(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の周囲の多方向から放射線源により放射線を照射し、それらの多方向からの前記被検体を透過した放射線を検出する放射線検出手段と、
前記被検体を搭載し、前記被検体をその体軸方向に移動可能な寝台と、
前記被検体の画像を再構成するための前記寝台を体軸方向への移動量を含む再構成パラメータを設定する再構成パラメータ設定手段と、
前記設定された再構成パラメータに基づき再構成する空間位置毎に決まる再構成演算に必要な少なくとも１つのデータセグメントに対する再構成ビュー範囲を算出する再構成ビュー範囲算出手段と、
前記算出された再構成ビュー範囲に対し前記被検体の動態解析によって得られた位相信号によって基準セグメント位置を設定する基準セグメント位置設定手段と、
前記設定された基準セグメント位置を含むデータセグメントについて所定の重み関数によって有効セグメントとして算出する有効セグメント算出手段と、
前記算出された有効セグメントを再構成して画像を作成する画像作成手段と、
を備えたことを特徴とする放射線断層像撮影装置。
【請求項２】
前記有効セグメント算出手段は、前記設定された基準セグメント位置が前記再構成ビュー範囲に存在する有効セグメント数を算出する有効セグメント数算出手段と、
前記算出された有効セグメント数毎に前記基準セグメント位置で規定される有効セグメントの幅をその隣接データセグメントが有する範囲により算出するセグメント幅算出手段と、さらに備えたことを特徴とする請求項１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項３】
前記有効セグメント算出手段に用いられる所定の重み関数は、前記算出された有効セグメントの幅と前記設定された基準セグメント位置より前記位相信号が等しいデータセグメントの画像再構成への寄与が高くなり、かつ、前記有効セグメントに対向したデータセグメントの重みの和が等しくなる重み関数であることを特徴とする請求項２に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項４】
前記基準セグメント位置設定手段は、所定の周期で運動する被検体の一部の運動情報をもとに、その周期中の所定位相に対応する基準セグメントの位置を設定することを特徴とする請求項１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項５】
前記再構成パラメータ設定手段は、前記運動情報の周期中の所定位相に対応する基準セグメントの位置を設定することを可能とするための情報を表示する手段を備えたことを特徴とする請求項４に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項６】
前記セグメント幅算出手段は、前記有効セグメントをπの自然数倍の範囲内に折り返して、各有効セグメントの幅を隣接する有効セグメント間で一定の比率となるように決定するとともに、前記再構成ビュー範囲の始端と終端との最近傍に位置する有効セグメントの幅に関しては、前記一定の比率にかかわらずその幅が前記再構成ビュー範囲より突出しないように調整することを特徴とする請求項２に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項７】
前記重み関数は、前記各有効セグメントに対して、各有効セグメントの基準セグメント位置を中心として各有効セグメントの幅以上の幅を有する重み関数であることを特徴とする請求項３に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項８】
前記重み関数は、前記隣接する各有効セグメントの重み同士が０から１００％までのいずれかの重なり率を有し、前記再構成ビュー範囲内において重みの合計は１であることを特徴とする請求項３に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項９】
前記重み関数は、前記隣接する有効セグメントがほぼ一致している場合、両方のセグメントを使用しそれらにかける重みは合計が１になるような重み関数であることを特徴とする請求項３に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項１０】
前記重み関数は、前記有効セグメントの重みを再配置前のＮπの領域に戻して算出した重み関数であることを特徴とする請求項３に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項１１】
前記有効セグメントに対し再構成フィルタリングを行う再構成フィルタリング手段をさらに備え、
前記画像作成手段は、前記再構成フィルタリング後の有効セグメントを再構成した画像を作成する、ことを特徴とする請求項１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項１２】
前記画像作成手段は、前記再構成前にコーン角補正を行うことを特徴とする請求項１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項１３】
前記画像作成手段は、前記再構成前にＸ線ビーム形状を扇状から平行へ並べ替え処理を行うことを特徴とする請求項１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項１４】
前記画像作成手段は、前記重み関数による重み付け三次元逆投影法により再構成して画像を作成することを特徴とする請求項１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項１５】
前記放射線検出手段は被検体の体軸方向に複数の検出器列を有し、
前記有効セグメント算出手段は、前記複数の検出器列で得られたデータを列方向の放射線検出手段の少なくとも片側に外挿補間することを特徴とする請求項１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項１６】
放射線を照射する放射線発生装置と、前記放射線発生装置を制御する制御装置と、を備えた放射線源と、
被検体をはさんで前記放射線発生装置に対向して配置され、前記被検体を透過した放射線を検出して放射線透過データを出力する放射線検出手段と、
前記放射線源及び前記放射線検出手段を搭載して回転可能な回転手段と、
前記被検体の周期運動を計測して得られた周期運動データの入力を受け付ける周期運動データ入力手段と、
前記入力された周期運動に基づいてデータ再構成ビュー範囲を決定する再構成ビュー範囲決定手段と、
前記周期運動データに含まれる前記被検体の動きの大きい位相を示す基準信号よりも前の任意の位相に位置する基準セグメント位置を算出する基準セグメント位置算出手段と、
前記再構成ビュー範囲に含まれる基準セグメント位置を、πの自然数倍範囲内であって前記基準セグメント位置に対応する位相に再配置する再配置手段と、
前記再配置された基準セグメント位置毎に、始端部又は終端部が該基準セグメント位置と一致するようにセグメントを設定するセグメント設定手段と、
前記再配置された各位相において隣接するセグメントに付けられた重みの和が一定となる連続的に変化する重み関数を算出する重み関数算出手段と、
前記算出された前記放射線透過データに基づいて再構成演算処理を行う画像作成手段と、
を備えたことを特徴とする放射線断層像撮影装置。
【請求項１７】
前記セグメント設定手段は、セグメント中心位置が、前記始端部又は終端部に相当する基準セグメント位置よりも後ろ又は前の位相であって該基準セグメント位置に再配置時に隣接する基準セグメント位置にあり、終端部又は始端部が前記セグメント中心位置よりも再配置時に後ろ又は前の位相であって該セグメント中心位置に再配置時に隣接する基準セグメント位置にあるセグメントを設定し、
前記重み関数算出手段は、前記セグメントにおいて、前記セグメント中心位置の重みが最も高く、前記セグメントの始端部及び終端部の重みが最も低い重み関数を算出することを特徴とする請求項１６に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項１８】
前記重み関数算出手段は、線形関数又は非線形関数を用いた重み関数を生成することを特徴とする請求項１６に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項１９】
放射線を照射する放射線発生装置と、前記放射線発生装置を制御する制御装置と、を備えた放射線源と、
被検体をはさんで前記放射線発生装置に対向して配置され、前記被検体を透過した放射線を検出して放射線透過データを出力する放射線検出手段と、
前記放射線源及び前記放射線検出手段を搭載して回転可能な回転手段と、
前記被検体の周期運動を計測して得られた周期運動データの入力を受け付ける周期運動データ入力手段と、
前記入力された周期運動に基づいて再構成ビュー範囲を決定する再構成ビュー範囲決定手段と、
前記周期運動データに含まれる被検体の動きの大きい位相を示す基準信号に対して第一の条件を満たす位相に位置する第一基準セグメント位置と、前記基準信号に対して第二の条件を満たす位相に位置する第二基準セグメント位置と、を算出する基準セグメント位置算出手段と、
前記再構成ビュー範囲に含まれる第一基準セグメント位置及び第二基準セグメント位置を、πの自然数倍範囲内であって前記第一基準セグメント位置及び第二基準セグメント位置に対応する位相に再配置する再配置手段と、
前記再配置された第一基準セグメント位置がセグメント中心位置であって、始端部又は終端部の少なくとも一方が再配置時に前記第一基準セグメント位置と隣接する第一基準セグメント位置又は第二基準セグメント位置と一致するセグメントを設定するセグメント設定手段と、
前記再配置された各位相において隣接するセグメントに付けられた重みの和が一定となる連続的に変化する重み関数を算出する重み関数算出手段と、
前記重み付けをされた前記放射線透過データに基づいて再構成演算処理を行う画像作成手段と、
を備えたことを特徴とする放射線断層像撮影装置。
【請求項２０】
前記重み関数算出手段は、線形関数又は非線形関数を用いた重み関数を生成することを特徴とする請求項１９に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項２１】
所定の撮影速度で、被検体の周囲から前記被検体を透過した放射線を検出する放射線検出手段と、
前記被検体を搭載する寝台と、
前記放射線検出手段の前記所定の撮影速度を設定可能な撮影速度制御手段と、
前記検出した放射線を処理し、データセグメントに変換し、断層画像化する画像作成手段と、
前記被検体の心拍数と心拍変動量を計測する心拍変動計測手段と、
前記心拍変動計測手段にて計測された心拍数と心拍変動量に基づいて、基準心拍数と基準心拍変動量を求める基準心拍変動演算手段と、
前記基準心拍変動演算手段から出力された前記基準心拍数と前記基準心拍変動量に基づいて撮影速度を選択し前記撮影速度制御手段に前記所定の撮影速度として出力する撮影速度選択手段と、
を備えたことを特徴とする放射線断層像撮影装置。
【請求項２２】
前記基準心拍変動演算手段は、前記心拍変動計測手段にて計測された心拍数の少なくとも一部の平均値、または前記心拍数の少なくとも一部をヒストグラム化した時の重心値、中央値、重み付け加算値、および所定度数以上における重心値のいずれかひとつとして前記基準心拍数を決定することを特徴とする請求項２１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項２３】
前記基準心拍変動演算手段は、前記心拍変動計測手段にて計測された心拍数の少なくとも一部の最大値と最小値の間隔、または前記心拍数の少なくとも一部をヒストグラム化した時の幅、半値幅、１０分の１の幅、および所定度数以上における幅のいずれか一つとして、前記基準心拍変動量を決定することを特徴とする請求項２１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項２４】
前記撮影速度選択手段は、前記撮影速度毎に決まる心拍数と実効時間分解能との相関関数を記憶しており、前記基準心拍数を中心とした前記基準心拍変動量の範囲内の心拍数を異なる撮影速度毎に記憶された相関関数を用いて実効時間分解能を算出することを特徴とする請求項２１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項２５】
前記撮影速度選択手段は、前記相関関数に当てはめて得た一連の実効時間分解能のうちもっとも低いものを最低時間分解能として、これを異なる撮影速度毎に求め、前記最低時間分解能が最高になる撮影速度を選択することを特徴とする請求項２１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項２６】
前記撮影速度選択手段は、前記相関関数に当てはめて得た一連の実効時間分解能の変動幅を、異なる撮影速度毎に求めて時間分解能変動幅とし、前記時間分解能変動幅が最も小さくなる撮影速度を選択することを特徴とする請求項２１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項２７】
前記撮影速度選択手段は、前記相関関数に当てはめて得た一連の実効時間分解能を、異なる撮影速度毎に複数の重心値を基準として前記実効時間分解能が出現する頻度を計数し、前記実効時間分解能の重心値と前記出現頻度との加重平均値を平均時間分解能とし、前記平均時間分解能が最高になる撮影速度を選択することを特徴とする請求項２１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項２８】
前記撮影速度選択手段は、前記相関関数に当てはめて得た一連の実効時間分解能のうちもっとも低いものを最低時間分解能として、これを異なる撮影速度毎に求め、前記最低時間分解能が最高になる撮影速度と、
前記相関関数に当てはめて得た一連の実効時間分解能の変動幅を、異なる撮影速度毎に求めて時間分解能変動幅とし、前記時間分解能変動幅が最も小さくなる撮影速度と、
前記相関関数に当てはめて得た一連の実効時間分解能を、異なる撮影速度毎に複数の重心値を基準として前記実効時間分解能が出現する頻度を計数し、前記実効時間分解能の重心値と前記出現頻度との加重平均値を平均時間分解能とし、前記平均時間分解能が最高になる撮影速度と、の３つの撮影速度のうち、大多数を占める撮影速度がある場合は、その撮影速度を選択することを特徴とする請求項２１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項２９】
前記心拍変動計測手段は、心電計あるいは前記検出した放射線をもとに動体の動き量を求める動き量抽出手段であることを特徴とする請求項２１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項３０】
前記心拍変動計測手段にて計測される心拍数と心拍変動量に代わり、前記基準心拍数と前記基準心拍変動量の演算の基になる心拍数と心拍変動量の変移データを外部より入力可能な入力装置をさらに備えることを特徴とする請求項２１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項３１】
前記放射線検出手段と前記寝台の少なくとも一方を被検体の体軸方向に相対的に移動可能な移動手段をさらに備え、前記撮影速度制御手段は前記移動手段と連動して撮影を行うことを特徴とする請求項２１に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項３２】
放射線を照射する放射線発生装置と、前記放射線発生装置を制御する制御装置と、を備えた放射線源と、
被検体をはさんで前記放射線発生装置に対向して配置され、放射線を検出して放射線透過データを出力する放射線検出手段と、
前記放射線源及び前記放射線検出手段を搭載して回転可能な回転手段と、
前記放射線透過データに基づいて再構成演算処理を行う画像作成手段と、
前記被検体の周期運動を計測して得られた周期運動データの入力を受け付ける周期運動データ入力手段と、
前記周期運動データに基づいて、再構成を行う任意の周期位相位置を示す再構成基準位置を算出する再構成基準位置算出手段と、
前記再構成基準位置算出手段が算出した再構成基準位置毎の重要度を、前記被検体の周期運動を示す特徴量又は前記放射線発生装置が前記再構成基準位置を通過する時刻に基づいて算出する重要度算出手段と、
前記再構成基準位置毎に算出した重要度に応じて重要度の高い再構成基準位置ほど前記放射線透過データの抽出範囲が広くなるように抽出範囲を算出する抽出範囲算出手段と、
前記算出された前記抽出範囲に含まれる前記放射線透過データに基づいて再構成演算処理を行う画像作成手段と、
を備えたことを特徴とする放射線断層像撮影装置。
【請求項３３】
前記重要度算出手段は、前記再構成基準位置が含まれる前記周期運動の周期と、前記放射線発生装置が前記再構成基準位置を通過する時刻から各々の前記再構成基準位置までの時間間隔と、前記再構成基準位置が含まれる前記被検体の周期運動の規則性とのうちの少なくとも一つに基づいて重要度を算出することを特徴とする請求項３２に記載の放射線断層像撮影装置。
【請求項３４】
前記抽出範囲算出手段は、前記重要度算出手段によって算出された各再構成基準位置の重要度に対し、所定の重み付けを行って抽出範囲を算出することを特徴とする請求項３２に記載の放射線断層像撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線断層像撮像装置に係り、特に心血管や呼吸器など、被検体において周期運動を行う部位の撮影を目的とした放射線断層像撮像装置に関する。
なお、本出願は、日本国特許法に基づく特許出願特願２００４−１７７９０３号、特願２００４−２０６８１４号、特願２００４−３０４３５７号、特願２００４−３５９８７３号を基礎とするパリ優先主張を伴う出願であって、これらの出願の利益を受けるために参照による援用の適用を受けるものである。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線ＣＴ装置は、放射線断層像撮像装置の一つであり、Ｘ線管とＸ線検出器を搭載した回転部を被検体の周囲に回転させながらＸ線を照射しつつ、Ｘ線検出器で被検体の体を透過したＸ線を検出する。【０００３】
このＸ線ＣＴ装置においては、次の手法で所望の心位相における心臓のＸ線透過データを揃えて心臓撮影を行う。
心位相と回転方向の角度(以下、「ビュー角」という)が回転毎に同一ではないようにデータを収集する。
上記収集された「ビュー角」のデータから所望のデータを補間して求める。【０００４】
ここで、所望の心位相とは、たとえば心臓の動きが比較的安定している心臓収縮期直前である。断層像は被検体の周囲を少なくとも１８０°方向からのＸ線透過データを収集することで作成可能であるので、回転部が複数回回転する内に所望の心位相のデータを１８０°以上の方向から収集する。【０００５】
Ｘ線ＣＴ装置で上記のような心臓撮影を行う場合、一度に多くの投影像を得られれば、より短い撮影時間でＸ線透過データが得られることになる。このような短い撮影時間でのデータ取得は、Ｘ線等の放射線の被曝の抑制につながり、被検体にとって望ましいものである。一度に多くの投影像を得る方法としては、ビュー方向だけではなく被検体の体軸方向にも広がりのあるコーンビーム状のＸ線を使用する方法がある。コーンビーム状Ｘ線の投影面に対応させて、Ｘ線検出素子は回転方向であるビュー方向だけではなく周回軸方向である体軸方向にも複数配列される。【０００６】
特許文献１は、このようなコーンビームＸ線ＣＴ装置を用いて、目的の心位相を含んだＸ線透過データをデータセグメントに分解し、これを複数組み合わせて、ある断面における心臓断層像の再構成をする技術を開示する。【０００７】
なお、データセグメントとは、ある心位相におけるＸ線透過データを含んだビュー方向に連続した連続データをいい、その周回軸方向の長さとビュー方向長さは撮影速度や心拍数や寝台送り速度などに依存する。【０００８】
特許文献１に記載されるようなコーンビーム状Ｘ線を使用した螺旋軌道スキャンによる心臓撮影の場合、断層像の再構成に用いられるデータセグメント数は、ビュー角度の範囲毎に対応するセグメント数のうちの最小数に一定化されている。
【特許文献１】特開２００３−９３３７８号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
特許文献１では、ビュー角度の範囲毎に対応するセグメント数が最小数に一定化されているため、寝台の送り速度が速いと、所定時間内に得られるデータセグメントの周回軸方向長さもビュー方向長さも長くなり、データセグメントの数が減少し、結果として時間分解能が低下してしまう。【００１０】
他方で、寝台の送り速度を遅くし冗長性を上げると、再構成に用いられるセグメント数が最小のデータセグメント数に一定化されているので、再構成に用いられないセグメントが増えて、そのセグメントの利用率が低下し、被検体への無効被曝が増大する懸念がある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明の放射線断層像撮像装置は、被検体の周囲の多方向から放射線源により放射線を照射し、それらの多方向からの前記被検体を透過した放射線を検出する放射線検出手段と、前記被検体を搭載し、前記被検体をその体軸方向に移動可能な寝台と、前記被検体の画像を再構成するための前記寝台を体軸方向への移動量を含む再構成パラメータを設定する再構成パラメータ設定手段と、前記設定された再構成パラメータに基づき再構成する空間位置毎に決まる再構成演算に必要な少なくとも１つのデータセグメントに対する再構成ビュー範囲を算出する再構成ビュー範囲算出手段と、前記算出された再構成ビュー範囲に対し前記被検体の動態解析によって得られた位相信号によって基準セグメント位置を設定する基準セグメント位置設定手段と、前記設定された基準セグメント位置を含むデータセグメントについて所定の重み関数によって有効セグメントとして算出する有効セグメント算出手段と、前記算出された有効セグメントを再構成して画像を作成する画像作成手段と、を備える。【００１２】
