X射线计算机断层摄影装置.pdf

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1、(10)授权公告号 CN 101480342 B (45)授权公告日 2011.06.15 CN 101480342 B *CN101480342B* (21)申请号 200910005500.3 (22)申请日 2006.08.03 2005-225537 2005.08.03 JP 200610109098.X 2006.08.03 A61B 6/03(2006.01) (73)专利权人 东芝医疗系统株式会社 地址 日本枥木 (72)发明人 津雪昌快 太田高正 (74)专利代理机构 中国国际贸易促进委员会专 利商标事务所 11038 代理人 许海兰 US 2004/0022365 A1,2。

2、004.02.05, 全文 . US 2002/0131545 A1,2002.09.19,说明书第 0009 段 , 第 0017-0030 段、 附图 1-4. US 2005/0002549 A1,2005.01.06, 全文 . (54) 发明名称 X 射线计算机断层摄影装置 (57) 摘要 本发明的 X 射线计算机断层摄影装置具备 ： 产生 X 射线的 X 射线管 ； 检测透过了被检体的 X 射线的 X 射线检测器 ； 使 X 射线管和 X 射线检测 器连续地旋转的机构 ； 存储由 X 射线检测器检测 出的投影数据的存储部件 ； 从存储部件读出相隔 360的成对的部分投影数据组的读出。

3、部件 ； 根 据成对的部分投影数据组的差分， 产生表示心脏 的运动的多个指标的指标产生部件 ； 根据指标决 定心跳相位的心跳相位决定部件 ； 根据与决定了 的心跳相位对应的全投影数据组， 对图像进行重 构的重构部件。 (30)优先权数据 (62)分案原申请数据 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 高鸿姝 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书 1 页 说明书 7 页 附图 12 页 CN 101480342 B1/1 页 2 1. 一种 X 射线计算机断层摄影装置， 其特征在于包括 ： 产生 X 射线的 X 射线管 ； 检测透过了被检体的 X 射线的 。

4、X 射线检测器 ； 使上述 X 射线管和上述 X 射线检测器连续地旋转的机构 ； 存储由上述 X 射线检测器检测出的投影数据的存储部件 ； 从上述存储部件读出覆盖对半重构所需要的角度即180+扩展了规定角度后的 角度范围的多个扩展半投影数据组的读出部件， 其中， 上述规定角度 为与心跳相位相当 的角度 ； 根据用于将上述半重构所需要的角度范围的半投影数据组变换为覆盖 360的全投影 数据组的过滤图与偏移了上述规定角度 的过滤图之间的差分过滤图， 对上述扩展半投 影数据组进行过滤的过滤部件 ； 根据上述过滤了的扩展半投影数据组， 产生表示心脏的运动的多个指标的指标产生部 件 ； 根据上述指标而决。

5、定心跳相位的心跳相位决定部件 ； 根据与上述决定了的心跳相位对应的半投影数据组对图像进行重构的重构部件。 2. 根据权利要求 1 所述的 X 射线计算机断层摄影装置， 其特征在于 ： 上述指标产生部件计算上述过滤了的扩展半投影数据组的总和作为上述指标。 3. 根据权利要求 1 所述的 X 射线计算机断层摄影装置， 其特征在于 ： 上述过滤部件对上述扩展半投影数据组的一部分进行抽取并进行过滤。 4. 根据权利要求 1 所述的 X 射线计算机断层摄影装置， 其特征在于 ： 上述投影数据是进行了前处理后的数据。 5. 根据权利要求 1 所述的 X 射线计算机断层摄影装置， 其特征在于还包括 ： 在时。

