(57)【要約】【課題】低心拍のときでもヘリカルスキャンによる撮影の品質が良いＸ線ＣＴ装置を実現する。【解決手段】ヘリカルスキャンによって複数ビューの投影データを獲得し（６０１，６０３）、心拍同期のマルチセクタ・リコンストラクションをフルスキャン分の投影データを用いて行うときのセクタに相当するセクタを心拍数に基づいて決定し（６０５，６０７）、このセクタに属する投影データをスキャンデータの中から抽出し（６０９）、抽出した投影データに基づいて、対向関係にあるデータ同士を用いた補間演算により、画像再構成位置におけるハーフスキャン分の投影データを作成し（６１１）、それに基づいて画像を生成する（６１３）。【選択図】      図７
2004174005.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
扇状のＸ線ビームを照射するＸ線照射装置、および、複数のＸ線検出素子が前記扇状のＸ線ビームの広がりの方向に配列された検出素子列を有し対象を挟んで前記Ｘ線照射装置と対向しているＸ線検出装置、を有するＸ線照射・検出装置における少なくともＸ線照射装置を撮影の対象の周りを螺旋状の軌道に沿って回転させて対象について扇状のＸ線ビームによる複数ビューの投影データを獲得する獲得手段と、
対象の心拍信号を計測する計測手段と、
前記投影データおよび前記心拍信号を記憶する記憶手段と、
前記心拍信号に基づいて心拍数を求める計算手段と、
心拍同期のマルチセクタ・リコンストラクションをフルスキャン分の投影データを用いて行うときのセクタに相当するセクタを前記心拍数に基づいて決定する決定手段と、
前記セクタに属する投影データを前記記憶した投影データの中から抽出する抽出手段と、
前記抽出した投影データに基づいて、対向関係にあるデータ同士を用いた補間演算により画像再構成位置におけるハーフスキャン分の投影データを作成する作成手段と、
前記作成した投影データに基づいて画像を生成する生成手段と、
を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記獲得手段は、前記Ｘ線照射・検出装置を撮影の対象の周りを螺旋状の軌道に沿って回転させる、
ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
扇状のＸ線ビームを照射するＸ線照射装置、および、複数のＸ線検出素子が前記扇状のＸ線ビームの広がりの方向に配列された検出素子列を有し対象を挟んで前記Ｘ線照射装置と対向しているＸ線検出装置、を有するＸ線照射・検出装置における少なくともＸ線照射装置を撮影の対象の周りを連続的に回転させて対象について扇状のＸ線ビームによる複数ビューの投影データを獲得する走査手段と、
対象を載置し前記走査手段の動作中に対象を体軸方向に連続的に搬送する搬送手段と、
対象の心拍信号を計測する計測手段と、
前記投影データおよび前記心拍信号を記憶する記憶手段と、
前記心拍信号に基づいて心拍数を求める計算手段と、
心拍同期のマルチセクタ・リコンストラクションをフルスキャン分の投影データを用いて行うときのセクタに相当するセクタを前記心拍数に基づいて決定する決定手段と、
前記セクタに属する投影データを前記記憶した投影データの中から抽出する抽出手段と、
前記抽出した投影データに基づいて、対向関係にあるデータ同士を用いた補間演算により画像再構成位置におけるハーフスキャン分の投影データを作成する作成手段と、
前記作成した投影データに基づいて画像を生成する生成手段と、
を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記走査手段は、前記Ｘ線照射・検出装置を撮影の対象の周りを連続的に回転させる、
ことを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記Ｘ線検出素子列は、前記扇状のＸ線ビームの厚みの方向に複数個並設されている、
ことを特徴とする請求項１ないし請求項４のうちのいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記計測手段は、前記心拍信号として心電信号を計測する、ことを特徴とする請求項１ないし請求項５のうちのいずれか１つに記載の信号獲得装置。
【請求項７】
前記作成手段は、前記補間演算を行う前に、画像再構成位置に最も近い位置の投影データを、前記複数の検出素子列を通じて得られた複数系統の投影データを用いた補間演算によって、セクタごとに作成する、
ことを特徴とする請求項５または請求項６のうちのいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】
前記作成手段は、前記補間演算を行う前に、画像再構成位置に最も近い位置の投影データを、前記複数の検出素子列を通じて得られた複数系統の投影データの中から、セクタごとに選択する、
