens are shown in FIGS. On the screen, one set (360) required for breath holding time, measurement frequency (time resolution) of heartbeat period (heart rate) during imaging period, stop / continuation of imaging (OFF / ON) when arrhythmia is detected, image reconstruction This includes the heart rate necessary to align projection data for ° or (180 ° + fan angle) (excluding the number of imaging beats and the heart rate when detecting arrhythmia), etc., and the operator arbitrarily sets these parameters.
  • the imaging plan is a condition relating to the technique for stopping the X-ray generation as shown in FIGS. Continuous X-ray irradiation plan that continuously emits X-rays, tube current modulation plan that controls X-rays by modulation of tube current, X-ray ON / O that turns X-rays on and off by shutter opening and closing, grid control, etc. It is arbitrarily selected from the FF plan according to an operator instruction.
  • shooting data collection, scanning
  • shooting trigger button operation from the operator.
  • the arrhythmia type determination unit 213 determines the type (type) of the arrhythmia (S18).
  • the types of arrhythmia include extrasystole (compensatory), extrasystole (intercalation), etc., and any of them is specified.
  • the arrhythmia type determination unit 213 classifies each of a plurality of heartbeat cycles and generates a frequency distribution related to the plurality of heartbeat cycles. As shown in FIG. 3, each heartbeat period is classified into three types according to the degree of change in time width with respect to the immediately preceding heartbeat period and the distinction between long and short.
  • Each heart cycle RRn is subtracted from the previous heart cycle RRn-1.
  • a predetermined upper threshold THupper the heart cycle is assumed to be greatly extended from the previous heart cycle, and the heart cycle is of type “long”. are categorized.
  • the difference time is less than the predetermined lower threshold THlower, the heart cycle is classified as a type “short”, assuming that the heart cycle is greatly shortened from the immediately preceding heart cycle.
  • the difference time is less than or equal to the upper threshold and greater than or equal to the lower threshold
  • the heart cycle is classified as type “standard”, assuming that the heart cycle does not vary much from the previous heart cycle.
  • the initial value according to the height, weight, sex, age, past medical history, etc. of the subject is individually set to an arbitrary value according to an instruction from the operator via the input device 202. Can be changed.
  • the frequency of appearance of a plurality of heartbeat cycles is counted for each time zone, and the classification result is combined with the frequency distribution obtained thereby.
  • typical frequency distributions for a plurality of arrhythmia types prepared in advance and pattern data are stored together with the classification results of each heartbeat period. From these patterns, the pattern that most closely approximates the frequency distribution and the classification result related to the subject is selected. Thereby, the type of arrhythmia is determined.
  • the heart rate cycle indicating the maximum frequency in the heart cycle classified as “long”, the heart rate cycle indicating the maximum frequency in the heart cycle classified as “short”, and the “standard” category The type of arrhythmia is determined based on the relationship between the length of the time between the three persons and the heartbeat cycle indicating the maximum frequency in the heartbeat cycle.
  • the imaging plan support unit 214 selects an arrhythmia imaging procedure corresponding to the type of arrhythmia.
  • the arrhythmia imaging procedure is an imaging procedure when the control unit 201 detects an arrhythmia during the imaging period, and is different from a normal imaging procedure when no arrhythmia is detected.
  • An example of an arrhythmia imaging procedure set in advance according to the arrhythmia type is as follows.
  • a “normal” heart cycle is typically followed by a “short” heart cycle and then a “long” heart cycle.
  • the desired heartbeat phase is mid-diastolic.
  • the “short” heartbeat cycle is detected (arrhythmia detection)
  • the diastolic heart type is imaged (data collection) for the middle diastole with a “long” heartbeat cycle that occurs with a high probability.
  • the “long” heart cycle can be estimated to be a time length obtained by subtracting a “short” heart cycle from a time length twice the “standard” heart cycle.
  • a time range corresponding to the middle diastole is set as an imaging period for the estimated heartbeat cycle. That is, it is estimated that a long cardiac cycle comes after a short cardiac cycle in extra-systolic (PVC) compensated arrhythmia.
  • PVC extra-systolic
  • the degree of arrhythmia is large and a standard heartbeat cycle occurs randomly.
  • the heartbeat cycle is sufficiently longer than the standard heartbeat cycle to complete the collection of one set of projection data, the imaging is completed with one heartbeat.
  • a long heartbeat does not arrive after an arbitrary waiting period, for example, the elapse of 3 heartbeat periods after the start of imaging, 2 heartbeats (shooting beats) of the 4th heartbeat and the 5th heartbeat of the standard heartbeat cycle
  • Projection data collected during the number 2 is applied to image reconstruction.
  • the standby period and the number of shooting beats can be arbitrarily set.
  • the imaging plan support unit 214 provides setting values corresponding to the arrhythmia degree and arrhythmia type. For example, depending on the degree of arrhythmia, the heart rate (number of imaging beats) at which imaging is repeated in the arrhythmia imaging procedure when arrhythmia is detected is set to 2 or 3 heartbeats.