6、间轴上排列上述产生的多个指标， 产生与多个切片位置对应的多个运动线图像， 通过将上述多个运动线图像排列在切片轴上而产生运动图的运动图产生部件。 6. 根据权利要求 1 所述的 X 射线计算机断层摄影装置， 其特征在于 ： 上述规定角度 是相当于上述心跳相位的 4的角度。 权 利 要 求 书 CN 101480342 B1/7 页 3 X 射线计算机断层摄影装置 0001 本申请是申请号为 200610109098.X、 申请日为 2006 年 8 月 3 日、 发明名称为 “X 射 线计算机断层摄影装置” 的发明专利申请的分案申请。 技术领域 0002 本发明涉及用 X 射线扫描被检体， 并根。

7、据所得到的投影数据， 基于心电图同步重 构法对图像数据进行重构的 X 射线计算机断层摄影装置。 背景技术 0003 X 射线计算机断层摄影装置根据透过了被检体的 X 射线的强度， 通过图像提供针 对被检体的信息， 在以疾病的诊断、 治疗、 手术计划等为代表的许多医疗行为中起到了重要 的作用。 0004 在使用了 X 射线计算机断层摄影装置的运动快的， 特别是心脏检查中， 提高图像 的时间分辨率是重要的课题之一。 作为针对该课题的主要对策方法， 有半重构法、 心电图同 步重构法的组合使用。如众所周知的那样， 该方法以操作者指定的心脏运动的相位 ( 心跳 相位 ) 为中心， 切取出在 X 射线管旋。

8、转 180 +( 是扇形 X 射线的扇形角 ) 的范围的期 间中收集到的半投影数据组， 从切取出的半投影数据组中， 通过使用了所谓基于 Parker 的 2维加权系数图的2维过滤器(以下简称为过滤器)， 生成360范围的全投影数据组， 并根 据 360范围的全投影数据组重构图像数据。另外， 心跳相位是指用 0 100对从 R 波到 下一个 R 波的不定期间进行格式化， 用表现该期间的位置的概念。 0005 在 CT 中， 在图像重构的原理上， 作为实质的时间分辨率， 制约了 360旋转所需要 的时间、 或在半重构中 (180 +) 的旋转所需要的时间。因此， 无法避免因在该实质的时 间分辨率中。

9、引起的心脏的跳动的大小造成的模糊等的画质下降。 0006 在大多情况下， 难以将心跳相位指定为最优相位， 即难以指定以心跳相位为中心 的实质的时间分辨率的时间宽度中的心脏运动最少的心跳相位 ( 参考特开平 2004-175440 公报 )。 发明内容 0007 本发明的目的在于 ： 在根据扫描被检体得到的数据而基于心电图同步重构法对 图像数据进行重构的 X 射线计算机断层摄影装置中， 确定对心电图同步重构最优的心跳相 位。 0008 本发明的一个方面的X射线计算机断层摄影装置具备 ： 产生X射线的X射线管 ； 检 测透过了被检体的 X 射线的 X 射线检测器 ； 使 X 射线管和 X 射线检测。

10、器连续地旋转的机构 ； 存储由 X 射线检测器检测出的投影数据的存储部件 ； 从存储部件读出相隔 360的成对的 部分投影数据组的读出部件 ； 根据成对的部分投影数据组的差分， 产生表示心脏的运动的 多个指标的指标产生部件 ； 根据指标决定心跳相位的心跳相位决定部件 ； 根据与决定了的 心跳相位对应的全投影数据组， 对图像进行重构的重构部件。 说 明 书 CN 101480342 B2/7 页 4 0009 通过以下的具体实施例和说明能够了解本发明的其他特征和优点。 而本发明并不 只限于这些具体实施例和说明， 在不脱离本发明的宗旨的范围内， 可以有各种变形。 附图说明 0010 图 1 是表示。

11、本发明的实施例的 X 射线计算机断层摄影装置的结构的图。 0011 图 2 是表示本实施例的第一模式 ( 图像差分 ) 的最优心跳相位的决定处理步骤的 图。 0012 图 3 是图 2 的 S13 S17 的补充图。 0013 图 4A 图 4E 是图 2 的 S13 S19 的详细补充图。 0014 图 5 是表示用于补充图 2 的 S20 的差分图像的绝对值总和随时间变化 ( 心跳相位 的变化 ) 的一个例子的图。 0015 图 6 是表示在本实施例的第一模式中将处理范围局限于关注区域 ( 冠状动脉 ) 的 例子的图。 0016 图 7 是在差分图像上表示图 6 的关注区域的图。 0017。

