(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線発生装置と、相対してＸ線を検出する２次元検出面を有するＸ線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転させながら、前記Ｘ線発生装置及び前記Ｘ線検出器とその間にある被検体とを相対移動させて前記被検体を透過したＸ線投影データを収集するヘリカルスキャンを行うＸ線データ収集手段と、前記収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段とを含むＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線データ収集手段は、前記被検体の１心拍以下の時間で心臓全体の撮影を可能とするヘリカルピッチを用いた、前記被検体の心電信号における一周期のうちの心臓の動きが緩やかな所定の位相とヘリカルスキャンの撮影範囲の相対移動方向の中心が同期したヘリカルスキャンであるハイピッチヘリカルスキャンを行う手段を含むことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記被検体の１心拍以下の時間で心臓全体の撮影を可能とするヘリカルピッチは、Ｘ線ビームの前記Ｘ線発生装置及び前記Ｘ線検出器と前記被検体とを相対移動の相対移動方向の幅Ｄと前記Ｘ線発生装置及び前記Ｘ線検出器の１回転あたりの前記相対移動の相対移動量Ｓとの比Ｓ／Ｄで示される値で１以上であることを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記Ｘ線データ収集手段は、前記被検体の１心拍以下の時間で心臓全体の撮影を可能とするヘリカルピッチによりも小さいヘリカルピッチにより、前記被検体の心電信号における複数周期の所定の位相に同期したヘリカルスキャンであるローピッチヘリカルスキャンを行う手段をさらに含み、  前記Ｘ線ＣＴ装置は、ハイピッチヘリカルスキャンとローピッチヘリカルスキャンとを選択する手段をさらに含むことを特徴とする請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記Ｘ線ＣＴ装置は、前記ハイピッチヘリカルスキャンが適正に行われるか否かを判定する手段をさらに有し、前記ハイピッチヘリカルスキャンとローピッチヘリカルスキャンとを選択する手段は、前記判定に基づいて選択するものであることを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記ハイピッチヘリカルスキャンが適正に行われるか否かを判定する手段は、前記ハイピッチヘリカルスキャンに比べて低線量のＸ線を用いた低線量ハイピッチヘリカルスキャンに基づくＸ線投影データを用いてコロナル面および／またはサジタル
面を画像再構成する手段を含む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】
前記ハイピッチヘリカルスキャンを行う手段は、前記被検体の心電信号の１周期に対する割合で定められる所定位相に同期させてＸ線データ収集を行うことを特徴とする請求項１乃至５のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】
前記ハイピッチヘリカルスキャンを行う手段は、ヘリカルスキャンの撮影範囲の相対移動方向の中心がＲ波から心拍周期の７５ア５％の時点となるように同期させるものであることを特徴とする請求項１乃至６のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】
前記Ｘ線データ収集手段は、前記被検体の心電信号からの絶対時間で定められる所定時相に同期させてＸ線データ収集を行うことを特徴とする請求項１乃至５のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】
前記ハイピッチヘリカルスキャンを行う手段は、ヘリカルスキャンの撮影範囲の相対移動方向の中心がＲ波から０．５秒となるように同期させるものであることを特徴とする請求項１乃至６のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療用Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置における心拍周期したヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンによる低被曝、高画質、高速撮影による心臓撮影または生体同期撮影を実現するＸ線ＣＴ装置またはＸ線ＣＴ画像撮影方法の技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来は多列Ｘ線検出器Ｘ線ＣＴ装置またはフラットパネルに代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器によるＸ線ＣＴ装置においては、図１６のように、ヘリカルピッチ０.２程度の遅いヘリカルピッチで心拍周期したヘリカルスキャンにより心臓の撮影を行っていた。このような心臓をヘリカルスキャンで撮影する技術としては特許文献１が知られている。
【０００３】
この撮影方法においては、その低ヘリカルピッチゆえに、Ｘ線被曝の観点からは問題であった。図１６では１セグメントをファン角＋１８０度としたデータ収集であるが、多様な心拍に対応するために、図１７，図１８のようにマルチセグメント画像再構成時のように各セグメント間のＸ線投影データのずれからアーチファクトが発生したり、図２０のように３次元表示においてｘy平面に平行なz方向に垂直な方向にバンディングアーチファクトが発生したりなどの画質の観点からも問題であった。
【特許文献１】特開２００３−１６４４４６
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、多列Ｘ線検出器Ｘ線ＣＴ装置またはフラットパネルに代表される２次元Ｘ線エリア検出器によるＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線無駄被曝の問題がより大きく取りあげられる方向である。例えば、ビーム幅４０mmのＸ線を使用し、ヘリカルピッチ０.２で撮影をすると、撮影領域はスキャン１回転当たり８mm進むことになるから、全長１２cm程度の心臓を撮影するのには、ガントリ１５回転分の撮影を必要とする。これは、ガントリ１回転で４０mm分の撮影できるコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）と比べても５倍以上の被曝量となるばかりか、実際の診断に使用されないＸ線投影データも多く存在するという無駄被曝の問題点がある。一方、通常のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）では、まだz方向のＸ線検出器幅が充分でないため心臓全体を１回転のデータ収集ではカバーできない。
【０００５】
