(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体における周期的な体動を検出する体動検出手段と、
前記周期的な体動の異なる位相ごとに、前記被検体の撮影位置の決定に用いるスカウト画像情報を取得するスカウト画像取得手段と、
前記スカウト画像情報を用いて、前記位相ごとの前記被検体に照射するＸ線のＣＴ撮影のための最適管電流値を算定する最適管電流値算定手段と、
前記被検体の前記Ｘ線を用いたＣＴ撮影を行う際に、前記被検体の体動の位相に対応する前記最適管電流値を用いて投影情報を取得する投影情報取得手段と、
を備えるＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記体動検出手段は、前記被検体の心臓の動きを検出する心電計を備え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】
前記体動検出手段は、前記被検体の呼吸の動きを検出する呼吸検出器を備えることを特徴とする請求項１または２に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記スカウト画像取得手段は、前記スカウト画像情報を、前記体動の位相に同期して取得する第１の位相同期手段を備えることを特徴とする請求項１ないし３のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記スカウト画像取得手段は、前記被検体を載置するクレードルを移動しつつ前記スカウト画像情報を取得する際に、前記移動の移動速度であるＶを、前記移動を行う奥行き方向の撮影領域幅をｔｈとし、前記体動の周期をＦとし、
Ｖ≦（ｔｈ／Ｆ）
の式を満たす値にすることを特徴とする請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記最適管電流値算定手段は、前記スカウト画像情報に含まれる投影画像の画素値を積分する積分手段を備えることを特徴とする請求項１ないし５のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】
前記最適管電流値算定手段は、前記積分量に概ね比例する値を最適管電流値にすることを特徴とする請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】
前記最適管電流値算定手段は、前記被検体のＣＴ撮影を複数の撮影領域で行う際に、前記撮影領域ごとにＸ線の最適管電流値を算定することを特徴とする請求項１ないし７のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】
前記投影情報取得手段は、前記位相と共に前記撮影領域に対応する最適管電流値を示す最適管電流値テーブルを備えることを特徴とする請求項８に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１０】
前記投影情報取得手段は、前記最適管電流値テーブルに基づいた最適管電流値を用いて、前記撮影領域の投影情報を取得することを特徴とする請求項９に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１１】
前記投影情報取得手段は、前記検出された体動の位相が基準位相と同期する際に、前記ＣＴ撮影を開始する第２の位相同期手段を備えることを特徴とする請求項１０に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１２】
前記投影情報取得手段は、前記ＣＴ撮影の最中の位相を、前記体動の繰り返し周期から予想する位相予想手段を備えることを特徴とする請求項１１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１３】
前記投影情報取得手段は、前記最適管電流値を、前記予想される位相に基づいて求めることを特徴とする請求項１２に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１４】
前記投影情報取得手段は、前記撮影領域の撮影順序に従って時間変化する最適管電流値を示す管電流値変化テーブルを備えることを特徴とする請求項９ないし１３のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１５】