ことを特徴とする請求項５または請求項６のうちのいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関し、特に、対象について、ヘリカルスキャン（ｈｅｌｉｃａｌ  ｓｃａｎ）により心拍同期の撮影を行うＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、Ｘ線ＣＴ装置では、ヘリカルスキャンにより心拍同期の撮影を行うときは、撮影の対象について、複数ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データ（ｄａｔａ）および心拍信号を獲得して記憶し、心拍信号を基準にして抽出した投影データ（ｄａｔａ）を用いて、所望の心拍位相における心臓の断層像等を再構成するようにしている（例えば特許文献１参照）。
【０００３】
【特許文献１】
特開２００２−２０９８８４号公報（第８−１１頁、図１３−２１）
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
マルチセクタ・リコンストラクション（ＭＳＲ：Ｍｕｌｔｉ−ｓｅｃｔｏｒ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）により断層像を生成する場合は、画像生成に必要な投影データは、複数のセクタに分けて抽出される。セクタは心拍周期単位で設定されるので、ヘリカルスキャンの進行方向における位置が個々に異なる。セクタの位置の相違は、心拍数が低下するほど大きくなる。このため、低心拍になるほどセクタ間の投影データの矛盾が大きくなり、アーチファクト（ａｒｉｆａｃｔ）の発生等により画像の品質が劣化する。スキャンスピード（ｓｃａｎ  ｓｐｅｅｄ）の高速化およびピッチ（ｐｉｔｃｈ）の増加は、画質の劣化を促進する。
【０００５】
そこで、本発明の課題は、低心拍のときでもヘリカルスキャンによる撮影の品質が良いＸ線ＣＴ装置を実現することである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決するためのひとつの観点での発明は、扇状のＸ線ビームを照射するＸ線照射装置、および、複数のＸ線検出素子が前記扇状のＸ線ビームの広がりの方向に配列された検出素子列を有し対象を挟んで前記Ｘ線照射装置と対向しているＸ線検出装置、を有するＸ線照射・検出装置における少なくともＸ線照射装置を撮影の対象の周りを螺旋状の軌道に沿って回転させて対象について扇状のＸ線ビームによる複数ビューの投影データを獲得する獲得手段と、対象の心拍信号を計測する計測手段と、前記投影データおよび前記心拍信号を記憶する記憶手段と、前記心拍信号に基づいて心拍数を求める計算手段と、心拍同期のマルチセクタ・リコンストラクションをフルスキャン分の投影データを用いて行うときのセクタに相当するセクタを前記心拍数に基づいて決定する決定手段と、前記セクタに属する投影データを前記記憶した投影データの中から抽出する抽出手段と、前記抽出した投影データに基づいて、対向関係にあるデータ同士を用いた補間演算により画像再構成位置におけるハーフスキャン分の投影データを作成する作成手段と、前記作成した投影データに基づいて画像を生成する生成手段と、を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。
【０００７】
前記獲得手段は、前記Ｘ線照射・検出装置を撮影の対象の周りを螺旋状の軌道に沿って回転させることが、Ｘ線検出素子の冗長性をなくす点で好ましい。
【０００８】
（２）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、扇状のＸ線ビームを照射するＸ線照射装置、および、複数のＸ線検出素子が前記扇状のＸ線ビームの広がりの方向に配列された検出素子列を有し対象を挟んで前記Ｘ線照射装置と対向しているＸ線検出装置、を有するＸ線照射・検出装置における少なくともＸ線照射装置を撮影の対象の周りを連続的に回転させて対象について扇状のＸ線ビームによる複数ビューの投影データを獲得する走査手段と、対象を載置し前記走査手段の動作中に対象を体軸方向に連続的に搬送する搬送手段と、対象の心拍信号を計測する計測手段と、前記投影データおよび前記心拍信号を記憶する記憶手段と、前記心拍信号に基づいて心拍数を求める計算手段と、心拍同期のマルチセクタ・リコンストラクションをフルスキャン分の投影データを用いて行うときのセクタに相当するセクタを前記心拍数に基づいて決定する決定手段と、前記セクタに属する投影データを前記記憶した投影データの中から抽出する抽出手段と、前記抽出した投影データに基づいて、対向関係にあるデータ同士を用いた補間演算により画像再構成位置におけるハーフスキャン分の投影データを作成する作成手段と、前記作成した投影データに基づいて画像を生成する生成手段と、を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。
【０００９】