これにより、時間分解能向上と無効被曝低減の両立を図ることが可能な放射線断層像撮像装置が提供できる。【００１３】
また、前記有効セグメント算出手段は、前記設定された基準セグメント位置が前記再構成ビュー範囲に存在する有効セグメント数を算出する有効セグメント数算出手段と、前記算出された有効セグメント数毎に前記基準セグメント位置で規定される有効セグメントの幅をその隣接データセグメントが有する範囲により算出するセグメント幅算出手段と、さらに備えてもよい。【００１４】
更に、前記有効セグメント算出手段に用いられる所定の重み関数は、前記算出された有効セグメントの幅と前記設定された基準セグメント位置より前記位相信号が等しいデータセグメントの画像再構成への寄与が高くなり、かつ、前記有効セグメントに対向したデータセグメントの重みの和が等しくなる重み関数であってもよい。【００１５】
また、本発明の望ましい実施形態は、放射線を照射する放射線発生装置と、前記放射線発生装置を制御する制御装置と、を備えた放射線源と、被検体をはさんで前記放射線発生装置に対向して配置され、前記被検体を透過した放射線を検出して放射線透過データを出力する放射線検出手段と、前記放射線源及び前記放射線検出手段を搭載して回転可能な回転手段と、前記被検体の周期運動を計測して得られた周期運動データの入力を受け付ける周期運動データ入力手段と、前記入力された周期運動に基づいてデータ再構成ビュー範囲を決定する再構成ビュー範囲決定手段と、前記周期運動データに含まれる前記被検体の動きの大きい位相を示す基準信号よりも前の任意の位相に位置する基準セグメント位置を算出する基準セグメント位置算出手段と、前記再構成ビュー範囲に含まれる基準セグメント位置を、πの自然数倍範囲内であって前記基準セグメント位置に対応する位相に再配置する再配置手段と、前記再配置された基準セグメント位置毎に、始端部又は終端部が該基準セグメント位置と一致するようにセグメントを設定するセグメント設定手段と、前記再配置された各位相において隣接するセグメントに付けられた重みの和が一定となる連続的に変化する重み関数を算出する重み関数算出手段と、前記算出された前記放射線透過データに基づいて再構成演算処理を行う画像作成手段と、を備える。【００１６】
これにより、基準セグメントを各セグメントの終端に設けるため、心臓の拍動など体動が大きな位相を除外しやすく、異なる被検体の個体差にも対応できるので、画像に対する動きアーチファクトの影響を抑制することが可能な放射線断層像撮像装置が提供できる。【００１７】
また、本発明の望ましい実施形態は、所定の撮影速度で、被検体の周囲から前記被検体を透過した放射線を検出する放射線検出手段と、前記被検体を搭載する寝台と、前記放射線検出手段の前記所定の撮影速度を設定可能な撮影速度制御手段と、前記検出した放射線を処理し、データセグメントに変換し、断層画像化する画像作成手段と、前記被検体の心拍数と心拍変動量を計測する心拍変動計測手段と、前記心拍変動計測手段にて計測された心拍数と心拍変動量に基づいて、基準心拍数と基準心拍変動量を求める基準心拍変動演算手段と、前記基準心拍変動演算手段から出力された前記基準心拍数と前記基準心拍変動量に基づいて撮影速度を選択し前記撮影速度制御手段に前記所定の撮影速度として出力する撮影速度選択手段と、を備える。【００１８】
これにより、被検体の心拍などの被検体の動態情報が撮影速度設定時と実際の撮影時と異なっても、心拍数等の変動傾向によって時間分解能を適切にすることが可能な放射線断層像撮像装置が提供できる。【００１９】
また、本発明の望ましい実施形態は、放射線を照射する放射線発生装置と、前記放射線発生装置を制御する制御装置と、を備えた放射線源と、被検体をはさんで前記放射線発生装置に対向して配置され、放射線を検出して放射線透過データを出力する放射線検出手段と、前記放射線源及び前記放射線検出手段を搭載して回転可能な回転手段と、前記放射線透過データに基づいて再構成演算処理を行う画像作成手段と、前記被検体の周期運動を計測して得られた周期運動データの入力を受け付ける周期運動データ入力手段と、前記周期運動データに基づいて、再構成を行う任意の周期位相位置を示す再構成基準位置を算出する再構成基準位置算出手段と、前記再構成基準位置算出手段が算出した再構成基準位置毎の重要度を、前記被検体の周期運動を示す特徴量又は前記放射線発生装置が前記再構成基準位置を通過する時刻に基づいて算出する重要度算出手段と、前記再構成基準位置毎に算出した重要度に応じて重要度の高い再構成基準位置ほど前記放射線透過データの抽出範囲が広くなるように抽出範囲を算出する抽出範囲算出手段と、前記算出された前記抽出範囲に含まれる前記放射線透過データに基づいて再構成演算処理を行う画像作成手段と、を備える。【００２０】
これにより、複数の心拍などの動態における同時相の分割撮影データを収集する際の時間分解能あるいは空間分解能の向上に資することが可能な放射線断層像撮像装置が提供できる。
【発明の効果】
【００２１】
本発明によれば、時間分解能向上と無効被曝低減の両立を図ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２２】
【図１】（ａ）は本発明によるＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図、（ｂ）はＸ線ＣＴ装置の構成の要部拡大図。
【図２】本発明によるＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャート。
【図３】（ａ）は再構成ビュー範囲の計算について一方向からの説明図、（ｂ）は再構成ビュー範囲の計算について他方向からの説明図。
【図４】本発明のＸ線ＣＴ装置におけるＲ波信号とセグメント位置の関係の一例を示す模式図であって、（ａ）はＲ波信号、（ｂ）はセグメント位置を示す。
【図５】本発明によるＸ線ＣＴ装置における再構成ビュー範囲と有効セグメント数の関係の一例を示す模式図。
【図６】（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）は第一実施形態におけるフル再構成時の再構成ビュー範囲内のセグメントの再配置と重み調整を示す模式図。
【図７】（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は第一実施形態における重み関数の作成方法を示す模式図。
【図８】第一実施形態における重み付け関数を示す図で、（ａ）は重なり率１００％の場合を示す模式図、（ｂ）は重なり率５０％の場合を示す模式図、（ｃ）は重なり率０％の場合を示す模式図。
【図９】ファンビームとパラレルビームとの間の並べ替え(リバイニング)を説明する模式図であって、（ａ）はファンビーム、（ｂ）はパラレルビームを示す。
【図１０】Ｘ線ＣＴ装置における円軌道スキャンと螺旋軌道スキャンを示す概念図であって、（ａ）は円軌道スキャン、（ｂ）は螺旋軌道スキャンを示す。
【図１１】（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はＸ線ＣＴ装置の一例としてＸ線ＣＴ装置における多列Ｘ線検出器とＸ線源と周回軸上のディテクタコリメーション厚を示す関係を周回軸に沿って示す概念図。
【図１２】テーブル送り速度の違いにより生ずる冗長性を説明する図。
【図１３】（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）は第一実施形態におけるハーフ再構成時の再構成ビュー範囲内のセグメントの再配置と重み調整を示す図。
【図１４】第四実施形態以前の従来技術にかかるセグメント重みを示す模式図であって（ａ）はＲ波信号、（ｂ）はセグメント基準位置を示す。
【図１５】第四実施形態のＸ線ＣＴ装置の構成を示す全体概観図。
【図１６】第四実施形態のＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図。
【図１７】円軌道スキャン時及び螺旋起動スキャン時のＸ線焦点の軌跡を示す模式図であって、（ａ）は円軌道スキャン、（ｂ）は螺旋軌道スキャンを示す。
【図１８】Ｘ線検出器１２の構造を示す模式図であって、（ａ）はシングルスライス、（ｂ）はマルチスライスを示す。
【図１９】コリメータで絞られるＸ線の厚さを示す模式図。
【図２０】ビュー方向の重み付けを行なう方法を示すフローチャート。
【図２１】絶対法による基準セグメント位置算出方法を示す模式図であって、（ａ）はＲ波信号、（ｂ）は基準セグメント位置を示す。
【図２２】相対法による基準セグメント位置算出方法を示す模式図であって、（ａ）はＲ波信号、（ｂ）は基準セグメント位置を示す。
【図２３】（ａ）はセグメント重みの算出方法を示す模式図であって、基準セグメント位置を実際の位相に対応付けて表した図、（ｂ）はセグメント重みの算出方法を示す模式図であって、基準セグメント位置を０〜２πの範囲に再配置した図。
【図２４】（ａ）はファンビームとパラレルビームの１８０度再構成を示す模式図、（ｂ）パラレルビームにおける１８０度再構成を示す模式図。
【図２５】（ａ）は三次元再構成説明図（Ｘ―Ｙ平面）、（ｂ）は三次元再構成説明図（Ｘ―Ｚ平面）。
【図２６】（ａ）は第四形態のセグメント重みと従来技術にかかるセグメント重みとの比較を示す模式図、（ｂ）は（ａ）の従来のセグメント重みの中心位置を第四実施形態の重みの中心に近づくようにシフトさせて示した模式図。
【図２７】（ａ）は始端基準法を説明するための模式図であって、再配置後の基準セグメント位置と重み関数とを示す図、（ｂ）は始端基準法を説明するための模式図であって、算出された重み関数を再配置前のビュー位置に配置した状態を示す図。
【図２８】（ａ）は終端基準法を説明するための模式図、再配置後の基準セグメント位置と重み関数とを示す図、（ｂ）は終端基準法を説明するための模式図であって、算出された重み関数を再配置前のビュー位置に配置した状態を示す図。
【図２９】（ａ）は中心‐始端基準法を説明するための模式図であって、再配置後の基準セグメント位置と重み関数とを示す図、（ｂ）は中心‐始端基準法を説明するための模式図であって、算出された重み関数を再配置前のビュー位置に配置した状態を示す図。
【図３０】（ａ）は中心‐終端基準法を説明するための模式図であって、再配置後の基準セグメント位置と重み関数とを示す図、（ｂ）は中心‐終端基準法を説明するための模式図であって、算出された重み関数を再配置前のビュー位置に配置した状態を示す図。
【図３１】（ａ）は再構成ビュー範囲による制限に対する対応処理を説明するための模式図であって、再配置後の基準セグメント位置と重み関数とを示す図、（ｂ）は再構成ビュー範囲による制限に対する対応処理を説明するための模式図であって、（ａ）の重み関数を再構成ビュー範囲に収まるように修正した図、（ｃ）は再構成ビュー範囲による制限に対する対応処理を説明するための模式図であって、修正後の重み関数を再配置前のビュー位置に配置した状態を示す図。
【図３２】（ａ）は再配置位相が同じ基準位置にあった場合の対応処理を説明するための模式図であって、再配置後の基準セグメント位置のうち、再構成ビュー範囲の中心から遠い基準セグメント位置を削除する状態を示す図、（ｂ）は再配置位相が同じ基準位置にあった場合の対応処理を説明するための模式図であって、再構成ビュー範囲の中心から遠い基準セグメント位置を削除して重み関数を生成した状態を示す図、（ｃ）は再配置位相が同じ基準位置にあった場合の対応処理を説明するための模式図であって、基準セグメント位置と重み関数とを再配置前のビュー位置に配置した状態を示す図。
【図３３】第五実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図。
【図３４】第五実施形態に係るＸ線ＣＴ装置での心電同期再構成の手順を示すフローチャート。
【図３５】（ａ）は２つの撮影速度間における心拍変動幅と実効時間分解能の一相関関係を説明するグラフであって、０．７秒スキャン時（相対的高時間分解能）を示す図、（ｂ）は２つの撮影速度間における心拍変動幅と実効時間分解能の一相関関係を説明するグラフであって、０．９秒スキャン時（相対的低時間分解能）を示す図。
【図３６】（ａ）は他の２つの撮影速度間における心拍変動幅と実効時間分解能の一相関関係を説明するグラフであって、０．５秒スキャン時（相対的高時間分解能）を示す図、（ｂ）は２つの撮影速度間における心拍変動幅と実効時間分解能の一相関関係を説明するグラフであって、１．１秒スキャン時（相対的低時間分解能）を示す図。
【図３７】（ａ）はセグメントに応じた重みと実効時間分解能の関係を説明する図であって、矩形重みの場合を示す図、（ｂ）はセグメントに応じた重みと実効時間分解能の関係を説明する図であって、台形重みの場合を示す図。
【図３８】（ａ）は第五実施形態による基準心拍数と基準心拍変動幅の決定方法を説明する図であって、実心拍波形を示し、（ｂ）は第五実施形態による基準心拍数と基準心拍変動幅の決定方法を説明する図であって、実心拍波形のヒストグラムを示し、（ｃ）は、第五実施形態による基準心拍数と基準心拍変動幅の決定方法を説明する図であって、基準心拍変動量（半値幅）を示し、（ｄ）は第五実施形態による基準心拍数と基準心拍変動幅の決定方法を説明する図であって、基準心拍変動量を示す。
【図３９】（ａ）は第五実施形態による最低時間分解能を使用したスキャン時間の決定方法を示す図であって、最低時間分解能を用いる場合（０．７秒スキャンの時）を示し、（ｂ）は第五実施形態による最低時間分解能を使用したスキャン時間の決定方法を示す図であって、最低時間分解能を用いる場合（０．９秒スキャンの時）を示す。
【図４０】（ａ）はＸ線ＣＴ装置における螺旋軌道スキャンと円軌道スキャンを示す概念図であって、円軌道スキャンの焦点軌跡を示し、（ｂ）はＸ線ＣＴ装置における螺旋軌道スキャンと円軌道スキャンを示す概念図であって、螺旋軌道スキャンの焦点軌跡を示す。
【図４１】（ａ）はＸ線ＣＴ装置における単列Ｘ線検出器と多列Ｘ線検出器と周回軸上のディテクタコリメーション厚を示す概念図であって、単列Ｘ線検出器のディテクタコリメーション厚を示し、（ｂ）はＸ線ＣＴ装置における単列Ｘ線検出器と多列Ｘ線検出器と周回軸上のディテクタコリメーション厚を示す概念図であって、多列Ｘ線検出器のディテクタコリメーション厚を示す。
【図４２】（ａ）は第六実施形態による時間分解能変動幅を使用したスキャン時間の決定方法を示す図であって、時間分解能変動幅を用いる場合（０．７秒スキャンの時）を示し、（ｂ）は第六実施形態による時間分解能変動幅を使用したスキャン時間の決定方法を示す図であって、時間分解能変動幅を用いる場合（０．９秒スキャンの時）を示す。
【図４３】（ａ）は第七実施形態による平均時間分解能を使用したスキャン時間の決定方法を示す図であって、平均時間分解能を用いる場合（０．７秒スキャンの時）を示し、（ｂ）は第七実施形態による平均時間分解能を使用したスキャン時間の決定方法を示す図であって、平均時間分解能を用いる場合（０．９秒スキャンの時）を示す。
【図４４】第八実施形態に対して従来技術である手法によるセグメント抽出範囲の算出例を示す模式図。
【図４５】第八実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置を示すブロック図。
【図４６】図４５に示したＸ線ＣＴ装置により断層像を得るための処理を示すフローチャート。
【図４７】心電計から取得さえる心電波形の一例を示す模式図。
【図４８】基準位置算出手段によって算出される再構成基準位置の一例を示す模式図。
【図４９】基準位置算出手段によって算出される再構成基準位置の一例を示す模式図。
【図５０】重要度算出手段によって算出される重要度の一例を示す模式図。
【図５１】重要度算出手段によって算出される重要度の一例を示す模式図。
【図５２】重要度算出手段によって算出される重要度の一例を示す模式図。
【図５３】（ａ）、（ｂ）は心電波形８１０１と、セグメント８１０２の重要度とを互いに関連付けて表示した画面表示例を示す模式図。
【図５４】重み付け表示例を示す模式図。
【符号の説明】
【００２３】
１：Ｘ線管、２：コリメータ、３：Ｘ線検出器、４：プリアンプ、５：寝台、６：回転駆動装置、７：中央制御装置、８：画像処理装置、９：表示装置、１０：入力装置、１１：コリメータ制御装置、１２：Ｘ線制御装置、１３：高電圧発生装置、２０：スキャナ制御手段、３０：心拍変動計測手段、５１―５６：Ｒ波、６１−６９：セグメント位置、７０：再構成ビュー範囲、８０：重み関数、８１：データセグメント作成手段、８２：再構成ビュー範囲算出手段、８３：基準セグメント位置算出手段、８４：有効セグメント決定手段、８５：再配置重み付け手段、８６：画像作成手段、４０１：Ｘ線ＣＴ装置、４０２：被検体、４１０：スキャナ、４１１：Ｘ線発生装置、４１１１：高圧スイッチングユニット、４１１２：高電圧発生装置、４１１３：Ｘ線制御装置、４１２：Ｘ線検出器、４１２１：プリアンプ、４１３：コリメータ、４１３１：コリメータ制御装置、４１４：駆動装置、４１５：スキャナ制御装置、４１６：中央制御装置、４２０：寝台、４２１：寝台制御装置、４２２：寝台移動計測装置、４３０：操作ユニット、４３１：演算装置、４３１１：再構成演算装置、４３１２：画像処理装置、４３１３：記憶装置、４３２：入出力装置、４３２１：表示装置、４３２２：入力装置、４３３：電源・信号線、４４０：心電計、５０１：Ｘ線管、５０２：コリメータ、５０３：Ｘ線検出器、５０４：プリアンプ、５０５：寝台、５０６：回転駆動装置、５０７：中央制御装置、５０８：画像処理装置、５０９：表示装置、５１０：入力装置、５１１：コリメータ制御装置、５１２：Ｘ線制御装置、５１３：高電圧発生装置、５１４：高圧スイッチングユニット、５１６：寝台制御装置、５１７：寝台移動計測装置、５２０：撮影速度制御手段、５３０：心拍変動計測手段、５４０：基準心拍変動演算手段、５５０：撮影速度選択手段、８０１：Ｘ線ＣＴ装置、８１０：スキャナガントリ部、８１１：Ｘ線管球、８１２：Ｘ線検出器、８１３：回転盤、８１４：コリメータ、８１５：回転駆動装置、８２０：画像処理装置、８２１：マウス、８２２：コンピュータ、８２３：表示装置、８３０：測定制御装置、８４０：心電計、８５０：患者テーブル、８６０：被検体
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
以下、図面を参照して、本発明の好ましい実施形態について説明する。【００２５】
＜第一実施形態＞
図１は、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の一例であるコーンビーム状Ｘ線を使用するマルチスライスＸ線ＣＴ装置を示す全体構成図である。図１のＸ線ＣＴ装置は、いわゆるローテート−ローテート方式(第３世代)スキャン方式のものである。【００２６】
図１のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管１、コリメータ２、Ｘ線検出手段としてのＸ線検出器３、プリアンプ４、寝台５、所定の撮影速度を実現する回転駆動装置６、中央制御装置(CPU)７、画像処理８、表示装置９、入力装置１０、コリメータ制御装置１１、Ｘ線制御装置１２、高電圧発生装置１３、スキャナ制御手段２０、心拍変動計測手段３０を備える。ただし、心拍変動計測手段３０は、必ずしも本発明に係るＸ線ＣＴ装置の構成に含まれず、別途外部から接続可能であればよい。
Ｘ線ＣＴ装置は、撮影時に次の手順で動作する。高電圧発生装置１３は入力装置１０からＸ線制御装置１２経由で指示した電力を発生する。その発生された電力は所定の管電圧と管電流でＸ線管１に供給される。Ｘ線管１は管電圧と管電流とを受けて電子ビーム等を放出し、これをターゲットに当ててＸ線を発生する。Ｘ線管１で発生したＸ線は、コリメータ２で被検体の撮像部位に合わせて絞られてから寝台５上の被検体に照射される。被検体を透過したＸ線は、Ｘ線検出器３に透過Ｘ線データとして収集される。収集された透過Ｘ線データは画像処理装置８に送られて被検体の断層像が再構成され、表示装置９にて再構成された断層像が表示される。なお、撮影の際は通常Ｘ線管１とＸ線検出器３とを搭載したガントリーは被検体の周囲を回転する。この回転駆動をつかさどるのが回転駆動装置６であり、回転と同時に寝台５をCPU７経由で移動制御することで円軌道スキャンや螺旋軌道スキャンを可能とする。【００２７】
図１の構成中、本発明に特徴的な部分は、入力装置１０と画像処理装置８とである。画像処理装置８には、データセグメント作成手段８１、再構成ビュー範囲算出手段８２、基準セグメント位置算出手段８３、有効セグメント決定手段８４、再配置重み付け手段８５、及び画像作成手段８６が含まれるが、これらの構成については後述する。【００２８】
次に図２に基づいて、図１のＸ線ＣＴ装置を用いて心電同期再構成をする動作の概略を説明する。【００２９】
心電同期撮影後、ステップＳ２０１では、入力装置１０から入力された再構成パラメータが、画像処理装置８に送られる。画像処理装置８のデータセグメント作成手段８１は、心電同期撮影によって取得した透過Ｘ線データからデータセグメント(以下、データセグメントは「セグメント」と略す)を抽出する。【００３０】
ステップＳ２０２では、画像処理装置８の再構成ビュー範囲算出手段８２が、前記再構成パラメータ中のFOVに応じた再構成ビュー範囲や画素位置に応じた再構成ビュー範囲を算出する。再構成ビュー範囲は、πの自然数倍の範囲である。
心電同期撮影された所定心位相の撮影データはセグメントとなる。【００３１】
ステップＳ２０３では、画像処理装置８内の基準セグメント位置算出手段８３は全てのセグメント位置を算出する。この位置情報をもとに以降の処理が行われる。【００３２】
ステップＳ２０４では、画像処理装置８内の有効セグメント決定手段８４は、ステップＳ２０２で求めた再構成ビュー範囲とステップＳ２０３で求めたセグメント位置とを重ねて、基準セグメント位置が再構成ビュー範囲内のセグメント位置だけを有効セグメント位置として取得する。【００３３】
