JP2018191848A - Ｘ線診断装置および医用画像診断システム - Google Patents

Abstract

【課題】異なるモダリティからリアルタイムに取得された画像を重畳する場合に、時系列の揃った重畳画像を生成する。
【解決手段】実施形態によれば、Ｘ線診断装置は、開始トリガ取得部、フレームレート設定部、第１の取得部、第２の取得部、および重畳画像生成部を備える。開始トリガ取得部は、被検体の生体情報に基づく開始トリガを他のモダリティから取得する。フレームレート設定部は、他のモダリティによる医用画像の取得に関する第１のフレームレートに基づいて、第２のフレームレートを設定する。第１の取得部は、開始トリガを契機として、Ｘ線画像を第２のフレームレートでリアルタイムに取得する。第２の取得部は、Ｘ線画像の取得と並行して、医用画像をリアルタイムに取得する。重畳画像生成部は、Ｘ線画像と医用画像とを重畳した重畳画像を順次生成する。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線診断装置および医用画像診断システムに関する。

現在、Ｘ線診断装置において、例えばＸ線画像および超音波画像（或いは、Ｘ線動画像および超音波動画像）を互いに重畳させて表示する機能がある。この種のＸ線診断装置は、上記機能により、例えば、予め取得されたＸ線画像と、他のモダリティ（医用画像診断装置）から予め取得された超音波画像とを重畳させる場合がある。また、Ｘ線診断装置は、上記機能により、例えば、リアルタイムに取得されたＸ線透視画像に対し、他のモダリティから予め取得された超音波画像を重畳させる場合などがある。

特開２０１４−６１０９３号公報

しかしながら、以上のようなＸ線診断装置は、前述した場合には特に問題ないが、本発明者の検討によれば、それぞれリアルタイムに取得されたＸ線画像および超音波画像を重畳する場合には、時系列のずれた重畳画像が生成される可能性がある。例えば、Ｘ線診断装置の有する時計と超音波診断装置の有する時計とのずれによって、Ｘ線画像の取得を開始するタイミングと超音波画像の取得を開始するタイミングとが一致しない可能性がある。また、Ｘ線画像と超音波画像との重畳画像において、画像更新レートにずれが生じる可能性がある。

目的は、異なるモダリティからリアルタイムに取得された画像を重畳する場合に、時系列の揃った重畳画像を生成し得るＸ線診断装置および医用画像診断システムを提供することにある。

実施形態によれば、Ｘ線診断装置は、開始トリガ取得部と、フレームレート設定部と、第１の取得部と、第２の取得部と、重畳画像生成部とを備える。開始トリガ取得部は、被検体の生体情報に基づく、Ｘ線画像の取得開始を示す開始トリガを、他のモダリティから取得する。フレームレート設定部は、他のモダリティによる医用画像の取得に関する第１のフレームレートに基づいて、Ｘ線画像の取得に関する第２のフレームレートを設定する。第１の取得部は、開始トリガを契機として、被検体のＸ線画像を第２のフレームレートでリアルタイムに取得する。第２の取得部は、Ｘ線画像の取得と並行して、被検体の医用画像を他のモダリティからリアルタイムに取得する。重畳画像生成部は、取得されたＸ線画像と、取得された医用画像とを重畳した重畳画像を順次生成する。

一実施形態に係る医用画像診断システムに含まれるＸ線診断装置の構成の一例を示すブロック図である。 同実施形態における医用画像診断システムに含まれる超音波診断装置の構成の一例を示すブロック図である。 同実施形態における動作を説明するためのシーケンス図である。 同実施形態におけるＸ線画像の取得開始を示すトリガのタイミングを決定する方法の一例を示すタイミングチャートである。 同実施形態におけるＸ線画像の取得開始を示すトリガのタイミングを決定する方法の一例を示すタイミングチャートである。 同実施形態の第１の変形例における不整脈が発生した場合の心周期を算出する方法の一例を示すタイミングチャートである。 同実施形態の第２の変形例における不整脈が発生した場合の心周期を算出する方法の一例を示すタイミングチャートである。

以下、図面を参照しながら一実施形態について説明する。解説済みの要素と同一または類似の要素には同一または類似の符号を付して重複する説明を省略し未解説の要素について主に述べる。

図１は、一実施形態に係る医用画像診断システムに含まれるＸ線診断装置１の構成例を示すブロック図である。Ｘ線診断装置１は、Ｘ線高電圧装置２、Ｘ線管３、Ｘ線検出器４、サポートフレーム５、および天板６を有する寝台と、画像発生回路７と、通信インタフェース回路８と、入力インタフェース回路９と、制御回路１０と、処理回路１１と、記憶回路１２と、表示回路１３とを備える。

Ｘ線高電圧装置２は、Ｘ線管３に供給する管電流と、Ｘ線管３に印加する管電圧とを発生する。Ｘ線高電圧装置２は、制御回路１０による制御のもとで、Ｘ線撮影およびＸ線透視にそれぞれ適した管電流をＸ線管３に供給し、Ｘ線撮影およびＸ線透視にそれぞれ適した管電圧をＸ線管３に印加する。

Ｘ線管３は、Ｘ線高電圧装置２から供給された管電流と、Ｘ線高電圧装置２により印加された管電圧とに基づいてＸ線を発生する。Ｘ線管３から発生されたＸ線は、被検体Ｐに照射される。Ｘ線管３は、例えば、回転陽極型のＸ線管であってもよいし、固定陽極型Ｘ線管などの他の型のＸ線管でもよい。

Ｘ線検出器４は、Ｘ線管３から発生され、被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。Ｘ線検出器４は、例えば、フラットパネルディテクタ（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ：ＦＰＤ）を備える。ＦＰＤは、複数の半導体検出素子を有する。半導体検出素子には、直接変換形と間接変換形とがある。直接変換形とは、入射Ｘ線を直接的に電気信号に変換する形式である。間接変換形とは、入射Ｘ線を蛍光体で光に変換し、その光を電気信号に変換する形式である。尚、Ｘ線検出器４として、イメージインテンシファイア（Ｉｍａｇｅｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）が用いられてもよい。

Ｘ線の入射に伴って複数の半導体検出素子で発生された電気信号は、図示しないアナログディジタル変換器（Ａｎａｌｏｇ ｔｏ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：Ａ／Ｄ変換器）に出力される。Ａ／Ｄ変換器は、電気信号をディジタルデータに変換する。Ａ／Ｄ変換器は、ディジタルデータを、画像発生回路７に出力する。