前記走査手段は、前記Ｘ線照射・検出装置を撮影の対象の周りを連続的に回転させることが、Ｘ線検出素子の冗長性をなくす点で好ましい。
【００１０】
（１）および（２）記載の各観点での発明では、決定手段により、心拍同期のマルチセクタ・リコンストラクションをフルスキャン分の投影データを用いて行うときのセクタに相当するセクタを心拍数に基づいて決定し、抽出手段により、このセクタに属する投影データを抽出し、抽出した投影データに基づいて、作成手段により、対向関係にあるデータ同士を用いた補間演算により画像再構成位置におけるハーフスキャン分の投影データを作成し、生成手段により、この投影データに基づいて画像を生成するので、低心拍のときでもヘリカルスキャンによる撮影の品質が良い。
【００１１】
前記Ｘ線検出素子列は、前記扇状のＸ線ビームの厚みの方向に複数個並設されていることが、ヘリカルスキャンの能率を高める点で好ましい。
【００１２】
前記計測手段は、前記心拍信号として心電信号を計測することが、心拍数を適切に求める点で好ましい。
【００１３】
前記作成手段は、前記補間演算を行う前に、画像再構成位置に最も近い位置の投影データを、前記複数の検出素子列を通じて得られた複数系統の投影データを用いた補間演算によって、セクタごとに作成することが、セクタ間の投影データの整合性を良くする点で好ましい。
【００１４】
前記作成手段は、前記補間演算を行う前に、画像再構成位置に最も近い位置の投影データを、前記複数の検出素子列を通じて得られた複数系統の投影データの中から、セクタごとに選択することが、セクタ間の投影データの整合性を良くする点で好ましい。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１にＸ線ＣＴ装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００１６】
図１に示すように、本装置は、走査ガントリ（ｇａｎｔｒｙ）２、撮影テーブル（ｔａｂｌｅ）４、操作コンソール（ｃｏｎｓｏｌｅ）６および心拍検出装置１０を備えている。
【００１７】
走査ガントリ２はＸ線管２０を有する。Ｘ線管２０から放射された図示しないＸ線は、コリメータ（ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）２２により扇状のＸ線ビームすなわちファンビーム（ｆａｎ  ｂｅａｍ）となるように成形され、Ｘ線検出器２４に照射される。Ｘ線管２０とＸ線検出器２４の間の空間には、撮影の対象が撮影テーブル４に搭載されて搬入される。
【００１８】
Ｘ線管２０およびコリメータ２２からなる部分は、本発明におけるＸ線照射装置の実施の形態の一例である。Ｘ線検出器２４は、本発明におけるＸ線検出装置の実施の形態の一例である。
【００１９】
Ｘ線検出器２４は、扇状のＸ線ビームの広がりの方向にアレイ（ａｒｒａｙ）状に配列された複数の検出素子を有する。Ｘ線検出器２４の構成については後にあらためて説明する。Ｘ線管２０、コリメータ２２およびＸ線検出器２４は、Ｘ線照射・検出装置を構成する。Ｘ線照射・検出装置は、本発明におけるＸ線照射・検出装置の実施の形態の一例である。Ｘ線照射・検出装置については後にあらためて説明する。
【００２０】
Ｘ線検出器２４にはデータ収集部２６が接続されている。データ収集部２６は、Ｘ線検出器２４の個々の検出素子の検出信号をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌ  ｄａｔａ）として収集する。検出素子の検出信号は、Ｘ線による対象の投影を表す信号となる。以下、これを投影データあるいは単にデータともいう。
【００２１】
Ｘ線管２０からのＸ線の照射は、Ｘ線コントローラ（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２８によって制御される。なお、Ｘ線管２０とＸ線コントローラ２８との接続関係については図示を省略する。コリメータ２２は、コリメータコントローラ３０によって制御される。なお、コリメータ２２とコリメータコントローラ３０との接続関係については図示を省略する。
【００２２】
以上のＸ線管２０からコリメータコントローラ３０までのものが、走査ガントリ２の回転部３４に搭載されている。回転部３４の回転は、回転コントローラ３６によって制御される。なお、回転部３４と回転コントローラ３６との接続関係については図示を省略する。
【００２３】
操作コンソール６はデータ処理装置６０を有する。データ処理装置６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等によって構成される。データ処理装置６０には、制御インターフェース（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）６２が接続されている。制御インターフェース６２には、走査ガントリ２と撮影テーブル４が接続されている。データ処理装置６０は制御インターフェース６２を通じて走査ガントリ２および撮影テーブル４を制御する。
