专利名称：X射线计算机断层摄影装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及用X射线扫描被检体，并根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：
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。
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射线管旋转180° +a (a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。
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。 + a)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引起的心脏的 跳动的大小造成的模糊等的画质下降。
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
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。
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。 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。
图1是表示本发明的实施例的X射线计算机断层摄影装置的结 构的图。
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。
图3是图2的S13 ~ S17的补充图。图4A~图4E是图2的S13~S19的详细补充图。
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。
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。
图7是在差分图像上表示图6的关注区域的图。
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。
图9是表示图2的笫一模式的变形例子的图。
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。
图11是图10的S13、 S14、 S31、 S32的i兑明图。
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。
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。 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。 图15是与图12A~图12E、图13、图14的实时处理有关的说明图。
具体实施例方式
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° + a (a: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。
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)。
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。
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。
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的阳极的輩G (target)产生X射线。
X射线检测器102分别具有例如具有0.5mmx0.5mm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。
一般3皮称为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。
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。
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^^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。
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，对重构图像进行处理，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。
以下，顺序地说明第一、第二模式。
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。
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，分别与心逸匕相位0%、 2%、 4%、 6
%.......98%、 100 %对应。
在系统控制部件212的控制下，从投影数据存储部件203向图 l象重构处理部件206读出以心跳相位0%为中心的(180。 + a)量的 投影数据組(S13)。换一种说法，如图3所示，从通过Sll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。 +a)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° +a)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行合成，构成用于生成一个图像的投影 数据。
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。量的全投影数据組FPn (S14)。
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。
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;故大重构
(缩放(zooming )重构)。
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。
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Xii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，还可以不单纯是绝对值总 和，而是平方和。
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X0 X50，分别根据 该差分图像X0~X50求出绝对值总和ST0 ST50。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(motion line)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像。
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^^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。
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(2x (m-2) ) %的心跳相位到(2x (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)。 { (2x (m-2) ) % + (2xm) % }/2
并不只限于此，最优相位决定部件207也可以将(2x (m-2) ) %决定为最优相位，还可以将((2xm) % ) /2决定为最优相 位。
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，由操作者经由输入装置手动地指定认为是 最优的心跳相位。
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。
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，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。 + a) 量的投影数据组的时间长度。
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。
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。量的投影数据组FPn存储在图像存储部件209中。
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)。
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。
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 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(2x (m-2) ) %的心跳相位到(2x
(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)。 { (2x (m-2) ) % + (2xm) % }/2
并不只限于此，最优相位决定部件207也可以将(2x (m-2) ) %决定为最优相位，还可以将((2xm) % ) /2决定为最优相 位。
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。
另外，在本第二模式中，也可以与第一模式的图9的S22 — 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。
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。，但由用户任意地从5 ~ 10°的范围中进行选择。
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。 + a + p， p为与心跳相位4%相当的角度)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。
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° +a) +{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。
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203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(0°~4°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。
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。
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。该方法特別在进行动态扫描的 情况下能够提高实时性，是有用的。
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。
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。
权利要求
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相隔360°的成对的部分投影数据组的读出部件，其中该成对的部分投影数据组的各个组包含多个视野；根据上述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；根据上述指标而决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全投影数据组，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差分值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，其特征在于上述差分部件对旋转角度和信道编号一样的数据进行相减。
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，其特征在于上述部分投影数据組覆盖从5 ~ 10。的范围中选择的角度范围。
6. 根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于上述指标产生部件沿着时间轴对上述指标进行移动平均。
7. 根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于上述读出部件以从上述心跳相位的2 ~ 6 %的范围中选择出的间 隔，读出上述成对的部分投影数据组。
8. 根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于上述读出部件以上述心跳相位的2%的间隔，读出上述成对的部 分投影数据组。
9. 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局限于上述投影数据组各自的一部分来产生 上述指标。
全文摘要
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。
文档编号A61B6/03GK101632593SQ20091016643
公开日2010年1月27日 申请日期2006年8月3日 优先权日2005年8月3日
发明者太田高正, 津雪昌快 申请人:东芝医疗系统株式会社