そこで、本発明の目的は、多列Ｘ線検出器または、フラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器を持ったＸ線ＣＴ装置のヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンによる心臓の撮影を低被曝で高速に、しかも良い画質で撮影することを実現するＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明は、２次元検出面を有するＸ線検出器を持ったＸ線ＣＴ装置において、ヘリカルピッチが１以上の高速なヘリカルスキャンにより外部同期信号に同期して被検体（好ましくは、心臓）撮影を行うことで、撮影範囲のz方向の中心位置が心電計の心電信号の所定の心位相または心時相になるようにＸ線データ収集を行い、このＸ線投影データに基づき心臓の断層像を画像再構成する。従って、低被曝で効率よいＸ線データ収集を行える。
【０００７】
第１の観点では、本発明は、Ｘ線発生装置と、相対してＸ線を検出する２次元検出面を有するＸ線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転させながら、その間にある被検体を透過したＸ線投影データを収集するＸ線データ収集手段と、前記収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段とを含むＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、被検体の所定範囲をヘリカルピッチ１以上のヘリカルスキャンにより外部同期信号に同期してＸ線投影データを収集するＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、ヘリカルピッチ１以上の高速なヘリカルスキャン（またはヘリカルシャトルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャン）で外部同期信号に同期してＸ線データ収集を行うので、適正な位相で高速にヘリカルスキャンが行える。このため、Ｘ線被曝も低被曝で撮影が行える。
【０００８】
第２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、前記画像再構成手段は、被検体の所定範囲をヘリカルピッチ１以上のヘリカルスキャンにより外部同期信号に同期して取得されたＸ線投影データを前記外部同期信号に同期して画像再構成する。
【０００９】
従って、高速ヘリカルスキャンで取得された投影データから適正位相の投影データを効率よく取得し、高い画質の断層像を再構成できる。
【００１０】
第３の観点では、本発明は、Ｘ線発生装置と、相対してＸ線を検出する２次元検出面を有するＸ線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転させながら、その間にある被検体を透過したＸ線投影データを収集するＸ線データ収集手段と、前記収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段とを含むＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、被検体の所定範囲をヘリカルスキャンにより撮影する際に、Ｘ線発生装置とＸ線検出器からなるＸ線データ収集系と被検体との間の相対移動方向であるz方向における所定の撮影位置が外部同期信号の所定位相に同期するタイミングでＸ線データ収集を行うＸ線ＣＴ装置を提供する。
【００１１】
上記第３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、被検体の所定範囲をヘリカルスキャンにより撮影する際に、Ｘ線発生装置とＸ線検出器からなるＸ線データ収集系と被検体との間の相対移動方向であるz方向における所定の撮影位置が外部同期信号の所定位相に同期するタイミングでＸ線データ収集を行う。従って、Ｘ線データ収集系と被検体の相対移動方向であるz方向における、ある所定のz方向撮影位置、例えば撮影範囲のz方向中心位置が外部同期信号のある所定の位相に合わせられることで、撮影範囲の広い範囲において適正な位相で撮影ができる。このため、撮影範囲の広い範囲において断層像の画質が改善する。
【００１２】
第４の観点では、本発明は、Ｘ線発生装置と、相対してＸ線を検出する２次元検出面を有するＸ線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転させながら、その間にある被検体を透過したＸ線投影データを収集するＸ線データ収集手段と、前記収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段とを含むＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、被検体の所定範囲をヘリカルスキャンで撮影する際に、Ｘ線発生装置とＸ線検出器からなるＸ線データ収集系と被検体との間の相対移動方向であるz方向における所定撮影位置が外部同期信号の所定位相に同期するように定められた第１の撮影条件に基づき第１のＸ線データ収集を行う第１のＸ線データ収集手段と、前記第１のＸ線データ収集手段により得られたＸ線投影データを画像再構成した断層像に基づき、前記所定範囲をヘリカルスキャンで撮影する際に、前記所定撮影位置が外部同期信号の前記所定位相に、より正しく同期するように定められた第２の撮影条件に基づき第２のＸ線データ収集を行う第２のＸ線データ収集手段とを含み、前記画像再構成手段は、前記第１および第２のＸ線データ収集手段により収集されたＸ線投影データを画像再構
成するＸ線ＣＴ装置を提供する。
【００１３】
上記第４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、被検体の所定範囲をヘリカルスキャンで撮影する際に、Ｘ線発生装置とＸ線検出器からなるＸ線データ収集系と被検体との間の相対移動方向であるz方向における所定撮影位置が外部同期信号の所定位相に同期するように定められた第１の撮影条件に基づき第１のＸ線データ収集を行う第１のＸ線データ収集手段と、前記第１のＸ線データ収集手段により得られたＸ線投影データを画像再構成した断層像に基づき、前記所定範囲をヘリカルスキャンで撮影する際に、前記所定撮影位置が外部同期信号の前記所定位相に、より正しく同期するように定められた第２の撮影条件に基づき第２のＸ線データ収集を行う第２のＸ線データ収集手段とを含み、画像再構成手段は、前記第１および第２のＸ線データ収集手段により収集されたＸ線投影データを画像再構成する。
【００１４】
上記第４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、あらかじめヘリカルスキャン（またはヘリカルシャトルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャン）で撮影しておき、あらかじめ外部同期信号の位相が適正か否かを確認した上で、本スキャンのヘリカルスキャンを行うため、適正な位相で撮影でき、断層像の画質が改善する。
【００１５】
第５の観点では、前記第１のＸ線データ収集手段は、前記第２のＸ線データ収集手段よりも少ないＸ線照射線量で被検体のＸ線データ収集を行う。
