(57)【要約】【課題】  放射線感受性の高い部位に対して被曝低減が十分なされ、高速かつ高画質に撮影することができるＸ線ＣＴ装置を提供する。【解決手段】  Ｘ線照射出力を一定にしてＸ線を連続的に照射しながら投影角度を変化させる投影データ収集を、Ｘ線源２１が１回転超かつ２回転以下回転する間に１回以上行い、合わせて少なくとも投影角度２π分の投影データを収集する。このとき、Ｘ線源２１が所定の投影角度範囲（２π−αａ〜αａ）に位置するときのＸ線照射出力の合計を、Ｘ線源がそれとは異なる投影角度範囲に位置するときのＸ線照射出力の合計より小さくする。例えば、Ｘ線照射出力を通常の半分Ｆ／２にして、回転角度３π分程度の投影データ収集Ｓａ１を１回行う。【選択図】  図４
2010273909.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線源と、Ｘ線検出器と、前記Ｘ線源を被検体の周りに回転しながら投影データを収集するスキャン手段と、前記収集された投影データに基づいて画像を再構成する再構成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、
前記スキャン手段は、Ｘ線照射出力を一定にしてＸ線を連続的に照射しながら投影角度を変化させる投影データ収集を、前記Ｘ線源が１回転超かつ２回転以下回転する間に１回以上行い、合わせて少なくとも投影角度２π分の投影データを収集するものであり、前記Ｘ線源が所定の投影角度範囲に位置するときのＸ線照射出力の合計を、前記Ｘ線源が前記所定の投影角度範囲とは異なる投影角度範囲に位置するときのＸ線照射出力の合計より小さくするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記スキャン手段は、２π超かつ４π未満の所定回転角度分の投影データ収集を１回行う請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記所定回転角度は、３π以上である請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記スキャン手段は、回転角度２π分の第１の投影データ収集と、回転角度２π未満分の第２の投影データ収集とを行う請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記第１の投影データ収集時のＸ線照射出力と、前記第２の投影データ収集時のＸ線照射出力とは異なっている請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記スキャン手段は、前記Ｘ線源が前記所定の投影角度範囲に位置するときの第１のＸ線照射出力による第１の投影データ収集と、前記Ｘ線源が前記所定の投影角度範囲以外の投影角度範囲に位置するときの、前記第１のＸ線照射出力とは異なる第２のＸ線照射出力による第２の投影データ収集とを行う請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】
前記スキャン手段は、投影データ収集を３回以上行う請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】
前記３回以上の投影データ収集のうち少なくとも２回の投影データ収集におけるＸ線照射出力は互いに異なっている請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】
前記再構成手段は、前記投影データに対して該投影データを収集した時のＸ線照射出力に応じた重みを付け、該重み付けされた投影データに対して画像再構成処理を行う請求項１から請求項８のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１０】
前記所定の投影角度範囲は、前記被検体の正面側に位置する請求項１から請求項９のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１１】
前記Ｘ線検出器は、前記Ｘ線源の回転中心軸上にて８センチメートル以上の領域を通過するＸ線を検出する幅を有する多列検出器である請求項１から請求項９のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置（X-ray Computed Tomography System）に関し、詳しくは、放射線感受性の高い部位の被曝低減を行うＸ線ＣＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線ＣＴ装置を用いて被検体を撮影する際に、放射線感受性の高い部位の被曝を低減する方法が種々提案されている。
【０００３】