ステップＳ２０５では、画像処理装置８内の再配置重み付手段８５は、上記有効セグメント位置が少なくとも１８０°の範囲に収まるように調整する。【００３４】
ステップＳ２０６では、再配置重み付け手段８５が基準セグメント位置を中心とする重み関数が少なくとも１８０°の範囲に納まるように調整する。再配置重み付け手段８５は、基準セグメント位置を再構成ビュー範囲における対応する位相に再配置する。次に、最終的に再構成される画像の時間分解能が最適化されるように重み付けする。この重み付けは、再構成ビュー範囲内の各位相におけるデータを揃えるために行なうものであり、再配置したデータセグメントを補完するように重み付けが行なわれる。つまり、再配置重み付け手段８５は、基準セグメント位置を１８０°の範囲に再配置すると共に、再配置した基準セグメント位置に対して重み付けを行なうものである。なお、本実施の形態では、再配置重み付け手段８５が、再配置と重み付けとを共に行なう手段として説明するが、再配置手段と重み付け手段とにわけてもよい。【００３５】
最後に、ステップＳ２０７では、画像処理装置８内の画像作成手段８６は、ステップＳ２０６で作成した重み関数をセグメント毎に割り振って、重み付き三次元再構成を行う。【００３６】
以下、図２のフローチャートのステップを詳細に説明する。なお、以下の説明は撮影が完了したものとして行う。また、以下、セグメントとは、ある心位相におけるＸ線透過データを含んだビュー方向に連続した連続データをいい、その長さ（以下「セグメント幅」という。）は撮影速度や心拍数や寝台送り速度などに依存する。また、セグメント位置とは、ある心位相におけるある断層像を再構成するのに使用するセグメントのビュー方向の代表位置をいい、多くの場合セグメント幅のほぼ中央に位置する。【００３７】
(ステップＳ２０１)再構成パラメータの入力
ユーザは、入力装置１０を用いて再構成パラメータを入力する。【００３８】
入力装置１０としては、例えば、マウスやキーボード、タッチパネルディスプレイ、およびマイクなどの音声入力装置がある。再構成パラメータには、例えば、FOV、関心領域（ROI）、再構成画像サイズ、寝台送り速度、再構成する心位相、ハーフ再構成やセグメント再構成などの再構成モード、セグメント幅インデックス、再構成スライス間隔、および再構成フィルタ関数があるが、必ずしも全てのパラメータを入力するわけではない。【００３９】
(ステップＳ２０２)再構成ビュー範囲算出
再構成ビュー範囲とは、再構成する空間位置毎に決まり再構成に使用可能な１個あるいは複数のデータセグメントの総延長距離である。従来技術では、再構成に使用するセグメント数を断層像全体に関して一律に決定しているが、本実施形態では同じく下記のFOVに対応させてセグメント数を決定している。【００４０】
先述した通り、図１（ｂ）のデータセグメント作成手段８１で作成されたセグメントの再構成ビュー範囲が、再構成ビュー範囲算出手段８２によって算出される。【００４１】
図３によりFOVに応じた再構成ビュー範囲の算出を説明する。図３（ａ）と（ｂ）は、それぞれＸ線管１と検出器３を含んだ回転部の断面図であり、Y−Z軸平面上とＸ‐Y軸平面上の主要部の位置関係を示している。検出器素子サイズ(体軸Z方向)をdapp、検出器列数をrow、Ｘ線源−回転中心間距離をSOD、Ｘ線源−検出器間距離をSID、寝台送り速度をT、有効視野をFOV、有効演算視野をFOM、有効視野の最大値をFOVmaxとすると、FOMは下式１のようになる。なお、ここで、FOVＸとFOVYは、それぞれ図３（ｂ）におけるFOVのＸ軸とY軸の成分である。【００４２】
【数１】
0004771944.tif 000002
【００４３】
ただし、FOM＞FOVmaxの場合はFOM＝FOVmaxとする。
これより、再構成ビュー範囲R[rad]は、例えば下式２により求められる。【００４４】
【数２】
0004771944.tif 000003
【００４５】
なお、上記再構成ビュー範囲の計算方法は、あくまで一例であってこれに限定されない。また、再構成ビュー範囲は、再構成アルゴリズムの体軸方向の演算精度によって変わるので、１つの値に限定されない。【００４６】
(ステップＳ２０３)基準セグメント位置の算出
ステップＳ２０３では、心電計やその他Ｘ線ＣＴ装置で得た撮影データの動態解析によって得られる収縮開始信号、たとえば心電計のＲ波、および上記ステップＳ２０２で求めた再構成ビュー範囲の最大値を基準にセグメント位置を決定する。上述のように、図１（ｂ）の基準セグメント位置算出手段８３がセグメント位置を決定する。【００４７】
以下、収縮開始信号は心臓のＲ波であるとして説明する。Ｒ波をもとに再構成したい心位相に対応したセグメント位置を算出する。【００４８】
例えば、図４（ａ）及び図４（ｂ）に示すように、再構成する心位相をＲ波信号５１から５６の間の間隔のそれぞれ７０％としたい場合には、図１（ａ）の入力装置１０から予め７０％という値を入力しておく。すると基準セグメント位置算出手段８３は、隣接するＲ波５１から５６間のそれぞれの位相間隔の７０％位置を基準セグメント位置６１から６５として決定する。ここで、図４（ａ）では、R波５１と５２と５３間および５４と５５間はほぼ等間隔である。一方、Ｒ波５３及びＲ波５４と、Ｒ波５５及びＲ波５６との間はやや狭いが、このような場合でも、それぞれの隣接するＲ波間隔の７０％の位置を基準セグメント位置とする。【００４９】
(ステップＳ２０４)セグメント数の算出
ステップＳ２０４では、上記収縮開始信号と最大ビュー幅からボクセル位置毎あるいはFOVに応じて有効セグメント数を算出する。先述したように、図１（ｂ）の有効セグメント決定手段８４は、図５に示すように、ステップＳ２０２で求めた再構成ビュー範囲７０に基準セグメント位置を当てはめる。そして、有効セグメント決定手段８４は、再構成ビュー範囲７０に含まれる基準セグメント位置を示す信号６１，６２，６３，６４および６５を有効セグメント位置として取得する。【００５０】
ここで、従来技術では、ボクセル位置毎あるいはFOVに応じて有効セグメント位置数を個別に算出するのではなく、断層像全体、例えば図３（ａ）のFOVmax、にわたり同一のセグメント位置数を使用して画像再構成をしていた。【００５１】
本実施形態では、FOV内で利用できる冗長性の高いセグメント位置があれば、そのデータを有効効セグメント位置として漏らさず再構成に活用することで、時間分解能をできる限り向上させるという点に特徴がある。【００５２】
(ステップＳ２０５)セグメント幅の算出
上述した通り、図１（ｂ）の再配置重み付け手段８５は、ステップＳ２０５５で、基準セグメント位置を、２π(３６０°)範囲内に折り返して配置し、隣接する基準セグメント位置の間隔を参照してセグメント幅を調整する。なお、折り返し範囲は、２π(３６０°)に限られず、Nπ(ただしNは１以上の自然数)であっても良い。以下、図６を一例としてセグメント幅の算出を説明する。【００５３】
図６（ａ）のようなＸ線透過データが得られたとする。図６（ａ）の基準セグメント位置（有効セグメント位置）６５から６９は、例えば、図５で有効セグメントと認識された基準セグメント位置６１から６５に対応する。ここで、Ｌ０とＬ１とをそれぞれ始端セグメント許容最大幅と終端セグメント許容最大幅と呼ぶ。始端セグメント許容最大幅Ｌ０は、再構成ビュー範囲７０の始端部とその始端部に隣接する基準セグメント位置６５との距離である。また、終端セグメント許容最大幅Ｌ１は、再構成ビュー範囲７０の終端部とその終端部に隣接する基準セグメント位置６９との距離である。なお、この距離が、図６（ｄ）と図７（ａ）を参照して後述する基準セグメント位置における重みの幅と形状に対する臨界値(限界条件)となる。【００５４】
次に、図６（ｂ）に示すように、再構成ビュー範囲７０内の基準セグメント位置（有効セグメント位置）を、２π(３６０°)ごとに折り返して、ある２π(３６０°)分の再構成範囲内に配置する。配置をする際には、ビュー位相（又は、周回位相）を一致させながら配置する。このように、ビュー位相（又は、周回位相）を一致させながら基準セグメント位置を移動して、Nπ(ただしNは１以上の自然数)分のＸ線透過データを揃えることを、以下「再配置」と呼ぶ。この再配置時、ほぼ同じビュー位相（又は、周回位相）の基準セグメント位置がある場合には、再構成ビュー範囲７０の中心に近い方の基準セグメント位置を選択すると良い。なぜなら、再構成ビュー範囲７０の中心に近い方が、コーンビームの周回軸つまりz軸方向の広がりであるコーン角が小さな状態のＸ線が使用できるためアーチファクトを生じにくいからである。あるいは、上記ほぼ同じ心位相のセグメントの両方に対して、和が１となるような重み付けをして合成してもよい。なぜなら、重み付けによってアーチファクトが緩和できるからである。【００５５】
次に、図６（ｃ）のように、再配置重み付け手段８５は、各基準セグメント位置（有効セグメント位置）６５から６９を含む各セグメントの基準セグメント幅ｗ１，ｗ２，ｗ３，ｗ４を隣接する基準セグメント位置間の間隔の２分の１として決定する。なお、図からわかる通り、各セグメントに含まれる基準セグメント位置はそのセグメント幅の中央に位置するとは限らない。【００５６】
次に、再配置重み付け手段８５は、図６（ｄ）のように、再構成ビュー範囲７０の端部に位置するセグメントが再構成ビュー範囲７０に収まるようにそれらのセグメント幅を調整する。この際、先に述べた始端セグメント許容最大幅Ｌ０と終端セグメント許容最大幅Ｌ１とが、再構成ビュー範囲７０を超過しないように調整を行う。始端セグメント許容最大幅Ｌ０は、図６（ａ）に示すように、基準セグメント位置６５と再構成ビュー範囲７０の始端部までの距離に相当する。【００５７】
基準セグメント位置６５の重みがＬ０を超えて広がると、再構成ビュー範囲７０を超過してしまう。超過すれば再現しようとするスライス厚を外れたデータが混入することとなるので、空間分解能が低下し画質に影響する。ただし、空間分解能を犠牲にして時間分解能を向上させたい場合や空間分解能の劣化が問題にならない場合では、必ずしも基準セグメント位置６５の重みがＬ０を超えて広がる状態を避けなくてはならないと言う訳ではない。【００５８】
同様に、終端セグメント許容最大幅Ｌ１は、図６（ａ）に示すように、基準セグメント位置６９と再構成ビュー範囲７０の終端部までの距離に相当する。基準セグメント位置６９の重みがＬ１を超えて広がると、再構成ビュー範囲７０を超過してしまう。超過すれば再現しようとするスライス厚を外れたデータが混入することとなるので、空間分解能が劣化し画質が悪くなる。ただし、上記始端セグメント許容最大幅Ｌ０と同様に、空間分解能を犠牲にして時間分解能を向上させたい場合や空間分解能の劣化が問題にならない場合では、必ずしも基準セグメント位置６５の重みがＬ０を超えて広がる状態を避けなくてはならないと言う訳ではない。【００５９】
図６（ｃ）では、セグメント幅ｗ１が上記再配置した２π分から左にはみ出ており、また、セグメント幅ｗ２が上記再配置した２πの範囲から右にはみ出ている。ここで、基準セグメント幅ｗ１の幅を狭め、その狭めた分基準セグメント幅ｗ２の幅を広げ、セグメントｗ１とｗ２とを連結して周回データとした時に、これらが始端セグメント許容最大幅Ｌ０から超越しない範囲で合致するよう調整を行う。このような調整の結果、図６（ｄ）のように２πの範囲にセグメント幅が全て収まる。【００６０】
(ステップＳ２０６)ビュー方向の重み関数作成
上述した通り、図１（ｂ）に示す再配置重み付け手段８５は、ステップＳ２０５に引き続きステップ６で、上記ステップ５で決定したセグメント位置とセグメント幅に基づいて、心位相が等しいセグメントの画像再構成への寄与度が高くなり、かつ、対向位相データとの重みの和が等しくなるような重みを生成する。この際、セグメント毎の重みは、図７（ａ）に示すように、その端部がそれぞれｗ１４、ｗ４３、ｗ３５、ｗ５２、ｗ２１で重なるように決定する。図７は、その決定方法を示す。【００６１】
図７（ａ）は図６（ｄ）に重み関数を重ねて表示したものである。まず、再配置重み付け手段８５は、図６（ａ）で説明した始端セグメント許容最大幅Ｌ０と終端セグメント許容最大幅Ｌ１とを、図７（ａ）内に落とし込む。このとき、再配置重み付け手段８５は、Ｌ０の左端分と再構成ビュー範囲７０の始端部とを合致させる。同様に、再配置重み付け手段８５は、Ｌ１右端部と再構成ビュー範囲７０の終端部とを合致させる。次に、再配置重み付け手段８５は、重みの重なり幅ｗ２１、ｗ１４、ｗ３５、ｗ４３およびｗ５２を調整し、最終的なセグメント幅Ｗ１からＷ５までを決定する。Ｌ０の左端分とＬ１の右端部とを再構成ビュー範囲７０の始端部及び終端部とに合致させるのが空間分解能の向上のために必要な条件であることはすでに説明したとおりである。なお、空間分解能を犠牲にして時間分解能を向上させたい場合や空間分解能の劣化が問題にならない場合では、必ずしも基準セグメント位置の重みが始端セグメント許容最大幅Ｌ０や終端セグメント許容最大幅Ｌ１を超えて広がる状態を避けなくてはならないと言う訳ではない。【００６２】
次に、重み関数の重なり率について説明する。図７（ａ）は重み関数の重なり率が約４０％のときの状態を示している。図８は、基準セグメント位置６５と６８とを中心に他の重み重なり率について説明する。図８（ａ）は、重み関数の重なり率が１００％の状態を示しており、図８（ｂ）は、重みの重なり率が５０％の状態を示しており、さらに図８（ｃ）は、重みの重なり率が０％の状態を示している。図８（ａ）の重なり率が１００％の状態では、基準セグメント位置６５と６８まで重みが到達しており、重みの重なり幅ｗ１４は基準セグメント位置６５と６８の間全体となる。【００６３】
図８（ｂ）の重なり率が５０％の状態では、基準セグメント位置６５と６８の中間まで重みが到達しており、重み関数の重なり幅ｗ１４は基準セグメント位置６５と６８の間の距離の半分となる。ただし、重なり幅ｗ１４が上記のように半分であれば、その交点位置は基準セグメント位置６５と６８を超過しない範囲で左右に移動可能である。図８（ｃ）の重なり率が０％の状態では、基準セグメント位置６５と６８の中間で矩形の重みが接しており、重みの重なり幅ｗ１４は基準セグメント位置６５と６８の間の中点となり距離を持たない。以上重みの形状の違いを説明したが、重みの重なり幅を広くすることでセグメント間のデータ不連続性を低減でき、データ量を増加可能でノイズを低減できるが、反面セグメントに寄与する時間幅が広がるので、実効的な時間分解能が若干低下する。特に、位置に応じてセグメント数が変化する場合ではノイズのムラを生ずるため、重なり幅は図８（ａ）に示した１００％にするのが望ましい。なお、重みの重なり率は、セグメント間で一定でも良いし、あるいはセグメント毎に変更しても良い。【００６４】
ここでさらに、Nπの範囲の重みのうち、セグメント幅の狭い時間分解能が良好な範囲の寄与率が高くなるように、更なる重み付けをしてもよい。その結果、ノイズは多くなるが、時間分解能の良好な部分を重点的に使用し、時間分解能の悪いデータの寄与率を下げることができる。その後、図７（ｂ）のように、上記再配置したセグメントを上記作成した重みとともに図６（ａ）に示す再配置前の２π以上の領域へ戻す。さらに、各セグメント重み関数を、図７（ｃ）のように時間軸に沿って足し合わせることで、最終的に重み付き逆投影で使用するビュー方向の重み関数８０を作成する。【００６５】
(ステップＳ２０７)重み付きコーンビーム再構成
図１（ｂ）の画像作成手段８６は、ステップＳ２０６で作成した重み関数を用いて、ビュー方向の重み付け三次元再構成、例えば既存の重み付きコーンビーム逆投影アルゴリズムにて再構成を行う。以下、パラレルビーム−コーンビーム逆投影を例に前記再構成を説明する。【００６６】
(１)コーン角補正
この実施形態では、コーン角補正は、ソフトウエアにより行う。具体的には、再構成画像上のデータを周回軸からの距離に応じて補正する。この補正によって、周回軸方向へのビーム傾斜の影響を減少できる。ここで、座標系としてパラレルビームのビュー角φ, Ｘ線源を中心とした円筒検出器上のパラレルビームチャンネル方向位置t, パラレルビームにおけるビームに垂直な軸(周回軸方向)νの３要素を用い、フィルタ補正前データをPpara(φ,t,ν)、フィルタ補正後データをfPpara(φ,t,ν)、再構成フィルタ関数をg(t)とする。この時、再構成フィルタ処理は、コンボリューション法を用いると図３を参照して、下式３のように示すことができる。式中、コーン角補正はSID／（√（SID^２＋ν^２））の部分で担っている。コーン角補正は、再構成フィルタ処理が複数の検出器列に関して行われる場合には再構成フィルタ処理前に行うのが望ましく、再構成フィルタ処理があるＸ線検出器３の列毎に行われるのであれば、下式３の再構成フィルタ処理前に行なっても、あるいは再構成フィルタ処理後に行なっても良い。以下、再構成フィルタ処理があるＸ線検出器３の列毎に行われる場合を示す。コーン角補正としては、フェルドカンプ(Feldkamp)法を始めとして、周知の三次元逆投影法で使用されているコーン角補正を適用可能である。【００６７】
【数３】
0004771944.tif 000004
【００６８】
(２) 並べ替え処理(rebinning)
演算の高速化のために、図９（ａ）に示すような周回軸方向からみて扇状に照射されたＸ線ビーム(以下、ファンビームという)の全てを、図９（ｂ）に示すような平行なＸ線ビーム(以下、パラレルビームという)に並べ替える。ここで注意すべきは、実際の撮影は、ファンビームで行われるという点である。パラレルビームとは、あたかもパラレルなＸ線で撮影したかのようにデータを並び替えた結果物をいう。例えば、図９（ａ）のＸ線ビーム４１は、図９（ｂ）のＸ線ビーム４１と共通であり、図９（ａ）のＸ線ビーム４２は、図９（ｂ）のＸ線ビーム４２と共通である。このようにして様々なビュー角で集められたＸ線ビームをパラレルに並べ替えしたものを、ここでパラレルビームと呼んでいる。なお、この並べ替えの際、正反対の方向からのビームは置換が可能であるというＸ線CT装置に共通の性質も利用できる。上記の並べ替え処理は、リバイニング(rebinning)とも呼ばれる。ファンビームをPfan(β,α,ν)で示し、パラレルビームで示すとすると、並べ替え処理は、下式４のように表すことができる。但し、αは周回方向のファンビーム開き角度(ファンビームチャンネル方向)、βはファンビームのビュー角度、νはパラレルビームにおけるビームに垂直な軸(周回軸方向)である。【００６９】
【数４】
0004771944.tif 000005
【００７０】
(３)フィルタ補正(再構成フィルタリング)
Ｘ線透過データのぼけを修正するためには、再構成フィルタの適用をする。再構成フィルタは、例えば畳み込み演算によって実現できる。ステップＳ２０７で行うような逆投影処理をフィルタ無しで実行すると、得られた像はF(Ｘ,y)に対して、１／（√（x^２＋y^２））の点広がり関数をもつフィルタを重畳したのと同様にぼけた像となる。そのため、再構成前に高域強調フィルタ処理を実行することでＸ線透過データのぼけを修正するのが、この再構成フィルタの役割である。
前記再構成フィルタリングには、実空間で畳み込み演算するコンボリューション法(実空間フィルタリング)とフーリエ空間で乗算を行うフーリエ法(フーリエ空間フィルタリング)の２種類が存在する。実空間フィルタリングは、実空間でのフーリエ逆変換したフィルタ関数の畳み込み処理であり、フーリエ空間フィルタリングは、フーリエ変換を用いてフーリエ空間に変換しフィルタ関数(空間周波数フィルタ)を乗じた後にフーリエ逆変換を施す処理である。これらは、いずれも数学的に等価であるが、演算時間が高速なフーリエ空間でのフィルタ処理の方がより望ましい。【００７１】
再構成に使用する具体的なフィルタとしては、例えば、シェップローガン(Shepp and Ｌogan)フィルタやラマチャンドラン(Ramachandran and Lakshminarayanan)フィルタがある。あるいは、これらのフィルタ関数を臨床的経験により修正したものの中から臨床的経験に基づいて選択し使用してもよい。
パラレルＸ線透過データをPpara(φ,t,ν)、フィルタ処理後のパラレルＸ線透過データをfPpara(φ,t,ν)、再構成フィルタをG(ω)とすると、フーリエ法によるフーリエ空間フィルタリングは、下式５のように示すことができる。【００７２】
【数５】
0004771944.tif 000006
【００７３】
一方、コンボリューション法による実空間フィルタリングは、G(ω)のフーリエ逆変換g(t)を下式６とすると、下式７のようになる。【００７４】
【数６】
0004771944.tif 000007
【００７５】
【数７】
0004771944.tif 000008
【００７６】
ここでは、簡単のためフィルタの適用方向をt方向としたが、t方向とν方向とφ方向を組み合わせた高次元方向にフィルタを適用してもよい。
また、Ｘ線透過データは、本来連続でなく離散的なデータである。そのため、Ｘ線透過データを離散的なデータとして算出するには、例えば、重み付け螺旋補正再構成で使用されているフィルタ補正等と同様の周知の方法が使用可能である。【００７７】
(ステップＳ２０７)重み付き三次元逆投影
図１（ｂ）の画像作成手段８６は、ステップ６に引き続きステップ７も実行する。図３（ｂ）に示すように、再構成ボクセルI(x１,y１,z１)、パラレルビームの位相角度φ、ビーム開き角度α、Ｘ線源−回転中心間距離SOD、検出器上スキャナ１回転当たりの被検体に対するＸ線源の相対移動距離T、Ｘ線源を中心とした円筒検出器上のν軸方向位置V、チャンネル方向の位置をt１とすると、下式８が成立する。【００７８】
【数８】
0004771944.tif 000009
【００７９】
重み付き三次元逆投影においては、実際には離散的に扱われるべきＸ線透過データや再構成画像を連続的なデータとして扱っている。そのため、三次元画像化に不足するデータを近似的に算出するために、ラグランジェ(Lagrange)補間等の公知の補間法を用いて、位相方向(時間方向、φ方向)、及び検出器列方向（ν方向）、検出器チャンネル方向（t方向）の補間を組み合わせる必要がある。なお、演算時間の短縮のために補間方向(次元)を減らすことができる。また、高密度にリサンプリングしておいて最近接データを選択してもよい。以上の一連の処理によって所望の心位相における心臓の画像を再構成することができる。【００８０】