前記投影情報取得手段は、異なる前記撮影領域のＣＴ撮影ごとに前記検出を行い、前記検出された体動の位相に対応する最適管電流値を用いたＣＴ撮影を行う管電流値逐次設定手段を備えることを特徴とする請求項１ないし１０のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、被検体にＸ線を照射するＸ線管の管電流を、被検体の状態に応じて制御するＸ線ＣＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、Ｘ線ＣＴ装置の普及により、Ｘ線ＣＴ装置で取得される断層画像の画質は、より一層の高画質化が求められつつある。この状況下にあって、被検体に照射されるＸ線の照射量を、被検体の撮影領域に応じて最適化することが行われている。ここで、被検体は、撮影領域、特に頭部、肺野および腹部等では被検体の状態が異なり、同様のノイズ（ｎｏｉｓｅ）を与えるＸ線照射量も異なる。
【０００３】
そこで、被検体の撮影位置の決定に用いるスカウト（ｓｃｏｕｔ）画像を取得し、このスカウト画像に基づいて被検体の撮影領域ごとの最適なＸ線照射量、すなわちＸ線を発生するＸ線管の管電流値が決定される。そして、撮影領域ごとにこの管電流値を用いたＸ線の照射を行うことにより、被検体の撮影領域に依存しない、一定のノイズを有する複数の断層画像情報を取得することができる（例えば、特許文献１参照）。
【特許文献１】特開２００１―０３７７５２号公報、（第１頁、図８）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、上記背景技術によれば、被検体の体動によりノイズが変化する。すなわち、被検体は、撮影中も心臓の鼓動あるいは肺の呼吸等の不可避的な体動を行っており、これら体動による臓器の形状変化は、最適な管電流値の変化をもたらし、ひいてはＣＴ撮影される断層画像のノイズも変化する。
【０００５】
なお、被検体の呼吸に関しては、一時的に停止しその間にＣＴ撮影を行うこともできる。しかし、呼吸停止は、場合によっては被検体に負担となる作業であり、必ずしも好ましいものではない。
【０００６】
これらのことから、被検体の体動による変化をも含めて、最適なＸ線管電流値でＣＴ撮影を行うことができるＸ線ＣＴ装置をいかに実現するかが重要となる。
この発明は、上述した背景技術による課題を解決するためになされたものであり、被検体の体動による変化をも含めて、最適なＸ線管電流値でＣＴ撮影を行うことができるＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上述した課題を解決し目的を達成するために、第１の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、被検体における周期的な体動を検出する体動検出手段と、前記周期的な体動の異なる位相ごとに、前記被検体の撮影位置の決定に用いるスカウト画像情報を取得するスカウト画像取得手段と、前記スカウト画像情報を用いて、前記位相ごとの前記被検体に照射するＸ線のＣＴ撮影のための最適管電流値を算定する最適管電流値算定手段と、前記被検体の前記Ｘ線を用いたＣＴ撮影を行う際に、前記被検体の体動の位相に対応する前記最適管電流値を用いて投影情報を取得する投影情報取得手段とを備える。
【０００８】
この第１の観点による発明では、体動検出手段により、被検体における周期的な体動を検出し、スカウト画像取得手段により、この周期的な体動の異なる位相ごとのスカウト画像情報を取得し、最適管電流値算定手段により、このスカウト画像情報を用いて、位相ごとの被検体に照射するＸ線のＣＴ撮影のための最適管電流値を算定し、被検体のＸ線を用いたＣＴ撮影を行う際に、投影情報取得手段により、被検体の体動の位相に対応する最適管電流値を用いて投影情報を取得する。
【０００９】
また、第２の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１の観点に記載の発明において、前記体動検出手段が、前記被検体の心臓の動きを検出する心電計を備えることを特徴とする。
【００１０】
この第２の観点による発明では、体動検出手段は、心電波形を検出する。
また、第３の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１の観点に記載の発明において、前記体動検出手段が、前記被検体の呼吸の動きを検出する呼吸検出器を備えることを特徴とする。
【００１１】
この第３の観点による発明では、体動検出手段は、呼吸波形を検出する。
また、第４の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１ないし３の観点のいずれか１つに記載の発明において、前記スカウト画像取得手段が、前記スカウト画像情報を、前記体動の位相に同期して取得する第１の位相同期手段を備えることを特徴とする。
【００１２】
また、第５の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第４の観点に記載の発明において、前記スカウト画像取得手段が、前記被検体を載置するクレードルを移動しつつ前記スカウト画像情報を取得する際に、前記移動の移動速度Ｖを、前記移動を行う奥行き方向の撮影領域幅をｔｈとし、前記体動の周期をＦとし、Ｖ≦（ｔｈ／Ｆ）の式を満たす値にすることを特徴とする。