【００２４】
走査ガントリ２内のデータ収集部２６、Ｘ線コントローラ２８、コリメータコントローラ３０および回転コントローラ３６が、制御インターフェース６２を通じて制御される。なお、それら各部と制御インターフェース６２との個別の接続については図示を省略する。
【００２５】
データ処理装置６０には、データ収集バッファ６４が接続されている。データ収集バッファ６４には、走査ガントリ２のデータ収集部２６が接続されている。データ収集部２６で収集されたデータがデータ収集バッファ６４を通じてデータ処理装置６０に入力される。
【００２６】
データ処理装置６０には、制御インターフェース６２を通じて心拍検出装置１０が接続されている。心拍検出装置１０は撮影テーブル６の上の対象の心拍を検出し、心拍信号を制御インターフェース６２を通じてデータ処理装置６０に入力する。心拍検出装置１０としては  例えば心電計が用いられる。心電計は心電信号を計測する。心電信号は心臓の収縮に伴う急峻なＲ波を含むので心拍信号として好適である。心拍検出装置１０は、本発明における計測手段の実施の形態の一例である。
【００２７】
データ処理装置６０には記憶装置６６が接続されている。記憶装置６６には、データ収集バッファ６４および制御インターフェース６２を通じてそれぞれデータ処理装置６０に入力された投影データおよび心拍信号が記憶される。
【００２８】
記憶装置６６にはまたデータ処理装置６０用のプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）が記憶される。データ処理装置６０がそのプログラムを実行することにより、本装置の動作が遂行される。
【００２９】
データ処理装置６０は、データ収集バッファ６４を通じて記憶装置６６に収集した投影データを用いて画像再構成を行う。画像再構成には、例えばフィルタード・バックプロジェクション（ｆｉｌｔｅｒｅｄ  ｂａｃｋ  ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法等が用いられる。なお、記憶装置６６の投影データには、画像再構成前に後述のような処理が施される。
【００３０】
データ処理装置６０には、表示装置６８および操作装置７０が接続されている。表示装置６８は、グラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃ  ｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。操作装置７０はポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇ  ｄｅｖｉｃｅ）を備えたキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）等で構成される。
【００３１】
表示装置６８は、データ処理装置６０から出力される再構成画像やその他の情報を表示する。操作装置７０は、使用者によって操作され、各種の指示や情報等をデータ処理装置６０に入力する。使用者は表示装置６８および操作装置７０を使用してインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に本装置を操作する。
【００３２】
図２に、Ｘ線検出器２４の構成を模式的に示す。同図に示すように、Ｘ線検出器２４は、多数のＸ線検出素子２４（ｉｋ）を２次元のアレイ状に配列したものとなっている。複数のＸ線検出素子２４（ｉｋ）は、全体として、円筒凹面状に湾曲したＸ線入射面を形成する。ｉはチャンネル番号であり例えばｉ＝１〜１０００である。ｋは列番号であり例えばｋ＝１，２，３，４である。Ｘ線検出素子２４（ｉｋ）は、列番号ｋが同一なもの同士でそれぞれ検出素子列を構成する。検出素子列は、本発明における検出素子列の実施の形態の一例である。
【００３３】
なお、Ｘ線検出器２４の検出素子列は４列に限るものではなく、それ以上または以下の複数あるいは単数であってよい。以下、検出素子列が４列の場合について説明するが、それ以外の場合も同様になる。
【００３４】
Ｘ線検出素子２４（ｉｋ）は、例えばシンチレータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ）とフォトダイオード（ｐｈｏｔｏ  ｄｉｏｄｅ）の組み合わせによって構成される。なお、これに限るものではなく、例えばカドミウム・テルル（ＣｄＴｅ）等を利用した半導体Ｘ線検出素子、あるいは、キセノン（Ｘｅ）ガスを利用した電離箱型のＸ線検出素子であってよい。
【００３５】
図３に、Ｘ線照射・検出装置におけるＸ線管２０とコリメータ２２とＸ線検出器２４の相互関係を示す。なお、図３の（ａ）は走査ガントリ２の正面から見た状態を示す図、（ｂ）は側面から見た状態を示す図である。同図に示すように、Ｘ線管２０から放射されたＸ線は、コリメータ２２により扇状のＸ線ビーム４００となるように成形されてＸ線検出器２４に照射される。