また、本実施形態はコーンビーム状Ｘ線を使用するマルチスライスＸ線ＣＴ装置の螺旋軌道スキャンの場合について説明したが、本発明はこれに限定されず、円軌道スキャンにも適用することが可能である。
多列検出器を使用して図１０（ｂ）に示した螺旋軌道スキャンを行った場合、例えば、検出器の第１列目がある断層面についてあるビュー角度からＸ線透過データを収集した後に、第２列目がその同じ断層面についてあるビュー角度からＸ線透過データを収集し、同様に第３列目から第n列目まで同様にその断層面についてあるビュー角度からデータを収集し続けるように撮影制御が可能である。
一般化して述べれば、多列検出器で螺旋軌道スキャンを行う場合、検出器上の異なる検出器列がそれぞれのビュー角度からある所定の断層面の透過Ｘ線をそれぞれ検出するようにスキャン制御可能である。この際、前記補間を用いれば、結果的に図９（ａ）の円軌道スキャンにより、さまざまなビュー角度から透過Ｘ線を検出するのと同じ効果が得られる。【００８１】
本実施形態の場合、上記多列検出器を使用して螺旋軌道スキャンを行うことで、一度に多くのビュー方向からの所定心時相のセグメントを複数の断面分取得可能である。しかし、上記多列検出器を使用して円軌道スキャンを行うことでも、多くのビュー方向からの所定心時相のセグメントを複数の断面分取得可能である点は変わりなく、上記と同様に本発明を適用可能である。【００８２】
また、本実施の形態では、Ｘ線を用いた断層撮影装置を用いているが、これに限定されず、ガンマ線や中性子線や陽電子や電磁エネルギーや光を用いた断層撮影装置にも適用可能である。また、スキャン方式も第１世代、第２世代、第３世代、第４世代といずれの方式かに限定されるものではなく、Ｘ線源を複数搭載した多管球CTやカソードスキャンCTや電子ビームCTに対しても使用することが可能である。また、検出器形状もＸ線源を中心とした円筒表面に配置された検出器、平面検出器、Ｘ線源を中心とした球面上に配置された検出器、周回軸を中心とした円筒表面に配置された検出器などいずれの検出器にも適用することが可能である。【００８３】
以上のようなフローで螺旋軌道スキャンによって心電同期再構成をした場合の効果を述べる。図１１（ａ）は図１１（ｂ）に比べ、図１１（ｂ）は図１１（ｃ）に比べて寝台送り速度が遅い状態を示す。図は被検体を一方向から観察した図であり、冗長性つまり撮影データの収集が完了しているにも係らず、同じ部分を何度も計測してしまう際の計測回数が付記してある。図１１（ａ）では、計測回数が３回から５回まで混在している。図１１（ｂ）では、側部の計測回数は２回で、中心部の計測回数は３回である。図１１（ｃ）では、中心部の計測回数が１回から３回の間にある。つまり、寝台送り速度が遅いほど全体的に冗長性が増す。このときＸ線の照射時間は長くなるので被曝は増大する。一方、テーブル送りが遅いと単位時間あたりの計測回数が増加するのでセグメント数が増える。【００８４】
従来技術によれば、撮影画像中の最小の計測回数、すなわち最小のセグメント数によって時間分解能が決まる。つまり、図１１（ａ）では３回から５回の計測回数であるのでセグメント数は３から５となり、最小のセグメント数３個に応じた時間分解能が得られるが、寝台送り速度が遅いために被曝は多い。同様に、図１１（ｂ）では２から３回の計測回数であるので、最小のセグメント数２個に応じた時間分解能が得られるが、寝台送り速度が図１１（ａ）よりは早いので、被曝は図１１（ａ）よりは少ない。同様に、図１１（ｃ）では１から３回の計測回数であるので、セグメント数１個に応じた時間分解能が得られ、被曝は図１２（ｂ）よりさらに少なくなる。すなわち、寝台送り速度が遅いほど、時間分解能は高く画質は向上するという長所が得られる反面、冗長性と無効被曝は増大する。このように望ましい効果に背反が生じる。【００８５】
一方、本実施形態によれば、FOV内については計測したデータを全て再構成に供する。つまり、図１１（ａ）では、FOV内のセグメント数は、３から５個までを全て使用するので、従来技術の最小数３個に統一して使用する場合に比べて向上する。図１１（ｂ）では、FOV内のセグメント数は３個を使用するので、FOV内の時間分解能は、従来技術の最小数２個を使用の場合に比べて向上する。図１１（ｃ）では、FOV内のセグメント数は１から３個までを使用するので、FOV内の時間分解能は、従来技術の最小数１個を使用の場合に比べて向上する。【００８６】
また、図１２には本実施形態による円軌道スキャンの場合の計測回数の一例を示した。本実施形態によれば、FOV内ではセグメント数２から４個までを使用して再構成される。従来技術によれば最小のセグメント数２個に応じた時間分解能が得られるので、FOV内における時間分解能は従来技術に比較して向上する。【００８７】
以上のように、本発明によれば、撮影したデータをできる限り使用可能な構成としたため無効被曝を減少させながら、時間分解能を撮影データの範囲内でできる限り向上可能である。このため、心臓の冠動脈終端など動きが激しくかつ微細な部分を低い無効被曝下で再構成して画像化可能である。【００８８】
＜第二実施形態＞
第二実施形態は、第一実施形態で説明した図２のステップＳ２０１からＳ２０４までとほぼ同じ手順に従う。そのため、特に断らない限り、使用する参照記号は実施形態１にて使用したものと同一である。第一実施形態では、図６に関する再配置が２π(３６０°)の範囲で行われるフル再構成に関するものであったところ、実施形態２ではπ(１８０°)の範囲で行われるハーフ再構成によって行う。    以下、図２と図１３とを参照して実施形態２を説明する。【００８９】
図２中のステップＳ２０５において、セグメント幅を算出する。まず、ステップＳ２０４までに図１３（ａ）のようなＸ線透過データが得られたとする。図１３（ａ）の基準セグメント位置６５から６９は、例えば、図５で有効セグメント位置と認識された基準セグメント位置６１から６５に対応するセグメントデータである。ここで、Ｌ０とＬ１は、実施形態１と同様にそれぞれ始端セグメント許容最大幅と終端セグメント許容最大幅である。始端セグメント許容最大幅Ｌ０は、再構成ビュー範囲７０の始端部とその近傍にある基準セグメント位置との距離である。また、終端セグメント許容最大幅Ｌ１は、再構成ビュー範囲７０の終端部とその近傍にある基準セグメント位置との距離である。この距離が、後述する基準セグメント位置における重みの幅と形状に対する臨界値(限界条件)となる。次に、図６（ｂ）に示すように、再構成ビュー範囲７０内の基準セグメント位置を、π(１８０°)ごとに折り返して、あるπ(１８０°)分の再構成ビュー範囲７０内に配置する再配置を行う。再配置する際には、ビュー位相（又は、周回位相）の座標を一致させながら配置する。【００９０】
この再配置時、ほぼ同じ心位相のセグメントがある場合には、再構成ビュー範囲の中心に近い方のセグメントを選択すると良い。なぜなら、再構成ビュー範囲の中心に近い方が、コーンビームの周回軸Z軸方向の広がりであるコーン角が小さな状態のＸ線が使用され、アーチファクトを生じにくいからである。あるいは、上記ほぼ同じ心位相のセグメントの両方に対して、和が１となるような重み付けをして合成してもよい。なぜなら、重み付けによってアーチファクトが緩和できるからである。ここでは基準セグメント位置６８と６９はほぼ同じビュー位相（又は、周回位相）に位置している。そこで、より再構成ビュー範囲の中心に近い方すなわち図１３（ａ）において、基準セグメント位置６８の方が基準セグメント位置６９よりも再構成ビュー範囲の中心に近いので、図１３（ｃ）では基準セグメント位置６８を再構成に使用し、基準セグメント位置６９は再構成に使用しないこととした。なお、図１３（ｃ）では、各セグメントに含まれる基準セグメント位置は、そのセグメント幅の中央に位置するとは限らない。【００９１】
次に、図１３（ｄ）のように、再構成ビュー範囲の端部に位置するセグメントがビュー範囲に収まるようにそれらのセグメント幅を調整する。この際、先に述べた始端セグメント許容最大幅Ｌ０と終端セグメント許容最大幅Ｌ１を超過しないように調整を行う。始端セグメント許容最大幅Ｌ０は、図１３（ａ）に示すように、基準セグメント位置６５と再構成ビュー範囲の始端部間の距離に相当する。基準セグメント位置６５の重みがＬ０を超えて広がると、再構成ビュー範囲７０を超過してしまう。超過すれば再現しようとするスライス厚を外れたデータが混入することとなるので、空間分解能が劣化し画質が悪くなる。【００９２】
ただし、空間分解能を犠牲にして時間分解能を向上させたい場合や空間分解能の劣化が問題にならない場合には、必ずしも基準セグメント位置６５の重みがＬ０を超えて広がる状態を避けなくてはならないと言う訳ではない。同様に、終端セグメント許容最大幅Ｌ１は、図１３（ａ）に示すように、基準セグメント位置６９と再構成ビュー範囲の終端部間の距離に相当する。基準セグメント位置６９の重みがＬ１を超えて広がると、再構成ビュー範囲７０を超過してしまう。超過すれば再現しようとするスライス厚を外れたデータが混入することとなるので、空間分解能が劣化する。ただし、空間分解能よりも時間分解能を向上させたい場合や空間分解能の劣化が問題にならない場合には、必ずしも基準セグメント位置６５の重みがＬ０を超えて広がる状態を避けなくてはならないと言う訳ではない。【００９３】
本実施形態では、基準セグメント位置６９は、図１３（ｃ）にて削除したため、終端セグメント許容最大幅Ｌ１からセグメントの重みがはみ出さないように注意する必要がなくなり、始端セグメント許容最大幅Ｌ０から基準セグメント位置６５の重みがはみ出さないように調整するだけでよい。図１３（ｃ）では、セグメント幅ｗ１が、上記ある２π分から左にはみ出てしているので、セグメント幅ｗ１の幅を狭める。このような調整の結果、図１３（ｄ）のように２πの範囲にセグメント幅が全て収まる。その後、第一実施形態のステップＳ２０６とＳ２０７と同様の処理を経て再構成が行われる。【００９４】
本実施形態によれば、再構成に必要なセグメントは１８０°方向からであるため、より被曝を低減した撮影によって集めたセグメントから画像再構成することが可能であり、この場合でも、撮影したデータは時間分解能を向上できるよう最大限に有効活用できる。従って、被曝と時間分解能の関係を最適化可能である。【００９５】
また、本実施の形態では、Ｘ線を用いた断層撮影装置を用いているが、これに限定されず、ガンマ線や中性子線や陽電子や電磁エネルギーや光を用いた断層撮影装置にも適用可能である。【００９６】
＜第三実施形態＞
第三実施形態は第一実施形態におけるステップＳ２０２の処理が異なっているが、他のステップは第一実施形態と同じであるので、その部分については記載を省略する。以下、第一実施形態との違いを説明する。なお、使用する参照番号は特に断らない限り第一実施形態と同じ部分に対応する。【００９７】
従来技術では、断層像全体に関して一律に再構成に使用するセグメントを決定しており、第一実施形態ではFOVに応じて再構成ビュー範囲７０を算出するが、本実施形態では画素毎に再構成ビュー範囲７０を算出する点が異なる。【００９８】
図３（ａ）と（ｂ）において、再構成画素位置をI(xi,yi,zi)、Ｘ線源の位置をS(xs,ys,zs)、rowは検出器の列数とすると、再構成ビュー範囲の幅R[rad]は、例えば下式９の通りである。【００９９】
【数９】
0004771944.tif 000010
【０１００】
このようにして求めた再構成ビュー範囲７０内で再構成を行っても、隣接する画素間で再構成ビュー範囲７０が大きく変わることは無いためアーチファクトの発生も少ない。なお、式９で示した上記再構成ビュー範囲７０の計算方法は、あくまで一例であってこれに限定されない。また、再構成ビュー範囲７０は、再構成アルゴリズムの体軸方向の演算精度によって変わるので、１つの値に限定されない。【０１０１】
この実施形態によれば、画像スライス厚を厚くして体軸方向の精度を低下させる代わりに、より広い再構成ビュー範囲７０を使用することができる。例えば、ノイズの多い場合はスライス厚を意図的に増加することでノイズを減少させるが、この際に本実施形態に従って画素毎に再構成ビュー範囲７０を広く決定すれば、時間分解能をより向上させることができる。すなわち、空間分解能は高くないが、時間分解能が高くノイズの少ない画像が得られる。【０１０２】
なお、式９において、rowは検出器の列数と説明したが、例えば４列の検出器の場合はroｗ＝４である。しかし、周知の外挿補間を用いれば、４列の検出器からのデータを前後に１列ずつ補間して作成し６列とすることができる。あるいは、外側の検出器列のデータを１列分同じデータを含むものとして拡張することも可能である。このような外挿や拡張により、仮想検出器列を前後に増やせば、心位相の時間軸方向のデータが増加するために時間分解能をより向上させることが可能となる。さらに１列に満たない０.５列などの小数倍の列幅の外挿や付加をすることも可能で、時間軸方向のデータがわずかに足りない場合などに有効である。【０１０３】
また、本実施の形態では、Ｘ線を用いた断層撮影装置を用いているが、これに限定されず、ガンマ線や中性子線や陽電子や電磁エネルギーや光を用いた断層撮影装置にも適用可能である。【０１０４】
＜第四実施形態＞
第四実施形態は、心電同期（ＥＣＧ）再構成におけるＸ線透過データであって、モーションアーチファクトをより低減することができるＸ線透過データ抽出方法である。まず、本実施形態に係るＸ線透過データ抽出方法を従来技術と比較して説明する。【０１０５】
従来技術、例えば特開２００２−３３０９６１号公報は、心電波形のＲ波を基準に、ほぼ同じ心時相において撮影されたスキャンやビューの異なるＸ線透過データを複数の心拍から収集するＸ線ＣＴ装置を開示する。こうして収集されたＸ線透過データに基づいて画像再構成することによって、時間分解能の向上を図ることができる。図１４は、従来技術におけるＸ線透過データ抽出方法を示す。【０１０６】
図１４（ａ）は、心電計から得られた心電データのうち、心電波形のＲ波信号がある位相１９１Ｒ、１９２Ｒ、１９３Ｒ…を示す。第一実施形態から第三実施形態の再構成では、図１９（ｂ）に示すように、心電波形のＲＲ信号１９１Ｒ、１９２Ｒ、１９３Ｒ…を基準にオフセットした位置１９１Ｃ、１９２Ｃ、１９３Ｃ…を中心に重み１９１、１９２、１９２…を生成していた。そのため、重み１９２、１９２、１９３…が心電波形に含まれるＰ波やＲ波のように動きが大きい位相を跨ぐ可能性が大きかった。そのため、動きが大きい位相（点線で囲まれた位相）を跨ぐことに起因する動きアーチファクトが発生しやすいという問題点があった。更に、重み付けを算出するための基準位置を決定する際に、最適なオフセット量について個人差があるという問題点があった。【０１０７】
第四実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、上記問題点に鑑みてなされたものであり、ＥＣＧ再構成において、従来と同等の心電情報を用いてより動きアーチファクトが少なく、かつ、最適なオフセット量にある個人差にも対応できる。【０１０８】
図１５は、本実施形態が適用されるＸ線ＣＴ装置の構成を示す全体概観図、図１６は図１５のＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。【０１０９】
図１５のＸ線ＣＴ装置４０１は、主に、スキャナ４１０と操作ユニット４３０とを電源・信号線４３３により互いに接続することにより構成される。また、Ｘ線ＣＴ装置４０１は、被検体４０２を載置する寝台４２０を備え、被検体４０２の周期運動を認識する手段としての心電計４４０に接続される。
スキャナ４１０は、Ｘ線発生装置４１１、高圧スイッチングユニット４１１１、高電圧発生装置４１１２、Ｘ線制御装置４１１３で構成したＸ線源と、被検体４０２を載置する寝台４２０と、被検体４０２を挟んでＸ線源に対向して配置されたＸ線検出器４１２と、Ｘ線検出器４１２で検出したＸ線を電流に変換して増幅しＸ線透過データとして演算装置４３１に出力するプリアンプ４１２１とを備える。またスキャナ４１０は、Ｘ線源と被検体４０２と間に配置されてＸ線を制限するコリメータ４１３およびコリメータ制御装置４１３１によって構成した制限手段を備える。更に、被検体４０２の外周に位置するスキャナ４１０を周方向に回転させる駆動装置４１４と、スキャナ制御装置４１５と、これらを制御する中央制御装置４１６とを備える。【０１１０】
操作ユニット４３０は、心電計４４０から取得した心電データ及びプリアンプ４１２１から取得したＸ線透過データに基づいて画像を再構成する演算装置４３１と、マウス等のポインティングデバイスやキーボードからなる入力装置４３２２及び表示装置４３２１を備えた入出力装置４３２とを備える。演算装置４３１は、Ｘ線透過データ信号（Ｘ線透過データ）に基づいて逆投影演算を行なう再構成演算装置４３１１と、その他の画像処理を行なう画像処理装置４３１２と、データを記憶するための記憶装置４３１３とを備える。【０１１１】
操作者が、入力装置４３２２により撮影条件、つまり寝台移動速度、管電流、管電圧、スライス位置、また再構成条件（再構成高画質モード、再構成高速モード、再構成間隔、再構成ＦＯＶ、画像サイズなど）を入力すると、中央制御装置４１６は、その撮影条件に基づいて撮影に必要な制御信号をＸ線制御装置４１１３、寝台制御装置４２１およびスキャナ制御装置４１５に送る。そして、Ｘ線ＣＴ装置４０１は、撮影スタート信号を受けて撮影を開始する。撮影を開始すると、Ｘ線制御装置４１１３により高電圧発生装置４１１２に制御信号が送られ、高圧スイッチングユニット４１１１を介して高電圧がＸ線発生装置４１１１に印加される。そして、Ｘ線発生装置４１１は、Ｘ線を被検体４０２に照射する。【０１１２】
これと同時に、スキャナ制御装置４１５は、駆動装置４１４に制御信号が送る。これにより、Ｘ線発生装置４１１、Ｘ線検出器４１２、およびプリアンプ４１２１が被検体４０２の外周を周方向に回転する。【０１１３】
一方、寝台制御装置４２１は、円軌道スキャン（ダイナミックスキャン）の場合は、被検体４０２を乗せた寝台４２０を静止してＸ線撮影を行う。また螺旋起動スキャン（ヘリカルスキャン）の場合は、Ｘ線発生装置４１１等の周軸方向に平行移動させる。このとき平行移動する寝台４２０の移動速度は、寝台移動計測装置４２２によって計測されて演算装置４３１に入力される。また、透視（被検体２の平面透視像を撮影する）場合には、Ｘ線発生装置４１１、Ｘ線検出器４１２、およびプリアンプ４１２１を静止させた状態で、寝台４２０のみが移動する。【０１１４】
Ｘ線発生装置４１１から照射したＸ線は、コリメータ４１３等の制限手段により照射領域を制限される。そして、被検体４０２を透過したＸ線は、Ｘ線検出器４１２により検出される。Ｘ線検出器４１２で検出されたＸ線は、電流に変換された後、プリアンプ４１２１で増幅され、Ｘ線透過データ信号として演算装置４３１に入力される。【０１１５】
演算装置４３１内の再構成演算装置４ ３１１は、演算装置４３１に入力されたＸ線透過データ信号に基づいて再構成処理を行い、再構成画像を生成する。画像処理装置４３１２は、再構成画像に画像処理を行ない、画像処理した再構成画像を記憶装置４３１３に格納すると共に、表示装置４３２１にＣＴ画像として表示する。【０１１６】
被検体４０２の胸部には、心電計４４０が取りつけられる。心電計４４０は、被検体４０２の心拍動を計測して心拍データを生成する。この心拍データは、演算装置４３１に入力される。【０１１７】
図１７はＸ線焦点の軌跡を示す模式図である。図１７（ａ）は、円軌道スキャンの場合のＸ線焦点の軌跡、及び図１７（ｂ）は、螺旋起動スキャンの場合のＸ線焦点の軌跡を示す。円軌道の場合、Ｘ線焦点はＸＹ平面上で円軌道を描く。螺旋起動スキャンの場合、Ｘ線焦点は、Ｘ線焦点の投影像がＸＹ平面上で円軌道を描きながら、Ｚ軸上を移動する。【０１１８】
図１８は、Ｘ線検出器４１２の構造を示す模式図である。図１８（ａ）は、単一列検出器型ＣＴ装置（シングルスライスＸ線ＣＴ装置）に使用されるＸ線検出器４１２であって、検出器を一列だけ並べて形成される。図１８（ｂ）は、多列検出器型ＣＴ装置（マルチスライスＸ線ＣＴ装置）に使用されるＸ線検出器４１２であって、検出器を複数列並べて形成される。図１８（ｂ）は、８列、すなわち８スライスのＸ線検出器４１２である。【０１１９】
図１９は、コリメータで絞られるＸ線の厚さを示す模式図である。図１９（ａ）の単一列検出器型ＣＴ装置及び図１９（ｂ）の多列検出器型ＣＴ装置では、Ｘ線検出器４１２に取り付けられたセパレータによって周回軸位置においてディテクタコリメーション厚（スライス厚）に相当する厚さにＸ線が絞られる。【０１２０】
上記のＸ線ＣＴ装置４０１において、同じ心時相のＸ線透過データを収集し、心臓の再構成画像を生成する方法を図２０を用いて説明する。
（ステップＳ２００１）
操作者は、スキャナ４１０、スキャナ制御装置４１５、演算装置４３１との通信手段を有する入力装置４３２２、例えばマウス、キーボード、タッチパネルディスプレイ、音声入力装置（マイク）を用いて最大セグメント数、寝台移動速度（又は、らせんピッチ、冗長度、被曝量、時間分解能）を入力する（Ｓ２００１）。その他の再構成パラメータ、例えばＦＯＶ（画素位置）、再構成マトリクス数、再構成モード（フル再構成、ハーフ再構成）も入力する。入力するパラメータは初期値を入力しておいてもよい。【０１２１】
（ステップＳ２００２）
被検体４０２の心拍数を心電計４４０により取得する（Ｓ２００２）。【０１２２】
（ステップＳ２００３）
ステップＳ２００２で得られた心拍数に基づいてスキャン速度を決定する（Ｓ２００３）。【０１２３】
（ステップＳ２００４）
そのスキャン速度及び操作者が入力した寝台移動速度で被検体４０２を撮影する（Ｓ２００４）。【０１２４】
（ステップＳ２００５）
演算装置４３１は、画素毎に再構成に使用可能なビュー範囲の最大値を算出する（Ｓ２００５）。再構成ビュー範囲とは、コーンビーム再構成において再構成に寄与するＸ線透過データのビュー範囲である。【０１２５】