【００１３】
この第５の観点による発明では、移動方向に複数列のシンチレータが存在するＸ線検出器を用いる際に、一回のスカウト画像情報の取得動作において、周期的な体動のすべての位相に対応するスカウト画像情報を取得する。
【００１４】
また、第６の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１ないし５の観点のいずれか１つに記載の発明において、前記最適管電流値算定手段が、前記スカウト画像情報に含まれる投影画像の画素値を積分する積分手段を備えることを特徴とする。
【００１５】
また、第７の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第６の観点に記載の発明において、前記最適管電流値算定手段が、前記積分量に概ね比例する値を最適管電流値にすることを特徴とする。
【００１６】
この第７の観点による発明では、被検部位が体動により膨張する際に管電流値を大きくし、体動により収縮する際に管電流を小さくする。
また、第８の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１ないし７の観点のいずれか１つに記載の発明において、前記最適管電流値算定手段が、前記被検体のＣＴ撮影を複数の撮影領域で行う際に、前記撮影領域ごとにＸ線の最適管電流値を算定することを特徴とする。
【００１７】
この第８の観点による発明では、撮影領域ごとに最適な管電流値とする。
また、第９の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第８の観点に記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記位相と共に前記撮影領域に対応する最適管電流値を示す最適管電流値テーブルを備えることを特徴とする。
【００１８】
また、第１０の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第９の観点に記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記最適管電流値テーブルに基づいた最適管電流値を用いて、前記撮影領域の投影情報を取得することを特徴とする。
【００１９】
また、第１１の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１０の観点に記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記検出された体動の位相が基準位相と同期する際に、前記ＣＴ撮影を開始する第２の位相同期手段を備えることを特徴とする。
【００２０】
この第１１の観点による発明では、体動が所定の位相になる際に、ＣＴ撮影を開始する。
また、第１２の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１１の観点に記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記ＣＴ撮影の最中の位相を、前記体動の繰り返し周期から予想する位相予想手段を備えることを特徴とする。
【００２１】
また、第１３の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１２の観点に記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記最適管電流値を、前記予想される位相に基づいて求めることを特徴とする。
【００２２】
この第１３の観点による発明では、最適管電流値を、ＣＴ撮影時点の体動の位相に近いものとする。
また、第１４の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第９ないし１３の観点のいずれか１つに記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記撮影領域の撮影順序に従って時間変化する最適管電流値を示す管電流値変化テーブルを備えることを特徴とする。
【００２３】
また、第１５の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１ないし１０の観点のいずれか１つに記載の発明において、前記投影情報取得手段が、異なる前記撮影領域のＣＴ撮影ごとに前記検出を行い、前記検出された体動の位相に対応する最適管電流値を用いたＣＴ撮影を行う管電流値逐次設定手段を備えることを特徴とする。
【００２４】
この第１５の観点による発明では、体動の位相と最適管電流値との対応を、より正確なものとする。
【発明の効果】
【００２５】