  • the imaging plan is tube current modulation or X-ray ON / OFF, support is provided such as extending the imaging period as the arrhythmia degree increases, and automatically selecting continuous exposure when the arrhythmia degree shows an excessively high value. .
  • imaging data collection
  • S21 After selection of the arrhythmia imaging mode and determination of the arrhythmia imaging procedure (S21), imaging (data collection) is actually executed under the control of the control unit 201 according to the trigger of the operator (S22).
  • the imaging plan support unit 214 prompts the operator to reacquire the heart rate (1) and detect arrhythmia, as shown in FIGS.
  • a screen for prompting selection of either normal imaging mode designation (2) or arrhythmia imaging mode designation (3) may be displayed with manual threshold setting (S23).
  • FIG. 13 shows a processing procedure when an arrhythmia is detected and an arrhythmia type is specified using an electrocardiogram.
  • an electrocardiogram is acquired by the electrocardiograph 3 over 1 to several minutes (S31).
  • the arrhythmia type determination unit 213 measures a plurality of parameters representing waveform characteristics from the waveform of the electrocardiogram for each heartbeat cycle (S32).
  • the RR interval heartbeat cycle
  • the PQ interval from the rising edge of the P wave to immediately before the Q wave
  • the PQ interval from the rising edge of the P wave to immediately before the Q wave the rising edge of the Q wave
  • a plurality of parameters such as a QRS width from the R wave to the end of the S wave, a QT interval from the rise of the Q wave to the end of the T wave, and a peak value of the R wave are measured.
  • the arrhythmia type determination unit 213 stores a correspondence table of arrhythmia types for combinations of these parameters in its internal ROM or external ROM.
  • the arrhythmia type determination unit 213 identifies the presence / absence of arrhythmia and the type of arrhythmia by introducing the measured parameters to the arrhythmia type correspondence table (S33).
  • the mode selection unit 212 executes the process of S14 when no arrhythmia is detected (no arrhythmia). When the mode selection unit 212 detects an arrhythmia (there is arrhythmia), the mode selection unit 212 executes the process of S19. In S33, since the arrhythmia type can be identified from the plurality of parameters, S18 in FIG. 2 is not necessary. The subsequent processing is the same as that in FIG.