【００１６】
上記第５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、あらかじめ低被曝でＸ線線量以外の撮影条件は本スキャンと同じ撮影条件のヘリカルスキャン（またはヘリカルシャトルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャン）で撮影しておき、あらかじめ外部同期信号の位相が適正か確認した上で、本スキャンのヘリカルスキャン（またはヘリカルシャトルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャン）を行うため、適正な位相で撮影でき、断層像の画質が改善する。
【００１７】
第６の観点では、前記Ｘ線データ収集手段は、外部同期信号の１周期に対する割合で定められる所定位相に同期させてＸ線データ収集を行う。
【００１８】
上記第６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外部同期信号のトリガ信号から外部同期信号の１周期に対する一定の割合の遅れ時間分だけ遅れたタイミングで一定して同期トリガをかけることにより、１周期の時間幅が変動しても１周期内が均等に変動してくれれば常に適正な同期をかけることができ、断層像の画質が改善できる。
【００１９】
第７の観点では、前記Ｘ線データ収集手段は、外部同期信号からの絶対時間で定められる所定時相に同期させてＸ線データ収集を行う。
【００２０】
上記第７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外部同期信号のトリガ信号から、ある一定時間の遅れ時間分だけ遅れたタイミングで一定して同期トリガをかけることにより、常に適正な同期をかけることができ、断層像の改善ができる。
【００２１】
第８の観点では、外部同期信号は生体信号である。
【００２２】
上記第８の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外部同期信号が生体信号であっても同様に常に適正な同期をかけることができ、断層像の改善ができる。
【００２３】
第９の観点では、外部同期信号は心拍信号である。
【００２４】
上記第９の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外部同期信号または生体信号が心電信号であっても同様に常に適正な同期をかけることができ、断層像の改善ができる。ある所定の位相は心電信号からのある所定の絶対時間遅れで定められる心時相または、ある所定の位相は心拍周期のある所定の割合分だけ心電信号から遅れて定められる心位相のいずれかに同期させてＸ線データ収集を行うことができる。
【００２５】
第１０の観点では、被検体の所定範囲は、被検体の１つまたは複数の臓器である。
【００２６】
上記第１０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、ある所定の範囲が被検体の１つまたは複数の臓器であっても、およそ１０cmから３０cmぐらいの範囲になるが、同様に常に適正な同期をかけることができ、断層像の改善ができる。
【００２７】
第１１の観点では、被検体の臓器は心臓である。
【００２８】
上記第１０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、ある所定の範囲またはある臓器が心臓であっても、撮影範囲が１２cmから２０cm以下の範囲であり、同様に常に適正な同期をかけることができ、断層像の改善ができる。
【００２９】
第１２の観点では、前記撮影条件設定手段は、心拍周期に応じて速いピッチのヘリカルスキャンと、遅いピッチのヘリカルスキャンを選択する。
【００３０】
上記第１２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、心拍周期がより遅い場合は、この速いヘリカルピッチによる撮影は有効で、常に適正な同期をかけることができ、断層像の改善ができる。しかし、心拍周期が速い場合は念のために従来の心電同期した低ピッチヘリカルで心臓の撮影を行う方が、より確実に撮影を行うことができる。
【００３１】
第１３の観点では、前記撮影条件設定手段は、心拍周期に応じて３６０度分のＸ線データ収集を行うか、１８０度＋ファン角分のＸ線データ収集を行うかを判断して撮影条件を定める。
【００３２】
上記第１３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、心拍周期がより遅い場合は、この速いヘリカルピッチのヘリカルスキャンで３６０度Ｘ線投影データを収集し、画像再構成するのが良い。また、心拍周期がより速い場合は、ファン角＋１８０度のＸ線投影データを収集して画像再構成を行う従来の心電同期した低ピッチヘリカルで撮影を行う方が、より確実に撮影を行うことができ、常に適正な同期をかけることができ、断層像の改善ができる。
【００３３】
第１４の観点では、前記画像再構成手段は、３次元画像再構成を行う。
【００３４】
前記第１４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、特にＸ線検出器のz方向の幅が広い場合に、Ｘ線コーン角アーチファクトを押えるために３次元画像再構成を用いるのは有効である。この３次元画像再構成によりＸ線検出器のz方向の幅が広い場合におけるヘリカルピッチの大きい高速なヘリカルスキャンで３次元画像再構成された断層像の画質を改善することができる。
【００３５】
第１５の観点では、前記Ｘ線データ収集手段は、外部同期信号または生体信号の異常周期または心拍信号の不整脈を検出した場合にＸ線データ収集を停止または再度Ｘ線データ収集を行なう。
【００３６】
上記第１５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外部同期信号の異常周期または生体信号の異常周期または心電信号の不整脈を検出した場合のＸ線投影データを用いて画像再構成を行うと断層像にはアーチファクトが発生してしまい、もし診断に適さない場合は無駄被
曝に相当してしまう。これを避けるために、外部同期信号の異常周期または生体信号の異常周期または心電信号の不整脈を検出した場合にＸ線データ収集を停止することで無駄被曝回避、被曝低減ができる。または中断できなかった場合は再度、Ｘ線投影データ収集を行なう。
【００３７】
第１６の観点では、前記Ｘ線データ収集手段は、Ｘ線データ収集の開始指令が出てから、Ｘ線発生装置とＸ線検出器からなるＸ線データ収集系と被検体との間の相対動作を加速してヘリカルスキャンを行う。
【００３８】
上記第１６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、心電同期撮影において制御が難しい点は、次の心電信号がいつ来るかわからない点である。つまり、本スキャン開始時にすぐＸ線データ収集系と被検体の相対動作を開始できて、相対動作加速中もＸ線投影データが収集できる可変ピッチヘリカルスキャンやヘリカルシャトルスキャンであれば、次の心電信号を待ってからＸ線データ収集系と被検体の相対動作を開始してもＸ線データ収集を充分間に合わせることができる。