【００３６】
図３の（ａ）では、扇状のＸ線ビーム４００の広がりを示す。Ｘ線ビーム４００の広がり方向は、Ｘ線検出器２４におけるチャンネルの配列方向に一致する。（ｂ）ではＸ線ビーム４００の厚みを示す。Ｘ線ビーム４００の厚み方向は、Ｘ線検出器２４における複数の検出素子列の並設方向に一致する。
【００３７】
このようなＸ線ビーム４００の扇面に体軸を交差させて、例えば図４に示すように、撮影テーブル４に載置された対象８がＸ線照射空間に搬入される。走査ガントリ２は、内部にＸ線照射・検出装置を包含する筒状の構造になっている。
【００３８】
Ｘ線照射空間は走査ガントリ２の筒状構造の内側空間に形成される。Ｘ線ビーム４００によってスライスされた対象８の像がＸ線検出器２４に投影される。Ｘ線検出器２４によって、対象８を透過したＸ線が検出される。対象８に照射するＸ線ビーム４００の厚みｔｈは、コリメータ２２のアパーチャの開度により調節される。
【００３９】
Ｘ線照射・検出装置の回転に並行して、矢印４２で示すように撮影テーブル４を対象８の体軸方向に連続的に移動させることにより、Ｘ線照射・検出装置は、対象８に関して相対的に、対象８を包囲する螺旋状の軌道に沿って旋回することになる。これによっていわゆるヘリカルスキャン（ｈｅｌｉｃａｌ  ｓｃａｎ）が行われる。
【００４０】
なお、Ｘ線検出器２４が対象８を包囲する円環状の構造を持つものである場合は、Ｘ線検出器２４は固定としＸ線管２０とコリメータ２２からなるＸ線照射装置だけを回転させるようにしてもよい。
【００４１】
ただし、Ｘ線ビームが扇状なので、円環構造のＸ線検出器においては、Ｘ線検出素子の全てが同時にＸ線を受光することがない。これによってＸ線検出素子の冗長性が生じるが、Ｘ線管２０とＸ線検出器２４が一体的に回転するＸ線照射・検出装置ではそのようなことはない。
【００４２】
スキャンの１回転当たり複数（例えば１０００程度）のビューの投影データが収集される。投影データの収集は、Ｘ線検出器２４−データ収集部２６−データ収集バッファ６４の系列によって行われる。以下、投影データをスキャンデータともいう。また、各ビューの投影データをビューデータともいう。このようなデータ収集に並行して、心拍検出装置１０−制御インターフェース６２の系統による心拍信号の収集が行われる。
【００４３】
ヘリカルスキャンによるデータ獲得に関わる、走査ガントリ２および撮影テーブル４からなる部分は、本発明における獲得手段の実施の形態の一例である。走査ガントリ２は、本発明における走査手段の実施の形態の一例である。撮影テーブル４は、本発明における搬送手段の実施の形態の一例である。
【００４４】
Ｘ線検出器２４の検出素子列が４列となっている場合、図５に示すように、４スライス分のデータが一挙に収集される。これによって能率の良いスキャンを行うことが可能となる。データ処理装置６０は、４スライス分の透過Ｘ線データを使用して画像再構成を行う。
【００４５】
隣り合うスライスの中心間の距離をｓとし、ヘリカルスキャンの１回転当たりの、Ｘ線照射・検出装置の体軸方向の移動距離をＬとしたとき、Ｌ／ｓをヘリカルスキャンのピッチという。ピッチを大きくすることによりヘリカルスキャンの能率を高めることができる。
【００４６】
ピッチを例えば３としたときのヘリカルスキャンの状況は図６に示すダイヤグラム（ｄｉａｇｒａｍ）のようになる。同図では、Ｘ線照射・検出装置の回転角度を縦軸にとり、体軸方向の移動距離を横軸にとる。体軸方向の距離はスライスの中心間の距離ｓで正規化してある。以下、同様である。
【００４７】
このダイヤグラムでは、進行方向最も後すなわち４番目の検出素子列の初期位置を座標の原点とする。３番目の検出素子列の初期位置は原点から体軸方向に距離１の位置にある。２番目の検出素子列の初期位置は原点から体軸方向に距離２の位置にある。１番目の検出素子列の初期位置は原点から体軸方向に距離３の位置にある。なお、各検出素子列の位置はそれぞれのスライス中心位置で代表する。
【００４８】
ヘリカルスキャンによって、１番目の検出素子列は、ダイヤグラムＡで示すように、１回目の回転（スキャン）で距離３から距離６まで移動し、以後１回転ごとに距離３ずつ移動する。２番目の検出素子列は、ダイヤグラムＢで示すように、１回目のスキャンで距離２から距離５まで移動し、以後１回転ごとに距離３ずつ移動する。３番目の検出素子列は、ダイヤグラムＣで示すように、１回目のスキャンで距離１から距離４まで移動し、以後１回転ごとに距離３ずつ移動する。４番目の検出素子列は、ダイヤグラムＤで示すように、１回目のスキャンで原点から距離３まで移動し、以後１回転ごとに距離３ずつ移動する。以下、回転の回数を添え数字によって表す。
【００４９】
回転角度はビュー角度に相当するから、各ダイヤグラムは体軸上のビューデータ取得位置を表す。すなわち、ダイヤグラムＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄは、１番目、２番目、３番目、４番目の検出素子列のデータ取得位置をそれぞれ表す。各ダイヤグラムが示すように、ビューデータはビューごとに体軸上の位置を異にする。