  • the heartbeat cycle is obtained from an electrocardiogram or an R wave signal thereby, but may be obtained from a pulse wave or a heart sound.

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Abstract

　不整脈が発生したときでも撮影時間の延長を極力回避しながら所望の心拍位相でデータ収集を可能にするために、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管（１０１）と高電圧発生部（１０４）とＸ線検出器（１０３）とデータ収集部（１０８）との他に不整脈指標計算部（２１１）とモード選択部（２１２）とを特徴的に備える。不整脈指標計算部（２１１）は、被検体の生体情報を用いて不整脈程度を表す不整脈指標を計算する。モード選択部（２１２）は、不整脈指標に基づいて通常撮影モード又は不整脈撮影モードを事前に選択する。通常撮影モードでは被検体の心拍波形の特徴波から所定の遅延時間経過後にＸ線の発生をともなって投影データを収集するとともに不整脈を検出した時にＸ線を一時的に停止する。不整脈撮影モードでは特徴波から所定の遅延時間経過後にＸ線の発生をともなって投影データを収集するとともに不整脈を検出した時に不整脈種類に応じた不整脈撮影手順を一時的に実行して前記Ｘ線の発生をともなって投影データを収集する。

Description

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
　本発明は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に関する。
　心電同期撮影は、心電計からの信号（心電図）に同期してＸ線強度変調（Ｘ線管電流強弱もしくはＸ線出力のON/OFF）をかける、Ｒ波から一定の待機時間を経過した時点でデータを開始することにより、拡張中期等の所望の心拍位相でのデータ収集を可能にする。特に心臓ＣＴ撮影に使用されることが多い。
　しかし不整脈等で心拍数（心拍周期）が安定していない場合、所望の心拍位相のデータを収集できない。この場合、収集したデータは無駄になる。またデータ収集の再試行を繰り返すことで撮影時間が延長し、さらには造影剤の再注入が必要になることもある。
　無駄なデータの収集を避け、無用な被曝を低減するために、心拍数（心拍周期）が大きく変動した状況を不整脈と判定して、Ｘ線の発生を停止して、次の心拍から再開することもある。しかし当該制御であっても、撮影時間の延長や造影剤再注入は不可避である。
特開２００５－０６６０４２号公報
　目的は、不整脈が発生したときでも撮影時間の延長を極力回避しながら所望の心拍位相でデータ収集を可能にすることにある。
　本実施形態によるＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管と高電圧発生部とＸ線検出器とデータ収集部との他に不整脈指標計算部とモード選択部とを特徴的に備える。不整脈指標計算部は、被検体の生体情報を用いて不整脈程度を表す不整脈指標を計算する。モード選択部は、不整脈指標に基づいて通常撮影モード又は不整脈撮影モードを事前に選択する。通常撮影モードでは被検体の心拍波形の特徴波から所定の遅延時間経過後にＸ線の発生をともなって投影データを収集するとともに不整脈を検出した時にＸ線を一時的に停止する。不整脈撮影モードでは特徴波から所定の遅延時間経過後にＸ線の発生をともなって投影データを収集するとともに不整脈を検出した時に不整脈種類に応じた不整脈撮影手順を一時的に実行して前記Ｘ線の発生をともなって投影データを収集する。
本発明の実施形態によるＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図。 本実施形態の動作を示す流れ図。 図１の不整脈タイプ判断部による心拍周期の分類に関する説明図。 図１の不整脈タイプ判断部による心拍周期の度数分布をその分類とともに示す図。 図１の撮影計画支援部による撮影プランの設定画面例を示す図。 図１の撮影計画支援部による他の撮影プランの設定画面例を示す図。 図１の撮影計画支援部によるさらに他の撮影プランの設定画面例を示す図。 図１のモード選択部による心室代償性タイプに対応する撮影手順の例を示す図。 図１のモード選択部による期外収縮（代償性）タイプに対応する撮影手順の例を示す図。 図１のモード選択部による期外収縮（間入性）タイプに対応する撮影手順の例を示す図。 本実施形態の他の動作を示す流れ図。 図１１の操作選択画面表示工程において表示される操作選択画面の例を示す図。 本実施形態における心電図を用いて不整脈の検出と不整脈種類の特定とを行う場合の動作手順を示素図である。
　以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線管と放射線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。また、１スライスの断層像データを再構成するには、被検体の周囲１周、約３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋α（α：ファン角）分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式にも本発明を適用可能である。ここでは、前者の例で説明する。また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、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線による半導体内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。また、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線コンピュータ断層撮影装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本発明では、従来からの一管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であっても、多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。