12、 图 8 是用图 7 的关注区域内的差分图像像素值的绝对值总和随时间变化 ( 心跳相 位的变化 ) 表示的图。 0018 图 9 是表示图 2 的第一模式的变形例子的图。 0019 图 10 是表示本实施例的第二模式 ( 原始数据差分 ) 的最优心跳相位的决定处理 步骤的图。 0020 图 11 是图 10 的 S13、 S14、 S31、 S32 的说明图。 0021 图 12A 图 12E 是与本实施例的第二模式的其他处理有关的说明图。 0022 图 13 是与本实施例的第二模式的另外其他处理有关的说明图。 0023 图 14 是与本实施例的第二模式的另外其他处理有关的说明图。 0024 。

13、图 15 是与图 12A 图 12E、 图 13、 图 14 的实时处理有关的说明图。 具体实施方式 0025 以下， 参照附图， 说明本发明的 X 射线计算机断层摄影装置的实施例。另外， 在 X 射线计算机断层摄影装置中， 有以下的各种类型 ： X 射线管和放射线检测器作为一体在被 检体的周围旋转的旋转/旋转(ROTATE/ROTATE)类型 ； 环状地排列许多检测元件， 只有X射 线管在被检体的周围旋转的固定 / 旋转 (STATIONARY/ROTATE) 类型等， 哪种类型都能够适 用本发明。在此， 说明现在占主流的旋转 / 旋转类型。另外， 为了重构一个切片的断层像数 据， 需要被检。

14、体的周围一周约 360量的全投影数据组 ( 全重构法 )， 而在半重构法中也需 要 180 +( ： 扇形角 ) 量的半投影数据组。在本实施例中， 采用对运动快的心脏等的 摄影有效的半重构法。另外， 将入射 X 射线变换为电荷的机构的主流是 ： 用闪烁器等荧光 体将 X 射线变换为光， 进而用光电二极管等光电变换元件将该光变换为电荷的间接变换形 式 ； 利用了用 X 射线在半导体内生成电子空穴对以及向其电极移动， 即光导电现象的直接 变换形式。作为 X 射线检测元件， 可以采用它们的任意一种的方式， 但在此， 作为前者的间 接变换形式进行说明。另外， 近年来， 将 X 射线管和 X 射线检测器。

15、的多个对安装在旋转环上 的所谓多管球型的 X 射线计算机断层摄影装置正在产品化， 正在开发其外围技术。在本发 说 明 书 CN 101480342 B3/7 页 5 明中， 现有的一管球型的X射线计算机断层摄影装置、 多管球型的X射线计算机断层摄影装 置的任意一个都可以使用。在此， 作为一管球型进行说明。 0026 图 1 表示了本实施例的 X 射线计算机断层摄影装置的结构。该 X 射线计算机断层 摄影装置具有为了收集与被检体有关的投影数据而构成的架台装置 1。架台装置 1 具有 X 射线管 101 和 X 射线检测器 102。典型的是 X 射线检测器 102 采用覆盖心脏区域的例如 64 列。

16、的多切片型 ( 多列型 )。但是， X 射线检测器 102 也可以是单切片型 ( 一列型 )。 0027 X 射线管 101 和 X 射线检测器 102 被安装在通过架台驱动装置 105 旋转地驱动的 环状的旋转框架 103 上。在此， 将旋转框架 103 的旋转轴定义为 Z 轴。在以 Z 轴为中心的 旋转座标系中， 将从 X 射线管 101 的焦点连接 X 射线检测器 102 的检测面中心的与 Z 轴垂 直的轴定义为 X 轴。Y 轴与 Z 轴和 X 轴都垂直。 0028 旋转框架 103 的中央部分与壳体一起开口。在摄影时， 在该开口部分中插入被载 放在卧台装置 3 的床板 302 上的被检。