例えば、Ｘ線管が放射線感受性の高い部位と近くなる被検体正面側の約１２０°の投影角度範囲に位置するときに、Ｘ線照射をオフ（off）し、被検体背面側からのＸ線照射を主とするハーフスキャン（half scan）を行う方法が知られている（例えば特許文献１，要約等参照）。
【０００４】
また例えば、Ｘ線管が放射線感受性の高い部位と近い位置にあるときに、Ｘ線照射出力が小さくなるよう、Ｘ線照射出力を変調させる方法が知られている（例えば特許文献２，要約等参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００７−１２５１７４号公報
【特許文献２】特開２００４−３２１５８７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、前者の方法では、ハーフスキャンによる撮影のため、再構成画像の画質劣化は避けられない。また、後者の方法では、Ｘ線照射出力の変調の応答速度に限界があり、ガントリ（gantry）の回転速度が速い場合に、放射線感受性の高い部位の被曝低減が十分なされない。
【０００７】
本発明は、上記事情に鑑み、放射線感受性の高い部位に対して被曝低減が十分なされ、高速かつ高画質に撮影することができるＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
第１の観点では、本発明は、Ｘ線源と、Ｘ線検出器と、前記Ｘ線源を被検体の周りに回転しながら投影データ（data）を収集するスキャン（scan）手段と、前記収集された投影データに基づいて画像を再構成する再構成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、前記スキャン手段が、Ｘ線照射出力を一定にしてＸ線を連続的に照射しながら投影角度を変化させる投影データ収集を、前記Ｘ線源が１回転超かつ２回転以下回転する間に１回以上行い、合わせて少なくとも投影角度２π分の投影データを収集するものであり、前記Ｘ線源が所定の投影角度範囲に位置するときのＸ線照射出力の合計を、前記Ｘ線源が前記所定の投影角度範囲とは異なる投影角度範囲に位置するときのＸ線照射出力の合計より小さくするＸ線ＣＴ装置を提供する。
【０００９】
第２の観点では、本発明は、前記スキャン手段が、２π超かつ４π未満の所定回転角度分の投影データ収集を１回行う上記第１の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。
【００１０】
第３の観点では、本発明は、前記所定回転角度が３π以上である上記第２の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。
【００１１】
第４の観点では、本発明は、前記スキャン手段が、回転角度２π分の第１の投影データ収集と、回転角度２π未満分の第２の投影データ収集とを行う上記第１の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。
【００１２】
第５の観点では、本発明は、前記第１の投影データ収集時のＸ線照射出力と、前記第２の投影データ収集時のＸ線照射出力とが異なっている上記第４の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。
【００１３】
第６の観点では、本発明は、前記スキャン手段が、前記Ｘ線源が前記所定の投影角度範囲に位置するときの第１のＸ線照射出力による第１の投影データ収集と、前記Ｘ線源が前記所定の投影角度範囲以外の投影角度範囲に位置するときの前記第１のＸ線照射出力とは異なる第２のＸ線照射出力による第２の投影データ収集とを行う上記第１の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。
【００１４】
第７の観点では、本発明は、前記スキャン手段が、投影データ収集を３回以上行う上記第１の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。
【００１５】
第８の観点では、本発明は、前記３回以上の投影データ収集のうち少なくとも２回の投影データ収集におけるＸ線照射出力は互いに異なっている上記第７の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。
【００１６】
第９の観点では、本発明は、前記再構成手段が、前記投影データに対して該投影データを収集した時のＸ線照射出力に応じた重みを付け、該重み付けされた投影データに対して画像再構成処理を行う上記第１の観点から第８の観点のいずれか一つの観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。
【００１７】