サポートフレーム５は、互いに対向配置されたＸ線管３およびＸ線検出器４を移動可能に支持する。具体的には、サポートフレーム５は、Ｃアームに相当する。尚、サポートフレーム５として、Ｃアームの代わりに、Ωアームが用いられてもよい。また、サポートフレーム５は、ＣアームおよびΩアームによる構造に限定されず、例えば、Ｘ線管３およびＸ線検出器４をそれぞれ独立に支持する２つのアーム（例えばロボットアームなど）による構造を有していてもよい。また、サポートフレーム５は、オーバーチューブ方式（ｏｖｅｒ ｔｕｂｅ ｓｙｓｔｅｍ）、およびアンダーチューブ方式（ｕｎｄｅｒ ｔｕｂｅ ｓｙｓｔｅｍ）などに限定されず任意の形態に適用可能である。

図示しない寝台は、被検体Ｐが載置される天板６（臥位テーブルとも言う）を有する。天板６には、被検体Ｐが載置される。

図示しない駆動装置は、例えば、制御回路１０の制御の下で、サポートフレーム５と寝台とをそれぞれ駆動する。Ｘ線透視時およびＸ線撮影時においては、Ｘ線管３とＸ線検出器４との間に、天板６に載置された被検体Ｐが配置される。駆動装置は、制御回路１０の制御のもとで、Ｘ線管３に対してＸ線検出器４を回転させてもよい。

画像発生回路７は、Ｘ線検出器４からＡ／Ｄ変換器（図示せず）を介して出力されたディジタルデータに基づいてＸ線画像を発生する。例えば、画像発生回路７は、時系列に沿って撮影された複数のＸ線画像を生成する。画像発生回路７は、発生したＸ線画像を記憶回路１２などに出力する。尚、画像発生回路７は、発生したＸ線画像と、心電計（図示せず）から取得された被検体Ｐの心電波形および時間情報とを対応付けて、記憶回路１２などに出力してもよい。また、画像発生回路７は、発生したＸ線画像を表示回路１３へと出力してもよい。

通信インタフェース回路８は、例えば、ネットワーク、超音波診断装置２０、および図示しない外部記憶装置に関する回路である。Ｘ線診断装置１によって得られたＸ線画像のデータなどは、通信インタフェース回路８およびネットワークを介して他の装置に転送可能である。また、通信インタフェース回路８は、超音波診断装置２０から超音波画像などを受信することができる。尚、以降、通信インタフェース回路８を介して情報がやりとりされる場合に、「通信インタフェース回路８を介して」という記載を省略する。

入力インタフェース回路９は、操作者が所望するＸ線撮影の撮影条件およびＸ線透視の透視条件などのＸ線照射条件、透視・撮影位置、照射範囲、およびＸ線画像における関心領域（ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ：ＲＯＩ）などを、操作者の指示により入力する。具体的には、入力インタフェース回路９は、操作者からの各種指示、命令、情報、選択、および設定を、Ｘ線診断装置１に取り込む。

入力インタフェース回路９は、関心領域の設定などを行うためのジョイスティック、トラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード、操作面へ触れることで入力操作を行うタッチパッド、および表示画面とタッチパッドとが一体化されたタッチパネルディスプレイなどにより実現される。入力インタフェース回路９は、制御回路１０に接続されており、操作者から受け取った入力操作を電気信号へ変換し制御回路１０へと出力する。

本明細書において、入力インタフェース回路９は、マウスおよびキーボードなどの物理的な操作部品を備えるものだけに限られない。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、受け取った電気信号を制御回路１０へ出力する電気信号の処理回路も入力インタフェース回路９の例に含まれる。

制御回路１０は、ハードウェア資源として、例えば、プロセッサとメモリとを備える。制御回路１０は、例えば、Ｘ線診断装置１における各回路および駆動装置などを制御するプロセッサである。制御回路１０は、入力インタフェース回路９から入力された操作者の指示などの情報、処理回路１１が取得したＸ線画像の取得開始を示す開始トリガの情報（後述される）などを、メモリに一時的に記憶する。制御回路１０は、メモリに記憶された操作者の指示およびＸ線画像取得開始に関する開始トリガなどに従って、Ｘ線撮影およびＸ線透視を実行するために、Ｘ線高電圧装置２および駆動装置などを制御する。また、制御回路１０は、メモリに記憶された操作者の指示などに従って、画像発生回路７におけるＸ線画像発生処理および処理回路１１における重畳画像生成処理などを制御する。

処理回路１１は、ハードウェア資源として、例えば、プロセッサとメモリとを備える。処理回路１１は、操作者により入力インタフェース回路９を介して入力された開始指示に応じて、記憶回路１２に記憶された制御プログラムを読み出す。処理回路１１は、読み出した制御プログラムに従って、Ｘ線画像と医用画像（例えば、超音波画像など）とを重畳した重畳画像を生成するための各機能を実行する。上記各機能は、例えば、開始トリガ取得機能１１ａ、フレームレート設定機能１１ｂ、第１の取得機能１１ｃ、第２の取得機能１１ｄ、および重畳画像生成機能１１ｅなどがある。尚、処理回路１１は、記憶回路１２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、動画像を作成してもよい。

開始トリガ取得機能１１ａは、超音波診断装置２０からＸ線画像の取得開始を示す開始トリガを取得する機能である。この時、制御回路１０は、開始トリガを契機としてＸ線画像の取得開始に関する制御を行う。

フレームレート設定機能１１ｂは、超音波診断装置２０から超音波画像の取得に関するフレームレート（第１のフレームレート）を取得し、超音波画像の取得に関する第１のフレームレートに基づいて、Ｘ線画像の取得に関する第２のフレームレートを設定する。

第１の取得機能１１ｃは、記憶回路１２から、被検体ＰのＸ線画像をリアルタイムに取得する機能である。具体的には、第１の取得機能１１ｃは、開始トリガを契機として、被検体のＸ線画像を第２のフレームレートでリアルタイムに取得する。ここで、「リアルタイム」は、「短期間毎」を意味し、詳しくは「第２のフレームレートで定まる短期間毎」を意味する。第１の取得機能１１ｃは、取得したＸ線画像を重畳画像生成機能１１ｅへと出力する。尚、上記Ｘ線画像には、被検体Ｐの生体情報が対応付けられていてもよい。生体情報は、例えば、被検体Ｐの心電波形や呼吸波形などに相当する。呼吸波形は、例えば図示しない呼吸センサにより取得される。

第２の取得機能１１ｄは、他のモダリティである超音波診断装置２０から、被検体Ｐの医用画像である超音波画像をリアルタイムに取得する機能である。具体的には、第２の取得機能１１ｄは、第１の取得機能１１ｃによるＸ線画像の取得と並行して、Ｘ線画像に時系列が一致する超音波画像をリアルタイムに取得する。ここで、「リアルタイム」は、「短期間毎」を意味し、詳しくは「第１のフレームレートで定まる短期間毎」を意味する。第２の取得機能１１ｄは、取得した超音波画像を重畳画像生成機能１１ｅへと出力する。尚、上記超音波画像には、被検体Ｐの生体情報が対応付けられていてもよい。また、「Ｘ線画像に時系列が一致する超音波画像」は、「Ｘ線画像に同期する超音波画像」、或いは「Ｘ線画像の動的な変化に対応する超音波画像」と呼んでもよい。