　不整脈が発生したときでも撮影時間の延長を極力回避しながら所望の心拍位相でデータ収集を可能にするために、本実施形態によるＸ線コンピュータ断層撮影装置は、不整脈指標計算部とモード選択部とを特徴的に備える。不整脈指標計算部は、被検体の生体情報を用いて不整脈程度を表す不整脈指標を計算する。モード選択部は、不整脈指標に基づいて通常撮影モード又は不整脈撮影モードを事前に選択する。通常撮影モードでは被検体の心拍波形の特徴波から所定の遅延時間経過後にＸ線の発生をともなって投影データを収集するとともに不整脈を検出した時にＸ線を一時的に停止する。不整脈撮影モードでは特徴波から所定の遅延時間経過後にＸ線の発生をともなって投影データを収集するとともに不整脈を検出した時に不整脈種類に応じた不整脈撮影手順を一時的に実行してＸ線の発生をともなって投影データを収集する。
　図１は本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示している。このＸ線コンピュータ断層撮影装置は、被検体に関する投影データを収集するために構成された架台１を有する。架台１は、Ｘ線管１０１１とＸ線検出器１０３を有する。Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０３は、回転駆動装置１０６により回転駆動されるリング状の回転フレーム１０２に搭載される。なお、説明の便宜上、回転フレーム１０２の回転中心軸をＺ軸とし、水平方向にＸ軸、上下方向にＹ軸を既定する。回転フレーム１０２の中央部分は開口され、その開口部に、寝台４の天板上に載置された被検体Ｐが挿入される。被検体Ｐには心電計３が装着される。心電計３は、被検体Ｐの心臓の電気現象を測定しその時間変化として心電図のデータを出力する。なお、心電計３は、心電図から特徴波として典型的にはＲ波のピークを検出し、そのタイミングで特定信号を出力するものであってもよい。
　Ｘ線管１０１の陰極陽極間には高電圧発生部１０４から管電圧が印加され、またＸ線管１０１のフィラメントには高電圧発生部１０４からフィラメント電流が供給される。管電圧の印加及びフィラメント電流の供給によりＸ線が発生される。Ｘ線管１０１の放射窓にはＸ線絞り１０９が設けられる。Ｘ線検出器１０３としては、縦横に配列された複数のＸ線検出素子を有する。一般的にＤＡＳと呼ばれているデータ収集部１０８は、Ｘ線検出器１０３からチャンネルごとに出力される信号を電圧信号に変換し、増幅し、さらにディジタル信号に変換する。このデータ（生データ）は架台外部のコンソール２に供給される。架台制御部１０７は、コンソール２の制御部２０１から指示された撮影手順（スキャニング）を実行するために高電圧発生部１０４、絞り駆動装置１０５及び回転駆動装置１０６を制御する。
　コンソール２の前処理部２０３は、データ収集部１０８から出力されるデータに対して感度補正等の補正処理を施して投影データを発生する。投影データは投影データ記憶部２０４に記憶される。再構成処理部２０５は、例えば３６０度分の投影データに基づいてＣＴ値の３次元分布のデータ（以下単にボリュームデータという）を再構成する。ボリュームデータは画像記憶部２０６に記憶される。画像処理部２０７は、断面変換処理（ＭＰＲ）、ボリュームレンダリング処理等によりボリュームデータから表示装置２０８の画面に表示できる２次元画像を発生する。
　コンソール２は、本実施形態で特徴的な構成要素として、不整脈指標計算部２１１、モード選択部２１２、不整脈タイプ判断部２１３及び撮影計画支援部２１４を備える。不整脈指標計算部２１１は、心電計３により測定された被検体に関する心電図を用いて被検体に関する心拍周期の変動程度を表す不整脈指標（不整脈度ともいう）を計算する。不整脈指標は、心拍周期の変動が比較的大きいとき、比較的高い値を示す。不整脈指標は、心拍周期の変動が比較的小さいとき、比較的低い値を示す。心拍周期は特徴波であるＲ波のピークから次のＲ波のピークまでの時間間隔として与えられ、その逆数は心拍数を示す。不整脈指標ＣＶ（％）は例えば次式で求められる。心拍周期は、ＲＲと表記する。また心拍数計測開始から、ｎ回目の拍動に関する心拍周期は、ＲＲnと表記する。　
　　　ＣＶ（％）＝（ＲＲの標準偏差／ＲＲの平均値）×１００
　モード選択部２１２は、不整脈指標計算部２１１で計算された不整脈指標に基づいて、通常撮影モードと不整脈撮影モードとの一方を選択する。通常撮影モードと不整脈撮影モードとは、不整脈が生じていないときの撮影手順（通常撮影手順）は同一である。通常撮影手順のために、事前に被検体に関する平均的な心拍周期が求められる。平均的な心拍周期を全体として、Ｒ波から、データ収集を所望する心拍位相、例えば拡張中期に応じた待ち時間の経過後に、当該拡張中期に応じた一定の期間だけＸ線を照射して、被検体に関する投影データの収集を実行する。
　なお、データ収集部１０８によるＸ線検出器１０８を介した投影データの収集は、Ｘ線の発生（照射）の有無に関わらず、一定周期で繰り返される。Ｘ線の照射のもとで収集された有用な投影データが制御部２０１の制御により選択的に画像再構成処理に用いられる。Ｘ線が照射されない状態のもとでデータ収集部１０８から出力されるデータは制御部２０１の制御により選択的に画像再構成処理には用いられない。説明の便宜上、単に「投影データの収集」という場合には、上記「Ｘ線の照射を伴う有用な投影データの収集」を意味するものとする。