本発明によれば、周期的に繰り返される体動の異なる位相ごとに最適管電流値を最適化し、この最適管電流値を用いてＸ線ＣＴ装置のＣＴ撮影を行うこととしているので、取得される被検体の投影情報ひいてはこの投影情報を画像再構成して生成される断層画像情報は、体動に影響されない安定したノイズの画質にすることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２６】
以下に添付図面を参照して、この発明にかかるＸ線ＣＴ装置を実施するための最良の形態について説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
（実施の形態１）
まず、本実施の形態１にかかるＸ線ＣＴ装置の全体構成について説明する。図１は、Ｘ線ＣＴ装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。図１に示すように、本装置は、走査ガントリ（ｇａｎｔｒｙ）１０、操作コンソール（ｃｏｎｓｏｌｅ）６、撮影テーブル（ｔａｂｌｅ）４、高電圧発生装置７および体動検出手段である心電計５を有する。
【００２７】
走査ガントリ１０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、例えば、厚みを持って扇状に拡がるコーン（ｃｏｎｅ）状のＸ線ビーム（ｂｅａｍ）となるように成形され、Ｘ線検出器２４に照射される。
【００２８】
高電圧発生装置７は、Ｘ線管２０に電子加速用高電圧（以後、管電圧と称する）およびフィラメント（ｆｉｌａｍｅｎｔ）加熱用電流（以後、管電流と称する）を供給する。なお、管電圧は、１００ＫＶ程度のものであり、管電流は、数十〜数百ｍＡ程度のものである。
【００２９】
Ｘ線検出器２４は、Ｘ線ビームの広がり方向にマトリックス（ｍａｔｒｉｘ）状に配列された複数のシンチレータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ）を有する。Ｘ線検出器２４は、複数のシンチレータをマトリックス状に配列した、幅のある多チャネル（ｃｈａｎｎｅｌ）の検出器となっている。
【００３０】
Ｘ線検出器２４は、全体として、凹面状に湾曲したＸ線入射面を形成する。Ｘ線検出器２４は、例えば無機結晶からなるシンチレータと光電変換器であるフォトダイオード（ｐｈｏｔｏ  ｄｉｏｄｅ）を組み合わせたものである。
【００３１】
Ｘ線検出器２４には、データ（ｄａｔａ）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の個々のシンチレータの検出情報を収集する。Ｘ線コントローラ（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２８は、高電圧発生装置７の管電圧および管電流を制御し、Ｘ線管２０からのＸ線の照射を制御する。この制御は、Ｘ線照射のオンオフ（ｏｎ  ｏｆｆ）および管電流によるＸ線強度の調整を含んでいる。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。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。
【００３２】
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１０の回転部３４に搭載されている。ここで、被検体あるいはファントム（ｐｈａｎｔｏｍ）は、テーブル（ｔａｂｌｅ）４のクレードル（ｃｒａｄｌｅ）１２上に載置され、回転部３４の中心に位置するボア（ｂｏｒｅ）２９内に搬送される。回転部３４は、回転コントローラ３６により制御されつつ回転し、Ｘ線管２０からＸ線を爆射し、Ｘ線検出器２４において被検体およびファントムの透過Ｘ線を、回転角度に応じた各ビュー（ｖｉｅｗ）ごとの投影情報として検出する。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。
【００３３】
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、制御インタフェース（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）６２が接続されている。制御インタフェース６２には、走査ガントリ１０が接続されている。データ処理装置６０は、制御インタフェース６２を通じて走査ガントリ１０を制御する。
【００３４】
走査ガントリ１０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は、制御インタフェース６２を通じて制御される。なお、これら各部と制御インタフェース６２との個別の接続については図示を省略する。
【００３５】