重畳画像生成機能１１ｅは、第１の取得機能１１ｃから出力されたＸ線画像と、第２の取得機能１１ｄから出力された超音波画像とを重畳することによって重畳画像を順次生成する機能である。重畳画像生成機能１１ｅが受け取ったＸ線画像および超音波画像は、超音波診断装置２０から受け取ったＸ線照射の開始トリガによって取得開始時間が揃っている。従って、重畳画像生成機能１１ｅは、Ｘ線画像および超音波画像の重畳において、時間的なずれのない重畳画像を生成することができる。

重畳させるＸ線画像および超音波画像は、リアルタイムに取得される２次元画像または３次元画像のいずれでもよい。リアルタイムに取得される３次元画像は、４次元画像と呼んでもよい。重畳画像の形態としては、対象の臓器の画像同士を重ねる形態としてもよく、対象の臓器同士を並べる形態としてもよい。前者の場合、例えば、Ｘ線透視像上の心臓の位置に、心臓の断面像（超音波画像）を重ねる形態などがある。また、例えば、アンギオグラフィ法による心臓の３Ｄ血管画像（Ｘ線画像）に、心臓の断面像（超音波画像）を重ねる形態などがある。後者の場合、所望の画像同士を並べる形態とすればよい。

なお、重畳画像生成機能１１ｅは、Ｘ線画像と超音波画像とを重畳する際に、両画像の位置合わせを実行してもよい。位置合わせの方法としては、例えば、超音波プローブが経食道プローブの場合、Ｘ線画像内の経食道プローブ画像から経食道プローブの座標を検出することにより、Ｘ線画像の座標系と、超音波画像の座標系とを関連付ける手法が使用可能である。この手法は、経食道プローブに限らず、被検体Ｐの内側から超音波を送信する体内用プローブであれば、同様に使用可能となっている。また、例えば、超音波プローブが体外用プローブの場合、超音波プローブに取り付けた位置センサの出力に基づいて超音波プローブの座標を検出することにより、Ｘ線画像の座標系と、超音波画像の座標系とを関連付ける手法が使用可能である。位置合わせの他の方法としては、例えば、被検体内の特定の形状部分をランドマークとし、Ｘ線画像内のランドマークの座標と、超音波画像内のランドマークの座標とを関連付ける手法が使用可能である。

記憶回路１２は、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）など電気的情報を記録するメモリと、それらメモリに付随するメモリコントローラやメモリインタフェースなどの周辺回路から構成される。メモリとしては、ＨＤＤに限らず、ＳＳＤ（ソリッドステートドライブ）、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ、ＤＶＤ、Ｂｌｕ−ｒａｙ（登録商標）など）、および半導体メモリなどが適宜、使用可能となっている。

記憶回路１２は、画像発生回路７で発生された種々のＸ線画像、処理回路１１で生成された重畳画像、Ｘ線診断装置１のシステム制御プログラム、制御回路１０において実行される診断プロトコル、入力インタフェース回路９から送られてくる操作者の指示、Ｘ線撮影に関する撮影条件およびＸ線透視に関する透視条件などの各種データ群、エラー情報、および通信インタフェース回路８とネットワークとを介して送られてくる種々のデータなどを記憶する。

表示回路１３は、医用画像などを表示するディスプレイ、当該ディスプレイに表示用の信号を供給する内部回路、およびディスプレイと内部回路とをつなぐコネクタやケーブルなどの周辺回路から構成される。ディスプレイは、透視・撮影位置、Ｘ線照射条件などの入力に関する入力画面を表示する。

ディスプレイは、処理回路１１によって順次生成された重畳画像を表示する。また、ディスプレイは、画像発生回路７で発生された複数のＸ線画像を単独で、或いは重畳画像とは異なる領域に動画像表示してもよい。また、ディスプレイは、Ｘ線画像と、超音波画像と、重畳画像とを並べて動画像表示してもよい。

図２は、医用画像診断システムに含まれる超音波診断装置２０の構成例を示すブロック図である。超音波診断装置２０は、超音波プローブ２１と、入力インタフェース回路２２と、表示回路２３と、心電計２４と、送受信回路２５と、Ｂモードデータ生成回路２６と、ドプラデータ生成回路２７と、画像生成回路２８と、通信インタフェース回路２９と、記憶回路３０と、制御回路３１と、処理回路３２とを備える。

超音波プローブ２１は、複数の圧電振動子、圧電振動子の超音波放射面側に設けられる整合層、圧電振動子の背面側に設けられるバッキング材などを有する。複数の圧電振動子の各々は、送受信回路２５から供給される駆動信号に応答して超音波を発生する。超音波プローブ２１は、例えば、経食道心エコー（ｔｒａｎｓｅｓｏｐｈａｇｅａｌ ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ：ＴＥＥ）プローブなどである。

入力インタフェース回路２２は、操作者からの各種指示、命令、情報、選択、および設定を超音波診断装置２０に取り込む。入力インタフェース回路２２は、トラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード、操作面へ触れることで入力操作を行うタッチパッド、および表示画面とタッチパッドとが一体化されたタッチパネルディスプレイなどにより実現される。入力インタフェース回路２２は、制御回路３１に接続されており、操作者から受け取った入力操作を電気信号へ変換し制御回路３１へと出力する。

本明細書において、入力インタフェース回路２２は、マウスおよびキーボードなどの物理的な操作部品を備えるものだけに限られない。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、受け取った電気信号を制御回路３１へ出力する電気信号の処理回路も入力インタフェース回路２２の例に含まれる。

表示回路２３は、超音波画像などを表示するディスプレイ、当該ディスプレイに表示用の信号を供給する内部回路、およびディスプレイと内部回路とをつなぐコネクタやケーブルなどの周辺回路から構成される。ディスプレイは、操作者が各種設定要求を入力するための入力画面を表示する。また、ディスプレイは、画像生成回路２８によって生成された各種画像を表示する。

心電計２４は、被検体Ｐに取り付けられた電極（図示せず）を介して当該被検体Ｐの心電波形（Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ：ＥＣＧ）を取得する。心電計２４は、取得した心電波形を、時間情報と共に、通信インタフェース回路２９を介して処理回路３２へと出力する。尚、心電計２４は、取得した心電波形を、時間情報と共に、通信インタフェース回路２９を介して画像生成回路２８へと出力してもよい。また、心電計２４は、取得した心電波形を、時間情報と共に、Ｘ線診断装置１の画像発生回路７へと出力してもよい。また、心電計２４は、超音波診断装置２０に内蔵されていない外部装置でもよく、Ｘ線診断装置１に内蔵されていてもよい。