　直前の心拍周期に対する心拍周期の変動時間幅（差の絶対値）が所定のしきい値を超過しているとき制御部２０１は不整脈の発生を認識する。不整脈の発生が認識されたとき、不整脈撮影モードでは不整脈の種類に応じて予め選択された、通常撮影手順と異なる不整脈撮影手順を通常撮影手順に代えて一時的に実行する。その詳細は後述する。
　通常撮影モードでは、不整脈の発生が認識されたとき、その時点からＸ線の発生を停止して当該もしくは次のＲ波から通常撮影手順を再開する。通常撮影手順を実質的に一時停止させるために、Ｘ線の発生がＸ線照射の停止を伴って停止され、又はＸ線発生継続中であっても管電流変調によりＸ線の強度が低下される。典型的には、Ｘ線停止は管電圧印加停止、フィラメント電流供給停止又はグリッド制御による熱電子遮断によりなされ、また管電流変調はフィラメント電流制御又はグリッド制御によりなされる。ここでは便宜上、通常撮影手順の実質的な一時停止はＸ線の発生停止として説明するものとする。
　上記不整脈撮影モードでは不整脈の種類に応じて不整脈撮影手順が撮影開始前に予め選択される。不整脈タイプ判断部２１３は、撮影計画段階で被検体から１乃至数分程度にわたって測定した心電図による複数の心拍周期各々の分類結果と複数の心拍周期に関する度数分布とに基づいて、不整脈の種類（タイプ）を判断する。不整脈の種類には、周知の通り、期外収縮（代償性）、期外収縮（間入性）などが把握されている。複数の心拍周期各々の分類とは、心拍周期の時間長に従って心拍周期を分類する。具体的には、当該心拍周期から直前の心拍周期を引き算した差時間が所定の上限しきい値を超過しているときその当該心拍周期をタイプ「ロング」に分類し、当該心拍周期から直前の心拍周期を引き算した差時間がマイナス極性であって所定の下限しきい値未満であるときその当該心拍周期をタイプ「ショート」に分類し、当該心拍周期から直前の心拍周期を引き算した差時間が上限しきい値と下限のしきい値との範囲に収まっているときその当該心拍周期をタイプ「標準」に分類する処理をいう。分類の結果が上記度数分布に対してどのように分布しているかに関して、複数の不整脈の種類に対してそれぞれ予め用意されている複数のパターンから最も近似するパターンを選択することにより不整脈の種類が判断される。なお、簡易には、「ロング」に分類された心拍周期中の最大度数を示す心拍周期と、「ショート」に分類された心拍周期中の最大度数を示す心拍周期と、「標準」に分類された心拍周期中の最大度数を示す心拍周期との３者間の関係により不整脈の種類が判断される。
　なお、上述した不整脈は、被検体の心電図の波形特徴に基づいて検出するようにしてもよい。心電図の波形特徴は、不整脈の検出だけでなく、不整脈種類も特定することができる。周知の通り、心電図の波形は、Ｒ波ピークから次のＲ波ピークまでのＲＲ間隔（心拍周期）、Ｐ波の立ち上がりからＱ波直前までのＰＱ間隔、Ｐ波の立ち上がりからＱ波直前までのＰＱ間隔、Ｑ波の立ち上がりからＲ波を経てＳ波の終了に至るまでのＱＲＳ幅、Ｑ波の立ち上がりからＴ波終了までのＱＴ間隔、Ｒ波の波高値などの複数のパラメータで特徴付けられる。本実施形態では、これら複数のパラメータの全て又は一部に基づいて不整脈を検出し、不整脈種類を特定するようにしてもよい。
　撮影計画支援部２１４は、不整脈の種類が判断されると、その種類に応じた不整脈撮影手順の詳細なパラメータの入力装置２０２を介した設定、不整脈手順に関する連続照射／管電流変調／Ｘ線オンオフいずれかの撮影プランの入力装置２０２を介した選択を操作者に促すための設定画面を表示部２０８に表示する。
　以上の通り通常撮影モード／不整脈撮影モードの選択、不整脈撮影手順の設定が確定後に、操作者のトリガに従って制御部２０１の制御のもとで、制御部２０１による不整脈検出を伴って実際に撮影（データ収集）が実施される。
　図２には本実施形態による撮影計画の策定手順を中心として撮影完了までの手順を示している。図２において、Ｓ１１－Ｓ１６及びＳ１８－Ｓ２２は撮影計画段階の工程を示し、撮影工程はＳ１７，Ｓ２２で示している。撮影計画に際してはまず制御部２０１の制御のもと、心電計３により被検体Ｐの心電図が任意に設定可能な所定の期間、例えば６０秒にわたって計測され、制御部２０１により心電波形上のＲ波に基づいて心拍毎に心拍周期（心拍数）が取得される（Ｓ１１）。心拍周期はＲ波のピークから次のＲ波のピークまでの時間間隔をいう。なお、心電計３がＲ波を検出してパルス信号を発生する機能を有するものであるとき、当該パルス信号に基づいて制御部２０１は心拍毎に心拍周期を取得する。複数、例えば７０の心拍周期が取得される。
　複数の心拍周期に基づいて不整脈指標（不整脈度）が不整脈指標計算部２１１により計算される（Ｓ１２）。上述した通り、不整脈指標ＣＶ（％）は、心拍周期ＲＲの平均値に対する心拍周期ＲＲの標準偏差の割合により与えられる。従って、比較的高い値を示す不整脈指標は、心拍周期の変動が比較的大きい、つまり不整脈の発生可能性が高いことを表している。不整脈指標は、モード選択部２１２において、しきい値に比較される（Ｓ１３）。当該しきい値は、被検体の身長、体重、性別、年齢、既往病歴等に基づいてモード選択部２１２で設定される。しかし当該しきい値は、入力装置２０２を介して操作者の指示に従って任意の値に変更されることができる。不整脈指標がしきい値以下のとき、通常撮影モードが選択される。不整脈指標がしきい値を超過するとき、不整脈撮影モードが選択される。
　通常撮影モードが選択されたとき、撮影計画支援部２１４により、通常撮影モードにおける詳細な撮影パラメータの入力画面が表示部２０８に表示される。図５乃至図７にその画面例を示している。画面には、息止め時間、撮影期間中の心拍周期（心拍数）の計測頻度（時間分解能）、不整脈検出時の撮影の停止／継続（OFF/ON）、画像再構成に要する１セット（３６０°又は（１８０°＋ファン角）分の投影データを揃えるのに必要な心拍数（撮影ビート数、不整脈検出時の心拍は含まず）などが含まれ、それらパラメータについて操作者は任意に設定することができる（Ｓ１４）。また操作者は撮影パラメータとともに、撮影プランを選択することができる（Ｓ１５）。撮影プランは、図５乃至図７に示すように、Ｘ線発生停止の技法に関する条件として、Ｘ線を連続的にばく射する連続ばく射プラン、Ｘ線を管電流の変調により制御する管電流変調プラン、シャッター開閉やグリッド制御等によるＸ線をＯＮ／ＯＦＦさせるＸ線ＯＮ／ＯＦＦプランから操作者指示に従って任意に選択される。