【００５０】
検出素子列が４つあることにより、１回のスキャンで４系列のビューデータが得られる。これらデータ系列において、同一ビューのデータ同士は、体軸方向に距離１ずつ位置が相違する。
【００５１】
図７に、本装置の動作のフロー（ｆｌｏｗ）図を示す。同図は、マルチセクタ・リコンストラクションを利用して撮影を行う場合のフロー図である。以下、マルチセクタ・リコンストラクションをマルチセクタ・リコンともいう。
【００５２】
同図に示すように、ステップ（ｓｔｅｐ）６０１で、心拍同期スキャンが行われる。すなわち、走査ガントリ２によってヘリカルスキャンが行われ、それに並行して、心拍検出装置１０によって心拍信号検出が行われる。
【００５３】
次に、ステップ６０３で、スキャンデータおよび心拍信号を記憶することが行われる。スキャンデータおよび心拍信号の記憶は、記憶装置６６によって行われる。記憶装置６６は、本発明における記憶手段の実施の形態の一例である。
【００５４】
図８に、記憶装置６６における投影データおよび心拍信号の記憶要領を示す。同図に示すように、スキャンデータを記憶するビュー・チャンネル平面の一部に、各ビューごとに心拍信号を記憶する領域を設け、この領域に心拍信号をビューごとにスキャンデータと対応させて記憶する。なお、心拍信号は心電信号のＲ波の有無を示す信号として記憶される。このような記憶が４つのデータ系列についてそれぞれ行われる。
【００５５】
ビュー間の時間差は、ビュータイミングによって定まる例えば１ｍｓ等の一定値である。したがって、例えば１ｍｓごとの心拍信号の状態が記憶される。心拍信号の論理値は、Ｒが発生した部分で「１」であり、それ以外の部分では「０」である。これによって、「１」が記憶されているビューの番号からＲ波の発生時点を知ることができる。
【００５６】
心拍信号はビュー・チャンネル平面とは別個に記憶するようにしてもよい。その場合には、例えば図９に示すように、ビュー番号と対にしてそのビューにおける心拍信号の論理値を記憶する。このような情報からも「１」が記憶されているビューの番号からＲ波の発生時点を知ることができる。
【００５７】
次に、ステップ６０５で、心拍数計算が行われる。心拍数計算はデータ処理装置６０によって行われる。データ処理装置６０は、本発明における計算手段の実施の形態の一例である。データ処理装置６０は、次式によって心拍数ＢＰＭ（ｂｅａｔ  ｐｅｒ  ｍｉｎｕｔｅ）を計算する。
【００５８】
【数１】
2004174005.tif 000003
【００５９】
ここで、
ＴＲ（ｉ）：ｉ番目のＲ波の発生時刻（秒単位）
ＴＲ（ｉ＋１）：ｉ＋１番目のＲ波の発生時刻（秒単位）
次に、ステップ６０７で、セクタ決定が行われる。セクタ決定はデータ処理装置６０によって行われる。データ処理装置６０は、本発明における決定手段の実施の形態の一例である。
【００６０】
セクタ決定は、心臓の拍動の所定の位相におけるビューデータを、記憶装置６６に記憶されたスキャンデータの中から抽出するために行われる。一般に、画像再構成に必要な全てのビューデータを１心拍中に得ることが困難なので、必要なビューデータを複数心拍に分けて抽出するようにセクタが決定される。
【００６１】
セクタは複数個決定される。セクタは、心拍数を基本とし、セクタ内でビュー番号が連続し、かつ、全てのセクタを通じてビュー番号の重複や欠落が生じないように、大きさおよび個数が決定される。セクタは、また、マルチセクタ・リコンを、フルスキャン（ｆｕｌｌ  ｓｃａｎ）分の投影データを用いて行うときのセクタに相当するセクタとして決定される。
【００６２】
図１０に、そのようにして決定されたセクタの例を示す。同図に示すように、セクタは例えば６個決定される。各セクタの大きさ（ビュー角度範囲）は例えばπ／３となる。全てのセクタを合わせたビュー角度範囲は、２πすなわちフルスキャンの角度範囲となる。
【００６３】
フルスキャンに対するものとして、ハーフスキャン（ｈａｌｆ  ｓｃａｎ）がある。ハーフスキャンでは、全てのセクタを合わせたビュー角度範囲が１８０°＋α（α：Ｘ線ビームのファン角度）となる。本発明では、セクタの決定は、ハーフスキャンではなく、フルスキャンに合わせて行われる。
【００６４】
次に、ステップ６０９で、データ抽出が行われる。データ抽出はデータ処理装置６０によって行われる。データ処理装置６０は、本発明における抽出手段の実施の形態の一例である。データ抽出は、セクタ１〜６を用い、所定の心拍位相に合わせて行われる。心拍位相は予め使用者によって指定されている。
【００６５】
図１１に、データ抽出の例を示す。同図の（１）は記憶装置６６に記憶された心拍信号を示し、（２）〜（５）は同じく４系列のスキャンデータを示す。同図に斜線で示すように、データ抽出は、各データ系列について、心拍位相Ｐを中心とするビュー角度範囲がπ／３の各セクタによって行われる。