送受信回路２５は、パルス発生器、送信遅延回路、パルサ回路を有し、超音波プローブ２１における複数の圧電振動子各々に駆動信号を供給する。パルス発生器は、所定のレート周波数ｆｒＨｚ（周期：１／ｆｒ秒）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。送信遅延回路は、送信超音波をビーム状に収束し、かつ送信指向性を決定するために必要な遅延時間を、各レートパルスに与える。パルサ回路は、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ２１の圧電振動子ごとに電圧パルスを駆動信号として印加する。これにより、超音波ビームが被検体Ｐに送信される。

送受信回路２５は、プリアンプ、アナログディジタル変換器（Ａｎａｌｏｇ ｔｏ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：Ａ／Ｄ変換器）、受信遅延回路、加算器をさらに有し、各圧電振動子によって発生された受信エコー信号に基づいて、受信信号を発生する。プリアンプは、超音波プローブ２１を介して取り込まれた被検体Ｐからのエコー信号をチャンネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅された受信エコー信号をディジタル信号に変換する。受信遅延回路は、ディジタル信号に変換された受信エコー信号に、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。加算器は、遅延時間が与えられた複数のエコー信号を加算する。この加算により、送受信回路２５は、受信指向性に応じた方向からの反射成分を強調した受信信号を生成する。この送信指向性と受信指向性とにより超音波送受信の総合的な指向性が決定される。この総合的な指向性により、超音波ビーム（いわゆる「超音波走査線」）が決まる。

Ｂモードデータ生成回路２６は、包絡線検波器、対数変換器を有し、受信信号に基づいてＢモードデータを生成する。包絡線検波器は、受信信号に対して包絡線検波を実行する。対数変換器は、包絡線検波された信号に対して対数変換を行い、包絡線検波された信号における弱い信号を相対的に強調する。Ｂモードデータ生成回路２６は、対数変換器により強調された信号に基づいて、各走査線における深さごとの信号値（Ｂモードデータと称される）を生成する。Ｂモードデータ生成回路２６は、２次元スキャンによる２次元Ｂモードデータまたは３次元スキャンによる受信信号に基づいて、３次元的なＢモードデータに対応するボリュームデータを生成する。

ドプラデータ生成回路２７は、ミキサー、低域通過フィルタ（Ｌｏｗ Ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ：ＬＰＦ）などを有し、受信信号に基づいてドプラデータを生成する。ミキサーは、送信超音波の周波数ｆ０を有する基準信号を受信信号に掛け合わせ、ドプラ偏移周波数ｆｄの成分の信号と、（２ｆ０＋ｆｄ）の周波数成分を有する信号とを生成する。ＬＰＦは、ミキサーから出力された信号のうち、高い周波数成分（２ｆ０＋ｆｄ）の信号を取り除く。これにより、ドプラデータ生成回路２７は、受信信号のうちドプラ偏移周波数ｆｄの成分を有するドプラデータを生成する。

画像生成回路２８は、いずれも図示していないディジタルスキャンコンバータ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：ＤＳＣ）、画像メモリなどを有する。ＤＳＣは、Ｂモードデータおよびドプラデータからなる超音波スキャンの走査線信号列を、ビデオフォーマットの走査線信号列に変換する（スキャンコンバート）。画像生成回路２８は、スキャンコンバートされたＢモードデータおよびドプラデータに対して種々のパラメータの文字情報、メモリ等を合成し、画像データ（これは、超音波画像とも称する）を生成する。画像データは表示用のデータであるのに対して、Ｂモードデータ、ボリュームデータおよびドプラデータは、生データ（Ｒａｗ Ｄａｔａ）とも呼ばれる。画像メモリは、フリーズ操作の入力直前の一連のフレームに対応する複数の画像データを保存する。画像メモリに記憶された複数の画像データは、超音波画像の動画表示（シネ表示）に用いられる。画像生成回路２８は、生成した超音波画像を記憶回路３０などに出力する。尚、画像生成回路２８は、生成した超音波画像と、被検体Ｐの心電波形および時間情報とを対応付けて、記憶回路１２などに出力してもよい。

通信インタフェース回路２９は、例えば、ネットワーク、Ｘ線診断装置１、および図示しない外部記憶装置に関する回路である。超音波診断装置２０によって得られた超音波画像のデータなどは、通信インタフェース回路２９およびネットワークを介して他の装置に転送可能である。また、通信インタフェース回路２９は、Ｘ線診断装置１へと超音波画像などを送信することができる。尚、以降、通信インタフェース回路２９を介して情報がやりとりされる場合に、「通信インタフェース回路２９を介して」という記載を省略する。

記憶回路３０は、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）など電気的情報を記録するメモリと、それらメモリに付随するメモリコントローラやメモリインタフェースなどの周辺回路から構成される。メモリとしては、ＨＤＤに限らず、ＳＳＤ（ソリッドステートドライブ）、磁気ディスク（フロッピーディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ、ＤＶＤ、Ｂｌｕ−ｒａｙなど）、および半導体メモリなどが適宜、使用可能となっている。

記憶回路３０は、画像生成回路２８で生成された種々の超音波画像、超音波診断装置２０のシステム制御プログラム、超音波送受信に関するプログラム、制御回路３１および処理回路３２で実行される各種処理に対応するプログラム、入力インタフェース回路２２から送られてくる操作者の指示、および通信インタフェース回路２９とネットワークとを介して送られてくる種々のデータなどを記憶する。

制御回路３１は、ハードウェア資源として、例えば、プロセッサとメモリとを備える。制御回路３１は、例えば、超音波診断装置２０における各回路などを制御するプロセッサである。制御回路３１は、入力インタフェース回路２２から入力された操作者の指示などの情報などを、メモリに一時的に記憶する。制御回路３１は、メモリに記憶された操作者の指示などに従って、画像生成回路２８における超音波画像生成処理および処理回路３２における開始トリガ生成処理などを制御する。

処理回路３２は、ハードウェア資源として、例えば、プロセッサとメモリとを備える。処理回路３２は、操作者により入力インタフェース回路２２を介して入力された開始指示に応じて、記憶回路３０に記憶された制御プログラムを読み出す。処理回路３２は、読み出した制御プログラムに従って、Ｘ線診断装置１におけるＸ線画像の取得開始を示す開始トリガを生成するための各機能を実行する。上記各機能は、例えば、波形検出機能３２ａ、心周期算出機能３２ｂ、取得周期算出機能３２ｃ、および開始トリガ生成機能３２ｄなどがある。尚、処理回路３２は、記憶回路３０が記憶する時系列に沿った超音波画像を処理することによって、動画像を作成してもよい。