再構成ビュー範囲の決定方法には、ＦＯＶに応じた再構成ビュー範囲の算出方法と、画素位置に応じた再構成ビュー範囲の算出方法とがある。ＦＯＶに応じた再構成ビュー範囲は、以下の式により算出できる。【０１２６】
[数１０]
FOM= ((FOV.x/２)^２+(FOV.y/２)^２)^(１/２)
dapp：検出器素子サイズ（体軸方向）、roｗ：検出器列数、SOD：Ｘ線源−回転中心間距離、SID ：Ｘ線源−検出器間距離、T：寝台移動速度、FOV：有効視野、FOM：有効演算視野、最大有効視野をFOVmax
（ただし、FOM>FOVmax（最大FOV）の場合はFOM=FOVmax）
これより、再構成ビュー幅[rad]は数１１式により算出できる。【０１２７】
[数１１]
再構成ビュー幅=CalcVieｗＷidth_FOM(FOM)
具体的な一例を数１２式に示す。【０１２８】
[数１２]
再構成ビュー幅＝dapp*(roｗ-１)* (SOD-FOM/２)*２π/(SID*T)
-arcsin(FOM/(２*SOD))*２
画素位置に応じた再構成ビュー範囲の算出は、以下の式で算出できる。
上記と同様に定義し、更に再構成画素位置を（xi,yi,zi）、Ｘ線源の位置を（xs,ys,zs）とすると、再構成ビュー幅[rad]は数１３式により算出できる。【０１２９】
[数１３]
再構成ビュー幅＝CalcVieｗＷidth_PixeＬ(xi,yi,zi)
具体的な一例を数１４式に示す。
［数１４］
（再構成ビュー幅）=dapp*(roｗ-１) * (((xi-xs)^２+(yi-ys)^２+(zi-zs)^２)^(１/２) )*２π /(T*SID)
上記算出方法は一例であってこれに限定されない。具体的には、再構成アルゴリズムの体軸方向演算精度によって変わるものであり、上式に限定されない。Ｘ線検出器列数は、外挿や最近列を用いて拡張することができる。また、再構成ビュー範囲は、予め所定のスキャン回数、例えば３回転（０〜６π）と決めておいても良い。【０１３０】
（ステップＳ２００６）
操作者は、心電計４４０から取得した心電情報に含まれるＲ波情報を基に、セグメントの基準位置（基準セグメント位置）を決定する指標、例えばセグメントシフトインデックス、セグメントシフトユニット（相対法、絶対法）、セグメントシフトメソッド（終端指定法など）、セグメント幅インデックスなどを入力する（Ｓ２００６）。【０１３１】
（ステップＳ２００７）
ステップＳ２００６で入力した指標に基づいて基準セグメント位置を算出する（Ｓ２００７）。【０１３２】
基準セグメント位置の算出方法には、絶対法と相対法とがある。また、絶対法及び相対法に限らず、公知の他の方法を用いても良い。【０１３３】
上記絶対法とは、基準信号（心電計４４０から取得した心電データに含まれるＲ波）からの絶対時間により基準セグメント位置を算出する方法である。絶対時間の値は、操作者によって決定される。図２１に基づいて絶対法による基準セグメント位置算出方法を説明する。図２１は、絶対法による基準セグメント位置算出方法を示す模式図である。【０１３４】
基準セグメント位置は、Ｒ波信号、セグメントシフトメソッド、セグメントシフトインデックス、セグメントシフトユニットを基準にして算出される。例えば、セグメントシフトメソッドが終端指定法、セグメントシフトユニットが絶対法、セグメントシフトインデックスが-０.１[sec]の場合には、基準セグメント位置（この場合、セグメント後端位置）は、図２１の４７１に示す位置、すなわちＲ波４７０よりも０．１秒前の位置になる。【０１３５】
次に、図２２に基づいて相対法による基準セグメント位置算出方法について説明する。図２２は、相対法による基準セグメント位置算出方法を示す模式図である。相対法とは、一の基準信号（Ｒ波）から隣接する基準信号（Ｒ波）までの時間間隔を１００％とした場合の相対位置により基準セグメント位置を算出する方法である。相対位置の値は、操作者によって決定される。セグメント位置は、Ｒ波信号、セグメントシフトメソッド、セグメントシフトインデックス、セグメントシフトユニットを基準にして算出される。例えば、セグメントシフトメソッドが終端指定法、セグメントシフトユニットが相対法、セグメントシフトインデックスがＲＲ間隔の７０％の場合には、基準セグメント位置（この場合、セグメント後端位置）は、Ｒ波４８０に対して、隣接するＲ波４８０、４８０の間の０．７間隔位置、４８１ａ、４８１ｂ、４８１ｃ…になる。【０１３６】
（ステップＳ２００８）
心電情報（Ｒ波）とステップＳ２００５で算出した再構成ビュー範囲とに基づいて、画素位置（ＦＯＶ）に応じた有効セグメント数を算出する（Ｓ２００８）。【０１３７】
有効セグメント数（再構成に使用するセグメント数）は、再構成ビュー範囲にあるセグメント位置を示す信号の数にする。有効セグメント数を算出については図２３に基づいて後述する。【０１３８】
（ステップＳ２００９）
基準セグメント位置をＮπ範囲で再配置する。そして、再配置された基準セグメント位置に基づいてセグメント幅を算出する（Ｓ２００９）。具体的には、再構成ビュー範囲９０にある基準セグメント位置を、フル再構成では３６０°、ハーフ再構成では１８０°範囲内に折り返して（再配置して）配置し、近接する基準セグメント位置、再構成ビュー範囲９０からセグメント幅を算出する。セグメント幅の算出方法については図２３に基づいて後述する。【０１３９】
（ステップＳ２０１０）
各基準セグメント位置をもとに、セグメントの中心位置の寄与率が高くなり、各位相で対向位相との重みの和が等しくなるように重み関数を算出する（Ｓ２０１０）。【０１４０】
各セグメントの重みを各位相において足し合わせることで、最終的なビュー方向の重み関数を生成する。セグメント毎の重み生成については図２３に基づいて後述する。【０１４１】
（ステップＳ２０１１）
ステップＳ２０１０で作成した重み関数を使用して、既存の重み付きコーンビーム逆投影アルゴリズム又は重み付き２Ｄ逆投影アルゴリズムにて再構成を行う（Ｓ２０１１）。以下はファンビームからパラレルビームへの並び替え処理を用いた逆投影の例である。【０１４２】
まず、２次元再構成について説明する。まず、逆投影するビュー範囲を数６式にしたがって算出する。【０１４３】
【数１５】
0004771944.tif 000011
【０１４４】
但し、２πＦ：再構成データ幅
次に、数１５式で算出したビュー範囲のＸ線透過データを抽出し、数１６式に従って、ファンビームからパラレルビームへ並び替える並べ替え処理(Rebinning)を行う。【０１４５】
【数１６】
0004771944.tif 000012
【０１４６】
但し、Ｐpara（φ,t,v）：パラレルビーム、
Pfan（φ+α, α, v）:ファンビーム
図２４に基づいてハーフスキャンの場合のファンビーム再構成及びパラレルビーム再構成について説明する。図２４（ａ）にファンビームにおける１８０度再構成を、図２４（ｂ）にパラレルビームにおける１８０度再構成を示す。上記数１６式を適用し図２４（ａ）のＳ１，Ｓ２を図２４（ｂ）のＳ１，Ｓ２に変換する。【０１４７】
次に、パラレルビームに変換したＸ線透過データに対して、数１７式に従い、検出器チャネル方向に再構成フィルタ処理(Recon Filtering)を行う。【０１４８】
図２５（ａ）は、Ｘ−Ｙ平面における三次元再構成説明図であり、再構成フィルタ処理で使用するＳＯＤ、φ、またＸ−Ｙ平面上のＸ線源軌跡Ｓ（φ）を示す。また図２５（ｂ）は、Ｘ―Ｚ平面における三次元再構成説明図であり、再構成画像I(ＸI，yＩ，zＩ)と、Ｘ―Ｚ平面上のＸ線源軌跡Ｓ（φ）との関係を示す。【０１４９】
【数１７】
0004771944.tif 000013
【０１５０】
但し、SOD：Ｘ線源―回転中心間距離、
SID：Ｘ線源―検出器間距離、
F：再構成データ幅インデックス
g(t’)：再構成フィルタ
次に、フィルタリング処理後のＸ線透過データに対して、数１８式に従い、ビームの経路に沿って重み付け２Ｄ逆投影処理(Backprojection)を行う。【０１５１】
【数１８】
0004771944.tif 000014
【０１５２】
但し、I(ＸＩ，yＩ，zＩ)：再構成画像、
Ｗ（φ-Bs(zＩ)）：ステップＳ６０６で算出した重み関数
次にコーンビーム再構成の場合の重み付け再構成処理について説明する。【０１５３】
まず、逆投影するビュー範囲を数１９式にしたがって算出する。【０１５４】
【数１９】
0004771944.tif 000015
【０１５５】
但し、２πＦ：再構成データ幅
次に、数１９式で算出したビュー範囲のＸ線透過データを抽出し、数２０式に従って、ファンビームからパラレルビームへ並び替える並べ替え処理(Rebinning)を行う。【０１５６】
【数２０】
0004771944.tif 000016
【０１５７】
但し、Ｐpara（φ,t,v）：パラレルビーム、
Pfan（φ+α, α, v）:ファンビーム
次に、パラレルビームに変換したＸ線透過データに対して、数２１式に従い、検出器チャネル方向に再構成フィルタ処理(Recon FiＬtering)を行う。【０１５８】
【数２１】
0004771944.tif 000017
【０１５９】
但し、SOD：Ｘ線源―回転中心間距離、
SID：Ｘ線源―検出器間距離、
F：再構成データ幅インデックス
g(t’)：再構成フィルタ
次に、フィルタリング処理後のＸ線透過データに対して、数２２式に従い、ビームの経路に沿って重み付けコーンビーム逆投影処理(Backprojection)を行う。【０１６０】
【数２２】
0004771944.tif 000018
【０１６１】
但し、I(ＸＩ，yＩ，zＩ)：再構成画像、
Ｗ（φ-Bs(ＸＩ，yＩ，zＩ)）：ステップＳ６０６で算出した重み関数
これにより、ビュー方向に重み付けを行って再構成を行うことができる。【０１６２】
なお、上記実施の形態では、コーンビーム逆投影法により算出したが、３次元ラドン変換法を用いて算出してもよい。【０１６３】
上記の基準セグメント位置の算出及びセグメント重み生成について図２３に基づき説明する。図２３（ａ）は、基準セグメント位置を実際の位相に対応付けて表した図、図２３（ｂ）は、基準セグメント位置を０〜２πの範囲に再配置した図である。【０１６４】
図２３（ａ）の再構成ビュー範囲９０は、ステップＳ２００５で算出した再構成ビュー範囲を示す。また、基準セグメント位置９１１，９１２，９１３，９１４，９１５，９１６，９１７は、ステップＳ２００７で算出した基準セグメント位置を示す。図２３（ａ）では、再構成ビュー範囲９０の中に含まれる基準セグメント位置（以下「有効セグメント位置」という）が９１１，９１２，９１３，９１４，９１５，９１６，９１７の７つある。従って、ステップＳ２００８で算出されるセグメント数は７となる。これらの有効セグメント位置を、０〜２π範囲の中に再配置する。このとき、セグメント位相が重なった場合は、コーン角が小さい方（再構成ビュー範囲の中心に近い方）を選択する。図２３（ａ）では、有効セグメント位置（１）と（６）とのセグメント位相が重なる。この場合、有効セグメント位置（６）を選択する。再配置した結果を図２３（ｂ）に示す。図２３（ｂ）の有効セグメント位置（１）〜（７）は、図２３（ａ）の有効セグメント位置（１）〜（７）に対応する。【０１６５】
次に、再配置をした有効セグメント位置に基づいて、各セグメントのセグメント終端位置、セグメント中心位置、セグメント始端位置、セグメント幅を算出する。以下では、有効セグメント位置（５）に対応するセグメント（以下「セグメント５」という）のセグメント中心位置、セグメント始端位置、セグメント幅を算出する例について説明を行なう。【０１６６】
まず、有効セグメント位置（５）をセグメント終端位置に設定する。次に、セグメント５のセグメント中心位置を決定する。セグメント中心位置は、有効セグメント位置（５）に隣接し、かつ有効セグメント位置（５）よりも前の位相に位置する有効セグメント位置（３）にする。また、セグメント始端位置は、セグメント中心位置（この例では有効セグメント位置（３））よりも更に前に位置し、かつセグメント中心位置に隣接する有効セグメント位置（６）とする。【０１６７】
これにより、セグメント５は、セグメント中心が有効セグメント位置（３）、セグメント幅ｗ５が始端を有効セグメント位置（６）、終端を有効セグメント位置（５）までの範囲として算出される。同様に、全ての有効セグメント位置について、セグメント始端位置とセグメント中心位置、セグメント幅を算出する。【０１６８】
次に、セグメント毎に重みを作成する。図２３（ｂ）の山型の実線９２６，９２３，９２５，９２７，９２２，９２４，９２６が重みである。重み９２６は、有効基準セグメント位置（６）に対する重みであり、９２３，９２５，９２７は、基準セグメント（３）、（５）、（７）に対する重みである。【０１６９】
重み９２５を例に、重みの付け方について説明する。【０１７０】
各セグメントに対する重みは、そのセグメントにおいてセグメント中心位置が最も高く、かつ、セグメント始端位置及びセグメント終端位置が最も低くなるように設定する。セグメント５については、セグメント中心位置に相当する有効セグメント位置（３）が最も高い重み「１」であり、セグメント始端位置及びセグメント終端位置に相当する有効セグメント位置（６）及び有効セグメント位置（５）が最も低い重み「０」に設定する。そして、有効セグメント位置（６）、（３）、（５）の間の位相は、重み「０」、「１」、「０」を線形関数を用いることにより山型の重み９２５を生成する。他の重みについても同様に生成する。そして、再配置された各位相において、隣接するセグメントにつけられた重みの和が一定となる連続的に変化する重み関数を生成する。例えば、セグメント５については、有効セグメント位置（６）から有効セグメント位置（３）までの重み９２５と、セグメント５に隣接するセグメント３の重み９２３との和が、各位相について連続して「１」になるように設定する。同様に、有効セグメント位置（３）から有効セグメント位置（５）までは、重み９２５とセグメント５に隣接するセグメント７の重み９２７との和が、各位相において常に重み「１」になるように連続的に変化する重み関数を生成する。【０１７１】
このようにして生成した重みを、図２３（ａ）に示すように実際の位相に展開する。そして、図２３（ａ）で示した各位相に対する重みを、その位相に対するＸ線透過データに加重して逆投影処理を行い、画像再構成処理を行なう。【０１７２】
以上フル再構成の場合について説明したが、ハーフ再構成の場合も０〜πの範囲に再配置し、同様に重み関数を作成することができる。
なお、本実施の形態においては、線形関数を用いて重み付け関数を算出したが、非線形関数を用いて重み付け関数を生成することにより、セグメント間の不連続性を低減することができる。【０１７３】
次に図２６に基づいて、本実施の形態にかかるセグメント重みと、従来のセグメント重みとの比較を示す。図２６は、本実施の形態と従来技術との比較を示す模式図である。【０１７４】
図２６（ａ）では、Ｒ波信号からａ位相前の位相が基準セグメント位置９１２，９１３，９１４…として示されている。従来のセグメント重み１３２１、１３２２、１３２３…は、基準セグメント位置９１２，９１３，９１４…が最も高い重みになるように設定する。本発明のセグメント重みは、基準セグメント位置９１２，９１３，９１４…を終端とするセグメント重み９２２、９２３、９２４…を生成する。【０１７５】
図２６（ｂ）は、図２６（ａ）における従来のセグメント重みの中心位置（９１２，９１３，９１４…）を、本発明の重みの中心に近づくようにシフトさせて示したものである。図２６（ｂ）の点線で囲った箇所で示すように、従来のセグメント重みでは動きが大きい位相（点線で囲った箇所）を含んで再構成を行うが、本実施形態のセグメントによれば動きが大きい位相を含まないで再構成を行う。【０１７６】
このように、本実施形態のセグメントと従来のセグメントとは、セグメント中心位置は、個々に異なるが、セグメント幅は同等である。つまり、本実施形態は、従来法と同等の心拍位相で動きの大きい位相で撮影されたＸ線透過データを使用しない重みと言える。【０１７７】
次に本実施の形態のバリエーションを説明する。【０１７８】
まず、図２７に基づいて始端位置を基準セグメント位置に重ねて決定する実施形態について説明する。ここで、図２７は、始端位置をセグメントに重ねて決定する実施形態を示す模式図である。【０１７９】
再配置後の基準セグメント位置（始端基準位置）は図２７（ａ）の１３１〜１３４である。本発明のようなセグメントの始端を基準セグメント位置とした方法（以下、始端基準法）では、基準セグメント位置が、各セグメントのビュー位置の小さい位置に位置する。１３２と１３４のように再配置後の基準セグメント位置が重なる場合には、再構成ビュー範囲の中心から遠い方の信号（ここでは１３４）を削除する（使用しない）。始端基準法では、隣接するビューが大きい側の基準セグメント位置をセグメント中心位置とし、さらにセグメント中心位置に隣接するビューが大きい側の基準セグメント位置を終端基準位置とし、セグメント中心位置での重みが高く、端部基準位置（始端、終端）での重みが低くなるような重みを生成する。ここで、図２７（ａ）の再配置した範囲において、同じ位相の重みの総和は各ビューで一定となるように重みは生成される必要がある。得られた重みを再配置前のビュー位置に配置すること図２７（ｂ）に示す最終的な重み関数を得る。このセグメントの始端位置を決定する場合には、上述の相対法及び絶対法がある。図２７（ｂ）においては、１３１〜１３４に示す始端位置を相対法に基づいてＲＲ信号の７０％位置として決定したが、絶対法、即ちＲ信号から例えば０．３ｓｅｃに決定してもよい。【０１８０】
次に図２８に基づいて、終端位置をセグメントに重ねて決定する実施態様を説明する。ここで、図２８は、終端位置を基準セグメント位置に重ねて決定する実施形態を示す模式図である。再配置後の基準位置（終端基準位置）は図２８（ａ）の１４１〜１４４である。本発明のようなセグメントの終端を基準とした方法（以下、終端基準法）では、基準位置が、各セグメントのビュー位置の大きい位置に位置する。１４２と１４４のように再配置後の基準位置が重なる場合には、再構成ビュー範囲の中心から遠い方の信号（ここでは１４４）を削除する（使用しない）。終端基準法では、隣接するビューが小さい側の基準位置をセグメント中心位置とし、さらにセグメント中心位置に隣接するビューが小さい側の基準セグメント位置を始端基準位置とし、セグメント中心位置での重みが高く、端部基準位置（始端、終端）での重みが低くなるような重みを生成する。ここで、図２８（ａ）の再配置した範囲において、同じ位相の重みの総和は各ビューで一定となるように重みは生成される必要がある。得られた重みを再配置前のビュー位置に配置することで、図２８（ｂ）に示す最終的な重み関数を得る。なお、始端基準法と同様に、このセグメントの終端位置を決定する場合に相対法及び絶対法を適用してもよい。図２８（ｂ）においては、１４１〜１４４に示す始端位置を相対法に基づいてＲＲ信号の７０％位置として決定したが、絶対法、即ちＲ信号から例えば０．３ｓｅｃに決定してもよい。【０１８１】
次に図２９に基づいてセグメント中心位置と始端基準位置とを基準セグメント位置に重ねて決定する実施形態について説明する。ここで、図２９は、セグメント中心位置及び始端基準位置をセグメントに重ねて決定する実施形態を示す模式図である。再配置後のセグメント中心位置は図２９（ａ）の１５１Ｃ〜１５４Ｃであり、始端基準位置は１５１Ｓ〜１５４Ｓである。本発明のようなセグメントの中心と始端を基準とした方法（以下、中心−始端基準法）では、始端基準位置が、セグメント毎のビュー位置の小さい位置に位置し、セグメント中心位置が、それより大きい位置に位置する。１５２Ｃと１５４Ｃのように再配置後の基準セグメント位置が重なる場合には、再構成ビュー範囲の中心から遠い方の信号（ここでは１５４Ｃ）を削除する（使用しない）。中心−始端基準法では、セグメント中心位置に隣接するビューが大きい側のセグメント中心位置を終端基準位置とし、セグメント中心位置での重みが高く、端部基準位置（始端、終端）での重みが低くなるような重みを生成する。ここで、図２９（ａ）の再配置した範囲において、同じ位相の重みの総和は各ビューで一定となるように重みは生成される必要がある。得られた重みを再配置前のビュー位置に配置することで図２９（ｂ）に示す最終的な重み関数を得る。【０１８２】
次に図３０に基づいて中心基準位置と終端基準位置とをセグメントに重ねて決定する実施形態について説明する。ここで、図３０は、セグメント中心位置及び終端位置を基準セグメント位置に重ねて決定する実施形態を示す模式図である。再配置後のセグメント中心位置は図３０（ａ）の１６１Ｃ〜１６４Ｃであり、終端基準位置は１６１Ｅ〜１６３Ｅである。本発明のようなセグメントの中心と終端を基準とした方法（以下、中心−終端基準法）では、終端基準位置が、セグメント毎のビュー位置の大きい位置に位置し、セグメント中心位置が、それより小さい位置に位置する。１６２Ｃと１６４Ｃのように再配置後の基準位置が重なる場合には、再構成ビュー範囲の中心から遠い方の信号（ここでは１６４Ｃ）を削除する（使用しない）。中心−終端基準法では、セグメント中心位置に隣接するビューが小さい側の基準セグメント位置を始端基準位置とし、セグメント中心位置での重みが高く、端部基準位置（始端、終端）での重みが低くなるような重みを生成する。ここで、図３０（ａ）の再配置した範囲において、同じ位相の重みの総和は各ビューで一定となるように重みは生成される必要がある。得られた重みを再配置前のビュー位置に配置すること図３０（ｂ）に示す最終的な重み関数を得る。【０１８３】
次に図３１に基づいて始端基準法（図２７）、終端基準法（図２８）、中心‐始端基準法（図２９）、中心‐終端基準法（図３０）により決定した重み関数に対して行なう処理について説明する。これは、再構成ビュー範囲の外側に重みが残存することに起因するアーチファクト防ぐためである（但し、図３１の処理は、外挿してデータを作成しない場合にのみ適用する。）