【００３９】
第１７の観点では、前記Ｘ線データ収集手段は、Ｘ線データ収集の開始指令が出る前にＸ線発生装置とＸ線検出器からなるＸ線データ収集系と被検体との間の相対動作を加速して助走を始めておいてヘリカルスキャンを行うことを含む。
【００４０】
上記第１７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、心電同期撮影において制御が難しい点は、次の心電信号がいつ来るかわからない点である。つまり、ヘリカルスキャンにおいては本スキャン開始時にすぐにＸ線データ収集系と被検体の相対動作を一定速度に加速してＸ線データ収集を行うことができない。このため、ヘリカルスキャンを行う場合はＸ線データ収集開始指令が出る前にあらかじめ直近の平均心拍周期、例えば直近の４心拍分の平均心拍周期を求めておき、一定速度までにかかる加速時間およびその際に移動する助走距離または助走時間を考慮して、心電信号が予測されるタイミングまたはそれに余裕をもたせたタイミングで所定のz方向座標位置または時刻、あるいはそれに余裕を持たせたz方向座標位置または時刻からのＸ線投影データ収集を開始できる。
【００４１】
第１８の観点では、前記Ｘ線検出器は、複数の検出列を有する多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器である。
【００４２】
上記第１８の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、複数の検出列を有する多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器である。従って、高速の投影データ収集が行える。
【００４３】
第１９の観点では、前記ヘリカルスキャンは、Ｘ線発生装置とＸ線検出器からなるＸ線データ収集系の回転と共に、該Ｘ線データ収集系と被検体との間の相対位置を被検体体軸
方向に連続的に変化させる通常のへリカルスキャン、又は前記Ｘ線データ収集系と被検体との間の相対位置を往復動させてヘリカルスキャンを行うシャトルスキャン、又は前記Ｘ線データ収集系と被検体との間の相対位置を変化させる際のヘリカルピッチを可変とする可変ピッチヘリカルスキャンである。
【００４４】
従って、様々な状態の被検体（臓器）に対し、様々な医療目的で行う撮影を適正に行える。
【発明の効果】
【００４５】
本発明によれば、多列Ｘ線検出器または、フラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器を持ったＸ線ＣＴ装置のヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンによる心臓の撮影を低被曝で高速に、しかも良い画質で撮影することを実現できる効果がある。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４６】
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００４７】
図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置の構成ブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。
【００４８】
操作コンソール１は、操作者の入力を受け付ける入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線検出器データを収集するデータ収集バッファ５と、Ｘ線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ６と、プログラムやＸ線検出器データや投影データやＸ線断層像を記憶する記憶装置７とを具備している。
【００４９】
撮影条件の入力はこの入力装置２から入力され、記憶装置７に記憶される。図１４に撮影条件入力画面の例を示す。撮影条件入力画面１３Aには、所定の入力を行うための入力ボタン１３aが表示されている。図１４においてはスキャンのタブが選択されている画面である。タブをP−Reconを選択すると図１４の下に描かれているように入力用の表示が切り換わる。入力ボタン１３aの上方には断層像１３bが表示され、下方には再構成領域１３cが表示されている。また、必要とあれば右上に表示されているように、呼吸信号や心電信号などの生体信号を表示してもよい。
【００５０】
撮影テーブル１０は、被検体を乗せて走査ガントリ２０の開口部に出し入れするクレードル１２を具備している。クレードル１２は撮影テーブル１０に内蔵するモータで昇降およびテーブル直線移動される。
【００５１】
走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線コントローラ２２と、コリメータ２３と、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８と、多列Ｘ線検出器２４とデータ収集装置（ＤＡＳ：Data Acquisition System）２５と、被検体の体軸の回りに回転しているＸ線管２１などを制御する回転部コントローラ２６と、制御信号などを前記操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りする制御コントローラ２９とを具備している。ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は撮影中心である回転中心に向かうＸ線の方向にはフィルタの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルタの厚さが増し、Ｘ線をより吸収できるようになっているＸ線フィルタである。このため、円形または楕円形に近い断面形状の被検体の体表面の被曝を少なくできるようになっている。また、走査ガントリ傾斜コントローラ２７により、走査ガントリ２０はz方向の前方および後方に±約３０度ほど傾斜できる。
【００５２】
Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４は、回転中心ICの回りを回転する。鉛直方向をy方向とし、水平方向をＸ方向とし、これらに垂直なテーブルおよびクレードル進行方向をz方向とするとき、Ｘ線管２１および多列Ｘ線検出器２４の回転平面は、ｘy平面である。また、クレードル１２の移動方向は、z方向である。
【００５３】
心電計３１は被検体の心電信号を入力する。心電信号の波形は一般的には図２２（a）のようになっている。心拍数が７５bpm（beat per minutes）であるとすると、心拍周期は０.８秒となり、この周期内に図示のような心電波形（Ｐ波、ＱＲＳ波、Ｔ波、Ｕ波）が現れる。Ｐ波のタイミングでは心房が興奮して収縮することにより、大静脈および肺静脈からの血流が心室の側に流れ込む。続くＱＲＳ波のタイミングでは心房が興奮からさめると共に、心室が興奮して収縮することにより、心室の血流が大動脈および肺動脈に押し出される。続くＴ波のタイミングでは心室が興奮からさめ、そして、続くＵ波のタイミング（心位相７５％）では、心臓の動きが最も緩やかになっている。心電計３１は制御コントローラ２９に接続されているため、制御コントローラがスキャン動作を心拍に同期させてスキャンすることが可能になっている。