第１０の観点では、本発明は、前記所定の投影角度範囲が、前記被検体の正面側に位置する上記第１の観点から第９の観点のいずれか一つの観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。
【００１８】
第１１の観点では、本発明は、前記Ｘ線検出器が、前記Ｘ線源の回転中心軸上にて８センチメートル（centimeter）以上の領域を通過するＸ線を検出する幅を有する多列検出器である上記第１の観点から第９の観点のいずれか一つの観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。
【発明の効果】
【００１９】
本発明によれば、Ｘ線照射出力を一定にしてＸ線を連続的に照射しながら投影角度を変化させる投影データ収集を、Ｘ線源が１回転超かつ２回転以下回転する間に１回以上行い、合わせて少なくとも投影角度２π分の投影データを収集する。そして、Ｘ線源が所定の投影角度範囲に位置するときのＸ線照射出力の合計を、Ｘ線源が上記所定の投影角度範囲とは異なる投影角度範囲に位置するときのＸ線照射出力の合計より小さくする。
【００２０】
これにより、まず、投影データ収集中にＸ線照射出力を変調せず、Ｘ線源を２回転させる間にすべての投影データ収集を終えるので、Ｘ線照射出力の変調の応答速度によらず高速撮影が可能である。また、上記所定の投影角度範囲では、被曝低減を行うことができる。また、全体としてフルスキャン（full scan）分の投影データを収集し、上記所定の投影角度範囲とは異なる投影角度範囲では、投影データ収集時に検出するフォトンカウント（photon count）を稼ぐことができ、投影データのＳＮ比（signal-noise
ratio）を落とさずに画像を再構成することができる。故に、放射線感受性の高い部位に対して被曝低減が十分なされ、高速かつ高画質に撮影することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】第一実施形態によるＸ線ＣＴ装置の構成を概略的に示す図である。
【図２】投影角度と照射されるＸ線ビーム（beam）との関係を示す図である。
【図３】Ｘ線ＣＴ装置によるＸ線ＣＴ撮影処理の動作を示すフローチャート（flow chart）である。
【図４】第一実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射オンオフ（on/off）との関係を示す図である。
【図５】第一実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射出力との関係を示すグラフ（graph）である。
【図６】第一実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射出力の合計との関係を示す図である。
【図７】第一実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度と投影データに付ける重みとの関係を示すグラフである。
【図８】第二実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射オンオフとの関係を示す図である。
【図９】第二実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射出力との関係を示すグラフである。
【図１０】第二実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射出力の合計との関係を示す図である。
【図１１】第二実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度と投影データに付ける重みとの関係を示すグラフである。
【図１２】第三実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射オンオフとの関係を示す図である。
【図１３】第三実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射出力との関係を示すグラフである。
【図１４】第三実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射出力の合計との関係を示す図である。
【図１５】第四実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射オンオフとの関係を示す図である。
【図１６】第四実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射出力との関係を示すグラフである。
【図１７】第四実施形態による被曝低減Ｘ線照射における投影角度とＸ線照射出力の合計との関係を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