また、データ処理装置６０には、データ収集バッファ（ｂｕｆｆｅｒ）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１０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。
【００３６】
データ処理装置６０は、データ収集バッファ６４を通じて収集した透過Ｘ線信号すなわち投影情報を用いて画像再構成を行う。データ処理装置６０には、また、記憶装置６６が接続されている。記憶装置６６は、データ収集バッファ６４に収集された投影情報や再構成された断層画像情報および本装置の機能を実現するためのプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）等を記憶する。
【００３７】
また、データ処理装置６０には、表示装置６８と操作装置７０がそれぞれ接続されている。表示装置６８は、データ処理装置６０から出力される断層画像情報やその他の情報を表示する。操作装置７０は、オペレータ（ｏｐｅｒａｔｏｒ）によって操作され、スキャン（ｓｃａｎ）計画等の各種指示や情報等をデータ処理装置６０に入力する。オペレータは、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。なお、走査ガントリ１０、撮影テーブル４および操作コンソール６は、被検体あるいはファントムをＣＴ撮影して断層画像情報を取得する。
【００３８】
心電計５は、体動検出手段をなし、クレードル１２に載置された被検体の心臓の動きを検出する。心電計５は、被検体に装着された電極により、心臓各部の動きに応じた電気信号、例えば心室の動きに同期するＱＲＳ波等を検出し、制御インタフェース６２に送信する。後述する様に、このＱＲＳ波は、Ｘ線ＣＴ装置で撮影を行う際の同期信号として用いられる。
【００３９】
図２は、データ処理装置６０の機能的な構成を示す機能ブロック図である。データ処理装置６０は、スカウト画像取得手段８１、最適管電流値算定手段８２、投影情報取得手段８３および画像再構成手段８４を含む。
【００４０】
スカウト画像取得手段８１は、被検体の撮影位置の決定に用いるスカウト画像情報を取得する。ここで、スカウト画像取得手段８１は、第１の位相同期手段を有し、心電計５からの電気信号に同期してスカウト画像を取得する。この際、スカウト画像取得手段８１は、制御インタフェース６２を介して走査ガントリ１０の回転コントローラ３６、コリメータコントローラ３０およびＸ線コントローラ２８等に制御信号を送信する。
【００４１】
図３は、ＣＴ撮影の位置決め画像であるスカウト画像を取得する際のＸ線管２０、コリメータ２２、被検体１およびＸ線検出器２４の配置を示す走査ガントリ１０の鉛直方向での断面図である。Ｘ線管２０は、被検体１の鉛直上方に固定配置される。そして、Ｘ線管２０から照射されるＸ線ビーム４００は、被検体１を透過しＸ線検出器２４で検出される。これにより、被検体１のコロナル（ｃｏｒｏｎａｌ）面の投影画像が取得される。
【００４２】
なお、Ｘ線ビーム４００は、被検体１の位置で、クレードル１２が移動される奥行き方向に概ね幅ｔｈを有する。従って、クレードル１２を奥行き方向に幅ｔｈだけ移動し、スカウト画像の取得を繰り返すことにより、被検体１の必要とされる全撮影領域のスカウト画像情報が取得される。
【００４３】
ここで、スカウト画像取得手段８１は、第１の位相同期手段により、スカウト画像を取得する際に、心電計５からの各種電気信号に同期して、心臓の鼓動周期をＦおよびクレードル１２の移動速度をＶとして、Ｖがｔｈ／Ｆの速度以下でＸ線検出器２４のデータを収集することで、心臓の形状が異なる位相のスカウト画像情報を取得する。
【００４４】
図４は、周期的な運動を繰り返す心臓の異なる位相で、スカウト画像情報を取得する第１の位相同期手段の動作の一例を示す説明図である。図４（Ａ）は、心電計５の出力である心電波形の例である。心電波形は、Ｐ〜Ｔ波の５つの波形が概ね一定の周期Ｆで繰り返す波形を有する。
【００４５】
ここで、第１の位相同期手段は、例えば、安定して大きな電気信号が出力されるＰ波を、スカウト画像情報の取得開始時間ｔ０とする。そして、スカウト画像取得手段８１は、この後所定の時間間隔Ｔを置いた時相ｔ１〜ｔ３において,クレードル１２の移動速度Ｖがｔｈ／Ｆの速度以下でデータ収集を行うことにより、Ｘ線検出器２４のそれぞれの異なる位相データを画像再構成して、異なる位相にある心臓のスカウト画像情報を取得する。図４（Ｂ）は、スカウト画像情報を取得する際に用いられる時系列のスカウト画像情報収集信号を示している。この図は、図４（Ａ）の心電波形と同一の時間軸を横軸に有しており、時相ｔ０の収集信号は、Ｒ波の検出に同期して生成される。その後、時相ｔ０の収集信号に基づいて、一定の時間間隔Ｔをおいた時相ｔ１〜ｔ３の収集信号が生成される。なお、この時間間隔Ｔおよび収集信号の数は、オペレータにより操作装置７０から設定される。