【００５４】
図２は、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４の幾何学的配置をｘy平面から見た図であり、図３はＸ線管２１と多列Ｘ線検出器２４の幾何学的配置をyz平面から見た図である。
Ｘ線管２１は、コーンビームCBと呼ばれるＸ線ビームを発生する。コーンビームCBの中心軸方向がy方向に平行なときを、ビュー角度０度とする。
【００５５】
多列Ｘ線検出器２４は、z方向にJ列、例えば２５６列のＸ線検出器列を有する。また、各Ｘ線検出器列はチャネル方向にIチャネル、例えば１０２４チャネルのＸ線検出器チャネルを有する。
【００５６】
図２では、Ｘ線管２１のＸ線焦点を出たＸ線ビームがビーム形成Ｘ線フィルタ２８により、再構成領域Pの中心ではより多くのＸ線が、再構成領域Pの周辺部ではより少ないＸ線が照射される。このようにＸ線線量を空間的に制御した後に、再構成領域Pの内部に存在する被検体にＸ線が吸収され、透過したＸ線が多列Ｘ線検出器２４でＸ線検出器データとして収集される。
【００５７】
図３では、Ｘ線管２１のＸ線焦点を出たＸ線ビームはＸ線コリメータ２３により断層像のスライス厚方向に制御されて、つまり、回転中心軸ICにおいてＸ線ビーム幅がDとなるように制御されて、回転中心軸IC近辺に存在する被検体にＸ線が吸収され、透過したＸ線は多列Ｘ線検出器２４でＸ線検出器データとして収集される。
【００５８】
Ｘ線が被検体に照射されて、収集された投影データは、多列Ｘ線検出器２４からデータ収集装置（ＤＡＳ）２５でＡ／Ｄ変換され、スリップリング３０を経由してデータ収集バッファ５に入力される。データ収集バッファ５に入力されたデータは、記憶装置７のプログラムにより中央処理装置３で処理され、断層像に画像再構成されてモニタ６に表示される。なお、本実施形態では多列Ｘ線検出器２４を適用した場合であるが、フラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器を適用することもできるし、１列のＸ線検出器を適用することができる。
【００５９】
（Ｘ線ＣＴ装置の動作フローチャート）
図４は本実施形態のＸ線ＣＴ装置の動作の概要を示すフローチャートである。
【００６０】
ステップＰ１では、被検体をクレードル１２に乗せ、位置合わせを行う。クレードル１２の上に乗せられた被検体は各部位の基準点に走査ガントリ２０のスライスライト中心位置を合わせる。
【００６１】
ステップＰ２では、スカウト像（スキャノ像、Ｘ線透視像ともいう。）収集を行う。スカウト像は通常０度，９０度で撮影できる。部位によっては例えば頭部のように、９０度スカウト像のみの場合もある。スカウト像撮影では、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを固定させ、クレードル１２を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行う。スカウト像の撮影の詳細については図５で後述する。
【００６２】
ステップＰ３では、スカウト像上に撮影する断層像の位置、大きさを表示しながら撮影条件設定を行う。本実施形態では、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンなどの複数のスキャンパターンを有している。コンベンショナルスキャンとは、クレードル１２をz軸方向に所定の間隔で移動するごとにＸ線管２１および多列Ｘ線検出器２４を回転させて投影データを取得するスキャン方法である。ヘリカルスキャンとは、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４からなるデータ収集系が回転しながらクレードル１２を一定速度で移動させ、投影データを収集する撮影方法である。可変ピッチヘリカルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管２１および多列Ｘ線検出器２４からなるデータ収集系を回転させながらクレードル１２の速度を可変させて投影データを収集する撮影方法である。ヘリカルシャトルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管２１および多列Ｘ線検出器２４からなるデータ収集系を回転させながらクレードル１２を加速・減速させて、z軸の正方向またはz軸の負方向に往復移動させて投影データを収集するスキャン方法である。これらの複数の撮影を設定すると、１回分の全体としてのＸ線線量情報の表示を行う。また、シネスキャンにおいては、回転数または時間を入れるとその関心領域における入力された回転数分、または入力された時間分のＸ線線量情報が表示される。
【００６３】
ステップＰ４では、断層像撮影を行う。断層像撮影およびその画像再構成の詳細については図５で後述する。
【００６４】
ステップＰ５では、画像再構成された断層像を表示する。
【００６５】
ステップＰ６では、z方向に連続に撮影された断層像を３次元画像として用いて、図１５のように３次元画像表示を行う。
【００６６】
図１５は３次元画像表示方法にはボリュームレンダリング３次元画像表示方法４０、３次元ＭＩＰ（Maximum Intensity ProjeＣＴion）画像表示方法４１、ＭＰＲ（Multi Plain Reformat）画像表示方法４２、３次元再投影画像表示方法を示す。各種の画像表示方法は診断用途により適宜使い分けることができる。
（断層像撮影およびスカウト像撮影の動作フローチャート）
図５は、本発明のＸ線ＣＴ装置１００の断層像撮影およびスカウト像撮影の動作の概略を示すフローチャートである。
【００６７】
ステップＳ１において、ヘリカルスキャンは、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを被検体の回りに回転させ、かつ撮影テーブル１０上のクレードル１２を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行う。ビュー角度viewと、検出器列番号jと、チャネル番号iとで表わされるＸ線検出器データD０（view，j，i）（j＝１〜ROW，i＝１〜CH）にz方向座標位置Ztable（view）を付加させて、一定速度の範囲のデータ収集を行う。
【００６８】
このz方向座標位置はＸ線投影データに付加させても良いし、また別ファイルとしてＸ線投影データと関連付けて用いても良い。ヘリカルシャトルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン時にＸ線投影データを３次元画像再構成する場合に、このz方向座標位置の情報は用いられる。また、ヘリカルスキャンまたはコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャン時に用いることにより、画像再構成された断層像の精度改善、画質改善を実現することもできる。