図３１（ａ）は、セグメント中心位置が基準セグメント位置にあり、セグメントの始端基準位置が再配置時に隣接する前の位相に位置する基準セグメント位置、終端基準位置が再配置時に隣接する後ろの位相に位置する基準セグメント位置としてセグメントを設定して重みを生成した状態を示す。生成した重みが再構成ビュー範囲からはみ出す場合には（この場合は、基準位置１７１に対応した重み（１））、再構成ビュー範囲に収まるように修正する（図３１（ｂ））。具体的には、ｖ１が再構成ビュー範囲の下限であり、重み（１）がこれを超えるため、重み（１）始端位置をｖ１にし、再配置位相での重みの総和が一定となるように重みを修正する（この場合は、基準位置１７３に対応した重み（３）修正する）。これにより、重み（１）がｖ１を超えず、かつ再配置位相での重みの総和が一定となる重みを生成することができる（図３１（ｃ））。【０１８４】
次に図３２に基づいて、再配置位相が同じ基準位置にあった場合の対応について説明する。図３２（ａ）における１８２と１８４のように再配置後の基準位置が重なる場合、には、再構成ビュー範囲の中心から遠い方の信号（上記の例では１８４）を削除する。そして、削除後の再配置位相（図３２（ｂ））に基づいて重みを生成し、その重みを再配置前のビュー位置に配置して最終的な重み関数を得る（図３２（ｃ））。これにより、再構成ビュー範囲の中心から遠いためコーン角による誤差が大きい信号を用いることなくセグメントを設定できる。【０１８５】
本実施形態によれば、各セグメントの終端部が基準セグメント位置にあるため、動きが大きい位相に相当する撮影データを利用することなくＥＣＧ再構成が行える。そのため、従来と同等の心電情報を用いてより動きアーチファクトが少なく、かつ、最適なオフセット量にある個人差にも対応できる。【０１８６】
なお、本実施の形態では、Ｘ線を用いた断層撮影装置を用いているが、これに限定されず、ガンマ線や中性子線や陽電子や電磁エネルギーや光を用いた断層撮影装置にも適用可能である。【０１８７】
＜第五実施形態＞
第五実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置を使用した心臓の再構成画像を取得する方法である。【０１８８】
Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管とＸ線検出器を搭載した回転部を被検体の周囲に回転させながらＸ線を照射しつつ、被検体の体を透過したＸ線をＸ線検出器で検出する。この際、心時相と回転方向の角度(以下、ビュー角という)が回転毎に同一とならないようにＸ線透過データを収集し、そのように収集したデータから所望のスライス位置のデータを補間して求めることで、ある心時相における心臓のＸ線透過データを少なくとも１８０°以上揃える。ここで、断層像は少なくとも１８０°方向からのデータを揃えることで作成可能であるので、回転部が数回転する間にある心時相のデータを１８０°方向以上から収集して断層像を作ることができる。なお、ある心時相とは、例えば心臓の動きが比較的安定している収縮期直前等である。【０１８９】
この心臓撮影時、上記のように心時相と回転方向の角度(以下、ビュー角という)が回転毎に同一とならないようにＸ線透過データを収集するには、心拍周期と回転部の回転周期とが一致しないようにずらす必要がある。もし一致してしまうと、何回回転させても再構成画像化に必要なデータが揃わないこととなる。しかし、そのずらし方の大小によって、Ｘ線透過データの収集効率や無効被曝の大小が変わってくる
そこで、従来、例えば特開２００１−１７００４４号公報では、上記収集効率や無効被曝を考慮して上記心時相とビュー角とをずらすため、撮影速度である回転速度を下記のように一義的に決定する。すなわち、回転速度Rは、螺旋ピッチPと６０の積を、検出器列数Nから１を引いた数と心拍数Bの積で除算して算出する。この開示によれば、被検体の心拍数が一定と擬制して回転速度Rを算出ている。【０１９０】
しかし、実際には心拍が一定で変動しないという事は稀である。心拍が変動してしまうと、当初想定した心拍数とは異なった心拍数下で撮影を行うことになり、これに適した撮影速度からずれることとなる。最適な撮影速度からずれていれば、Ｘ線透過データの収集効率や無効被曝の大小が変わり、画質決定の主要な要素である時間分解能も影響を受ける
そこで、第五実施形態のＸ線ＣＴ装置は、撮影時の心拍が撮影速度設定時の心拍から変動した場合でも、高時間分解能を有する高画質撮影画像の取得が可能であることを目的とする。【０１９１】
以下、添付図面に従って第五実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の好ましい実施の形態について説明する。【０１９２】
図３３は、第五実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を示す。Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管５０１、コリメータ５０２、放射線検出手段としてのＸ線検出器５０３、プリアンプ５０４、寝台５０５、所定の撮影速度を実現する回転駆動装置５０６、中央制御装置５０７、画像処理装置５０８、表示装置５０９、入力装置５１０、コリメータ制御装置５１１、Ｘ線制御装置５１２、高電圧発生装置５１３、高電圧スイッチングユニット５１４、撮影速度制御手段５２０、心拍変動計測手段５３０、基準心拍変動演算手段５４０、および撮影速度選択手段５５０などからなる。ただし、心拍変動計測手段５３０は、必ずしも本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成に含まれず、別途外部から接続可能であればよい。【０１９３】
撮影時は、Ｘ線制御装置５１２で指示した電力を高電圧発生装置５１３が発生して高圧スイッングユニット５１４に送り、高圧スイッチングユニット５１４は所定の管電圧と管電流をＸ線管５０１に印加する。Ｘ線管５０１は管電圧と管電流を受けて電子ビーム等を放出し、これをターゲットに当ててＸ線を発生する。Ｘ線管５０１で発生したＸ線は、コリメータ５０２で撮像部位に合わせて絞られてから寝台５０５上の被検体に照射される。被検体を透過したＸ線は、Ｘ線検出器５０３で収集される。収集された透過Ｘ線データは画像処理装置５０８に送られて画像化され、表示装置５０９にて表示されることで診断等の用に供される
図３３の構成中、本実施形態に特徴的な部分は、撮影速度制御手段５２０、心拍変動計測手段５３０、基準心拍変動演算手段５４０、および撮影速度選択手段５５０である。これらは撮影に先立って心拍変動情報から撮影速度を決定する。これら特徴的部分の連携を簡単に説明する。まず、被検体の胸部から得られる心拍変動情報が上記心拍変動計測手段３０にて所定時間収集される。収集されたデータは計測心拍数と心拍変動量とを表す実心拍波形５１０１として基準心拍変
動演算手段５４０に送られる。基準心拍変動演算手段５４０は、上記実心拍波形５１０１に基づいて、後述する基準心拍数と基準心拍変動量５１０２とを決定する。【０１９４】
このように決定された基準心拍数と基準心拍変動量１０２は、撮影速度選択手段５０に送られる。撮影速度選択手段５５０では、その基準心拍数と基準心拍変動量５１０２の範囲で、後述する実効時間分解能を最適化する撮影速度５１０３を選択する。こうして選択された撮影速度５１０３は、撮影速度制御手段５２０に設定される。撮影速度制御手段５２０は、回転駆動装置５０６をその設定された撮影速度５１０３で駆動する。【０１９５】
次に、本実施形態による実行アルゴリズムの全体を、図３４のフローチャートにより説明する。【０１９６】
撮影時、ステップＳ３４０１では、図３３の入力装置５１０から撮影に必要な条件である撮影パラメータを入力する。【０１９７】
ステップＳ３４０２では、被検体に図１の心拍変動計測手段５３０を取り付けるなどして心拍変動情報を取得する。さらに、こうして取得した心拍変動情報は、実心拍波形５１０１として基準心拍変動演算手段５４０に送られる。ここでは、上記心拍変動情報を元に、心拍数が落ち着くであろう範囲として、基準心拍数と基準心拍変動量５１０２とを演算する。撮影速度選択手段５５０は、こうして演算された基準心拍数と基準心拍変動量５１０２とを受信する。【０１９８】
ステップＳ３４０３では、撮影速度選択手段５５０が、基準心拍数と基準心拍変動量５１０２とによって決まる心拍変動範囲内について、実効時間分解能が最適化される撮影速度を複数のうちから一つに決定するための準備を行う。つまり、実効時間分解能の評価を行う。この評価は、後述する最低時間分解能、平均時間分解能、および時間分解能変動幅等を物差しとして行う。【０１９９】
ステップＳ３４０４では、引き続き撮影速度選択手段５５０が、上記ステップＳ３４０３での実効時間分解能の評価をもとに最適化された撮影速度５１０３を決定する。【０２００】
ステップＳ３４０５では、撮影速度制御手段５２０が、ステップＳ３４０４で決定した撮影速度５１０３でスキャを実行させ、Ｘ線検出器５０３は別途心拍変動手段５３０から収集された心拍変動情報とセットで透過Ｘ線データを収集していく。【０２０１】
ステップＳ３４０６では、ステップＳ３４０１で入力した再構成パラメータに基づいて、ステップＳ３４０５で得られた透過Ｘ線データと心拍変動情報のセットを画像処理装置５０８が心電同期再構成する。なお、ここで言う心電同期再構成とは、心電同期ハーフ再構成や心電同期セグメント再構成を含み、心拍変動情報から得られる心時相に対して所定の時相差で同期させながら行う再構成である。
ここで、従来の技術において、被検体の心拍が変動すると、当初想定した心拍数とは異なった心拍数下で撮影を行うことになり、実効時間分解能が低下し画質が劣化する理由の解明をする。本実施形態はこの現象を解明してそれに対する対処法を提供するものである。【０２０２】
まず、時間分解能と実効時間分解能の言葉の意味の違いを説明する。時間分解能が高いとは、より短い時間で動体を撮影することで、時間経過に伴う動体のブレをより少なくできるということである。従来技術では、撮影速度すなわちスキャン時間が短いほど時間分解能が高いとしてきた。例えば、図３５において、（ａ）の撮影速度は０.７秒スキャンであり、（ｂ）の撮影速度は０.９秒スキャンである。従って、数字の小さい０.７秒スキャンの方が０.９秒スキャンより短時間で同じ範囲の画像を取得することになり相対的に時間分解能が高くなる。【０２０３】
また、図３６（ａ）と（ｂ）の撮影速度は、それぞれ０.５秒スキャンと１.１秒スキャンであり、同様に数字の小さい０.５秒スキャンの方が１.１秒スキャンより相対的に時間分解能が高くなる。以上、図３５と図３６との撮影速度を合わせれば、図３６（ａ）の０.５秒スキャン、図３５（ａ）の０.７秒スキャン、図３５（ｂ）の０.９秒スキャン、図３６（ｂ）の１.１秒スキャンの順で時間分解能が低下することになる。【０２０４】
しかし、心拍数の変動を考慮すると事情が変わってくる。心拍変動を考慮した場合に時間分解能が受ける影響について、実効時間分解能という概念を用いて説明する。実効時間分解能は、心拍数に依存して変化するものであり、心拍数毎に再構成画像を構成する部分データの取得時間のうち最長のものが長いほど低い。ただし、心拍数が決定されれば一意に定まるというものではなく、なお撮影速度(スキャン時間)、検出器の列数、螺旋軌道スキャンや円軌道スキャンなどのスキャン方式、および螺旋ピッチなど任意設定可能な各種撮影パラメータの一部に応じて変化するものである。【０２０５】
図３５と図３６とは、ある列数の多列検出器を用いてある螺旋ピッチで螺旋軌道スキャンした場合について、撮影速度(スキャン時間)毎の心拍数[beat/min]と実効時間分解能の関係をグラフ化したものである。図３５中、ある被検体の心拍数がAを中心としてBとCの幅で変動する場合、心拍数がAの位置での図３５（ａ）０.７秒スキャンと図３５（ｂ）０.９秒スキャンの実時間分解能を比較すると、図３５（ａ）０.７秒で回転部が一回転する０.７秒スキャン時の方が、図３５（ｂ）０.９秒で回転部が一回転する０.９秒スキャン時より若干高い。【０２０６】
しかし、心拍数がBの位置にある場合、図３５（ｂ）０.９秒スキャン時の方が図３５（ａ）０.７秒スキャン時より実効時間分解能が高い。心拍数がCの位置にある場合、逆に図３５（ａ）０.７秒スキャン時の方が図３５（ｂ）０.９秒スキャン時より実効時間分解能が高くなる。  【０２０７】
さらに詳細に見れば（即ち図３５（ａ）と図３５（ｂ）とを比較すると）、次の通りである。心拍数が８５近辺から９０近辺までは、実効時間分解能が高いのは図３５（ｂ）０.９秒スキャンである。心拍数が９０近辺から９５近辺までは、実効時間分解能はほぼ同じである。心拍数が９５近辺から１０２[beat/min]近辺までは、実効時間分解能が高いのは図３５（ａ）０.７秒スキャンの方。心拍数が１０２近辺から１０６[beat/min]近辺までは、実効時間分解能が高いのは図３５（ａ）０.９秒スキャンである。心拍数が１０６近辺から１１０[beat/min]近辺までは、実効時間分解能が高いのは図３５（ａ）０.７秒スキャンである。
同様に、図３６を参照して、スキャン時間が（ａ）０.５秒スキャンと（ｂ）１.１秒スキャンの場合を対比する。図３６において、被検体の心拍数[beat/min]がAの位置にある場合、（ｂ）のように１.１秒で回転部が一回転する１.１秒スキャン時の方が、（ａ）０.５秒スキャン時より時間分解能が高い。心拍数がBの位置にある場合、（ａ）の０.５秒スキャン時と（ｂ）の１.１秒スキャン時の間の実効時間分解能には変化がない。心拍数がCの位置にある場合、（ａ）の０.５秒スキャン時の方が（ｂ）の１.１秒スキャン時よりも実効時間分解能が高い。さらに詳細に見れば、次の通りである。心拍数が８６近辺から９２[beat/min]近辺までは、実効時間分解能が高いのは（ａ）０.５秒スキャンである。心拍数が９２近辺から９９[beat/min]近辺までは、実効時間分解能が高いのは（ｂ）１.１秒スキャンである。心拍数が９９近辺から１０４[beat/min]近辺までは、実効時間分解能が高いのは（ａ）０.５秒スキャンである。
以上のように、心拍数によって実効時間分解能は細かく変動するので、変動を意識してスキャン時間を決定しなければ、実効時間分解能は最適化できない。【０２０８】
次に、実効時間分解能と時間分解能の違いについて詳しく説明する。心電同期画像の再構成にあたっては、最低１８０°のビュー方向からの撮影データを収集しなければ断層像が得られないことは、上述した通りであるが、心臓は常に動いているので、ある心時相で心臓がほとんど動かないままでいる期間は非常に短い。その短時間のうちに様々なビュー角度からＸ線透過データを取得することで再構成に必要な最低１８０°分のデータセットを得るには、１回転の撮影では足りず、何回転か撮影する必要がある。ここで、回転毎に得られるある心時相に対応するＸ線透過データをセグメントと呼んでいる。【０２０９】
このようにして得られるセグメントは、その内部の位置に応じて対応する目的心時相が異なるため、目的心時相に対応するセグメント内位置には高い重みを付加し、目的心時相から離れたセグメント内位置には低い重みを付与する。こうすることで再構成画像の時間分解能がより高まる。【０２１０】
セグメントに重み付けをする際、図３７（ａ）のように、セグメント内の各位置での画像再構成への寄与率が等しい場合、つまり重みが矩形重みである場合には、寄与する時間幅はセグメント幅を時間に換算した値となる。しかし、図３７（ｂ）のように、セグメントの各位置での寄与率が異なる場合、例えば、重みを台形重みとする場合には、寄与する時間幅はセグメントに付加する重み関数の半値幅程度となる。こうして図３７（ａ）と図３７（ｂ）とでは、セグメント間で実効時間分解能が異なるという現象が生じる。つまり、ある断層像の再構成に使用する重みの幅は必ずしも一致しない。この結果、断層像を再構成する場合には、セグメントの中の最も悪い実効時間分解能、つまり、最も広い重みの幅に足を引っ張られる形で時間分解能が決まる。なお、セグメント同士は、一部重複することもあり、あるいは目的の心時相における目的の断面の目的のビュー角度のセグメントが得られないときは近傍のセグメントから補間により求めることもあるので、セグメント毎の重み付けは一層複雑となり、実効時間分解能にさらに複雑な影響を及ぼす。以上、実効時間分解能は、心臓のような動体の画像の中で動きに起因する画質低下に最も寄与するセグメントを代表していることを説明した。【０２１１】
次に、基準心拍数と基準心拍変動量という言葉の意味について、図３３と図３８とを参照して説明する。基準心拍変動演算手段５４０は、実心拍波形を被検体から取得しておき、撮影前の撮影パラメータ決定の時にこれをもとに基準心拍数と基準心拍変動量とを求める。実心拍波形は、例えば図３８（ａ）に示すような波形であり、時間経過に伴い変動していく。基準心拍数と基準心拍変動量は、端的に言えば、実心拍波形から得る平均化された心拍数とその変動幅とであり、それらの求め方には大きく分けて２つの方法がある。一つは、実心拍波形を直接に解析してその平均値と変動量とを求める方法であり、もう一つは、実心拍波形をヒストグラムにして解析する方法である。これらの方法については後に詳しく述べる。【０２１２】
次に、図３４を参照して本発明の本実施形態に係るアルゴリズムを詳細に説明する。本アルゴリズムは、図３３中、基準心拍変動演算手段５４０および撮影速度選択手段５５０で実現可能であるが、これに係らず、中央制御装置５０７内において上記アルゴリズムを実行するプログラムを稼動させても実現可能である。
ステップＳ３４０１では、入力装置５１０から撮影パラメータを入力する。撮影パラメータに含まれるのは、一枚の画像化に必要なデータを集めるために必要な撮影速度であるスキャン時間と、関心領域の位置と範囲と、螺旋軌道スキャンや円軌道スキャンなどスキャン方式の選択、螺旋ピッチないしは寝台移動速度などである。また、再構成パラメータに含まれるのは、関心領域の位置と範囲と、螺旋ピッチと、再構成の画像サイズと、寝台移動速度と、再構成する心時相と、ハーフ再構成やセグメント再構成などの再構成モードと、セグメント幅インデックスと、再構成スライス間隔と、再構成フィルタ関数などである。このとき、入力装置５１０経由で寝台移動速度や螺旋ピッチを含む撮影パラメータを入力してもよい。入力装置５１０としては、マウスやキーボードやタッチパネルディスプレイや音声入力装置(マイク)等が使用可能である。ステップＳ３４０２では、各種の条件下における基準心拍数や基準心拍変動量５１０２を取得する。ステップＳ３４０２は、例えば図３３の心拍変動計測手段５３０と基準心拍変動演算手段５４０とによって実行される。ここで心拍変動計測手段５３０は、例えば心電計である。もっとも、その代わりに、図３３に示すようにＸ線ＣＴ装置で取得した計測データ５１０４から得た動態情報を心電波形の代わりに使用することも可能である。この場合、心電計等の余分な装置を省略可能である。計測データから得た動態情報を心電波形の代わりに使用するには、例えば、特開２００３−２０４９６１号公報等に公知の技術が使用可能である。または、特開２００４−３１３５１３号公報やその他撮影画像データをもとに動態情報を把握可能な技術も使用可能である。【０２１３】
ところで、被検体毎に撮影時の心拍数や心拍変動量は異なる。また、撮影に先立った息止め練習における心電波形の傾向から読み取れる心拍数や心拍変動量も被検体毎に異なる。そこで、基準心拍数と基準心拍変動量５１０２の決定にあたっては、上述した通り、被検体の経時的な実心拍波形５１０１を取得する。使用する実心拍波形は、有限時間のものであるので、以下、心拍変動関数と呼称する。上述した２通りの方法に沿って、心拍変動関数とそのヒストグラムを用意する。【０２１４】
なお、心拍変動関数は、経過時間と心拍数との相関を示したもので、ヒストグラムは、心拍数と心拍数毎の発生頻度である度数との相関を示したものである。ステップＳ３４０２において基準心拍変動演算手段５４０は、このように作成した心拍変動関数またはヒストグラムを参照して、基準心拍数[beat/sec]は以下に示す(１)〜(５)のうち一つとし、基準心拍変動量は以下に示す(６)〜(１０)のうち一つとして決定する。【０２１５】
(１)心拍変動関数の平均値を基準心拍数とする。【０２１６】
(２)ヒストグラムの重心値を基準心拍数とする。【０２１７】
(３)ヒストグラムの中央値を基準心拍数とする。【０２１８】
(４)ヒストグラムの度数に応じた重み付け加算値を基準心拍数とする。【０２１９】
(５)ヒストグラムの度数がTh以上における重心値を基準心拍数とする。【０２２０】
(６)心拍変動関数の変動幅(最高心拍数と最低心拍数の差)を心拍変動量とする。【０２２１】
(７)ヒストグラムの幅(最高心拍数と最低心拍数の差)を基準心拍変動量とする。【０２２２】
(８)ヒストグラムの半値幅を基準心拍変動幅とする。【０２２３】
(９)ヒストグラムの１０分の１の幅を基準心拍変動幅とする。【０２２４】
(１０)ヒストグラムの度数がTh以上における幅(最高心拍数と最低心拍数の差)を基準心拍変動幅とする。【０２２５】
図３８（ａ）-（ｄ）は前記の組み合わせの例を示しており、図３８（ａ）では、被検体の実モニター結果から心拍変動関数を作成して、前記(１)のようにその平均値を基準心拍数とし、前記(６)のようにその変動幅を基準心拍変動量として決定する。図３８（ｂ）では、被検体の実モニター結果から心拍数とその発生回数である度数の相関を示したヒストグラムを作成して、(２)のようにその重心値を基準心拍数とし、(７)のようにその幅を基準心拍変動量として決定する。図３８（ｃ）では、被検体の実モニター結果から心拍数とその発生回数である度数の相関を示したヒストグラムを作成して、(２)のようにその重心値を基準心拍数とし、(８)のようにその半値幅を基準心拍変動量として決定する。図３８（ｄ）では、被検体の実モニター結果から心拍数とその発生回数である度数の相関を示したヒストグラムを作成して、(３)のようにその中央値を基準心拍数とし、(７)のようにその幅を基準心拍変動量として決定する。なお、被検体毎に過去の撮影時の心拍数や心拍変動量は異なる。さらに、被検体が誰であるかに関わらず、造影剤注入時における統計的な心拍変動量は入手可能である。また、もしその被検体について過去の造影剤注入時の心拍数や心拍変動量に関するデータが残っていれば、そのようなデータも使用可能である。こういった統計的なデータや過去のデータを使用する場合は、図３３の入力装置５１０を経由して入力するか、あるいは、中央制御装置５０７に別途接続した記憶手段から読み込み可能である。これらは図３３内のライン５１０４や５１０５経由で基準心拍変動量演算手段５４０に送られる。これら各種条件下での心拍情報を基に、その検査時にその被検体に適合した基準心拍数と基準心拍変動量５１０２とを決定する。【０２２６】