以下、本発明の実施形態について説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００２３】
（第一実施形態）
図１は、第一実施形態によるＸ線ＣＴ装置の構成を概略的に示す図である。
【００２４】
Ｘ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール（console）１と、撮影テーブル（table）１０と、走査ガントリ２０とを具備している。
【００２５】
操作コンソール１は、操作者からの入力を受け付ける入力装置２と、被検体の撮影を行うための各部の制御や画像を生成するためのデータ処理などを行う中央処理装置３と、走査ガントリ２０で取得したデータを収集するデータ収集バッファ（buffer）５と、画像を表示するモニタ（monitor）６と、プログラム（program）やデータなどを記憶する記憶装置７とを具備している。
【００２６】
撮影テーブル１０は、被検体４０を載せて走査ガントリ２０の開口部Ｂに入れ出しするクレードル（cradle）１２を具備している。クレードル１２は、撮影テーブル１０に内蔵するモータ（motor）で昇降および水平直線移動される。なお、ここでは、被検体４０の体軸方向すなわちクレードル１２の水平直線移動方向をｚ方向、鉛直方向をｙ方向、ｚ方向およびｙ方向に垂直な水平方向をｘ方向とする。
【００２７】
走査ガントリ２０は、回転部１５と、回転部１５を回転可能に支持する本体部２０ａとを有する。回転部１５には、Ｘ線管２１と、Ｘ線管２１を制御するＸ線コントローラ（controller）２２と、Ｘ線管２１から発生したＸ線ビームＸｂをコリメート（collimate）して整形するコリメータ（collimator）２３と、被検体４０を透過したＸ線ビームＸｂを検出するＸ線検出器２４と、Ｘ線検出器２４の出力を投影データに変換して収集するＤＡＳ（Data Acquisition System）（データ収集装置ともいう）２５と、Ｘ線コントローラ２２，コリメータ２３，ＤＡＳ２５の制御を行う回転部コントローラ２６とが搭載される。本体部２０ａは、制御信号などを操作コンソール１や撮影テーブル１０と通信する制御コントローラ２９を具備する。回転部１５と本体部２０ａとは、スリップリング（slip ring）３０を介して電気的に接続されている。
【００２８】
なお、中央処理装置３および走査ガントリ２０は、本発明におけるスキャン手段の一例であり、中央処理装置３は、本発明における再構成手段の一例である。これらは、中央処理装置３が所定のプログラムを実行することにより、それぞれの手段として機能する。
【００２９】
図２は、投影角度と照射されるＸ線ビームとの関係を示す図である。
【００３０】
投影角度θは、回転中心ＩＣの周りに回転するＸ線管２１の回転角度位置を０〜２π〔ｒａｄ〕で表したものである。ここでは、Ｘ線管２１の焦点と回転中心ＩＣとを通る直線ＢＣが鉛直下向きになるときの投影角度をθ＝０とする。Ｘ線ビームＸｂは、直線ＢＣを中心軸としてファン角（fan angle）αで軸対称に拡がるファンビーム（fan beam）として被検体４０に照射される。以下、直線ＢＣをビーム中心軸ＢＣという。
【００３１】
これより、Ｘ線ＣＴ装置１００に係る動作の流れについて説明する。
【００３２】
図３は、Ｘ線ＣＴ装置によるＸ線ＣＴ撮影処理の動作を示すフローチャートである。
【００３３】
ステップ（step）Ｓ１では、被曝低減Ｘ線照射によるスキャンを行って投影データを収集する。この被曝低減Ｘ線照射を、図４，図５を参照して説明する。
【００３４】
図４に示すように、被検体４０の体表面近くにある放射線感受性の高い部位である左右の眼球（水晶体）を含む保護部位Ｐａを想定する。また、被検体４０を仰臥位でスキャンするものと想定する。
【００３５】
Ｘ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる位置関係にあるときにＸ線管２１からＸ線ビームＸｂを照射すると、Ｘ線ビームＸｂの強度がほとんど減弱されず、相対的に強いＸ線が保護部位Ｐａに照射される。そのため、一般的には、Ｘ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲にあるときにＸ線照射をオフし、またはＸ線照射出力ＰＷを通常より小さくして、保護部位Ｐａの被曝低減を行う。Ｘ線照射出力ＰＷの大小は、通常、Ｘ線管２１の管電流を変えることにより調整する。
【００３６】