このz方向座標位置は撮影テーブル１０のクレードル１２の位置制御データを用いても良いし、撮影条件設定時に設定された撮影動作から予測される各時刻におけるz方向座標位置を用いることもできる。
【００６９】
また、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンにおいては、一定速度の範囲のデータ収集に加えて、加速時、減速時においてもデータ収集を行うものとする。
【００７０】
また、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンでは撮影テーブル１０上のクレードル１２をあるz方向位置に固定させたまま、データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。必要に応じて、次のz方向位置に移動した後に、再度データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。
【００７１】
また、スカウト像撮影では、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを固定させ、撮影テーブル１０上のクレードル１２を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行うものとする。
【００７２】
ステップＳ２では、Ｘ線検出器データD０(view，j，i)に対して前処理を行い、投影データに変換する。図６にステップＳ２の前処理について具体的な処理を示す。ステップＳ２１では、オフセット補正を行い、ステップＳ２２では、対数変換を行い、ステップＳ２３では、Ｘ線線量補正を行い、ステップS２４では感度補正を行う。
【００７３】
スカウト像撮影の場合は、前処理されたＸ線検出器データをチャネル方向の画素サイズおよびクレードル１２の直線移動方向であるz方向の画素サイズをモニタ６の表示画素サイズに合わせて表示すればスカウト像として完成である。
【００７４】
図５に戻り、ステップＳ３において、前処理された投影データD１ (view，j，i)に対して、ビームハードニング補正を行なう。ステップＳ３のビームハードニング補正は前処理S２のステップＳ２４の感度補正が行なわれた投影データをD１(view，j，i)とし、ステップＳ３のビームハードニング補正の後のデータをD１１(view，j，i)とすると、ステップＳ３のビームハードニング補正は以下の（数式１）のように、例えば多項式形式で表わさ
れる。なお、本実施形態においては、乗算演算は“●”で表している。
【００７５】
【数１】
0004495109.tif 000002
【００７６】
この時、検出器の各j列ごとに独立したビームハードニング補正を行なえるため、撮影条件で各データ収集系の管電圧が異なっていれば、各列ごとの検出器のＸ線エネルギー特性の違いを補正できる。
【００７７】
ステップＳ４では、ビームハードニング補正された投影データD１１(view，j，i)に対して、z方向(列方向)のフィルタをかけるzフィルタ重畳処理を行う。
すなわち、各ビュー角度、各データ収集系における前処理後、ビームハードニング補正された多列Ｘ線検出器D１１(view，j，i)  (i＝１〜CH，  j＝１〜ROW)の投影データに対し、列方向に例えば下記の（数式２），（数式３）に示すような、列方向フィルタサイズが５列のフィルタをかける。
【００７８】
【数２】
0004495109.tif 000003
【００７９】
ただし、
【００８０】
【数３】
0004495109.tif 000004
【００８１】
とする。            
【００８２】
補正された検出器データD１２(view，j，i)は以下の（数式４）のようになる。
【００８３】
【数４】
0004495109.tif 000005
【００８４】
となる。なお、チャネルの最大値はCH， 列の最大値はROWとすると、
以下の（数式５），（数式６）のようになる。
【００８５】
【数５】
0004495109.tif 000006
【００８６】
【数６】
0004495109.tif 000007
【００８７】
また、列方向フィルタ係数を各チャネルごとに変化させると画像再構成中心からの距離
に応じてスライス厚を制御できる。一般的に断層像では再構成中心に比べ周辺部の方がスライス厚が厚くなる。このため、フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させてスライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でもほぼ一様にすることもできる。例えば、列方向フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させて、列方向フィルタ係数を中心部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅を広く変化させ、周辺部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅をせまく変化させると、スライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でもほぼ一様にすることもできる。
【００８８】
このように、多列Ｘ線検出器２４の中心部チャネルと周辺部チャネルの列方向フィルタ係数を制御してやることにより、スライス厚も中心部と周辺部で制御できる。列方向フィルタでスライス厚を弱干厚くすると、アーチファクト、ノイズともに大幅に改善される。これによりアーチファクト改善具合、ノイズ改善具合も制御できる。つまり、３次元画像再構成された断層像つまり、ｘy平面内の画質が制御できる。また、その他の実施形態として列方向（z方向）フィルタ係数を逆重畳（デコンボリューション）フィルタにすることにより、薄いスライス厚の断層像を実現することもできる。
【００８９】
ステップＳ５では、再構成関数重畳処理を行う。すなわち、投影データを周波数領域に変換するフーリエ変換（Fourier Transform）を行い、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。再構成関数重畳処理S５では、zフィルタ重畳処理後の投影データをD１２とし、再構成関数重畳処理後の投影データをD１３、重畳する再構成関数をKernel（j）とすると、再構成関数重畳処理は以下の（数式７）のように表わされる。なお、本実施形態においては、重畳（コンボリューション）演算を“＊”で表している。
【００９０】
【数７】
0004495109.tif 000008
【００９１】
つまり、再構成関数kernel（j）は検出器の各j列ごとに独立した再構成関数重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、  分解能特性の違いを補正できる。
【００９２】
ステップＳ６では、再構成関数重畳処理した投影データD１３(view，j，i)に対して、３次元逆投影処理を行い、逆投影データD３(ｘ，y，z)を求める。画像再構成される画像はz軸に垂直な面、ｘy平面に３次元画像再構成される。以下の再構成領域Ｐはｘy平面に平行なものとする。この３次元逆投影処理については、図５を参照して後述する。