波形検出機能３２ａは、心電計２４から受け取った被検体の心電波形を検出する。具体的には、波形検出機能３２ａは、例えば、被検体の心電波形からＲ波のピークを検出する。

心周期算出機能３２ｂは、検出した心電波形から心周期を算出する。具体的には、心周期算出機能３２ｂは、例えば、心電波形におけるＲ波のピークの間隔から心周期を算出する。

取得周期算出機能３２ｃは、算出された心周期と、超音波画像の取得に関するフレームレートとを用いて、超音波画像の取得開始間隔を算出する。尚、超音波画像の取得に関するフレームレートとしては、例えば、２次元画像の場合には、〜１２０［ｆｐｓ］程度の値が用いられ、３次元画像の場合には、〜２［ｆｐｓ］程度の値が用いられる。

開始トリガ生成機能３２ｄは、取得開始間隔に基づいて、Ｘ線診断装置１によるＸ線画像の取得開始を示す開始トリガを生成する。

次に、以上のように構成された画像診断システムの動作について、図３のシーケンス図および図４のタイミングチャートを用いて説明する。以下の説明は、主に、超音波診断装置２０の処理回路３２による開始トリガ生成処理およびＸ線診断装置１の処理回路１１による重畳画像生成処理について述べる。これらの処理は、操作者の操作によって開始する。

始めに、寝台の天板６上に被検体Ｐが載置され、被検体Ｐに心電計２４の電極が取り付けられる。これにより、心電計２４は、被検体Ｐの心電波形を取得し、この心電波形を時間情報とともに、処理回路３２およびＸ線診断装置１などへと出力する。

次に、超音波プローブ２１である経食道プローブが被検体Ｐの食道へと挿入され、経食道プローブの先端部が被検体Ｐの心臓下部に位置される。これにより、超音波診断装置２０では、経食道プローブの出力に基づいて、超音波画像を生成し、超音波画像に心電波形および時間情報を付帯させる。

Ｘ線診断装置１は、操作者の操作により、被検体Ｐの撮影条件などを設定した後、被検体ＰのＸ線透視またはＸ線撮影の開始を待機する。しかる後、ステップＳ１１を開始する。

ステップＳ１１において、波形検出機能３２ａは、心電計２４から受け取った被検体の心電波形を検出する。具体的には、波形検出機能３２ａは、被検体の心電波形（図４（ａ））からＲ波のピークを示す位置（図４（ｂ））を検出する。尚、検出する心電波形のピークは、Ｒ波に限らず、Ｑ波やＳ波などを用いてもよい。

ステップＳ１２において、心周期算出機能３２ｂは、検出した心電波形から心周期を算出する。具体的には、心周期算出機能３２ｂは、心電波形におけるＲ波のピークの間隔から心周期Ｔ_Cを算出する。尚、図４では、時刻ｔ₀から時刻ｔ₁の間を１秒と仮定する。即ち、心周期Ｔ_Cが１秒となるため、被検体Ｐの心拍数は６０である。

ステップＳ１３において、取得周期算出機能３２ｃは、算出された心周期と、超音波画像（これは「医用画像」、或いは「第１の医用画像」と呼んでもよい）の取得に関するフレームレート（これは、「第１のフレームレート」、或いは「フレームレートＸ」と呼んでもよい）とを用いて、超音波画像の取得開始間隔を算出する。具体的には、取得周期算出機能３２ｃは、心周期Ｔ_Cに対して、超音波画像を取得するフレームレートＸ（図４（ｄ））の更新タイミングが合うように、取得開始間隔Ｔ_Dを算出する。フレームレートＸは、１秒間にＸ枚（Ｘ［ｆｐｓ］）の超音波画像を取得、生成、或いは表示することを示す。図４では、心周期Ｔ_Cがフレームレートの更新タイミングと同様の１秒であるため、取得開始間隔Ｔ_Dも１秒となる。

一方、心周期がフレームレートの更新タイミングと一致しない場合の例を図５に示す。図５（ａ）および図５（ｂ）に示す例では、心周期Ｔ_Cが０．８秒であり、フレームレートの更新タイミングＴが１秒であるため、心周期Ｔ_Cおよび更新タイミングＴの１周期の時間長が一致しない。そのため、図５（ｃ）および図５（ｄ）に示すように、心周期Ｔ_Cおよび更新タイミングＴが一致する周期である４秒を取得開始間隔Ｔ_Dとすることで、Ｘ線画像の取得開始を容易に設定することができる。

ステップＳ１４において、開始トリガ生成機能３２ｄは、取得開始間隔に基づいて、Ｘ線診断装置１によるＸ線画像の取得開始を示す開始トリガを生成する。具体的には、開始トリガ生成機能３２ｄは、超音波画像の取得開始（図４（ｃ））の時点（時刻ｔ₁）から、取得開始間隔Ｔ_Dの周期でＸ線画像の取得開始を示すトリガ（図４（ｅ））を生成する。図４では、時刻ｔ₂においてＸ線画像の取得開始を示すトリガを生成しているが、時刻ｔ₁から２Ｔ_D経過した時刻ｔ₃においてトリガを生成してもよい。尚、「Ｘ線画像の取得開始」は、「Ｘ線画像の生成開始」、或いは「Ｘ線照射開始」に適宜読み替えてよい。

ステップＳ１５において、超音波診断装置２０は、Ｘ線照射開始を示すトリガ（これは、「Ｘ線画像取得開始トリガ」、或いは「開始トリガ」とも呼ばれる）およびフレームレートＸを、Ｘ線診断装置１の処理回路１１へと出力する。尚、超音波診断装置２０は、ステップＳ１５よりも前の段階で予めフレームレートＸをＸ線診断装置１へと出力してもよい。また、超音波診断装置２０は、フレームレートＸを整数倍したフレームレートを含む、複数のフレームレートをＸ線診断装置１へと提示してもよい。尚、「整数倍」は、「正の整数倍」又は「自然数倍」と呼んでもよい。

ステップＳ１６において、Ｘ線診断装置１の開始トリガ取得機能１１ａは、超音波診断装置２０からＸ線画像取得開始トリガを受け取る。この時、制御回路１０は、Ｘ線画像取得開始トリガを契機としてＸ線画像の取得に関する制御を行う。

ステップＳ１７において、フレームレート設定機能１１ｂは、超音波診断装置２０からフレームレートＸを受け取る。フレームレート設定機能１１ｂは、フレームレートＸに基づいて、Ｘ線画像（第２の医用画像）の取得に関するフレームレート（これは、「第２のフレームレート」、或いは「フレームレートＹ」とも呼ばれる）を設定する。具体的には、フレームレート設定機能１１ｂは、フレームレートＹ（図４（ｆ））をフレームレートＸの整数倍に設定する。フレームレート設定機能１１ｂは、例えば、フレームレートＸが４［ｆｐｓ］であれば、フレームレートＹを４［ｆｐｓ］、８［ｆｐｓ］などに設定する。尚、フレームレート設定機能１１ｂは、モダリティの性能などに合わせて、フレームレートＹを、フレームレートＸの約数に設定してもよい。また、フレームレート設定機能１１ｂは、演算によってフレームレートを設定してもよいし、フレームレートの一覧が保存されたテーブルを参照することによってフレームレートを設定してもよい。また、ステップＳ１７は、ステップＳ１６よりも前に行われてもよい。