　撮影パラメータ及び撮影プランが確定されると（Ｓ１６）、操作者からの撮影トリガボタン操作を契機として撮影（データ収集、スキャニング）が開始される。
　Ｓ１３で不整脈指標がしきい値を超過して、不整脈撮影モードが選択されたとき、不整脈タイプ判断部２１３により、不整脈の種類（タイプ）が判断される（Ｓ１８）。不整脈の種類には、期外収縮（代償性）、期外収縮（間入性）などがあり、そのいずれかが特定される。不整脈の種類の判断のために、不整脈タイプ判断部２１３では、複数の心拍周期各々について分類し、また複数の心拍周期に関する度数分布を生成する。図３に示すように、各心拍周期は直前の心拍周期に対する時間幅の変化程度と長短の区別とにより３種に分類される。各心拍周期ＲＲnが直前の心拍周期ＲＲn-1を引き算される。その差時間（プラス／マイナスの極性あり）が、所定の上限しきい値ＴＨupperを超過しているとき、当該心拍周期が直前の心拍周期から大きく延長したものとして、当該心拍周期はタイプ「ロング」に分類される。差時間が、所定の下限しきい値ＴＨlower未満であるとき、当該心拍周期が直前の心拍周期から大きく短縮したものとして、当該心拍周期はタイプ「ショート」に分類される。差時間が、上限しきい値以下でありかつ下限しきい値以上であるとき、当該心拍周期が直前の心拍周期からあまり変動していないものとして、当該心拍周期はタイプ「標準」に分類される。上限しきい値と下限しきい値に関しては、被検体の身長、体重、性別、年齢、既往病歴等に応じた初期値から、入力装置２０２を介して操作者の指示に従って任意の値に個々に変更されることができる。
　図４に示すように、複数の心拍周期の出現度数が時間帯毎に計数され、それにより得られる度数分布に対して、分類結果が合わされる。不整脈タイプ判断部２１３の内部メモリには、予め用意された、複数の不整脈の種類に対してそれぞれ典型的な度数分布が各心拍周期の分類結果とともにパターンのデータが記憶されている。これらパターンの中から、被検体に関する度数分布と分類結果に対して最も近似するパターンが選択される。それにより不整脈の種類が判断される。簡易的な判断手法として、「ロング」に分類された心拍周期中の最大度数を示す心拍周期と、「ショート」に分類された心拍周期中の最大度数を示す心拍周期と、「標準」に分類された心拍周期中の最大度数を示す心拍周期との３者間の時間の長短の関係により不整脈の種類が判断される。
　不整脈の種類が判断されると、当該不整脈の種類に応じた不整脈撮影手順が撮影計画支援部２１４により選択される。不整脈撮影手順は、撮影期間中に制御部２０１が不整脈を検出したときの撮影手順であり、不整脈を検出していないときの通常撮影手順とは相違する。不整脈タイプに応じて予め設定されている不整脈撮影手順の一例は以下の通りである。
（期外収縮PVC（代償性）、図８、図９参照）　
　この種類の不整脈では、典型的には「標準」の心拍周期に続いて「ショート」の心拍周期、そして「ロング」の心拍周期が到来する。所望の心拍位相は拡張中期であることが多い。「ショート」の心拍周期を検出したとき（不整脈検出）、それに続いて、当該不整脈タイプでは高い確率で生じる「ロング」の心拍周期で拡張中期を対象に撮影（データ収集）する。「ロング」の心拍周期は、「標準」の心拍周期の２倍の時間長から「ショート」の心拍周期を引き算した時間長に推定され得る。推定された心拍周期に対して拡張中期に対応する時間範囲を撮影期間として設定する。つまり、期外収縮（PVC)代償性の不整脈では、ショートの心拍周期の後は、ロングの心拍周期が到来することを推定する。撮影時に、ショートの心拍周期を認識したとき、そこでＸ線ばく射は停止する。次のロングの心拍周期の拡張中期を狙った撮影を行う。
（期外収縮PVC（間入性）、図１０参照）　
　この種類の不整脈では、ショートの心拍周期に続いて、ショートの心拍周期が到来し、それに続いて心拍周期が標準に戻ることが推定され得る。撮影時に、ショートの心拍周期を検出したら、そこでＸ線ばく射を停止し、次のショートの心拍周期を通過し、その次の「ロング」の心拍周期の拡張中期をターゲットとして撮影を行う。
（心室細動（Ａｆ））　
　この種類では、不整脈度が大きく、標準心拍周期がランダムに発生する。なお、１セットの投影データの収集を完了するほどに心拍周期が標準心拍周期よりも十分長いとき、１心拍で撮影は終了する。そのような長い心拍周期の心拍が撮影開始後から任意の待機期間、例えば３心拍期間経過時までに到来しなかったとき、標準心拍周期の４心拍目と５心拍目との２心拍（撮影ビート数が２）の間に収集した投影データが画像再構成に適用される。待機期間及び撮影ビート数は任意に設定可能である。
　なお、Ｓ２０，Ｓ２１において、Ｓ１４，Ｓ１５と同様に息止め時間、不整脈検出時の撮影の停止／継続（OFF/ON）、撮影ビート数などのパラメータを設定し、また撮影プランを選択する。パラメータ設定については不整脈度や不整脈タイプに応じた設定値が撮影計画支援部２１４により提供される。例えば、不整脈度に応じて、不整脈検出時にその不整脈撮影手順で撮影を繰り返す心拍数（撮影ビート数）を２心拍又は３心拍に設定する。撮影プランが管電流変調やＸ線ＯＮ／ＯＦＦのときは、撮影期間を不整脈度が高くなるほど延長させ、不整脈度が過度に高値を示すときは連続ばく射を自動選択する等の支援が行われる。
　不整脈撮影モードの選択、不整脈撮影手順が確定後に（Ｓ２１）、操作者のトリガに従って制御部２０１の制御のもとで実際に撮影（データ収集）が実行される（Ｓ２２）。