【００９３】
ステップＳ７では、逆投影データD３（ｘ，y，z）に対して画像フィルタ重畳、ＣＴ値変換などの後処理を行い、断層像D３１（ｘ，y，z）を得る。
【００９４】
後処理の画像フィルタ重畳処理では、３次元逆投影後の断層像をD３１（ｘ，y，z）とし、画像フィルタ重畳後のデータをD３２（ｘ，y，z）、断層像平面であるｘy平面において重畳される２次元の画像フィルタをFilter（z）とすると、以下の（数式８）のようになる。
【００９５】
【数８】
0004495109.tif 000009
【００９６】
つまり、各z座標位置の断層像ごとに独立した画像フィルタ重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。
【００９７】
または、この２次元の画像フィルタ重畳処理の後に、下記に示す画像空間z方向フィルタ重畳処理を行ってもよい。また、この画像空間z方向フィルタ重畳処理は２次元画像フ
ィルタ重畳処理の前に行ってもよい。さらには、３次元の画像フィルタ重畳処理を行って、この２次元の画像フィルタ重畳処理と、画像空間z方向フィルタ重畳処理の両方を兼ねるような効果を出してもよい。
【００９８】
画像空間z方向フィルタ重畳処理では、画像空間z方向フィルタ重畳処理された断層像をD３３（ｘ，y，z）、２次元の画像フィルタ重畳処理された断層像をD３２（ｘ，y，z）とすると、以下の（数式９）のようになる。ただし、v（i）はz方向の幅が２l＋１の画像空間z方向フィルタ係数で以下の（数式１０）のような係数列となる。
【００９９】
【数９】
0004495109.tif 000010
【０１００】
【数１０】
0004495109.tif 000011
【０１０１】
ヘリカルスキャンにおいては、画像空間フィルタ係数v（i）はz方向位置に依存しない画像空間z方向フィルタ係数であってよい。しかし、特にz方向に検出器幅の広い２次元Ｘ線エリア検出器２４または多列Ｘ線検出器２４などを用い、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンを行う場合、画像空間z方向フィルタ係数v（i）はz方向のＸ線検出器の列の位置に依存した画像空間z方向フィルタ係数を用いるのが好ましい。その理由としては、各断層像の列位置に依存した詳細な調整ができるため更に効果的であるからである。
【０１０２】
得られた断層像はモニタ６に表示される。
（３次元逆投影処理のフローチャート）
図７は、図５のステップＳ６の詳細を示したもので、３次元逆投影処理のフローチャートである。
【０１０３】
本実施形態では、画像再構成される画像はz軸に垂直な面、ｘy平面に３次元画像再構成される。以下の再構成領域Ｐはｘy平面に平行なものとする。
ステップＳ６１では、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、３６０度分のビュー又は「１８０度分＋ファン角度分」のビュー）中の一つのビューに着目し、再構成領域Ｐの各画素に対応する投影データDrを抽出する。
【０１０４】
ここで、図８（a），図８（b）から図１０を使って、投影データDrについて説明する。図８（a），図８（b）は再構成領域上のラインをＸ線透過方向への投影を示す概念図であり、その図８（a）はｘy平面、図８（b）はyz平面を示している。図９はＸ線検出器面に投影した画像再構成平面の各ラインを示す概念図である。
【０１０５】
図８（a），図８（b）に示すように、ｘy平面に平行な５１２×５１２画素の正方形の領域を再構成領域Ｐとし、y＝０のｘ軸に平行な画素列L０，y＝６３の画素列L６３，y＝１２７の画素列L１２７，y＝１９１の画素列L１９１，y＝２５５の画素列L２５５，y＝３１９の画素列L３１９，y＝３８３の画素列L３８３，y＝４４７の画素列L４４７，y＝５１１の画素列L５１１を列にとる。そして、これらの画素列L０〜L５１１をＸ線透過方向に多列Ｘ線検出器２４の面に投影した図９に示す如きラインT０〜T５１１上の投影データを抽出すれば、それらが画素列L０〜L５１１の投影データDr(view，ｘ，y)となる。ただし、ｘ，yは断層像の各画素（ｘ，y）に対応する。
Ｘ線透過方向は、Ｘ線管２１のＸ線焦点と各画素と多列Ｘ線検出器２４との幾何学的位置によって決まるが、Ｘ線検出器データD０(view，j，i)のz座標z（view）がテーブル直線
移動z方向位置Ztable（view）としてＸ線検出器データに添付されて判っているため、加速・減速中のＸ線検出器データD０(view，j，i)でもＸ線焦点、多列Ｘ線検出器のデータ収集幾何学系の中において、Ｘ線透過方向を正確に求めることができる。
なお、例えば画素列L０をＸ線透過方向に多列Ｘ線検出器２４の面に投影したラインT０のように、ラインの一部が多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向の外に出た場合は、対応する投影データDr(view，ｘ，y)を「０」にする。また、z方向の外に出た場合は投影データDr(view，ｘ，y)を補外して求める。
このようにして、図１０に示すように、再構成領域Ｐの各画素に対応する投影データDr（view，ｘ，y）を抽出できる。
図７に戻り、ステップＳ６２では、投影データDr（view，ｘ，y）にコーンビーム再構成加重係数を乗算し、図１１に示す如き投影データD２（view，ｘ，y）を作成する。
ここで、コーンビーム再構成加重係数w（i，j）は以下の通りである。ファンビーム画像再構成の場合は、一般に、view＝βaでＸ線管２１の焦点と再構成領域Ｐ上（ｘy平面上）の画素g(ｘ，y)とを結ぶ直線がＸ線ビームの中心軸Bcに対してなす角度をγとし、その対向ビューをview＝βbとするとき、以下の（数式１１）のようになる。
【０１０６】
【数１１】
0004495109.tif 000012
【０１０７】
再構成領域Ｐ上の画素g(ｘ，y)を通るＸ線ビームとその対向Ｘ線ビームが再構成平面Ｐとなす角度を、αa，αbとすると、これらに依存したコーンビーム再構成加重係数ωa，ωbを掛けて加算し、逆投影画素データD２（０，ｘ，y）を求める。この場合、（数式１２）のようになる。
【０１０８】
【数１２】
0004495109.tif 000013
【０１０９】
ただし、D２（０，ｘ，y）_aはビューβaの逆投影データ、D２（０，ｘ，y）_bはビューβbの逆投影データとする。
【０１１０】
なお、コーンビーム再構成加重係数の対向ビーム同士の和は、（数式１３）のようになる。
【０１１１】
【数１３】
0004495109.tif 000014
【０１１２】
コーンビーム再構成加重係数ωa，ωbを掛けて加算することにより、コーン角アーチファクトを低減することができる。
【０１１３】
例えば、コーンビーム再構成加重係数ωa，ωbは、次式により求めたものを用いることができる。なお、gaはビューβaの加重係数、gbはビューβbの加重係数である。
【０１１４】
ファンビーム角の１／２をγmaｘとするとき、以下の（数式１４）から（数式１９）のようになる。
【０１１５】
【数１４】
0004495109.tif 000015