【００４６】
図４（Ｃ）は、時相ｔ０〜ｔ３において取得される、心臓を含む撮影領域のスカウト画像４０〜４３を模式的に示した図である。例えば、時相ｔ１で取得されるスカウト画像４１は、心臓の収縮期に当たり、時相ｔ２で取得されるスカウト画像４２は、心臓の拡張期に当たる。また、スカウト画像４０〜４３中に点線で示した撮影領域ａ〜ｄは、すべてのスカウト画像で共通する位置に存在し、一回の撮影で取得される奥行き方向に幅ｔｈを有する領域である。
【００４７】
図２に戻り、最適管電流値算定手段８２は、スカウト画像取得手段８１で取得されたスカウト画像情報を用いて、心臓の異なる位相ごとおよび異なる撮影領域ごとに最適管電流値を求める積分手段を含む。ここで、積分手段は、心臓を含むスカウト画像の異なる位相および異なる撮影領域ごとに画素値の総和を求め、この総和に比例する管電流値を算定する（例えば、特許文献１参照）。
【００４８】
図５は、図４（Ｂ）および（Ｃ）に示した取得時相ｔ０〜ｔ３で示される４つの異なる位相および異なる撮影領域ａ〜ｄのスカウト画像を用いて、最適管電流値算定手段８２により取得される最適管電流値テーブル１４の例を示す図である。最適管電流値テーブル１４には、時相ｔ０〜ｔ３および撮影領域ａ〜ｄごとの最適管電流値Ａij（ｉ，ｊ＝１〜４）が示されている。
【００４９】
図２に戻り、投影情報取得手段８３は、操作装置７０により入力されるスキャン計画情報に基づいて、被検体１の投影情報を取得する。ここで、投影情報取得手段８３は、第２の位相同期手段および位相予想手段を含み、スキャン計画に基づいて、管電流値の時間変化を示す管電流値変化テーブルを作成する。
【００５０】
位相予想手段は、心電波形のＲ波間隔から繰り返し周期Ｆを求め、この周期Ｆを用いてＣＴ撮影時における心臓の位相を予想し、撮影領域と同時に撮影時の心臓の位相を考慮した管電流値を決定する。なお、第２の位相同期手段は、心電波形のＲ波に同期して撮影を開始する。
【００５１】
ここで、一例として図４（Ｃ）に示す撮影領域ａ〜ｄを、この順序でアキシャルスキャン（ａｘｉａｌ  ｓｃａｎ）を行うスキャン計画を考える。まず、位相予想手段は、スキャン計画に基づいて、一回の撮影時間およびクレードル１２の移動時間等を考慮し、撮影領域ｂ〜ｄの撮影開始時間を算出する。また、位相予想手段は、心電波形のＲ波の繰り返し周期Ｆおよび心臓の位相を決定するスカウト画像の取得時相ｔ０〜ｔ３から、各撮影開始時間における心臓の位相を予測する。その後、位相予想手段は、図５に示す最適管電流値テーブル１４を用いて、撮影領域ａ〜ｄの撮影開始時間における心臓の位相を現す時相ｔ０〜ｔ３から最適管電流値を求め、撮影の順序に従って最適管電流値を並べたものを管電流値変化テーブルとする。
【００５２】
図６は、被検体１をＣＴ撮影する際に用いられる管電流値変化テーブルの例を示す説明図である。図６（Ａ）は、図４（Ｃ）に示したスキャン計画を図示したもので、クレードル１２を図中の矢印で示される奥行き方向に順次移動し、厚みｔｈを有する撮影領域ａ〜ｄの投影情報を順次取得する様子を示したものである。
【００５３】
図６（Ｂ）は、心電計５のＲ波に同期して開始される撮影領域ａのＣＴ撮影から撮影領域ｄの撮影終了までの管電流値変化テーブルの内容を示すものである。ここで、撮影領域ａ〜ｄをＣＴ撮影する際の管電流値は、予想される撮影領域ごとの撮影開始の時間および図５に示す最適管電流値テーブル１４から、Ａ11、Ａ32、Ａ33およびＡ24が選択されたものとする。なお、横軸は撮影時間を現し、縦軸は管電流を表す。
【００５４】
撮影領域ａのＣＴ撮影を行う際には、心電計５のＲ波に同期して撮影開始されるので、時相ｔ０の最適管電流値Ａ11が用いられる。その後、クレードル１２の移動時間を経て、撮影領域ｂのＣＴ撮影を行う際には、撮影開始時間および心臓の位相を考慮して、例えば最適管電流値Ａ32が選択され、以後同様にＣＴ撮影および移動を繰り返し心臓の位相に対応した最適管電流値Ａ33およびＡ24を用いて、撮影領域ｃおよびｄでのＣＴ撮影を行う。なお、Ｘ線管２０には、移動の最中にも若干の管電流が流され、安定した状態とされる。
【００５５】
図２の戻り、画像再構成手段８４は、撮影領域ａ〜ｄで取得した投影情報を用いて、例えばＦＢＰ（Ｆｉｌｔｅｒｅｄ  Ｂａｃｋ  Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法あるいは３次元画像再構成法を用いて画像再構成を行い断層画像情報を取得する。そして、この断層画像情報を、表示装置６８に送信して表示する。
【００５６】
つぎに、本実施の形態１にかかるＸ線ＣＴ装置の動作について図７を用いて説明する。図７は、本実施の形態１にかかるＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャートである。