しかし、Ｘ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲にあるときにＸ線照射をまったく行わないと、フルスキャン分すなわち２πラジアン〔ｒａｄ〕（３６０°）分の各ビュー（view）の投影データを完全に収集することができず、対向データ不足により再構成画像の画質が劣化する。また、スキャン中にＸ線照射出力ＰＷを変調しようとすると、その応答速度に限界があることから、回転部１５を高速に回転させてスキャンを行う高速撮影ができない。
【００３７】
そこで、ここでは、Ｘ線照射出力ＰＷを通常のフルスキャン時の出力以下で一定にしてＸ線を連続的に照射しながら投影角度を変化させる投影データ収集を、Ｘ線管２１が１回転を超え略２回転するまでの間に１回以上行う。このとき、全体として、少なくともフルスキャン分（投影角度２π分）の投影データを収集し、かつ、Ｘ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲に位置するときのＸ線照射出力の合計ＰＷｓを、Ｘ線管２１が上記所定の投影角度範囲とは異なる投影角度範囲に位置するときのＸ線照射出力の合計ＰＷｓより小さくなるようにする。なお、Ｘ線照射を一旦オフしてからＸ線照射出力ＰＷを変えて再びオンすることは、Ｘ線照射をオンにしたままＸ線照射出力ＰＷを変える変調とは異なり、Ｘ線管２１の構造上、高速に行うことができる。したがって、投影データ収集を２回以上断続的に行う場合には、投影データ収集毎にＸ線照射出力ＰＷを変えることができる。
【００３８】
本例では、図４，図５に示すように、通常のフルスキャン時のＸ線照射出力をＦとしたとき、Ｘ線照射出力ＰＷを通常のフルスキャン時の半分であるＦ／２にして、Ｘ線管２１が、Ｘ線管２１の焦点と保護部位Ｐａとの距離が相対的に小さくなる所定の投影角度範囲に位置するときの投影データ収集が１回行われ、Ｘ線管２１がそれ以外の投影角度範囲に位置するときの投影データ収集が２回行われるよう、回転角度２π超かつ４π未満分の投影データ収集Ｓａ１を１回行う。
【００３９】
より具体的には、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐａに外接する一方の位置関係、つまり投影角度θ＝αａのときにＸ線照射をオンにして投影データ収集Ｓａ１を開始する。その後、２回転目に入って、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐａに外接する他方の位置関係、つまり投影角度θ＝２π−αａのときにＸ線照射をオフして投影データ収集Ｓａ１を終了する。なお、Ｘ線照射出力Ｆは、例えば、Ｘ線管電圧＝８０〜１４０〔ｋＶ〕，Ｘ線管電流＝５０〜２５０〔ｍＡ〕程度を考えることができる。また、上記所定の投影角度範囲すなわち回転角度２αａは、例えばπ／２〜π（９０°〜１８０°）程度を考えることができる。
【００４０】
これにより、Ｘ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲では、Ｘ線照射出力ＰＷがＦ／２である投影データ収集が１回行われ、それ以外の投影角度範囲では、Ｘ線照射出力ＰＷがＦ／２である投影データ収集が２回行われる。
【００４１】
本例における投影角度θとＸ線照射出力の合計ＰＷｓとの関係を、図６に示す。
【００４２】
図３に戻り、ステップＳ２では、投影データに対して前処理（オフセット（offset）補正、対数補正、Ｘ線線量補正、感度補正等）を行う。
【００４３】
ステップＳ３では、図７に示すように、投影データに対して当該投影データを得たときのＸ線照射出力ＰＷに応じた重みｗａ１を付ける重み付け処理を行う。
【００４４】
ステップＳ４では、投影データに対して画像再構成処理を行い、ＣＴ画像を生成する。
【００４５】
ステップＳ５では、表示に適するようにＣＴ画像に後処理を施す。
【００４６】
ステップＳ６では、ＣＴ画像をモニタ６に表示する。
【００４７】
このような第一実施形態によれば、投影データ収集中にＸ線照射出力ＰＷを変調せず、Ｘ線管２１を２回転させる間にすべての投影データ収集を終えるので高速撮影が可能である。また、Ｘ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲では、通常より小さいＸ線照射出力にて投影データ収集が１回だけ行われるので、保護部位Ｐａの被曝低減が可能である。また、Ｘ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲以外の投影角度範囲では、投影データ収集時のＸ線照射出力ＰＷが通常より小さくても、投影データを２回収集しているので、全体としてフルスキャン分の投影データを収集し、さらにＸ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲以外の投影角度範囲において、検出するフォトンカウントを稼ぐことができ、投影データのＳＮ比を改善して再構成画像の画質をよくすることができる。故に、保護部位Ｐａの被曝低減を行いつつ、放射線感受性の高い部位に対して被曝低減が十分なされ、高速かつ高画質に撮影することができる。また、Ｘ線照射出力ＰＷの切換え無しに１回の連続的な投影データ収集だけで済むので、回転部１５の制御が容易であり、さらに撮影所要時間も短い。