【００６６】
同図は、心拍数が低い場合を示している。心拍数が低いために、心拍位相Ｐのビューデータは、例えば２スキャンに１回の割合で抽出される。
【００６７】
スキャンデータがヘリカルスキャンによるものであるから、セクタ１〜６は体軸上の位置を異にする。セクタ間の体軸方向の距離Ｓは次式で表される。
【００６８】
【数２】
2004174005.tif 000004
【００６９】
ここで、
ＢＰＭ：心拍数（／ｍｉｎ）
ＧＳＰ：スキャンスピード（ｓｅｃ／回転）
ｐｉｔｃｈ：スキャンピッチ
例えば、心拍数６０／ｍｉｎ、スキャンスピード０．５ｓｅｃ、スキャンピッチ３のとき、距離Ｓは６となる。
【００７０】
図１２に、ヘリカルスキャンのダイヤグラムとセクタ１〜６の関係を示す。同図に示すように、セクタ１は、体軸位置０〜３．５、回転角度０〜π／３の領域となる。セクタ２は、体軸位置６．５〜１０、回転角度π／３〜２π／３の領域となる。セクタ３は、体軸位置１３〜１６．５、回転角度２π／３〜πの領域となる。
【００７１】
セクタ４は、体軸位置１９．５〜２３、回転角度π〜４π／３の領域となる。セクタ５は、体軸位置２６〜２９．５、回転角度４π／３〜５π／３の領域となる。セクタ６は、体軸位置３２．５〜３６、回転角度５π／３〜２πの領域となる。
【００７２】
次に、ステップ６１１で、ハーフスキャンデータ作成が行われる。ハーフスキャンデータ作成は、データ処理装置６０により行われる。データ処理装置６０は、本発明における作成手段の実施の形態の一例である。
【００７３】
ハーフスキャンでは、前述の通りビュー角度範囲が１８０°＋αとなる。この角度範囲のスキャンデータには必要な全てのビュー方向のデータが含まれるので、それに基づいて画像再構成が可能である。
【００７４】
Ｘ線ビームのファン角度αが例えば６０°のときは、ビュー角度範囲は２４０°となる。これは、セクタ１からセクタ４までの角度範囲、セクタ２からセクタ５までの角度範囲、あるいは、セクタ３からセクタ６までの角度範囲に相当する。そこで、セクタ１〜４、セクタ２〜６、または、セクタ３〜６のスキャンデータからハーフスキャンデータが作成される。
【００７５】
画像再構成位置を例えば体軸位置１５としたときは、例えば、セクタ１〜４、のスキャンデータからハーフスキャンデータが作成される。まず、この位置に最も近い位置のスキャンデータがセクタごとにそれぞれ作成される。すなわち、セクタ１においては、４系統のデータからの補間演算により、体軸位置３．５における回転角度０〜π／３のスキャンデータが作成される。セクタ２においては、４系統のデータからの補間演算により、体軸位置１０における回転角度π／３〜２π／３のスキャンデータが作成される。セクタ３においては、４系統のデータからの補間演算により、体軸位置１５における回転角度２π／３〜πのスキャンデータが作成される。この位置は画像再構成位置に一致する。
【００７６】
セクタ４においては、４系統のデータからの補間演算により、体軸位置１９．５における回転角度π〜４π／３のスキャンデータが作成される。セクタ５においては、４系統のデータからの補間演算により、体軸位置２６における回転角度４π／３〜５π／３のスキャンデータが作成される。セクタ６においては、４系統のデータからの補間演算により、体軸位置３２．５における回転角度５π／３〜２πのスキャンデータが作成される。
【００７７】
図１３に、このようにして作成されたセクタごとのスキャンデータを示す。同図に示すように、画像再構成位置に一致するスキャンデータはセクタ３のデータだけであり、それ以外は一致しない。言い換えれば、画像再構成位置に一致するスキャンデータは回転角度２π／３〜πのスキャンデータだけであり、それ以外の回転角度のスキャンデータは画像再構成位置に一致しない。ただし、セクタごとに、画像再構成位置に最も近い位置のデータを補間によって作成したので、セクタ間のデータの整合性は良くなっている。
【００７８】
回転角度２π／３〜π以外についても、画像再構成位置に一致するスキャンデータが補間演算によって作成される。補間演算には対向データが利用される。対向データとは照射角度が同一で方向が逆なＸ線によって得られたスキャンデータのことである。フルスキャンによって得られたスキャンデータのうち、後半の回転角度π〜２πで得られたデータが前半の回転角度０〜πで得られたデータの対向データとなる。
【００７９】
セクタ１のスキャンデータの対向データはセクタ４に存在するので、両セクタにおける対向データ同士の補間演算によって、破線で示すように、再構成位置における回転角度０〜π／３のスキャンデータが作成される。
【００８０】
セクタ２のスキャンデータの対向データはセクタ５に存在するので、両セクタにおける対向データ同士の補間演算によって、破線で示すように、再構成位置における回転角度π／３〜２π／３のスキャンデータが作成される。
【００８１】