ステップＳ１８において、Ｘ線診断装置１は、Ｘ線画像取得開始トリガを契機として、被検体のＸ線画像を第２のフレームレートで生成する。

ステップＳ１９において、第１の取得機能１１ｃは、Ｘ線画像取得開始トリガを契機として、Ｘ線診断装置１から被検体のＸ線画像を第２のフレームレートでリアルタイムに取得する。

ステップＳ２０において、超音波診断装置２０は、被検体の超音波画像を第１のフレームレートで生成する。

ステップＳ２１において、超音波診断装置２０は、超音波画像を、Ｘ線診断装置１の処理回路１１へと出力する。

ステップＳ２２において、第２の取得機能１１ｄは、ステップＳ１９によるＸ線画像の取得と並行して、被検体の超音波画像を超音波診断装置２０からリアルタイムに取得する。即ち、ステップＳ１９およびステップＳ２２は、同時に行われてもよい。

ステップＳ２３において、重畳画像生成機能１１ｅは、ステップＳ１９で取得されたＸ線画像と、ステップＳ２２で取得された超音波画像とを重畳することによって重畳画像を順次生成する。

ステップＳ２４において、表示回路１３は、処理回路１１によって順次生成された重畳画像を動画像表示する。

以上説明したように一実施形態によれば、超音波診断装置は、Ｘ線診断装置におけるＸ線画像取得開始を示す開始トリガを生成する。Ｘ線診断装置は、当該開始トリガを契機として、Ｘ線画像の生成および取得を行う。また、Ｘ線診断装置は、超音波診断装置の超音波画像取得に関するフレームレートに基づいて、Ｘ線画像取得に関するフレームレートを設定する。そして、Ｘ線診断装置は、取得したＸ線画像と、超音波画像とを重畳した重畳画像を順次生成する。

従って、異なるモダリティからリアルタイムに取得された画像を重畳する場合に、時系列の揃った重畳画像を生成することができる。

また、一実施形態によれば、Ｘ線画像取得に関する第２のフレームレートを超音波画像取得に関する第１のフレームレートの整数倍に設定する。

従って、画像のフレームレートの不一致（例えば、一方のフレームレートが他方のフレームレートの整数倍になっていない場合）に起因する、重畳画像の視覚的なずれを防ぐことができるため、視認性の高い重畳画像を提供することができる。そして、視認性の高い重畳画像を用いることによって、正確な情報に基づく治療が可能となり、手技効率の向上を期待することができる。

また、一実施形態によれば、生体情報が心電波形であるので、心拍に応じて動く臓器を対象としたＸ線画像の取得における開始トリガの生成を精度良く行うことができる。

また、一実施形態によれば、医用画像が超音波画像であるので、それぞれリアルタイムに取得されたＸ線画像と超音波画像とを重畳させて、時系列の揃った重畳画像を生成することができる。例えば、アンギオグラフィ法によるＸ線画像には、造影剤およびカテーテルが明瞭に含まれるが、心臓の弁が含まれない。超音波画像には、造影剤、カテーテル、および心臓の弁が含まれるが、不明瞭で視認しにくい場合がある。第１の施形態では、このようなＸ線画像と超音波画像とを重畳させることにより、造影剤、カテーテル、および心臓の弁を含み、視認し易い重畳画像を生成することができる。

また、Ｘ線画像および医用画像の両者をリアルタイムに取得する構成により、いずれか一方が予め取得した画像である場合とは異なり、動的な変化に追従した重畳画像を生成できるので、正確な重畳画像に基づく治療が可能となる。例えば、一方が予め取得した画像である場合、リアルタイムに取得した画像との間で心拍が合わず、動的な変化に追従した重畳画像を生成できない。これに対し、本実施形態では、Ｘ線画像および超音波画像の両者をリアルタイムに取得するので、動的な変化に追従した重畳画像を生成できる。

なお、一実施形態では、超音波診断装置の処理回路によってＸ線診断装置の開始トリガを生成する例を述べたが、Ｘ線診断装置の処理回路によって超音波診断装置の開始トリガが生成される構成に変形しても、同様の効果を得ることができる。補足すると、一実施形態に述べた如き、超音波診断装置の処理回路が、超音波画像のフレームレートを基準にして、Ｘ線画像のフレームレートを設定する場合に限定されない。同様に、超音波診断装置側からＸ線診断装置側に、フレームレートの整数倍の値を提示する場合に限定されない。例えば、一実施形態を変形し、Ｘ線診断装置の処理回路が、Ｘ線画像のフレームレートを基準にして、超音波画像のフレームレートを設定する構成としてもよい。同様に、Ｘ線診断装置側から超音波診断装置側に、フレームレートの整数倍の値を提示してもよい。また、一実施形態では、Ｘ線診断装置の処理回路によって重畳画像を生成する例を述べたが、超音波診断装置の処理回路によって重畳画像が生成される構成に変形しても、同様の効果を得ることができる。また、これらの変形を次の変形例に適用した場合でも、同様の効果を得ることができる。

（第１の変形例）
次に、一実施形態の第１の変形例について説明する。
この第１の変形例は、不整脈がある場合に、不整脈の頻度に応じた周期で開始トリガを再生成することにより、Ｘ線画像の取得開始を再調整する形態である。

これに伴い、超音波診断装置２０の処理回路３２における心周期算出機能３２ｂ、取得周期算出機能３２ｃ、および開始トリガ生成機能３２ｄは、前述した機能に加え、次の機能を有する。

心周期算出機能３２ｂは、心周期を複数回計算し、互いに略同一の第１心周期と、当該第１心周期とは異なる第２心周期とが得られたとき、当該第１心周期からなる心周期と、当該第２心周期が得られる頻度の情報とを取得周期算出機能３２ｃへと出力する機能をもっている。ここで、心周期の計算回数としては、例えば、３回以上の任意の回数が使用可能となっている。