17、体 P。为了检测被检体 P 的心电图， 在被检体 P 上安装 心电图计 106。另外， 心电图计 106 被作为用于测量被检体 P 的身体信号的装置而装备。 0029 在 X 射线管 101 的阴极 - 阳极之间从高电压产生装置 104 施加管电压 ( 高电压 )， 另外从高电压产生装置 104 向 X 射线管 101 的灯丝供给灯丝电流。通过管电压的施加和灯 丝电流的供给， 而从 X 射线管 101 的阳极的靶 (target) 产生 X 射线。 0030 X射线检测器102分别具有例如具有0.5mm0.5mm的正方形的受光面的多个X射 线检测元件。例如将 916 个 X 射线检测元件排列在。

18、信道方向 ( 与 Y 轴近似 ) 上。在切片方 向 (Z 轴 ) 上例如并排排列 64 列的该列。 0031 一般被称为DAS(data acquisition system)的数据收集装置107将从检测器102 在每个信道中输出的信号变换为电压信号并放大， 进而变换为数字信号。该数据 ( 也称为 纯原始数据 ) 被提供给架台外部的计算机主体 2。计算机主体 2 的前处理部件 202 对从数 据收集装置 107 输出的纯原始数据实施灵敏度修正等前处理。进行了前处理的纯原始数据 被称为原始数据或投影数据。在此， 统一称为投影数据。 0032 投影数据与表示数据收集时的X射线管101的旋转角度的视。

19、野(VIEW)、 信道编号、 列编号以及表示床板 302 的位置的各代码相关联， 并与心电图计 106 的心电图数据一起被 存储在计算机主体 2 的投影数据存储部件 203 中。另外， 在本实施例中， 说明对通过螺旋扫 描得到的投影数据进行处理的情况， 但也可以适用于动态扫描。 0033 计算机主体 2 具有上述前处理部件 202、 投影数据存储部件 203、 以及扫描控制部 件201、 图像重构处理部件206、 最优相位决定部件207、 图像存储部件209、 显示部件210、 系 统控制部件 212。图像重构处理部件 206 根据由心电图计 106 测量的心电图信息、 由 X 射线 检测器 。

20、102 检测出的投影数据， 进行心电图同步重构。图像重构处理部件 206 通过对与设 置的心跳相位对应的多个心跳的投影数据进行合成并重构， 来显示与该心跳相位对应的图 像。 0034 最优相位决定部件 207 在本实施例中是重要的构成要素， 以下详细说明。实际上 作为用于使计算机实现在后述的流程图中说明的各种装置的 X 射线计算机断层摄影装置 的程序， 来提供最优相位决定部件207。 最优相位决定部件207在能够由操作者经由鼠标或 键盘等未图示的操作输入部件进行选择的第一或第二模式下进行动作， 确定最优相位， 即 心脏运动 ( 跳动 ) 最少的心跳相位或与该心跳相位最近似的相位。在第一模式下，。

21、 对重构 说 明 书 CN 101480342 B4/7 页 6 图像进行处理， 在第二模式下， 对重构前的投影数据进行处理并确定最优相位。另外， 在此 用典型的 “” 标记来说明相位， 但也可以采用以 R 波为基准的 msec( 毫秒 ) 的标记。 0035 以下， 顺序地说明第一、 第二模式。 0036 图 2 表示了基于第一模式的用于决定最优相位的一连串动作。首先， 在系统控制 部件212的控制下， 依照操作者的指令(用户互动)， 进行指定使得在图4A所示的扫描图上 参照切片位置横切心脏。扫描图可以代替为 MPR 图像或其他通过摄影装置取得的图像。在 指定的切片位置， 与心电图波形的取得。