【００４８】
（第二実施形態）
第二実施形態では、図８，図９に示すように、Ｘ線照射出力ＰＷを通常のフルスキャン時の１／３であるＦ／３にして、回転角度２π分の投影データ収集Ｓｂ１を１回行う。次に、所定のインターバル（interval）の後、Ｘ線照射出力ＰＷを通常のフルスキャン時の２／３である２Ｆ／３にして、Ｘ線管２１が、Ｘ線管２１の焦点と保護部位Ｐａとの距離が相対的に小さくなる所定の投影角度範囲以外の投影角度範囲に位置するときの投影データ収集が１回行われるよう、回転角度２π未満分の投影データ収集Ｓｂ２を１回行う。
【００４９】
より具体的には、ビーム中心軸ＢＣがｙ方向に一致する位置関係、つまり投影角度θ＝０のときに、Ｘ線照射出力ＰＷをＦ／３にしてＸ線照射をオンし、投影データ収集Ｓｂ１を開始する。そして、Ｘ線管２１が１回転して投影角度θ＝２π（０）のときにＸ線照射をオフして投影データ収集Ｓｂ１を終了する。Ｘ線管２１は２回転目に入り、インターバルＦｂ１を経る。そして、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐａに外接する一方の位置関係、つまり投影角度θ＝αａのときに、Ｘ線照射出力ＰＷを２Ｆ／３にしてＸ線照射をオンし、投影データ収集Ｓｂ２を開始する。その後、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐａに外接するもう一方の位置関係、つまり投影角度θ＝２π−αａのときにＸ線照射をオフして投影データ収集Ｓｂ２を終了する。
【００５０】
これにより、Ｘ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲では、Ｘ線照射出力ＰＷがＦ／３である投影データ収集が１回行われ、それ以外の投影角度範囲では、Ｘ線照射出力ＰＷがＦ／３である投影データ収集と、Ｘ線照射出力ＰＷが２Ｆ／３である投影データ収集とが１回ずつ行われる。
【００５１】
本例における投影角度θとＸ線照射出力の合計ＰＷｓとの関係を、図１０に示す。
【００５２】
重み付け処理では、図１１に示すように、投影データに対して当該投影データを得たときのＸ線照射出力ＰＷに応じた重みｗｂ１，ｗｂ２を付ける。
【００５３】
このような第二実施形態によれば、投影データ収集を２回に分けて行っているので、１回目の投影データ収集と２回目の投影データ収集とで、Ｘ線照射出力ＰＷを変更することができ、保護部位Ｐａの被曝低減率を自由に調整することができる。
【００５４】
（第三実施形態）
第三実施形態では、図１２，図１３に示すように、Ｘ線照射出力ＰＷを通常のフルスキャン時の１／３であるＦ／３にして、Ｘ線管２１が、Ｘ線管２１の焦点と保護部位Ｐａとの距離が相対的に小さくなる所定の投影角度範囲に位置するときの投影データ収集が１回行われるよう、回転角度２π未満分の投影データ収集Ｓｃ１を１回行う。次に、所定のインターバルの後、Ｘ線照射出力ＰＷを通常のフルスキャン時と同じＦにして、Ｘ線管２１が上記所定の投影角度範囲以外の投影角度範囲に位置するときの投影データ収集が１回行われるよう、回転角度２π未満分の投影データ収集Ｓｃ２を１回行う。
【００５５】
より具体的には、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐａに外接する他方の位置関係になる少し前、つまり投影角度θ＝２π−αａ−γのときに、Ｘ線照射出力ＰＷをＦ／３にしてＸ線照射をオンし、投影データ収集Ｓｃ１を開始する。そして、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐａに外接する一方の位置関係になる少し後、つまり投影角度θ＝αａ＋γのときにＸ線照射をオフし、投影データ収集Ｓｃ１を終了する。それから、Ｘ線管２１がほぼ１回転するインターバルＦｃ１を経て、投影角度θ＝αａのときに、Ｘ線照射出力ＰＷをＦにしてＸ線照射をオンし、投影データ収集Ｓｃ２を開始する。そして、投影角度θ＝２π−αａのときにＸ線照射をオフし、投影データ収集Ｓｃ２を終了する。
【００５６】
これにより、Ｘ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲では、Ｘ線照射出力ＰＷがＦ／３である投影データ収集が１回行われ、それ以外の投影角度範囲では、Ｘ線照射出力ＰＷがＦである投影データ収集が１回行われる。
【００５７】