セクタ４のスキャンデータの対向データはセクタ１に存在するので、両セクタにおける対向データ同士の補間演算によって、破線で示すように、再構成位置における回転角度π〜４π／３のスキャンデータが作成される。
【００８２】
これによって、画像再構成位置における回転角度０〜４π／３のスキャンデータ、すなわち、ハーフスキャンデータが得られる。このハーフスキャンデータは、画像再構成位置の両側のデータからの補間演算によって作成されたものなので、セクタ位置の相違による矛盾が解消されたものとなる。
【００８３】
なお、この例ではセクタ６のデータは利用されなかったが、ハーフスキャンデータとして回転角度π／３〜５π／３または２π／３〜２πのスキャンデータを作成するときは、セクタ３のデータの対向データとして利用される。
【００８４】
画像再構成位置に最も近いデータとしては、セクタ内で画像再構成位置に最も近い系列のデータを利用するようにしても良い。すなわち、図１２に示したダイヤグラムにおいて、セクタ１および２ではいずれも系列Ａのデータを選択し、セクタ３では系列Ｂのデータを選択し、セクタ４〜６ではいずれも系列Ｄのデータを選択する。
【００８５】
これによって、図１４に示すようなデータがセクタごとに選択される。このように、セクタごとに、画像再構成位置に最も近い系列のデータを選択したので、セクタ間のデータの整合性は良くなっている。
【００８６】
このようなデータ群について、セクタ３以外については対向データを用いた補間演算によって、破線で示すように、画像再構成位置におけるハーフスキャンデータを作成する。このハーフスキャンデータは、画像再構成位置の両側のデータからの補間演算によって作成されたものなので、セクタ位置の相違による矛盾が解消されたものとなる。
【００８７】
なお、この例ではセクタ６のデータは利用されなかったが、ハーフスキャンデータとして回転角度π／３〜５π／３または２π／３〜２πのスキャンデータを作成するときは、セクタ３のデータの対向データとして利用される。
【００８８】
次に、ステップ６１３で、画像再構成が行われる。画像再構成は、データ処理装置６０によって行われる。データ処理装置６０は、本発明におけ生成手段の実施の形態の一例である。
【００８９】
画像再構成は、上記のようにして作成されたハーフスキャンデータに基づいて行われる。ハーフスキャンデータはセクタ位置の相違による矛盾が解消されたものとなっているので、再構成された画像は、セクタの位置の相違による矛盾を含まない品質の良いものとなる。
【００９０】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、低心拍のときでもヘリカルスキャンによる撮影の品質が良いＸ線ＣＴ装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】Ｘ線検出器の構成を示す図である。
【図３】Ｘ線照射・検出装置の構成を示す図である。
【図４】Ｘ線照射・検出装置と対象との関係を示す図である。
【図５】Ｘ線照射・検出装置の構成を示す図である。
【図６】ヘリカルスキャンのダイヤグラムを示す図である。
【図７】本発明の実施の形態の一例の装置の動作のフロー図である。
【図８】スキャンデータおよび心拍信号の記憶要領を示す図である。
【図９】心拍信号の記憶要領を示す図である。
【図１０】セクタを示す図である。
【図１１】スキャンデータの抽出を示す図である。
【図１２】ヘリカルスキャンのダイヤグラムを示す図である。
【図１３】ハーフスキャンデータ作成を示す図である。
【図１４】ハーフスキャンデータ作成を示す図である。
【符号の説明】
２  走査ガントリ
２０  Ｘ線管
２２  コリメータ
２４  Ｘ線検出器
２６  データ収集部
２８  Ｘ線コントローラ
３０  コリメータコントローラ
３４  回転部
３６  回転コントローラ
４  撮影テーブル
６  操作コンソール
６０  データ処理装置
６２  制御インターフェース
６４  データ収集バッファ
６６  記憶装置
６８  表示装置
７０  操作装置
８  対象
１０  心拍検出装置
４００  Ｘ線ビーム
【図１】
2004174005.tif 000005
【図２】
2004174005.tif 000006
【図３】
2004174005.tif 000007
【図４】
2004174005.tif 000008
【図５】
2004174005.tif 000009
【図６】
2004174005.tif 000010
【図７】
2004174005.tif 000011
【図８】
2004174005.tif 000012
【図９】
2004174005.tif 000013
【図１０】
2004174005.tif 000014
【図１１】
2004174005.tif 000015
【図１２】
2004174005.tif 000016
【図１３】
2004174005.tif 000017
【図１４】
2004174005.tif 000018