　なお、Ｓ１３において不整脈度がしきい値を超過したときでも、撮影計画支援部２１４では、図１１，図１２に示すように、操作者に、心拍数の再取得（１）、不整脈検出のしきい値の手動設定を伴って通常撮影モードの指定（２）、不整脈撮影モードの指定（３）のいずれかの選択を促す画面を表示させるようにしても良い（Ｓ２３）。
　図１３には、心電図を用いて不整脈の検出と不整脈種類の特定とを行う場合の処理手順を示している。図１３において図２と同じ工程には同じ符号を伏している。事前作業として、心電計３により１乃至数分にわたって心電図が取得される（Ｓ３１）。不整脈タイプ判断部２１３は、心電図の波形から波形特徴を表す複数のパラメータを心拍周期毎に測定する（Ｓ３２）。例えば、Ｒ波ピークから次のＲ波ピークまでのＲＲ間隔（心拍周期）、Ｐ波の立ち上がりからＱ波直前までのＰＱ間隔、Ｐ波の立ち上がりからＱ波直前までのＰＱ間隔、Ｑ波の立ち上がりからＲ波を経てＳ波の終了に至るまでのＱＲＳ幅、Ｑ波の立ち上がりからＴ波終了までのＱＴ間隔、Ｒ波の波高値などの複数のパラメータが測定される。不整脈タイプ判断部２１３は、これら複数のパラメータの組み合わせに対する不整脈種類の対応表をその内部ＲＯＭ又は外部ＲＯＭに記憶している。不整脈タイプ判断部２１３は、測定した複数のパラメータを不整脈種類の対応表に紹介することにより、不整脈の有無及び不整脈種類を特定する（Ｓ３３）。
　モード選択部２１２は、不整脈を検出しないときには（不整脈無し）、Ｓ１４の工程を実行する。モード選択部２１２は、不整脈を検出したときには（不整脈有り）、Ｓ１９の工程を実行する。Ｓ３３で、複数のパラメータから不整脈種類が特定され得ているので、図２のＳ１８は不要である。以降の処理は図２のそれと同じである。
　上述の説明では、心拍周期は心電図又はそれによるＲ波信号から求めたが、脈波又は心音から求めるようにしてもよい。
　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。
　１…架台、２…寝台、２ａ…天板、２ｂ…天板駆動装置、３…計算機ユニット、１０…Ｘ線管、１１…ウエッジフィルタ、１２…回転フレーム、２１…高電圧発生器、２３…Ｘ線検出器、２５…架台駆動装置、２６…データ収集装置、２９…システムコントローラ、３０…スキャンコントローラ、３４…前処理ユニット、３６…再構成ユニット、３８…ディスプレイ、３９…入力器、４１…記憶装置、４３…スキャンエキスパートシステム。

Claims (20)

  1. 　Ｘ線管と、
    　前記Ｘ線管からＸ線を発生させるために前記Ｘ線管の両極間に印加する高電圧を発生する高電圧発生部と、
    　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線検出器を介して前記被検体に関する投影データを収集するデータ収集部と、
    　前記被検体の生体情報を用いて前記被検体に関する不整脈程度を表す不整脈指標を計算する不整脈指標計算部と、
    　前記不整脈指標に基づいて通常撮影モード又は不整脈撮影モードを事前に選択するモード選択部と、前記通常撮影モードでは前記被検体の心拍波形の特徴波から所定の遅延時間経過後に前記Ｘ線の発生をともなって投影データを収集するとともに不整脈を検出した時に前記Ｘ線を一時的に停止する、前記不整脈撮影モードでは前記特徴波から前記所定の遅延時間経過後に前記Ｘ線の発生をともなって投影データを収集するとともに不整脈を検出した時に不整脈種類に応じた不整脈撮影手順を一時的に実行して前記Ｘ線の発生をともなって投影データを収集する、
    　前記選択された通常撮影モード又は不整脈撮影モードに従って前記投影データを収集するために前記高電圧発生部と前記データ収集部とを制御する制御部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  2. 　前記被検体の心拍周期に関する度数分布に基づいて前記不整脈種類を特定する不整脈種類特定部をさらに備えることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  3. 　前記不整脈種類特定部は、前記心拍周期各々を、直前の心拍に関する心拍周期との変動割合又は変動時間に応じて少なくとも３種のタイプに分類することを特徴とする請求項２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  4. 　前記不整脈種類特定部は、前記タイプで区別した前記度数分布のパターンに基づいて前記不整脈の種類を特定することを特徴とする請求項３記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  5. 　前記不整脈種類特定部は、前記不整脈の種類ごとに既定された複数の標準パターンから前記タイプで区別した前記度数分布のパターンが最も近似する標準パターンを選択することにより前記不整脈の種類を特定することを特徴とする請求項４記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  6. 　前記被検体の心電図に基づいて前記不整脈種類を特定する不整脈種類特定部をさらに備えることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  7. 　前記不整脈種類特定部は、前記被検体の心電図上でのＱＲＳ幅を含む複数のパラメータに基づいて前記不整脈種類を特定することを特徴とする請求項６記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  8. 　前記不整脈指標計算部は、前記不整脈指標を、前記心拍周期の平均値に対する前記心拍周期の標準偏差の割合に従って計算することを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  9. 　前記不整脈種類が期外収縮PVC（間入性）のとき、前記Ｘ線の発生を停止し、次の心拍周期を通過し、その次の心拍周期を比較的長周期であることを想定して前記Ｘ線の発生を再開することを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  10. 　前記不整脈種類が期外収縮PVC（代償性）のとき、前記Ｘ線の発生を停止し、次の心拍周期を比較的長周期であることを想定して前記Ｘ線の発生を再開することを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  11. 　Ｘ線管と、