取得周期算出機能３２ｃは、心周期算出機能３２ｂから出力された頻度の情報に基づいて、取得開始間隔を再算出する機能をもっている。

開始トリガ生成機能３２ｄは、再算出された取得開始間隔に基づいて、開始トリガを再生成する機能をもっている。

他の構成は、前述した一実施形態とほぼ同様である。

次に、以上のように構成された第１の変形例の動作について図６を用いて説明する。
図６は、不整脈が発生した場合の心周期を算出する方法の一例を示すタイミングチャートである。いま、前述の一実施形態と同様にステップＳ１１を実行した後、ステップＳ１２の心周期の算出処理において、超音波診断装置２０の処理回路３２における各機能は以下のように動作する。尚、図６では、時刻ｔ₀から時刻ｔ₁の間を１秒と仮定し、心周期Ｔ_Cも１秒と仮定する。また、不整脈発生後に検出されるピークの時刻ｔ_４’から時刻ｔ_５’の間も１秒と仮定する。また、心周期Ｔ_Cがフレームレートの更新タイミングと同様の１秒であるため、取得開始間隔も１秒となる。

心周期算出機能３２ｂは、図６（ａ）および図６（ｂ）に示すように、被検体の心電波形におけるＲ波のピークの間隔から心周期Ｔ_Cを算出する（時刻ｔ₀〜ｔ₂）。このとき、時刻ｔ₂の後に、時刻ｔ_arにおいてＲ波のピークが検出され、次のピークが時刻ｔ₄’で検出されたとする（図６（ｃ））。即ち、不整脈の発生によって、一時的に心周期Ｔ_Cよりも短い心周期Ｔ_C’および、心周期Ｔ_Cよりも長い心周期Ｔ_C’’が算出される。心周期算出機能３２ｂは、一時的に変動した心周期Ｔ_C’，Ｔ_C’’の情報から不整脈の頻度を求め、略一定の心周期Ｔ_Cを心周期の算出結果とする。心周期算出機能３２ｂは、これら頻度の情報、及び心周期を取得周期算出機能３２ｃに出力する。

換言すると、心周期算出機能３２ｂは、心周期を複数回計算し、互いに略同一の第１心周期Ｔ_Cと、第１心周期Ｔ_Cとは異なる第２心周期Ｔ_C’，Ｔ_C’’とが得られたとき、第１心周期Ｔ_Cからなる心周期と、第２心周期Ｔ_C’，Ｔ_C’’が得られる頻度の情報とを取得周期算出機能３２ｃへと出力する。なお、頻度の情報は、例えば、第２心周期Ｔ_C’，Ｔ_C’’が得られる周期を示す情報である。

以下、出力された心周期に基づいて、前述同様にステップＳ１３〜Ｓ２４の処理が実行される。
一方、取得周期算出機能３２ｃは、出力された頻度の情報に基づいて、ステップＳ１３を再実行することにより、取得開始間隔Ｔ_Dを再算出する。

開始トリガ生成機能３２ｄは、再算出された取得開始間隔Ｔ_Dに基づいて、ステップＳ１４を再実行することにより、開始トリガを再生成する。

以下、再生成された開始トリガに基づいて、前述同様にステップＳ１５〜Ｓ２４の処理が再実行される。また、ステップＳ１３〜Ｓ２４を再実行する動作は、頻度の情報に基づいて、繰り返し実行される。

以上説明したように第１の変形例によれば、心周期を複数回計算し、互いに略同一の第１心周期と、第１心周期とは異なる第２心周期とが得られたとき、第１心周期からなる心周期と、第２心周期が得られる頻度の情報とを出力する。しかる後、当該頻度の情報に基づいて、取得開始間隔を再算出し、当該再算出された取得開始間隔に基づいて、開始トリガを再生成する。従って、被検体の心拍において不整脈が発生したとしても、不整脈の頻度に応じた適切なタイミングで開始トリガを再設定することができる。

（第２の変形例）
次に、一実施形態の第２の変形例について説明する。
この第２の変形例は、不整脈を検出した際に、開始トリガを再生成することにより、Ｘ線画像の取得開始を再調整する形態である。尚、第２の変形例では、一時的に不整脈が発生した期間だけ心電波形がずれる場合を想定しており、一実施形態において取得された取得周期は大枠で変化しない（即ち、再算出しない）ものとする。

これに伴い、超音波診断装置２０の処理回路３２における心周期算出機能３２ｂおよび開始トリガ生成機能３２ｄは、前述した機能に加え、次の機能を有する。

心周期算出機能３２ｂは、通常の心周期よりも短い心周期を検出した場合に、当該短い心周期を開始トリガ生成機能３２ｄへと出力する機能をもっている。

開始トリガ生成機能３２ｄは、短い心周期に基づいて、開始トリガを再生成する機能をもっている。
他の構成は、前述した一実施形態とほぼ同様である。

次に、以上のように構成された第２の変形例の動作について図７を用いて説明する。
図７は、不整脈が発生した場合の心周期を算出する方法の一例を示すタイミングチャートである。前述の一実施形態と同様にステップＳ１１を実行した後、ステップＳ１２の心周期の算出処理において、超音波診断装置２０の処理回路３２における各機能は以下のように動作する。尚、図７では、時刻ｔ₀から時刻ｔ₁の間を１秒と仮定し、心周期Ｔ_Cも１秒と仮定する。また、心周期Ｔ_Cがフレームレートの更新タイミングと同様の１秒であるため、取得開始間隔も１秒となる。

心周期算出機能３２ｂは、図７（ａ）および図７（ｂ）に示すように、被検体の心電波形におけるＲ波のピークの間隔から心周期Ｔ_Cを算出する（時刻ｔ₀〜時刻ｔ₂）。このとき、時刻ｔ₂の後に、時刻ｔ_arにおいてＲ波のピークが検出され、次のピークが時刻ｔ₄で検出されたとする（図７（ｃ））。即ち、不整脈の発生によって、一時的に心周期Ｔ_Cよりも短い心周期Ｔ_C’および、心周期Ｔ_Cよりも長い心周期Ｔ_C’’が算出される。心周期算出機能３２ｂは、一時的に変動した心周期Ｔ_C’および心周期Ｔ_C’’の上方を開始トリガ生成機能３２ｄへと出力する。

換言すると、心周期算出機能３２ｂは、通常の心周期とは異なる心周期を検出した場合に、当該異なる心周期を開始トリガ生成機能３２ｄへと出力する。

以下、出力された心周期に基づいて、前述同様にステップＳ１３〜Ｓ２４の処理が実行される。尚、ステップＳ１３の処理は、既に行われているものとして省略する。
開始トリガ生成機能３２ｄは、出力された異なる心周期に更に基づいて、ステップＳ１４を再実行することにより、開始トリガを再生成する。

以下、再生成された開始トリガに基づいて、前述同様にステップＳ１５〜Ｓ２４の処理が再実行される。また、ステップＳ１２〜Ｓ２４を再実行する動作は、不整脈が検出される度に繰り返し実行される。

以上説明したように第２の変形例によれば、本来の心周期とは異なる心周期を検出し、当該異なる心周期に基づいてＸ線画像の取得開始を示す開始トリガを再設定する。従って、被検体の心拍において不整脈が発生したとしても、不整脈が発生する度に適切なタイミングで開始トリガを再設定することができる。