22、一起执行扫描(S11)。 由此收集至少一个心跳期间的 投影数据， 并存储在投影数据存储部件 203 中。扫描结束， 接着开始最优相位决定部件 207 的动作。 0037 首先， 将用于识别心跳相位的变量n初始化为1(S12)。 当然， 变量n是为了说明的 方便的变量， 实际上在程序上怎样实现是完全任意的。例如， 在以 2的间隔对心跳周期进 行分割时， n 是 0、 1、 2、 3、49、 50， 分别与心跳相位 0、 2、 4、 6、98、 100 对应。 0038 在系统控制部件212的控制下， 从投影数据存储部件203向图像重构处理部件206 读出以心跳相位 0为中心的 (180 +) 量。

23、的投影数据组 (S13)。换一种说法， 如图 3 所 示， 从通过 S11 的扫描而收集到的数据 (X 射线照相数据 ： sinogram data) 切取出以心跳相 位 0为中心的 (180 +) 量的投影数据组 Pn。另外， 投影数据组是指定义为为了重构 一张图像所必需的投影数据的集合， 如上所述在半重构法的基础上， 是以特定相位为中心 的 (180 +) 的角度范围中的投影数据， 另一方面， 在全重构法的基础上， 是以特定相位 为中心的 (360 ) 的角度范围中的投影数据。在本实施例中， 说明切取出一个心跳期间的 数据的例子， 但也可以对与该心跳相位对应的多个不同的心跳期间的投影数据进。

24、行合成， 构成用于生成一个图像的投影数据。 0039 该投影数据组 Pn 是半重构用的， 因此一部分缺失。在图像重构处理部件 206 中， 通过一般的方法， 使投影数据组 Pn 通过使用了所谓的基于 Parker 的 2 维加权系数图的 2 维过滤器 ( 以下简称为过滤器 )， 从而产生 360量的全投影数据组 FPn(S14)。 0040 根据全投影数据组 FPn， 在图像重构处理部件 206 中生成图像 ( 断层图像 ) Tn(S15)。该图像 ( 断层图像 )Tn 的数据被存储在图像存储部件 209 中。另外， 可以任意地 变更切片方向的图像的厚度。 也可以与指定的厚度对应地对切片方向的。

25、相邻的多个图像进 行相加处理， 由此在重构与其厚度对应的图像后， 进行后述的处理。 0041 另外， 该最优相位决定处理的重构图像与依照在该处理中决定的最优相位生成的 用于实际诊断的重构图像相比， 其矩阵大小明显地小。 矩阵大小小包含以下的情况 ： 在设摄 影FOV的全部区域为重构FOV的情况下分辨率低 ； 或即使在相同分辨率下， 也将摄影FOV的 后述的一部分区域 ( 关注区域 ROI) 作为重构 FOV， 进行放大重构 ( 缩放 (zooming) 重构 )。 0042 接着， 在最优相位决定部件 207 中， 从存储在图像存储部件 209 中的图像 Tn 的数 据减去 2 相位前的图像 。

26、Tn-2 的数据， 生成差分图像 Xn(S16)。在此， 以 2的间隔切取投影 数据组， 重构图像， 因此在相位差为4的图像之间进行减法(参考图4B、 图4C)。 为了尽量 以高精度正确地决定最优相位， 必须以 1 2的高时间分辨率 ( 短间隔 ) 对图像进行重 构， 另一方面， 为了某种程度地使心脏的运动显著化， 需要 3 6， 理想的是 4 或 5的相 位差。通过以 2的间隔对图像进行重构， 使差分离开 2 帧的间隔， 由此能够同时得到高时 说 明 书 CN 101480342 B5/7 页 7 间分辨率并某种程度地使心脏的运动显著化。 当然， 也可以以4的时间分辨率对图像进行 重构， 在。