    　前記Ｘ線管からＸ線を発生させるために前記Ｘ線管の両極間に印加する高電圧を発生する高電圧発生部と、
    　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線検出器を介して前記被検体に関する投影データを収集するデータ収集部と、
    　前記被検体の心拍波形の特徴波から所定の遅延時間経過後に前記Ｘ線の発生をともなって前記投影データを収集するとともに不整脈を検出した時に不整脈種類に応じた不整脈撮影手順を一時的に実行して前記Ｘ線の発生をともなって投影データを収集するために前記高電圧発生部と前記データ収集部とを制御する制御部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  12. 　前記被検体の心拍周期に関する度数分布に基づいて前記不整脈種類を特定する不整脈種類特定部をさらに備えることを特徴とする請求項１１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  13. 　前記不整脈種類特定部は、前記心拍周期各々を、直前の心拍に関する心拍周期との変動割合又は変動時間に応じて少なくとも３種のタイプに分類することを特徴とする請求項１２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  14. 　前記不整脈種類特定部は、前記タイプで区別した前記度数分布のパターンに基づいて前記不整脈の種類を特定することを特徴とする請求項１３記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  15. 　前記不整脈種類特定部は、前記不整脈の種類ごとに既定された複数の標準パターンから前記タイプで区別した前記度数分布のパターンが最も近似する標準パターンを選択することにより前記不整脈の種類を特定することを特徴とする請求項１４記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  16. 　前記被検体の心電図に基づいて前記不整脈種類を特定する不整脈種類特定部をさらに備えることを特徴とする請求項１１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  17. 　前記不整脈種類特定部は、前記被検体の心電図が有するＱＲＳ幅を含む複数のパラメータに基づいて前記不整脈種類を特定することを特徴とする請求項１６記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  18. 　前記不整脈指標計算部は、前記不整脈指標を、前記心拍周期の平均値に対する前記心拍周期の標準偏差の割合に従って計算することを特徴とする請求項１１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  19. 　Ｘ線管と、
    　前記Ｘ線管からＸ線を発生させるために前記Ｘ線管の両極間に印加する高電圧を発生する高電圧発生部と、
    　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線検出器を介して前記被検体に関する投影データを収集するデータ収集部と、
    　前記被検体の生体情報を用いて前記被検体に関する不整脈程度を表す不整脈指標を計算する不整脈指標計算部と、
    　前記不整脈指標に従って心電同期撮影の撮影手順を変更するために前記高電圧発生部と前記データ収集部とを制御する制御部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  20. 　Ｘ線管と、
    　前記Ｘ線管からＸ線を発生させるために前記Ｘ線管の両極間に印加する高電圧を発生する高電圧発生部と、
    　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線検出器を介して前記被検体に関する投影データを収集するデータ収集部と、
    　前記被検体の生体情報を用いて前記被検体に関する不整脈程度を表す不整脈指標を計算する不整脈指標計算部と、
    　前記不整脈指標が所定のしきい値よりも高いとき、前記被検体の心拍波形の特徴波から所定の遅延時間経過後に所定時間幅の撮影期間内において前記Ｘ線の発生をともなって投影データを収集するとともに不整脈を検出した時に前記Ｘ線の発生を一時的に停止する通常撮影モードと、前記特徴波から前記所定の遅延時間経過後に前記Ｘ線の発生をともなって投影データを収集するとともに不整脈を検出した時に前記不整脈種類に応じた不整脈撮影手順を一時的に実行して前記Ｘ線の発生をともなって投影データを収集する不整脈撮影モードとの一方の選択指示を操作者に促すための画面を表示させる撮影計画支援部と、
    　前記不整脈指標が所定のしきい値よりも低いとき前記通常撮影モードを選択し、前記不整脈指標が所定のしきい値よりも高いとき前記操作者により選択指示された前記通常撮影モード又は前記不整脈撮影モードを選択するモード選択部と、
    　前記選択された通常撮影モードと不整脈撮影モードとの一方に従って前記投影データを収集するために前記高電圧発生部と前記データ収集部とを制御する制御部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
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