まず、オペレータ（Ｏｐｅｒａｔｏｒ）は、被検体１をクレードル１２に載置し（ステップＳ７０１）、心電計５を被検体１に設定する（ステップＳ７０２）。これにより、操作コンソール６には、被検体１の心電波形情報が入力される。
【００５７】
その後、オペレータは、被検体１のスカウトスキャンを行い心臓の位相ごとのスカウト画像情報を取得する（ステップＳ７０３）。そして、オペレータは、これらスカウト画像情報を表示装置６８に表示しつつ、スキャン計画を入力する（ステップＳ７０４）。また、データ処理装置６０は、スカウト画像情報および入力されたスキャン計画に基づいて、最適管電流値テーブル１４を算定する。
【００５８】
その後、データ処理装置６０は、スキャン計画に基づいて、図６（Ｂ）に示す様な最適管電流値変化テーブルを用いて投影画像情報の取得を行う（ステップＳ７０５）。そして、データ処理装置６０は、この投影画像情報を用いて画像再構成を行い（ステップＳ７０６）、画像再構成された断層画像情報を表示して（ステップＳ７０７）、本処理を終了する。
【００５９】
上述してきたように、本実施の形態１では、心電計５を用いて、繰り返される心臓の動きを検出し、この動きの異なる位相ごとにスカウト画像情報を取得し、これらスカウト画像情報を用いて、心臓の異なる位相ごとおよび異なる撮影領域ごとの最適管電流値テーブル１４を求め、各撮影領域において、撮影開始時の心臓の位相を予想し、この予想に対応する最適管電流値を用いたＣＴ撮影を行うこととしているので、心臓の鼓動による形状変化に対応した最適な管電流値を用いたＣＴ撮影を行い、ひいてはノイズの安定した断層画像情報を取得することができる。
【００６０】
また、本実施の形態１では、体動検出手段として、心電計５を用いた例を示したが、代わりに脈拍検出器等の簡易な血流検出器を用いて心臓の動きを検出することもできる。
また、本実施の形態１では、体動検出手段として、心臓の動きを検出する心電計５を用いた例を示したが、代わりに呼吸による胴体部分の動きを検出する呼吸検出器を用いることもできる。この呼吸検出器は、例えば胴体部分に巻かれたベローズ（ｂｅｌｌｏｗｓ）の伸縮を圧力センサ（ｓｅｎｓｏｒ）で検出する。図８は、心電波形を用いたスカウト画像の取得を示す図４に対応するもので、周期的な運動を繰り返す呼吸の異なる位相で、スカウト画像情報を取得する方法の一例を示す説明図である。図８（Ａ）は、呼吸検出器の出力である呼吸波形の例である。呼吸波形は、吸気状態および呼気状態が概ね一定の周期で繰り返す波形を有する。
【００６１】
ここで、第１の位相同期手段は、例えば、安定して大きな電気信号が出力される吸気状態を、スカウト画像情報の取得開始時相ｌ０とする。そして、第１の位相同期手段は、この後所定の時間間隔Ｋを置いた時相ｌ１〜ｌ２において,異なる位相にある腹部のスカウト画像情報を繰り返し取得する。図８（Ｂ）は、スカウト画像情報を取得する際に用いられる時系列のスカウト画像情報収集信号を示している。この図は、図８（Ａ）の呼吸波形と同一の時間軸を横軸に有し、時相ｌ０の収集信号は、吸気状態の検出に同期して生成される。その後、時相ｌ０の収集信号に基づいて、一定の時間間隔Ｋをおいた時相ｌ１、ｌ２の収集信号が生成される。なお、この時間間隔Ｋおよび収集信号の数は、オペレータにより操作装置７０から設定される。
【００６２】
図８（Ｃ）は、時相ｌ０〜ｌ２において取得される、腹部を含む撮影領域のスカウト画像９０〜９３を模式的に示した図である。例えば、時相ｌ０で取得されるスカウト画像９０は腹部の拡張期に当たり、また時相ｌ１で取得されるスカウト画像９１は腹部の収縮期に当たる。そして、スカウト画像９０〜９２には、肝臓部分が横隔膜の上下に伴い移動する様子が示されている。また、スカウト画像９０〜９２中に点線で示した撮影領域ｅ〜ｈは、すべてのスカウト画像で共通する位置に存在し、一回の撮影で取得される奥行き方向に幅ｔｈを有する領域である。なお、スカウト画像９０〜９２を用いて、最適管電流値算定手段８２により図５と同様の最適管電流値テーブルを算定し、さらにスキャン計画に基づいて、最適管電流値変化テーブルが作成され,この最適管電流値変化テーブルを用いてＣＴ撮影が行われる。
【００６３】
また、本実施の形態１では、アキシャルスキャンによりＣＴ撮影を行う場合を示したが、全く同様にヘリカルスキャン（ｈｅｌｉｃａｌ  ｓｃａｎ）を用いることもできる。ヘリカルスキャンの場合には、撮影領域がクレードル１２の移動と共に奥行き方向に連続して変化するので、最適管電流値テーブル１４の撮影領域として、もっと多くのものあるいは連続する領域が設定される。
（実施の形態２）
ところで、上記実施の形態２では、ＣＴ撮影を開始する際に心臓の動きと同期を取り、その後、予想される心臓の位相に合わせて適宜最適管電流値を制御することとしたが、ＣＴ撮影を行うごとに心電波形のサンプリング（ｓａｍｐｌｉｎｇ）を行い、この心電波形が示す心臓の位相に適合する最適管電流値をリアルタイム（ｒｅａｌ  ｔｉｍｅ）で決定し、この最適管電流値を用いたＣＴ撮影を行うこともできる。そこで、本実施の形態２では、ＣＴ撮影ごとの最適管電流値をリアルタイムで決定する場合を示すことにする。