本実施形態では、図３４のステップＳ３４０３の選択肢中、一番適用機会が多いであろう最低時間分解能を使用する例を説明する。あらかじめ付言しておけば、上記選択肢には、上記最低時間分解能の他に、時間分解能変動幅と平均時間分解能がある。最低時間分解能は、心拍数が徐々に変化していく場合等に向く。時間分解能変動幅は、通常より心拍が高めで緊張しやすい人等に向く。また、平均時間分解能は、脈波の突発変動がある場合等に向く。【０２２７】
ステップＳ３４０３とＳ３４０４とは、例えば図３３の撮影速度選択手段５５０によって実行される。複数のスキャン時間に関して、心拍数の変化に対応する実効時間分解能の相関関係をグラフ化すると、すでにその一部を説明した通り、図３９のような折れ線となっている。図３９では、（ａ）スキャン時間０.７秒と（ｂ）スキャン時間０.９秒についてのみグラフを用意してあるが、３つ以上の複数のスキャン時間など各種撮影パラメータに対応させた実効時間分解能と心拍の相関関係をあらわすものを事前に用意しておくことが好ましい。図３９は、最低時間分解能の計算方法を示しており、ステップＳ３４０２で決定した基準心拍数および基準心拍変動量３１０２をこの相関関係に当てはめることで、基準心拍数および基準心拍変動量を基にした最低時間分解能TRbが得られる。【０２２８】
ステップＳ３４０４では、上記により求めた最低時間分解能TRbを、スキャン時間０.７秒と０.９秒の間で比較する。基準心拍数Aの周辺に定まる基準心拍変動量BとCとの間における最低の実効時間分解能TRbを比較して、最低の実効時間分解能がより高い方のスキャン時間を、撮影時のスキャン時間として決定する。
つまり、図３９（ａ）のスキャン時間が０.７[sec/rot]の場合では、心拍数が約８５[beat/min]の時に最低時間分解能TRb(０.７)=０.３５[sec]で、図３９（ｂ）のスキャン時間０.９[sec/rot]の場合では、心拍数が約８５[beat/min]の時に最低時間分解能TRb(０.９)=０.２３[sec]となる。つまり、TRb(０.７)>TRb(０.９)であるから、最低時間分解能のより高いスキャン時間は０.９[sec/rot]の方である。よって、スキャン時間０.９[sec/rot]を撮影パラメータとして設定する。【０２２９】
ステップＳ３４０５では、ステップＳ３４０４で決定したスキャン時間、ステップＳ３４０１で入力した撮影パラメータである螺旋ピッチを基に螺旋スキャンを実行する。このとき、撮影ビュー位置と心電図波形の位置を関係付けながら撮影を行う。【０２３０】
ステップＳ３４０６では、ステップＳ３４０１で入力した再構成パラメータに基づいて、ステップＳ３４０５で得られた撮影データを心電同期再構成する。なお、ここでいう心電同期再構成とは、心電同期ハーフ再構成や心電同期セグメント再構成を含み、心電図から得られる心拍周期に対し所定のスキャン時間となるようにずらして同期させたＸ線透過データ中から、目的心時相に対応するデータを抽出して画像再構成するものである。【０２３１】
本実施形態によれば、以上のように、実効時間分解能を最適化可能な撮影速度であるスキャン時間を決定可能である。本実施形態のように最低時間分解能を用いる場合は、心拍変動幅内において画質低下に最も寄与してしまう実効時間分解能が少しでも高い方を採用できる。この最低時間分解能を用いる方法は、例えば心拍数が徐々に変化していく場合に向いている。具体的には、被検体が緊張によって脈を上げていくような場合や造影剤を投与した場合である。別の言い方をすれば、一般的な、心拍変動幅の狭い被検体に向く。【０２３２】
以上、本実施形態は、多列検出器を用いて螺旋軌道スキャンを行う場合を例に説明してきた。しかし、本実施形態は螺旋軌道スキャンに限られず円軌道スキャンの場合にも同様に適用可能である。ここで、どちらのスキャン方式にも本発明が適用可能であることを説明する。図４０は、本発明における円軌道スキャンと螺旋軌道スキャンについて、それらの焦点軌跡を比較する図である。図４０（ａ）は円軌道スキャン時のＸ線源の移動軌跡、図４０（ｂ）は螺旋軌道スキャン時のＸ線源の移動軌跡を示す。図４０（ａ）のように円軌道で撮影された場合には、フィルタ補正２次元逆投影を行うことでＸ線源位置の画像を正確に再現することができる。【０２３３】
しかし、図４０（ｂ）のように螺旋軌道で撮影された場合には、軌跡が体軸方向に移動するので焦点軌跡が閉曲線とならず、撮影端部位置においてデータの不連続性が生じる。つまり、離散的に扱われるＸ線透過データや再構成画像を連続的なデータとして扱っている。そのため、フィルタ補正２次元逆投影をするだけでは再構成で使用するデータ端部が体軸方向に不連続なためストリーク状のアーチファクトを生ずる。そこで、図４０（ｂ）のように螺旋軌道で得られたデータに対しては、データ補間などを行う。これによって図４０（ａ）のような円軌道データを作ることができる。その後にフィルタ補正２次元逆投影を行えばストリークアーチファクトを防止できる。【０２３４】
このように補間を用いることで不連続性を低減した画像を得ることができる。実際にこのような補間をする際は、ラグランジェ(Ｌagrange)補間等の補間法を用い、位相方向、及び検出器列方向、検出器チャンネル方向の３方向の補間により離散的に算出する。望ましくは、時間方向の補間を含めた４方向の補間により算出する。【０２３５】
以上説明したように、螺旋軌道スキャンでも円軌道スキャンでも同様に、任意の断層面における様々なビュー角度からの所定の心時相のデータを求めることが可能である。そして心拍変動情報は、円軌道スキャンか螺旋軌道スキャンかといったスキャン方式には無関係に収集可能である。【０２３６】
また、本実施形態では多列検出器を使用した場合について説明したが、本発明は単列検出器を使用する場合についても適用可能である。図４１は、単一列検出器と多列検出器を周回軸方向に並べた概念図である。図４１（ｂ）の多列検出器では、１列当たりのＸ線ビームの厚さ(以下、「ディテクタコリメーション厚」という。)が図４１（ａ）の単列検出器より薄いものの、幅の狭い単一列検出器を周回軸方向に複数列並べた構造となっており、複数列を含めた全体としては、周回軸方向により広い範囲を一度に撮影することができる。
多列検出器を使用して図４１（ｂ）に示した螺旋軌道スキャンを行った場合、例えば、検出器の第１列目がある断層面についてあるビュー角度からＸ線透過データを収集した後に、第２列目がその同じ断層面についてあるビュー角度からＸ線透過データを収集し、同様に第３列目から第n列目まで同様にその断層面についてあるビュー角度からデータを収集し続けるように撮影制御が可能である。一般化して述べれば、多列検出器で螺旋軌道スキャンを行う場合、検出器上の異なる検出器列がそれぞれのビュー角度からある所定の断層面の透過Ｘ線をそれぞれ検出するようにスキャン制御可能である。この際、前記補間を用いれば、結果的に前記図４１（ａ）の円軌道スキャンにより、さまざまなビュー角度から透過Ｘ線を検出するのと同じ効果が得られる。【０２３７】
本実施形態の場合、上記多列検出器を使用して螺旋軌道スキャンを行うことで、一度に多くのビュー方向からの所定心時相のセグメントを複数の断面分取得可能である。しかし、上記多列検出器を使用して円軌道スキャンを行うことでも、多くのビュー方向からの所定心時相のセグメントを複数の断面分取得可能である点は変わりない。さらに、上記単列検出器を使用して螺旋軌道スキャンを繰り返せば、多少時間はかかるが多くのビュー方向からの所定心時相のセグメントを複数の断面分取得可能である。さらに、上記単列検出器を使用して円軌道スキャンを行えば、多少時間はかかるが多くのビュー方向からの所定心時相のセグメントをある断面分取得可能である。【０２３８】
以上のように、螺旋軌道スキャンと円軌道スキャンおよび多列検出器と単列検出器を組み合わせても、本発明は本実施形態の記載に準じて実施可能である。
なお、多列検出器を用いた場合、断層撮影像の周回軸方向の空間分解能、つまり体軸方向分解能は、１列当たりのＸ線ビーム厚さ(ディテクタコリメーション厚)に大きく依存する。つまり、ディテクタコリメーション厚が薄いほど体軸分解能が向上する。このため、多列検出器を用いた場合には、時間分解能の向上に加えて空間分解能の向上もできる。【０２３９】
本実施形態によれば、心拍変動計測手段にて計測された心拍数と心拍変動量に基づいて、撮影速度を選択する撮影速度選択手段を備えたため、撮影条件設定時と実際の撮影時の心拍数が異なってしまう傾向を有する被検体を撮影する場合でも、心拍数の変動傾向に応じて時間分解能を最適化できる撮影速度を選択可能となる。これにより、画像の画質を決定する一要素である時間分解能の向上が図れる。【０２４０】
また、これに伴い、時間分解能悪化による検査不良が回避可能となり、撮影のやり直しの手間の排除と、検査効率の向上と、撮影のやり直しに伴う無効被曝の回避と、を実現できる。【０２４１】
また、計測された心拍数と心拍変動量等から基準心拍数と基準心拍変動量とを求め、撮影速度選択手段はこれに基づいて撮影速度を選択するため、基準心拍数および基準心拍変動量と実効時間分解能間の撮影速度を介在させた相関関係を把握可能となり、合理的に時間分解能の向上が図れる。また、これに伴い、時間分解能悪化による検査不良の機会を一層減少させることができる。撮影のやり直しの手間、検査効率、および無効被曝の回避を一層改善可能となる。【０２４２】
また、計測された心拍数と心拍変動量の平均値、またはこれの少なくとも一部をヒストグラム化した時の重心値、中央値、重み付け加算値のいずれかひとつとして前記基準心拍数を決定するため、基準心拍数の決定が容易となり、最適な撮影速度の選択が迅速かつ正確に行える。【０２４３】
また、演算された前記基準心拍数の変動幅またはこれの少なくとも一部をヒストグラム化した時の幅、半値幅、１０分の１の幅のいずれかひとつとして、基準心拍変動量を決定するため、基準心拍変動量の決定が容易となり、最適な撮影速度の選択が迅速かつ正確に行える。【０２４４】
また、撮影速度毎に決まる心拍数と実効時間分解能との相関関数を使用して、基準心拍変動量の範囲内の心拍数を異なる撮影速度毎に前記相関関数に当てはめて実効時間分解能を算出し評価するため、基準心拍数および基準心拍変動量と実効時間分解能間の撮影速度を介在させた関係が定量化可能となり、より正確に時間分解能の向上が図れる。また、これに伴い、時間分解能悪化による検査不良の機会を一層減少させることができる。撮影のやり直しの手間、検査効率、および無効被曝の回避を一層改善可能となる。【０２４５】
また、前記相関関数に当てはめて得た一連の実効時間分解能のうちもっとも低いものを最低時間分解能として、これが最高になる撮影速度を選択するため、被検体が緊張によって脈を上げていくような場合や造影剤を投与した場合に、時間分解能をよりよく向上できる撮影速度を設定可能である。【０２４６】
また、心拍変動計測手段は、心電計あるいは前記検出した放射線をもとに動体の動き量を求める動き量抽出手段であるため、Ｘ線ＣＴ装置で取得したデータから心拍数とその変動量を推定可能な場合は、その機能を使用することで、たとえ心電計がないときでも時間分解能の高い優れた画像が取得可能となる。
また、前記基準心拍数と前記基準心拍変動量の演算の基になる心拍数と心拍変動量の変移データを外部より入力可能な入力装置を備えることで、造影剤の注入後の統計的心拍数の変移等や同じ被検体の過去の心拍数変動データを外部から入力可能として撮影速度の決定の参考とすることができる。また、心電計などの別の心拍変動計測手段やＸ線ＣＴ装置で取得したデータから心拍数とその変動量を推定しなくても、時間分解能の高い優れた画像の取得が可能となる。【０２４７】
また、撮影時、被検体の体軸方向に放射線検出手段との相対的位置を移動可能な移動手段を備えることで、被検体の体軸方向に沿って心臓の画像が取得可能となり、四次元像や、任意の心時相における三次元像や、任意の心時相と任意の断面における二次元像の画質を向上させることが可能となる。【０２４８】
なお、本実施の形態では、Ｘ線を用いた断層撮影装置を用いているが、これに限定されず、ガンマ線や中性子線や陽電子や電磁エネルギーや光を用いた断層撮影装置にも適用可能である。【０２４９】
＜第六実施形態＞
第六実施形態は、第五実施形態と同様に図３４のフローチャートに沿って、被検体の基準心拍数と基準心拍変動量を元にスキャン時間を決定する方法であるが、図３４のステップＳ３４０３で算出する時間分解能変動幅が実施形態１の最低時間分解能とは異なる。その他の装置構成や工程は、第５実施形態に記載したものと同じであり、その説明は省略する。なお、特に断らない限り、第五実施形態１と同じ参照番号は同じ部分を表すものとする。
時間分解能変動幅を用いる場合は、図４２に示すような相関関数を使用する。相関関数は撮影パラメータの組み合わせに応じてスキャン時間毎に用意しておくことが望ましい。【０２５０】
図３４のステップＳ３４０３において、時間分解能変動幅は、図４２に示すように決定する。ステップＳ３４０２で求めた基準心拍数と基準心拍範囲５１０２とで決まる範囲において、実効時間分解能の変動幅TRwを求める時間分解能変動幅TRｗを用いる理由は、同じ断面の再構成画像の元となる
複数のセグメントの実効時間分解能に大きな違いがあれば、それがアーチファクトとなって現れることを回避しようというものである。Ｘ線ＣＴ装置において、最終的な目的物は、画像である。画像再構成時にセグメントの実効時間分解能に大幅な差があれば、画像が悪化してしまう。つまり、一つのセグメントが並外れた高い実効時間分解能を有していて、他のセグメントの実効時間分解能がそれについていけなければ、時間分解能は低い実効時間分解能を有するセグメントに足を引っ張られてしまう。【０２５１】
そこで、ステップＳ３４０４では、基準心拍変動幅内の実効時間分解能の変動、つまり時間分解能変動幅TRｗが狭い方をスキャン時間として採用する。図４２を参照してステップＳ３４０４を説明する。まず、基準心拍数Ａの周辺に定まる基準心拍変動量ＢとＣの範囲に対応する時間分解能変動幅TRwを求める。例えば、図４２（ａ）において、基準心拍範囲における実効時間分解能の変動範囲は０.０８〜０.３５[sec]であり、この時間間隔である時間分解能変動幅TRｗ(０.７)は０.２７[sec]である。また、図４２（ｂ）において、基準心拍変動量における実効時間分解能の変動範囲は０.０８〜０.２３[sec]であり、時間分解能変動幅TRｗ(０.９)は０.１５[sec]である。つまり、スキャン時間０.７[sec/rot]のとき、時間分解能変動幅TRｗ(０.７)=０.２７[sec]で、スキャン時間０.９[sec/rot]のとき、時間分解能変動幅TRｗ(０.９)=０.１５[sec]となる。
次に、どちらがより狭い時間分解能変動幅かを判定する。ここでは、TRｗ(０.７)>TRｗ(０.９)であるから、時間分解能変動幅がより狭いスキャン時間は０.９[sec/rot]の方である。従って、スキャン時間０.９[sec/rot]の方を撮影パラメータとして設定する。【０２５２】
なお、ステップＳ３４０４では、ステップＳ３４０３で算出した最低時間分解能および時間分解能幅のいずれか、あるいはその組み合わせから撮影速度であるスキャン時間を決定するようにしてもよい。【０２５３】
本実施形態によれば、基準心拍数を中心とする基準心拍範囲内の実効時間分解能の変動幅が最も狭くなる撮影速度を選択するため、画像の均質化と実効時間分解能が優れている。【０２５４】
例えば、広い範囲に均一に心拍数が分布している場合や、緊張しやすいあるいは強度の緊張下にあり通常より心拍変化が多めの被検体や、特に心臓の弱い被検体に向いている。【０２５５】
第五実施形態の最低分解能の場合よりも心拍変動が多い場合に好適である。
なお、本実施の形態では、Ｘ線を用いた断層撮影装置を用いているが、これに限定されず、ガンマ線や中性子線や陽電子や電磁エネルギーや光を用いた断層撮影装置にも適用可能である。【０２５６】
＜第七実施形態＞
第七実施形態は、図３４のステップＳ３４０３で平均時間分解能を算出する点が、第五実施形態や第六実施形態の最低時間分解能や時間分解能変動幅を算出する点と異なる。その他の装置構成や工程は第五実施形態に記載したものと同じであり、その説明は省略する。なお、本実施形態中、特に断らない限り第五実施形態と同じ参照番号は同じ部分を表すものとする。【０２５７】
平均時間分解能を用いる場合は、図４３に示すような相関関数を使用する。相関関数は撮影パラメータの組み合わせに応じてスキャン時間毎に用意しておくことが望ましい。【０２５８】
ステップＳ３４０３において、平均時間分解能は、重心値を基準にして、度数に応じた重み値を用いて実効時間分解能の重み付け加算を行い、重み付け加算値を撮影速度である撮影時のスキャン時間として決定する。実効時間分解能毎に対応する心拍数の発現頻度を重み付けすることで平均的な実効時間分解能を平均時間分解能TRmとして求める。平均時間分解能を用いる場合は、実効時間分解能の最小値と最大値からかけ離れていない中間的な値を選択し、時間変動の影響を最小限に抑えることで、画像の画質が向上可能である。
図４３を参照して平均時間分解能の算出を説明する。スキャン時間０.７秒の場合において、基準心拍範囲が８５から１０５[beat/min]の被検体の時、心拍数８５[beat/min]の度数が２、心拍数９０[beat/min]の度数が２、心拍数９５[beat/min]の度数が３、心拍数１００[beat/min]の度数が２、心拍数１０５[beat/min]の度数が１、度数の総和は９であったとする。各心拍の度数比は、心拍数８５[beat/min]の場合は２/９、心拍数９０[beat/min]の場合は２/９、心拍数９５[beat/min]の場合は３/９、１００[beat/min]の場合は２/９、心拍数１０５[beat/min]の場合は１/１０となる。【０２５９】
ここで、スキャン時間０.７[sec]の場合、心拍数８５[beat/min]の実効時間分解能が０.３[sec]、心拍数９０[beat/min]の実効時間分解能が０.２[sec]、心拍数９５[beat/min]の実効時間分解能が０.０８[sec]、心拍数１００[beat/min]の実効時間分解能が０.１[sec]、心拍数１０５[beat/min]の実効時間分解能が０.０８[sec]であった場合、平均時間分解能は、次のように求める。【０２６０】
[数２３]
０.３*２/１０+０.２*２/１０+０.０８*３/１０+０.１*２/１０+０.０８*１/１０＝０.１５２[sec]
同様に、スキャン時間０.９秒の場合において、同じく基準心拍範囲が８５から１０５[beat/min]の被検体の時、心拍数８５[beat/min]の実効時間分解能が０.１５[sec]、心拍数９０[beat/min]の実効時間分解能が０.２０[sec]、心拍数９５[beat/min]の実効時間分解能が０.１[sec]、心拍数１００[beat/min]の実効時間分解能が０.１５[sec]、心拍数１０５[beat/min]の実効時間分解能が０.１[sec]であった場合、平均時間分解能は次の通りである。【０２６１】
[数２４]
０.１５*２/１０+０.２０*２/１０+０.１*３/１０+０.１５*２/１０+０.１*１/１０＝０.１４ [sec]
つまり、スキャン時間０.７[sec/rot]のとき、平均時間分解能TRm(０.７)=０.１５２[sec]で、スキャン時間０.９[sec/rot]のとき、平均時間分解能TRm(０.９)=０.１４[sec]となる。【０２６２】
ステップＳ３４０４では、TRm(０.７)>TRm(０.９)であるから、平均時間分解能のより高いスキャン時間は０.９[sec/rot]であると判断する。そして、スキャン時間０.９[sec/rot]を撮影パラメータとして設定する。
平均時間分解能TRmを用いる場合は、脈波が突然上がるなどの突発的な異常を有する被検体に好適である。【０２６３】
なお、ステップＳ３４０４では、ステップＳ３４０３で算出した最低時間分解能、平均時間分解能、および時間分解能幅のいずれか、あるいはその組み合わせから撮影速度であるスキャン時間を決定するようにしてもよい。この場合、前記最低時間分解能が最高になる撮影速度と、前記時間分解能変動幅が最も狭くなる撮影速度と、前記平均時間分解能が最高になる撮影速度と、の３つの撮影速度のうち、大多数を占める撮影速度がある場合は、その撮影速度を選択するようにしてもよい。【０２６４】
以上本実施形態によれば、実効時間分解能が、所定範囲毎に出現する頻度を計数し、その加重平均値を平均時間分解能とし、これが最高になる撮影速度を選択することにより、時間分解能をよりよく向上できる撮影速度を設定可能である。【０２６５】
なお、前記３つの実施形態（第五実施形態、第六実施形態、第七実施形態）では、Ｘ線を用いた断層撮影装置について説明したが、本発明はこれには限定されず、ガンマ線や中性子線や陽電子や電磁エネルギーや光を用いた断層像撮影装置にも適用可能である。また、Ｘ線ＣＴ装置の場合、スキャン方式も第１世代、第２世代、第３世代、第４世代のいずれの方式に限定されるものではなく、螺旋軌道スキャンや円軌道スキャンのいずれにも適用可能である。また、Ｘ線源を複数搭載した多管球CTやカソードスキャンCTや電子ビームCTに対しても使用することが可能である。【０２６６】
また、検出器形状もＸ線源を中心とした円筒表面に配置された検出器、平面検出器、Ｘ線源を中心とした球面上に配置された検出器、周回軸を中心とした円筒表面に配置された検出器などいずれの検出器にも適用することが可能であり、さらに検出器の列数も単列から多列まで各種のものに適用可能である、