27、相邻的帧之间进行减法。 在该情况下， 时间分辨率降低为2的情况下的一半， 但可 以在某种程度上使心脏的运动显著化。应该与被检体的心跳数等对应地， 由操作者任意地 决定怎样对图像重构的间隔、 差分间隔进行组合。 0043 在最优相位决定部件207中， 作为表示心脏的运动量的指标值， 针对构成在S16中 生成的差分图像 Xn 的全部像素计算其绝对值的总和。另外， 并不只限于构成差分图像 Xn 的全部像素的绝对值总和， 如图 6、 图 7 所示那样， 也可以是作为差分图像 Xn 的一部分区域 ( 局部区域 ) 典型地由操作者在图像上指定的包含冠状动脉的关注区域内的多个像素的绝 对值总和。另外， 还可。

28、以不单纯是绝对值总和， 而是平方和。 0044 经过 S18 和 S19， 直到变量 n 达到心跳期间的最终值 (50) 为止， 循环进行 S13 S17的一连串处理。 由此， 如图4所示， 针对一个心跳期间， 以2的间隔求出51张差分图像 X0X50， 分别根据该差分图像X0X50求出绝对值总和ST0ST50。 图4A表示沿着切片 方向的 CT 断层图像。图 4B 表示各相位的 CT 断层图像。图 4C 表示求出与 2 个相位对应的 CT断层图像的差分图像和该差分图像的像素值的和(运动量)的公式。 图4D表示与运动量 的值对应地改变图像的浓淡或颜色而显示出各相位的运动量的值的运动线 (mot。

29、ionline) 图像。图 4E 表示使与各切片位置对应的多个运动线与切片位置对应起来进行显示的运动 图图像。 0045 图 5 表示了绝对值总和 ST0 ST50 的时间变化。最优相位决定部件 207 根据绝 对值总和 ST0 ST50， 将该时间变化显示在显示部件 210 上。另外， 也可以作成图 6、 图 7 所示的关注区域内的像素值的绝对值总和随时间变化的信息， 如图 8 所示那样显示在显示 部件 210 上。 0046 在最优相位决定部件 207 中， 从绝对值总和 ST0 ST50 中， 选择与振动的运动最 小的状况对应的单一的绝对值总和(S20)。 在此， 最优相位决定部件207。

30、选择值最低的绝对 值总和 STm。该值最低的绝对值总和 STm 基于图像 Tm 和图像 Tm-2， 即表示在一个心跳周期 中， 从 (2(m-2)的心跳相位到 (2(m)的心跳相位为止的之间心脏的运动最小， 或 与其最接近。最优相位决定部件 207 例如将以下决定为最优的心跳相位 (S21)。 0047 (2(m-2) +(2m) /2 0048 并不只限于此， 最优相位决定部件 207 也可以将 (2(m-2)决定为最优相位， 还可以将 (2m) )/2 决定为最优相位。 0049 另外， 也可以根据上述图 5 或 8 所示的显示在显示部件 210 上的绝对值总和的时 间变化， 由操作者经由。

31、输入装置手动地指定认为是最优的心跳相位。 0050 在系统控制部件 212 中， 在主要的心电图同步重构法中灵活使用这样决定为最优 的相位的心跳相位。可以对与该决定的心跳相位对应的多个切片的各个的 CT 断层图像进 行重构， 并根据该 3 维图像数据显示图像。 0051 另外， 在上述第一模式中， 选择了在 S17 中计算出的差分图像 Xn 的像素绝对值的 总和 STn 的最小值， 但如图 9 所示， 也可以针对该绝对值总和 STn 的时间变化 ( 图 5)， 在适 当的区间长度中求出移动平均 (moving average)(S22)， 将该移动平均值的最小值决定为 最优相位。作为区间长度，。

32、 理想的是作为半心电图重构法的实质的时间分辨率。典型的是 将该移动平均的区间长度设置为 (180 +) 量的投影数据组的时间长度。 说 明 书 CN 101480342 B6/7 页 8 0052 接着， 说明第二模式。如上所述， 在第一模式下， 根据投影数据组对图像进行了重 构 ( 参考图 12A)， 但在第二模式下， 不对图像进行重构， 而接受前处理， 根据没有受到重构 处理的投影数据 ( 原始数据 ) 决定最优相位。 0053 在图 10 中， 表示了第二模式的最优相位决定步骤。在图 10 中， 对与图 2 相同的步 骤附加相同的符号并省略说明。将在 S14 中生成的 360量的投影数据。