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、或いは、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Ｃｏｍｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）、およびフィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。

プロセッサは、記憶回路に保存されたプログラムを読み出して実行することで、各種機能を実現する。尚、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成してもよい。この場合、プロセッサは、回路内に組み込まれたプログラムを読み出して実行することで、各種機能を実現する。

なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その各種機能を実現するようにしてもよい。更に、複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。また、処理回路で行われる各機能が、制御回路で行われてもよい。

一実施形態における開始トリガ取得機能１１ａ、フレームレート設定機能１１ｂ、第１の取得機能１１ｃ、第２の取得機能１１ｄ、重畳画像生成機能１１ｅ、および表示回路１３は、特許請求の範囲における開始トリガ取得部、フレームレート設定部、第１の取得部、第２の取得部、重畳画像生成部、および表示部の一例である。一実施形態における心周期算出機能３２ｂ、取得周期算出機能３２ｃ、および開始トリガ生成機能３２ｄは、特許請求の範囲における第１の算出機能、第２の算出機能、および生成機能の一例である。

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…Ｘ線診断装置、２…Ｘ線高電圧装置、３…Ｘ線管、４…Ｘ線検出器、５…サポートフレーム、６…天板、７…画像発生回路、８…通信インタフェース回路、９…入力インタフェース回路、１０…制御回路、１１…処理回路、１１ａ…開始トリガ取得機能、１１ｂ…フレームレート設定機能、１１ｃ…第１の取得機能、１１ｄ…第２の取得機能、１１ｅ…重畳画像生成機能、１２…記憶回路、１３…表示回路、２０…超音波診断装置、２１…超音波プローブ、２２…入力インタフェース回路、２３…表示回路、２４…心電計、２５…送受信回路、２６…Ｂモードデータ生成回路、２７…ドプラデータ生成回路、２８…画像生成回路、２９…通信インタフェース回路、３０…記憶回路、３１…制御回路、３２…処理回路、３２ａ…波形検出機能、３２ｂ…心周期算出機能、３２ｃ取得周期算出機能、３２ｄ…開始トリガ生成機能。

Claims (14)

1. 被検体の生体情報に基づく、Ｘ線画像の取得開始を示す開始トリガを、他のモダリティから取得する開始トリガ取得部と、
   前記他のモダリティによる医用画像の取得に関する第１のフレームレートに基づいて、前記Ｘ線画像の取得に関する第２のフレームレートを設定するフレームレート設定部と、
   前記開始トリガを契機として、前記被検体のＸ線画像を前記第２のフレームレートでリアルタイムに取得する第１の取得部と、
   前記Ｘ線画像の取得と並行して、前記被検体の医用画像を前記他のモダリティからリアルタイムに取得する第２の取得部と、
   前記取得されたＸ線画像と、前記取得された医用画像とを重畳した重畳画像を順次生成する重畳画像生成部と、
   を具備する、Ｘ線診断装置。
2. 前記フレームレート設定部は、前記第２のフレームレートを前記第１のフレームレートの整数倍に設定する、請求項１に記載のＸ線診断装置。
3. 前記重畳画像を表示する表示部
   を更に具備する、請求項１または請求項２に記載のＸ線診断装置。
4. 前記表示部は、前記取得されたＸ線画像を前記重畳画像とは異なる領域に表示する、請求項３に記載のＸ線診断装置。
5. 前記生体情報は、心電波形である、請求項１乃至請求項４のいずれか一項に記載のＸ線診断装置。
6. 前記医用画像は、超音波画像である、請求項１乃至請求項５のいずれか一項に記載のＸ線診断装置。
7. 第１のモダリティおよび第２のモダリティを含む医用画像診断システムであって、
   前記第１のモダリティは、
   被検体の生体情報に関する周期を算出する第１の算出部と、
   前記周期と、当該第１のモダリティによる第１の医用画像の取得に関する第１のフレームレートとを用いて、当該第１の医用画像の取得開始間隔を算出する第２の算出部と、
   前記取得開始間隔に基づいて、前記第２のモダリティによる第２の医用画像の取得開始を示す開始トリガを生成する生成部と
   を備え、
   前記第２のモダリティは、
   前記開始トリガを、前記第１のモダリティから取得する開始トリガ取得部と、
   前記第１のフレームレートに基づいて、前記第２の医用画像の取得に関する第２のフレームレートを設定するフレームレート設定部と、
   前記開始トリガを契機として、前記被検体の第２の医用画像を前記第２のフレームレートでリアルタイムに取得する第１の取得部と、
   前記第２の医用画像の取得と並行して、前記被検体の第１の医用画像を前記第１のモダリティからリアルタイムに取得する第２の取得部と、
   前記取得された第２の医用画像と、前記取得された第１の医用画像とを重畳した重畳画像を順次生成する重畳画像生成部と
   を備える、医用画像診断システム。
8. 前記フレームレート設定部は、前記第２のフレームレートを前記第１のフレームレートの整数倍に設定する、請求項７に記載の医用画像診断システム。
9. 前記第２のモダリティは、前記重畳画像を表示する表示部を更に備える、請求項７または請求項８に記載の医用画像診断システム。
10. 前記表示部は、前記取得されたＸ線画像を前記重畳画像とは異なる領域に表示する、請求項９に記載の医用画像診断システム。
11. 前記第１の医用画像は、超音波画像であり、
    前記第２の医用画像は、Ｘ線画像である、
    請求項７乃至請求項１０のいずれか一項に記載の医用画像診断システム。
12. 前記生体情報が、心電波形である場合に、
    前記第１の算出部は、前記心電波形から、前記周期に相当する心周期を算出し、
    前記第２の算出部は、前記第１のフレームレートと、前記心周期とを用いて、前記取得開始間隔を算出する、
    請求項７乃至請求項１１のいずれか一項に記載の医用画像診断システム。
13. 前記第１の算出部は、前記心周期を複数回計算し、互いに略同一の第１心周期と、当該第１心周期とは異なる第２心周期とが得られたとき、前記第１心周期からなる前記心周期と、前記第２心周期が得られる頻度の情報とを前記第２の算出部へと出力し、
    前記第２の算出部は、前記頻度の情報に基づいて、前記取得開始間隔を再算出し、
    前記生成部は、前記再算出された取得開始間隔に基づいて、前記開始トリガを再生成する、
    請求項１２に記載の医用画像診断システム。
14. 前記第１の算出部は、前記心周期とは異なる心周期を検出した場合に、当該異なる心周期の情報を前記生成部へと出力し、
    前記生成部は、前記異なる心周期に更に基づいて、前記開始トリガを再生成する、
    請求項１２に記載の医用画像診断システム。