また、本実施形態において、実際は離散的に扱われるべき、Ｘ線透過データや再構成画像を連続的なデータとして扱っているため、ラグランジェ(Ｌagrange)補間等の補間法を用い、位相方向、及び検出器列方向、検出器チャンネル方向の３方向の補間により離散的に算出してもよい。この際、時間方向の補間を含めた４方向の補間により算出してもよい。【０２６７】
本実施形態により、撮影速度設定時と実際の撮影時の心拍数が異なってしまう傾向を有する被検体を撮影する場合でも、心拍数の変動傾向に応じて時間分解能を最適化できる撮影速度が選択可能となり、これにより画像の画質を決定する一要素である時間分解能の向上が図れる。【０２６８】
また、これに伴い、時間分解能悪化による検査不良が回避可能となり、撮影のやり直しの手間の排除と、検査効率の向上と、撮影のやり直しに伴う無効被曝の回避と、を実現できる。【０２６９】
また、心拍変動の影響を受けやすく動きの大きな冠動脈等の狭窄やカルシウムスコアの抽出精度が向上し、優れた診断能が得られる。
なお、本実施の形態では、Ｘ線を用いた断層撮影装置を用いているが、これに限定されず、ガンマ線や中性子線や陽電子や電磁エネルギーや光を用いた断層撮影装置にも適用可能である。【０２７０】
＜第八実施形態＞
第八実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置に係り、特に心血管や呼吸器など、被検体において周期運動を行う部位の撮影を目的としたものである。【０２７１】
運動する身体部位をＸ線ＣＴ装置で撮影した場合、得られた断層像（再構成画像）には、被検体の運動に起因するアーチファクトが発生する。このアーチファクトを低減するために、一般に心電計や呼吸センサなどの生体センサを用い、生理的運動を電気信号に変換する機器による計測を合わせて行い、得られた電気信号を用いて撮影を制御したり、画像を処理したりする。心臓を対象とする撮影は、心電同期再構成法として知られている。【０２７２】
この方法によれば、心電計によって計測された電気信号を撮影データ（透過Ｘ線データ）に付加して収集し、得られた撮影データを元に画像再構成を行い、任意の心時相における心臓断層像を得ることができる。【０２７３】
例えば、特開２００２−３３０９６１号公報は、心電波形のＲ波を基準に、ほぼ同じ心時相において撮影されたスキャンやビューの異なる撮影データ（以下、「セグメント」という。）を複数の心拍から収集するＸ線ＣＴ装置を開示する。こうして収集されたセグメントに基づいて画像再構成することによって、時間分解能の向上を図ることができる。【０２７４】
上記のＸ線ＣＴ装置による心電同期再構成におけるセグメントの抽出方法について図４４に基づき説明する。図４４は、３個のセグメントを収集する例を示す。再構成基準位置を基に同じ時相で撮影角度が異なる撮影データを再構成に必要な撮影角度分（約１８０°+α  、α：Ｘ線コーン角度）収集する。図４４の例では、基準ａから０〜１／３π、基準ｂからπ／３〜２π／３、基準ｃから２π／３〜πを抽出範囲としてセグメントを収集する。また任意のスライス位置における断層像を作成するためには、各検出器列から得られた撮影データ間で補間処理を施すことによって同一スライス位置のデータセットを作成し、画像再構成を行う。【０２７５】
しかし、画像再構成心電情報を基準としてセグメントを複数の心拍から収集する場合、収集される全てのセグメントが必ずしも画像再構成に適しているとは限らない。例えば、心拍数が大きい心拍から収集されるセグメントは、心拍数が小さい心拍から収集されるセグメントに比べて、心拍動の影響を受ける可能性が高く、モーションアーチファクトの原因となる。つまり、収集される複数のセグメントには、心電同期再構成に対する重要度にばらつきが存在する。そのため、収集されるセグメントの中に重要度が低いセグメントが含まれる場合がある。この場合、作成される再構成画像には、モーションアーチファクトの発生等、画質の劣化が生じる可能性があるという問題がある。【０２７６】
そこで本実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置は、上記の問題に鑑みて、複数の心拍から同心時相のセグメントを収集する際の時間分解能、あるいは空間分解能の向上に資するＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
なお、本実施形態において「再構成基準位置」とは、操作者が作成する心臓画像の心時相位置を表す位置をいう。【０２７７】
また「重要度」とは、再構成基準位置を元に収集される撮影データが再構成画像に与える寄与度をいい、撮影角度１８０°+α（α：Ｘ線のコーン角度）分収集された撮影データに対する各再構成基準位置における撮影データの寄与度に相当する。すなわち、ある撮影データの重要度が高いということは、該撮影データが、他の撮影データに比べて再構成画像（例えば心臓画像）の画質に与える影響が高いことを意味する。【０２７８】
また、「周期運動の特徴量」とは、ある周期運動の特徴を示す数値であって、例えば、周期運動の周期や、周期運動を波形を用いて示した場合の波高の標準偏差などである。【０２７９】
以下、添付図面に従って本発明に係るＸ線ＣＴ装置の好ましい実施の形態について詳説する。【０２８０】
図４５は、本発明の一実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の構成を示す概略構成図である。図４５のＸ線ＣＴ装置８０１は、Ｘ線照射及び検出を行うスキャナガントリ部８１０と、このスキャナガントリ部８１０で検出された撮影データに基づいて画像再構成演算を行う画像処理装置８２０と、スキャナガントリ部８１０における測定動作を制御する測定制御装置８３０と、被検体８６０を載置する患者テーブル８５０とを備える。【０２８１】
スキャナガントリ部８１０は、Ｘ線を照射するＸ線管球８１１と、被検体８６０を透過したＸ線を検出して撮影データを出力するＸ線検出器８１２と、Ｘ線管球８１１及びＸ線検出器８１２を搭載する回転盤８１３とを備える。Ｘ線管球８１１には、Ｘ線束の方向を制御するコリメータ８１４が取りつけられている。Ｘ線検出器８１２は、複数の検出器１、２、…ｎを被検体８６０の体軸方向にｎ列並べることにより、同時に複数位置（ｎスライス）の撮影データが取得可能なマルチスライスＸ線検出器である。回転盤８１３は、回転駆動装置８１５によって回転させられており、この回転駆動装置８１５は、測定制御装置８３０によって制御される。【０２８２】
画像処理装置８２０は、キーボードやマウスなどのポインティングデバイスからなるマウス８２１と、測定制御装置８３０に接続されて測定制御装置８３０の操作及び制御を行うコンピュータ８２２と、ＣＲＴや液晶ディスプレイ装置からなる表示装置８２３とを備える。
Ｘ線管球８１１が発生するＸ線強度は、測定制御装置８３０によって制御されており、この測定制御装置８３０は、コンピュータ８２２によって操作・制御されている。またコンピュータ８２２は、被検体８６０の心電波形を取得するための心電計８４０に接続される。【０２８３】
コンピュータ８２２は、基準位置算出手段８２２ａと、重要度算出手段８２２ｂと、抽出範囲算出手段８２２ｃとを備える。【０２８４】
次に図４６に基づいてＸ線ＣＴ装置８０１を用いて、心臓画像を作成する工程について説明する。図４６は、心臓画像を作成する工程を示すフローチャートである。以下、ステップ順に説明する。【０２８５】
（ステップＳ４６０１）
Ｘ線ＣＴ装置８０１により、被検体８６０の心臓を含む撮影範囲を撮影する。Ｘ線ＣＴ装置８０１は、撮影データの収集と同時に心電計８４０により心電情報の収集を行う。【０２８６】
（ステップＳ４６０２）
ステップＳ４６０１で収集した心電情報から、心電同期再構成を行う場合にセグメントの基準となる信号を取得する。図４７に、一般的な心電波形の一例を示す。通常は、ピーク位置の特定が容易であるＲ波の位置を基準信号として用いる場合が多いが、Ｐ波、Ｑ波、Ｓ波、Ｔ波を用いてもよい。【０２８７】
（ステップＳ４６０３）
基準位置算出手段８２２ａは、ステップＳ４６０２で取得した基準信号を元に再構成基準位置を算出する。図４８は、再構成基準位置の一例を示したものであり、Ｒ波を基準信号とし隣接するＲ波までの時間間隔を１００％とした場合の相対位置で再構成基準位置を決定する。相対位置の値は、操作者によって決定される。図４９は、再構成基準位置の一例を示したものであり、Ｒ波を基準信号とし、Ｒ波からの絶対時間で再構成基準位置を決定する。絶対時間の値は、操作者によって決定される。【０２８８】
（ステップＳ４６０４）
重要度算出手段８２２ｂは、ステップＳ４６０３で算出した各々の再構成基準位置について重要度を算出する。【０２８９】
図５０に１心拍周期から重要度を算出する一例を示す。１心拍周期が長い場合、短い場合に比べて心運動は緩慢であり、その間に撮影された撮影データは、心運動の影響が少ない。つまり、長い１心拍心周期の間に含まれる再構成基準位置を基に収集されるセグメントは、短い１心拍周期のそれに比べ、心電同期再構成に適している。以上の考え方から、長い１心拍周期に含まれる再構成基準位置ほど高い重要度を設定する。図６は、心臓撮影中に取得された心電波形を示したものであり、Ｒａ、Ｒｂ、Ｒｃは、各々の心運動の１心拍周期を示している。心電同期再構成で使用する再構成基準位置を基準ａ、基準ｂ、基準ｃとすると、各々の再構成基準位置の重要度Ｌａ、Ｌｂ、Ｌｃは以下の［数２５］式で表される。【０２９０】
［数２５］
Ｌａ＝Ｒａ／（Ｒａ+Ｒｂ+Ｒｃ）
Ｌｂ＝Ｒｂ／（Ｒａ+Ｒｂ+Ｒｃ）
Ｌｃ＝Ｒｃ／（Ｒａ+Ｒｂ+Ｒｃ）
図５１は、Ｘ線管球通過時刻から再構成基準位置までの時間間隔に基づいて重要度を算出する一例を示す。Ｘ線検出器８１２を体軸方向に複数備えたＸ線ＣＴ装置（マルチスライスＣＴ装置）では、体軸方向に広がり角（コーン角）を持ったＸ線を利用するため、両端のＸ線検出器８１２で検出される撮影データほどアーチファクト発生の原因となる。【０２９１】
前述したように、心電同期再構成では、複数の時刻に撮影されたセグメントを収集して画像再構成を実施するが、任意の再構成基準位置のＸ線管球通過時刻から時間的に離れた時刻に撮影されたセグメントほど、Ｘ線検出器８１２両端に近いＸ線検出器８１２から撮影される割合が高く、アーチファクトの原因となる可能性が高い。以上の考え方から、任意の再構成基準位置のＸ線管球通過時刻から、時間的に近い再構成基準位置ほど高い重要度を設定する。【０２９２】
図５１は、心臓撮影中に取得された心電波形を示したものであり、Ｔａ、Ｔｂ、Ｔｃは任意の再構成基準位置のＸ線管球通過時刻から、心電同期再構成で使用する再構成基準位置、基準ａ、基準ｂ、基準ｃまでの時間間隔を示している。各々の再構成基準位置の重要度は、［数２６］式で示される。【０２９３】
［数２６］
Ｌａ＝（１／Ｔａ）／（１／Ｔａ+１／Ｔｂ+１／Ｔｃ）
Ｌｂ＝（１／Ｔｂ）／（１／Ｔａ+１／Ｔｂ+１／Ｔｃ）
Ｌｃ＝（１／Ｔｃ）／（１／Ｔａ+１／Ｔｂ+１／Ｔｃ）
図５２に心運動の規則性から重要度を算出する一例を示す。心電同期再構成は、心臓が規則的に拍動する現象を利用して、時間分解能の向上を図る手法である。  【０２９４】
しかし、心臓検査の対象となる患者は、心臓に何らかの疾患を抱える可能性が高く、例えば心房細動が生じた場合、心運動の規則性に乱れが生じる。この場合、心房細動中に撮影されたセグメントは、心運動の規則性が保障されないため、心電同期再構成に適したセグメント分割撮影データとは言いがたい。以上の考え方から、規則的な心拍動に含まれる再構成基準位置ほど高い重要度を設定する。【０２９５】
図５２は、心臓撮影中に取得された心電波形を示したものであり、心電同期再構成で使用する再構成基準位置を基準ａ、基準ｂ、基準ｃとした場合に、基準ｃの周辺で心房細動が発生した例を示している。心房細動が生じた場合、心電波形状には不規則な小さい波が発生する。このような心電波形の異常が確認された場合、心運動の規則性が崩れたものとみなし、心電波形が異常である時間帯に含まれる再構成基準位置（図５２では基準ｃ）の重要度を他の再構成基準位置よりも小さく設定する。心運動の規則性は、例えば、心電波形の波高の標準偏差を算出することにより評価する。【０２９６】
また、その他の重要度を算出する方法として、例えば患者の正常心拍波形を予めテンプレートそして記憶しておき、各々の波形に対してテンプレートマッチングを実施する方法がある。そして、その一致度を重要度に反映する。すなわち、一致度が高い心拍に含まれる再構成基準位置ほど重要度を高く設定する。
上記図５０、５１、５２では、ある１つの指標に基づいて重要度を算出したが、複数の指標を組み合わせて重要度を算出してもよい。また心電波形から自動的に重要度を算出する方法を示したが、心電波形を表示装置８２３に示し、操作者の判断により手動で修正を加えてもよい。【０２９７】
以下図５３に基づいて、重要度を手動で修正する方法について説明する。図５３は、心電波形８１０１と、セグメント８１０２の重要度とを互いに関連付けて表示した画面表示例を示す模式図である。【０２９８】
図５３−（ａ）は、抽出範囲算出手段８２２ｃが再構成基準位置、基準ａ、基準ｂ、基準ｃから３個のセグメントを収集したことを示す表示装置８２３における画面表示例である。また、図５３−（ｂ）は、操作者がマウス８２１を用いて心房細動がある部分のセグメントを削除した結果を示す画面表示例である。【０２９９】
図５３−（ａ）において、心房細動が生じている心拍に含まれる基準ｂ位置に相当するセグメント（２）は、再構成基準位置、基準ａ、ｂ、ｃと比べて心拍の規則性が低い。そのため、基準ｂの重要度が著しく低いか、又は予め設定した重要度の閾値を下回る。この場合、基準ａ、ｃにおける２個のセグメントの収集を行う。これにより、重要度が低いセグメントを除いて画像再構成を行うことができ画質の向上が図られる。【０３００】
具体的には、操作者は、セグメント（２）の表示領域をマウス８２１によりクリック又はドラッグして指定した後、その表示領域を削除する指示を入力する。すると、この削除処理に連動して、基準ａ、基準ｃ部分のセグメント（１）（３）の重要度が高まる（すなわち、結合データ範囲領域における各セグメント（１）（３）の割合が高くなる）。この変更後の二つのセグメント（１）’及び（３）’を合わせて結合後データ範囲の領域が作成される。このように、重要度に応じて収集するセグメント数を調整してもよい。【０３０１】
なお、上記図５０，５１，５２は、いずれもシングルスライスＸ線ＣＴ装置及びマルチスライスＸ線ＣＴ装置を用いてダイナミックスキャンをする場合の心電同期再構成に適用することができる。また、マルチスライスＸ線ＣＴ装置を用いてヘリカルスキャンを行なう場合の心電同期再構成には、図５１の再構成基準位置をＸ線管球８１１が通過する時刻に基づいて重要度を算出する方法を適用することができる。【０３０２】
（ステップＳ４６０５）
抽出範囲算出手段８２２ｃは、ステップＳ４６０４で算出された重要度を基にセグメントの抽出範囲を算出する。
抽出範囲算出手段８２２ｃは、各々の再構成基準位置毎に設定された重要度を元に抽出範囲を調整する。図５４はその一例を示す。図５４は、基準ａ、ｂ、ｃの重要度Ｉａ、Ｉｂ、Ｉｃの関係がＩａ：Ｉｂ：Ｉｃ＝１：２：１である場合の抽出範囲を示しており、重要度の比に合わせて基準ａ、ｂ、ｃを元に抽出するセグメントのデータ幅Ｗａ、Ｗｂ、Ｗｃの幅をＷａ：Ｗｂ：Ｗｃ＝１：２：１になるように調整する。このように重要度の高い基準位置から抽出したセグメントの割合を増やすことによって、画質の向上が図られる。【０３０３】
なお、図５４では、データ幅Ｗａ、Ｗｂ、Ｗｃの比を重要度Ｉａ、Ｉｂ、Ｉｃの比と同じになるように調整したが、重要度に任意の重み付けを行い、データ幅を算出してもよい。重み付けは、画像処理装置８２０に予め設定しておいても良いし、操作者が随時重み付けを入力しても良い。
重み付けは、例えば、Ｉａ：Ｉｂ：Ｉｃ＝１：２：１の場合、各々の重要度に係数０．５を累乗し、Ｗａ、Ｗｂ、Ｗｃを算出すると、Ｗａ：Ｗｂ：Ｗｃ＝１：１．４：１となり、重要度がデータ幅に与える影響を少なくできる。これにより、過補正の場合、すなわち重要度の差が大き過ぎる場合にも、適度な割合でデータ幅を設定することができる。【０３０４】
反対に、重要度の比がＩａ：Ｉｂ：Ｉｃ＝１：２：１である場合に、各々の重要度に係数２を累乗し、Ｗａ、Ｗｂ、Ｗｃの幅を算出すれば、Ｗａ：Ｗｂ：Ｗｃ＝１：４：１となり、重要度がデータ幅に与える影響を大きくできる。【０３０５】
（ステップＳ４６０６）
抽出範囲算出手段８２２ｃが算出したセグメントを収集し、このセグメントを集めた結合後データに基づいて、画像処理装置２０は再構成処理を行い、再構成画像を生成する。【０３０６】
上記実施の形態では、図５３に示したように、抽出範囲算出手段８２２ｃが算出した再構成基準位置を、操作者がマウス８２１を用いて修正する実施の形態を示したが、心拍データに基づいて表示装置８２３に心拍波形だけを表示させ、操作者がその心拍波形のうち、画像再構成をするために使用する心拍位相を指定し、その心拍位相に相当するセグメントを用いて画像再構成をさせてもよい。【０３０７】
更に、各セグメントの重みを表示する重み表示も合わせてもよい。操作者は、重みの加減をしたい心拍位相をマウス８２１でクリックまたはドラッグして領域指定をする。このとき、Ｘ線ＣＴ装置８０１に重みの総和が１になるように調整させてもよい。例えば、二つの心拍位相を選択した場合、一方の心拍位相の重みを増やすと、他方の心拍位相の重みが減り、二つの心拍位相の重みを合計すると１になるようにＸ線ＣＴ装置８０１に調整させてもよい。【０３０８】
本実施の形態では、周期運動認識装置として心電計８４０を用い、心運動を考慮した画像再構成を行ったが、周期運動認識装置は、その他の生体の周期運動を認識する装置、例えば脈センサや呼吸センサ等を用いてもよい。呼吸器センサを用いた場合には、肺領域の画像再構成の画質向上を図ることができる。また心電同期再構成には、隣接するセグメントを重ね合わせることによって時間的な不連続性を抑制する方法があるが、本発明をこの方法に適用することができる。すなわち、重要度の高いセグメントの寄与率を増やすことよってデータの重ね合わせ幅や重ね合わせ手法を調整し、画質の向上を図ることができる。【０３０９】
本実施形態により、複数の心拍から同心時相のセグメントを収集する際の時間分解能、あるいは空間分解能の向上に資するＸ線ＣＴ装置を提供することができる。【０３１０】
なお、本実施の形態では、Ｘ線を用いた断層撮影装置を用いているが、これに限定されず、ガンマ線や中性子線や陽電子や電磁エネルギーや光を用いた断層撮影装置にも適用可能である。
【産業上の利用可能性】
【０３１１】
本発明は、被検体の周期的運動を行なう部位の断層像をＸ線の被曝を抑えつつ生成することができる。また、被検体に注入した薬剤から放出されるガンマ線、中性子線、陽電子や、電磁エネルギー、光を用いて断層像を生成するときには、より効率的に断層像を生成するためのデータを収集することができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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【図３２】
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【図３３】
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【図３４】
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【図３５】
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【図３６】
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【図３７】
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【図３８】
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【図３９】
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【図４０】
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【図４１】
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【図４２】
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【図４３】
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【図４４】
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【図４５】
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【図４６】
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【図４７】
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【図４８】
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【図４９】
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【図５０】
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【図５１】
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【図５２】
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【図５３】
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【図５４】
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