なお、回転角度γ分重複して投影データ収集を行うのは、各投影データ収集の開始および終了のタイミングの誤差を吸収して、欠落ビューのないフルスキャン分の投影データを収集するためである。したがって、このようなタイミング（timing）の誤差が生じない系であれば、回転角度γ分の投影データ収集の重複は不要である。
【００５８】
本例における投影角度θとＸ線照射出力の合計ＰＷｓとの関係を、図１４に示す。
【００５９】
重み付け処理では、前述の実施形態と同様に、投影データに対して当該投影データを得たときのＸ線照射出力ＰＷに応じた重みを付ける。
【００６０】
このような第三実施形態によれば、Ｘ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲では、通常より小さいＸ線照射出力にて投影データ収集が１回だけ行われるので、保護部位Ｐａの被曝低減が可能である。また、Ｘ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲以外の投影角度範囲では、通常と同じＸ線照射出力にて投影データ収集が行われるので、全体としてフルスキャン分の投影データを収集し、さらにＸ線管２１が保護部位Ｐａに近くなる所定の投影角度範囲以外の投影角度範囲において、検出するフォトンカウントを稼ぐことができ、投影データのＳＮ比を改善して再構成画像の画質をよくすることができる。また、第二実施形態と同様に、投影データ収集を２回に分けて行っているので、１回目の投影データ収集と２回目の投影データ収集とで、Ｘ線照射出力ＰＷを変更することができ、保護部位Ｐａの被曝低減率を自由に調整することができる。また、１回目の投影データ収集と２回目の投影データ収集との間の時間を比較的長くとれる場合が多く、Ｘ線照射出力の切換えを、余裕を持って行うことができる。
【００６１】
（第四実施形態）
第四実施形態では、図１５に示すように、被検体４０の体表面近くにある放射線感受性の高い部位である左乳房（乳腺）を含む保護部位Ｐｄ１と右乳房を含む保護部位Ｐｄ２とを想定する。
【００６２】
また、図１５，図１６に示すように、Ｘ線照射出力ＰＷを通常のフルスキャン時の１／３であるＦ／３にして、Ｘ線管２１が、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐｄ１とＰｄ２との間を通る投影角度範囲と、Ｘ線管２１の焦点と保護部位Ｐｄ２との距離が相対的に小さくなる所定の投影角度範囲とを含む投影角度範囲に位置するときの投影データ収集が１回行われるよう、回転角度２π未満分の投影データ収集Ｓｄ１を１回行う。次に、所定のインターバルの後、Ｘ線照射出力ＰＷを通常のフルスキャン時の１／３であるＦ／３にして、Ｘ線管２１が、Ｘ線管２１の焦点と保護部位Ｐｄ１との距離が相対的に小さくなる所定の投影角度範囲と、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐｄ１とＰｄ２との間を通る投影角度範囲とを含む投影角度範囲に位置するときの投影データ収集が１回行われるよう、回転角度２π未満分の投影データ収集Ｓｄ２を１回行う。次に、所定のインターバルの後、Ｘ線照射出力ＰＷを通常のフルスキャン時と同じＦにして、Ｘ線管２１が、投影データ収集Ｓｄ１，Ｓｄ２で投影データを収集しなかったその他の投影角度範囲に位置するときの投影データ収集が１回行われるよう、回転角度２π未満分の投影データ収集Ｓｄ３を１回行う。
【００６３】
より具体的には、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐｄ１に外接する一方の位置関係、つまり投影角度θ＝２π−αｄのときに、Ｘ線照射出力ＰＷをＦ／３にしてＸ線照射をオンし、投影データ収集Ｓｄ１を開始する。そして、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐｄ２に外接する一方の位置関係になった少し後、つまり投影角度θ＝βｄ＋γのときにＸ線照射をオフし、投影データ収集Ｓｄ１を終了する。それから、Ｘ線管２１がほぼ半回転するインターバルＦｄ１を経て、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐｄ１に外接する他方の位置関係になる少し前、つまり投影角度θ＝２π−βｄ−γのときに、Ｘ線照射出力ＰＷをＦ／３にしてＸ線照射をオンし、投影データ収集Ｓｄ２を開始する。そして、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐｄ２に外接する他方の位置関係、つまり投影角度θ＝αｄのときにＸ線照射をオフし、投影データ収集Ｓｄ２を終了する。再びインターバルＦｄ２を経て、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐｄ２に外接する他方の位置関係、つまり投影角度θ＝βｄのときに、Ｘ線照射出力ＰＷをＦにしてＸ線照射をオンし、投影データ収集Ｓｄ３を開始する。そして、約半回転し、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐｄ１に外接する他方の位置関係、つまり投影角度θ＝２π−βｄのときにＸ線照射をオフし、投影データ収集Ｓｄ３を終了する。なお、回転角度２αｄは、例えばπ／６〜π／３（３０°〜６０°）、回転角度２βｄは、例えば５π／６〜π（１５０°〜１８０°）程度にする。