【００６４】
図９は、本実施の形態２にかかる、投影情報取得手段８８の構成を示すブロック図である。これは、図２に示す投影情報取得手段８３に対応するものであり、その他の構成および動作は、図１および図２と全く同様であるので詳細な説明を省略する。
【００６５】
投影情報取得手段８８は、管電流値逐次設定手段９９を含む。管電流値逐次設定手段９９は、操作装置７０から撮影領域情報、最適管電流値算定手段８２から最適管電流値テーブル１４を取得すると共に、心電計５からの心電波形情報を常時入力する。
【００６６】
ここで、管電流値逐次設定手段９９は、被検体１の撮影領域ａ〜ｄの投影情報を取得する際に、最新の心電波形情報から心臓の位相を求める。そして、管電流値逐次設定手段９９は、最適管電流値テーブル１４を参照し、撮影領域と共にこの位相に対応する最適管電流値を求め、Ｘ線コントローラ２８に出力する。
【００６７】
図１０は、管電流値逐次設定手段９９の動作を示す説明図である。図１０の上部には心電波形、下部にはスカウト画像情報収集信号ｔ０〜ｔ３が図示されている。ここで、一例として、ＣＴ撮影の開始に当たり管電流値逐次設定手段９９が、図１０のサンプリング位置で示す位置の心電波形を受信した場合を考える。この場合、心電波形のサンプリング位置は、時相ｔ１およびｔ２の間にあり、心臓の位相は時相ｔ１の状態にあると見なす。その後、図５に示す最適管電流値テーブル１４を参照し、例えば撮影領域ｃのＣＴ撮影を行う場合には、最適管電流値Ａ２３が選択され、Ｘ線コントローラ２８に対して最適管電流値Ａ２３の設定が行われる。
【００６８】
上述してきたように、本実施の形態２では、投影情報取得手段８８に管電流値逐次設定手段９９を設け、最適管電流値テーブル１４と共に、心電計５から出力される心電波形情報を常時取得し、撮影領域ごとにＣＴ撮影を行う直前に心臓の位相を求め、撮影領域と共にこの位相に最も適合する最適管電流値をリアルタイムで決定することとしているので、最適管電流値と対応する心臓の位相の食い違いが小さな投影情報を取得し、ひいてはノイズの安定した断層画像情報を取得することができる。
【００６９】
また、本実施の形態２では、管電流値逐次設定手段９９をデータ処理装置６０に配設したが、全く同様に回転部３４のＸ線コントローラ２８に配設することもできる。この場合には、Ｘ線コントローラ２８に最適管電流値テーブル１４を転送し、また最新の心電波形情報を直接入力し、高速に最適管電流値の決定および高電圧発生装置７への設定を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【００７０】
【図１】Ｘ線ＣＴ装置の全体構成を示すブロック図である。
【図２】実施の形態１にかかるデータ処理装置の機能的な構成を示す機能ブロック図である。
【図３】Ｘ線ＣＴ装置を用いたスカウト画像情報の取得を示す説明図である。
【図４】心電波形、心臓の位相およびスカウト画像の関係を示す説明図である。
【図５】最適管電流値テーブルの一例を示す説明図である。
【図６】最適管電流値の時間的変化の一例を示す説明図である。
【図７】実施の形態１にかかるＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャートである。
【図８】呼吸検出器を用いた場合の、呼吸波形、呼吸の位相およびスカウト画像の関係を示す説明図である。
【図９】実施の形態２にかかる投影情報取得手段の機能的な構成を示す機能ブロック図である。
【図１０】実施の形態２にかかる投影情報取得手段の最適管電流値を求める動作を示す説明図である。
【符号の説明】
【００７１】
１  被検体
４  撮影テーブル
５  心電計
６  操作コンソール
７  高電圧発生装置
１０  走査ガントリ
１２  クレードル
１４  最適管電流値テーブル
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
４０〜４３、９０〜９２  スカウト画像
６０  データ処理装置
６２  制御インタフェース
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
８１  スカウト画像取得手段
８２  最適管電流値算定手段
８３  投影情報取得手段
８４  画像再構成手段
８８  投影情報取得手段
９９  管電流値逐次設定手段
４００  Ｘ線ビーム
【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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