33、组 FPn 存储在图像 存储部件 209 中。 0054 在最优相位决定部件207中， 根据存储在图像存储部件209中的投影数据， 生成多 个对一个图像进行重构所需要的投影数据组， 求出该投影数据组中的各投影数据的差分， 求出作为该差分投影数据的集合的投影数据组。 在此， 生成360量的投影数据组FPn、 2相 位前的投影数据组 FPn-2 的数据， 对视野 ( 旋转角 ) 和信道相同的投影数据进行相减， 生成 差分投影数据组 Yn(S31)。 0055 将构成在 S31 中生成的差分投影数据组 Yn 的全部差分投影数据 ( 与各视野、 各信 道编号对应的差分投影数据 ) 的值的绝对值的总和作。

34、为表示心脏的运动量的指标值， 在最 优相位决定部件 207 中进行计算 (S33)。另外， 并不只限于构成差分投影数据组 Yn 的差分 投影数据的值的绝对值总和， 也可以用其他方法求出表示运动量的值。 例如， 也可以局限于 与关注区域 ROI 对应的宽度区域 ( 在图 11 中例如是 200mm 的宽度的区域 ) 来计算该总和。 另外， 也可以不单纯是绝对值总和， 而是平方和。 0056 在最优相位决定部件 207 中， 从绝对值总和 ST 0 ST 50 中， 选择与振动的运 动最小的状况对应的单一的绝对值总和 ST m(S33)。在此， 最优相位决定部件 207 选择值 最低的绝对值总和 。

35、ST m。该值最低的绝对值总和 ST m 基于投影数据组 Pm、 Pm-2， 即表示 在一个心跳周期中， 从 (2(m-2)的心跳相位到 (2(m)的心跳相位为止的之间心 脏的运动最小， 或与其最接近。最优相位决定部件 207 例如将以下决定为最优的心跳相位 (S21)。 0057 (2(m-2) +(2m) /2 0058 并不只限于此， 最优相位决定部件 207 也可以将 (2(m-2)决定为最优相位， 还可以将 (2m) )/2 决定为最优相位。 0059 这样， 不是重构图像， 而是通过对重构处理前的投影数据进行处理决定最优相位， 从而能够谋求处理工数的大幅度削减。 0060 另外， 。

36、在本第二模式中， 也可以与第一模式的图 9 的 S22 一样， 在区间长度中求出 总和 ST n 的时间变化的移动平均， 将该移动平均值的最小值决定为最优相位。 0061 能够进一步削减本第二模式的处理工数。在以上说明中， 如图 12B 所示， 通过依照 半重构法， 使投影数据组 Pn 通过所谓基于 Parker 的 2 维加权系数图的 2 维过滤器， 产生 360量的全投影数据组 FPn。对偏离了与心跳相位 4相当的规定角度的全投影数据组 FPn 和全投影数据组 FPn-2 进行相减。与心跳相位 4相当的角度例如是 7。半投影数据 组 Pn 和半投影数据组 Pn-2 之间的偏离角度例如是 7。

37、， 但由用户任意地从 5 10的范 围中进行选择。 0062 在此， 发明者们着眼于偏离了 2 相位的半投影数据组 Pn 和半投影数据组 Pn-2 之 间的许多部分是重复的， 即是相同的数据的情况(参考图12C)。 对与半投影数据组Pn对应 的 Parker 图、 与半投影数据组 Pn-2 对应的偏移了相位 (4 ) 的 Parker 图进行相减 ( 图 说 明 书 CN 101480342 B7/7 页 9 12D)。在通过偏移和减法得到的差分 Parker 图 SP 中， 对覆盖了合成了半投影数据组 Pn 和 半投影数据组 Pn-2 后的角度范围 (180 +， 为与心跳相位 4相当的角度。