【００６４】
これにより、Ｘ線管２１が保護部位Ｐｄ１およびＰｄ２に近くなる所定の投影角度範囲では、Ｘ線照射出力ＰＷがＦ／３である投影データ収集が１回行われ、ビーム中心軸ＢＣが保護部位Ｐｄ１とＰｄ２との間を通る投影角度範囲では、Ｘ線照射出力ＰＷがＦ／３である投影データ収集が２回行われ、それら以外の投影角度範囲では、Ｘ線照射出力ＰＷがＦである投影データ収集が１回行われる。
【００６５】
なお、第三実施形態と同様に、各データ収集の開始および終了のタイミングの誤差が生じない系であれば、回転角度γ分のデータ収集の重複は不要である。
【００６６】
本例における投影角度θとＸ線照射出力の合計ＰＷｓとの関係を、図１７に示す。
【００６７】
重み付け処理では、前述の実施形態と同様に、投影データに対して当該投影データを得たときのＸ線照射出力ＰＷに応じた重みを付ける。
【００６８】
このような第四実施形態によれば、投影データ収集を３回に分けて行っているので、被曝低減する範囲と被曝低減の程度を種々組み合わせることができる。したがって、放射線感受性の高い部位やその近傍の部位、それ以外の部位など、それぞれの部位に応じて被曝線量を段階的に変えることもでき、きめ細かい被曝低減が可能である。
【００６９】
なお、上記の各実施形態においては、種々の変形例を採用することができる。
【００７０】
例えば、投影データ収集はＸ線管２１を１回転超かつ２回転以下で回転する間に、４回以上に分けて行ってもよい。
【００７１】
また、上記の角度αａ，αｄ，βｄの定義は一例であり、種々の角度を取り得る。また、これらの角度は、予め決めておいた幾つかの角度の中から撮影条件等に応じて選択するようにしてもよいし、操作者が入力してもよい。
【００７２】
また、上記の各データ収集時のＸ線照射出力の設定は一例であり、種々の出力を取り得る。
【００７３】
また、Ｘ線検出器２４はｚ方向に複数の検出器列を有する多列検出器が好適である。多列検出器は、例えば、１２８列以上、あるいは、検出できるＸ線ビームの回転中心軸ＩＣ上での幅、いわゆるカバレッジ（coverage）が８センチメートル以上であるものが好適である。一度に撮影できる領域の幅が大きいと、スキャン範囲を被検体４０の体軸方向に移動させる工程が少なくて済むため、本発明による高速撮影が可能となる効果がより活きてくる。
【００７４】
また、上記と同様にして例えば甲状腺へのＸ線被曝量を低減することができる。
【００７５】
なお、本発明は、Ｘ線ＣＴ装置だけでなく、ＰＥＴ−ＣＴ装置やＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置などにも適用することができる。
【符号の説明】
【００７６】
１  操作コンソール
２  入力装置
３  中央処理装置
５  データ収集バッファ
６  モニタ
７  記憶装置
１０  撮影テーブル
１２  クレードル
１５  回転部
２０  走査ガントリ
２１  Ｘ線管
２２  Ｘ線コントローラ
２３  コリメータ
２４  Ｘ線検出器
２５  ＤＡＳ
２６  回転部コントローラ
２９  制御コントローラ
３０  スリップリング
４０  被検体
１００  Ｘ線ＣＴ装置
【図１】
2010273909.tif 000003
【図２】
2010273909.tif 000004
【図３】
2010273909.tif 000005
【図４】
2010273909.tif 000006
【図５】
2010273909.tif 000007
【図６】
2010273909.tif 000008
【図７】
2010273909.tif 000009
【図８】
2010273909.tif 000010
【図９】
2010273909.tif 000011
【図１０】
2010273909.tif 000012
【図１１】
2010273909.tif 000013
【図１２】
2010273909.tif 000014
【図１３】
2010273909.tif 000015
【図１４】
2010273909.tif 000016
【図１５】
2010273909.tif 000017
【図１６】
2010273909.tif 000018
【図１７】
2010273909.tif 000019