38、 ) 的扩 展投影数据组进行过滤 ( 参考图 12E)。过滤后的扩展投影数据组的总和与图 10、 图 11 所 示的总和等价。 0063 在该方法中， 可以将数据读出次数减少为1/2。 另外， 通过事前在Parker图上进行 差分处理， 能够将过滤处理的工数削减为一次。 即， 在该方法中， 通过读出(180+)+与 差分对象的相位差 ( 例如 4 ) 相当的角度 的投影数据， 在预先偏移和相减后的单一的 Parker 图 SP 上进行过滤， 能够得到与图 2、 图 9、 图 10 等价的结果。 0064 图 13 所示的处理对最优相位决定处理的高速化有贡献。控制部件 212 从存储部 件 20。

39、3 向决定部件 207 读出多个全投影数据组 D。各投影数据组 D 覆盖对 1 帧图像进行重 构所需要的 360的角度范围。多个全投影数据组只偏移例如与 4的相位差相当的角度。 由此， 相邻的成对的全投影数据组 Dn、 Dn+1 的大部分重复。一方的全投影数据组 Dn 的 4 的前方部分(04的部分)、 与其离开360的另一方全投影数据组Dn+1的4的后方 部分 (360 (0 ) 364 (4 ) 不重复。针对每组旋转角 ( 视野 ) 和信道， 对不重复 的一方的 4量 (0 4 ) 的部分投影数据组和另一方的 4量 (360 364 ) 的部 分投影数据组进行相减。通过计算差分值的绝对值总。

40、和， 来计算心脏的运动量。该方法由 于不进行图像重构， 所以能够极大地降低处理工数。 0065 另外， 为了高速化， 如图14所示， 也可以部分地抽取半投影数据组Pn。 典型的是以 视野为单位进行抽取， 但也可以以信道为单位进行抽取， 进而可以对视野和信道进行抽取。 0066 通过同时使用图 12E 的方法以及进而对其进行抽取处理， 如图 15 所示， 在用于决 定最优相位的扫描期间中， 可以与该投影数据的收集并行地逐次实时 ( 动态 ) 地计算出差 分投影数据 Y 的总和 ( 表示心脏的运动量的指标值 )。对于差分投影数据 Y 的总和， 在扫描 后进行与 R 波的同步处理。由此， 与用于决定。

41、最优相位的扫描的结束同时地， 表示心脏的运 动量的指标值的计算也结束， 因此能够在结束后的短时间后决定最优的心跳相位。该方法 特别在进行动态扫描的情况下能够提高实时性， 是有用的。 0067 另外， 在上述第二模式中根据重构前的投影数据求出运动量， 但也可以在切片方 向上对多个投影数据进行加权相加， 求出在切片方向上付与了规定的厚度的运动量。 0068 本发明并不只限于以上的说明和实施例， 在不脱离本发明的宗旨的范围内， 可以 有各种变形实施， 而这些变形也包含在本发明中。 说 明 书 CN 101480342 B1/12 页 10 说 明 书 附 图 CN 101480342 B2/12 页。

42、 11 说 明 书 附 图 CN 101480342 B3/12 页 12 说 明 书 附 图 CN 101480342 B4/12 页 13 说 明 书 附 图 CN 101480342 B5/12 页 14 图 5 图 8 说 明 书 附 图 CN 101480342 B6/12 页 15 图 6 图 7 说 明 书 附 图 CN 101480342 B7/12 页 16 说 明 书 附 图 CN 101480342 B8/12 页 17 说 明 书 附 图 CN 101480342 B9/12 页 18 说 明 书 附 图 CN 101480342 B10/12 页 19 说 明 书 附 图 CN 101480342 B11/12 页 20 图 13 图 14 说 明 书 附 图 CN 101480342 B12/12 页 21 图 15 说 明 书 附 图 。