【０１１６】
【数１５】
0004495109.tif 000016
【０１１７】
【数１６】
0004495109.tif 000017
【０１１８】
【数１７】
0004495109.tif 000018
【０１１９】
【数１８】
0004495109.tif 000019
【０１２０】
【数１９】
0004495109.tif 000020
【０１２１】
（例えば、q＝１とする）
例えば、ga，gbの１例として、maｘ[  ]を値の大きい方を採る関数とすると、以下の（数式２０），（数式２１）のようになる。
【０１２２】
【数２０】
0004495109.tif 000021
【０１２３】
【数２１】
0004495109.tif 000022
【０１２４】
また、ファンビーム画像再構成の場合は、更に距離係数を再構成領域Ｐ上の各画素に乗算する。距離係数はＸ線管２１の焦点から投影データDrに対応する多列Ｘ線検出器２４の検出器列j，チャネルiまでの距離をr０とし、Ｘ線管２１の焦点から投影データDrに対応する再構成領域Ｐ上の画素までの距離をr１とするとき、（r１／r０）２である。
【０１２５】
また、平行ビーム画像再構成の場合は、再構成領域Ｐ上の各画素にコーンビーム再構成加重係数w（i，j）のみを乗算すればよい。
【０１２６】
ステップＳ６３では、予めクリアしておいた逆投影データD３(ｘ，y)に、投影データD２（view，ｘ，y）を画素対応に加算する。図１２が投影データD２（（view，ｘ，y）を画素ごとに加算する概念を示している。
【０１２７】
ステップＳ６４では、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、３６０度分のビュー又は「１８０度分＋ファン角度分」のビュー）について、ステップＳ６１〜Ｓ６３を繰り返し、画像再構成に必要な全ビューを加算すると図１２の左側の図に示される逆投
影データD３（ｘ，y）を得ることができる。
【０１２８】
以上、図７の３次元逆投影処理のフローチャートは、図８に示す画像再構成領域Ｐを正方形５１２×５１２画素として説明したものである。しかしこれに限られるものではない。図１３（a）、図１３（b）は円形の画像再構成領域上のラインをＸ線透過方向へ投影する状態を示す概念図であり、図１３（a）はｘy平面を、図１３（b）はyz平面を示している。
【０１２９】
この図１３（a），図１３（b）に示すように、再構成領域Ｐを５１２×５１２画素の正方形の領域とせずに、直径５１２画素の円形の領域としてもよい。
以下に上記のＸ線ＣＴ装置を用いた低被曝で高速に良い画質で撮影を行える心臓撮影方法の実施形態を示す。
【０１３０】
実施形態１においては、あらかじめ低Ｘ線線量のヘリカルピッチの大きい高速なヘリカルスキャンで心電信号の位相の適正さを見た後に、テスト・インジェクションまたは造影剤同期撮影にて本スキャンのヘリカルスキャンを行う実施形態を示す。
実施形態２においては、造影剤同期撮影の方法についての実施形態を示す。
【０１３１】
＜実施形態１＞
実施形態１においては、あらかじめ低Ｘ線線量のヘリカルピッチの大きい高速なヘリカルスキャンで心電信号の位相の適正さを見た後に、テスト・インジェクションまたは造影剤同期撮影にて本スキャンのヘリカルスキャンを行う実施形態を示す。
【０１３２】
図１６，図１７，図１８，図１９は従来技術を説明する図で、従来の心臓撮影処理のイメージを示している。従来より、心臓の冠動脈などの撮影には、いわゆる心拍に同期した心電同期撮影が行われてきた。この心電同期撮影には、直前の複数の心拍周期の平均を観測しつつ、心臓が最も安定した心位相と考えられる、例えば平均の心拍周期の７５％位相に同期して投影データを収集し、画像再構成するプロスペクティブ撮影と、あらかじめ心電信号とＸ線投影データとを関連付けて記憶しておき、画像再構成時にある心位相のＸ線投影データを抽出して画像再構成する、いわゆるレトロスペクティブ撮影とがある。プロスペクティブ撮影は不整脈によりスキャン制御がうまく行かない場合があるため、レトロスペクティブ撮影が主流となっている。
【０１３３】
図２２（a）に一般的な心電信号を示す。今、心拍数が７５bpm（beat per minutes）であるとすると、心拍周期は０.８秒となり、この周期内に図示のような心電波形（Ｐ波、ＱＲＳ波、Ｔ波、Ｕ波）が現れる。Ｐ波のタイミングでは心房が興奮して収縮することにより、大静脈および肺静脈からの血流が心室の側に流れ込む。続くＱＲＳ波のタイミングでは心房が興奮からさめると共に、心室が興奮して収縮することにより、心室の血流が大動脈および肺動脈に押し出される。続くＴ波のタイミングでは心室が興奮からさめ、そして、続くＵ波のタイミング（心位相７５％）では、心臓の動きが最も緩やかになっている。
【０１３４】
従来、心臓の冠動脈などの断層像を画像再構成する方法としては、いわゆるマルチセグメント画像再構成方法が知られてきた。この方法では、心臓のヘリカルスキャンと同時に検出された心電信号に基づき、心位相７５％の投影データを抽出し、抽出されたセグメントデータを１スライスの画像再構成に必要なビュー角度分だけ組み合わせることで、断層像を画像再構成できる。
【０１３５】
一般に、１スライスの画像再構成にはビュー角度として少なくともファン角＋１８０度分の投影データが必要であるが、これをガントリ１回転分のＸ線投影データで収集しきれない場合には、連続する２心拍分またはそれ以上の心拍範囲から抽出されたセグメントデータを組み合わせることで、１スライス分の断層像を画像再構成する。
【０１３６】
近年、Ｘ線検出器の多列化、およびＸ線検出器幅が増加し、ガントリ回転速度も高速化しているが、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンでは、まだＸ線検出器のz方向幅が充分広くなく、心臓全体の撮影を１回のスキャンでは行えないので、心臓用ヘリカルスキャンにより複数セグメントのＸ線投影データを組み合わせて画像再構成を行っているのが現状である。
【０１３７】
従来の心臓撮影方法の流れを図２１に示す。
【０１３８】
ステップC１では、スカウトスキャンを行う。
【０１３９】
ステップC２では、スキャン範囲を決定するための低線量なヘリカルピッチの速いヘリカルスキャン（造影剤なし）を行う。
【０１４０】
ステップC３では、低線量での間欠コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）によるテストインジェクション撮影を行う。
ステップC４では、心電同期したヘリカルピッチの遅いヘリカルスキャン（造影時使用）を行う。
【０１４１】
ステップC５では、心電同期したヘリカルスキャン画像表示を行う。
【０１４２】
このように従来は心臓撮影を行っていた。
【０１４３】
しかし、ステップC４で行われるヘリカルピッチの遅いヘリカルスキャンはヘリカルピッチが０.２程度と遅く、被検体の照射されるＸ線線量は通常スキャンに比べ多かった。
【０１４４】
また、ステップC４における心臓用ヘリカルスキャンにおいては、図１６，図１７，図１８に示すような、Ｘ線データ収集およびその画像再構成が行われていた。特に、図１７，図１８の場合は、ファン角＋１８０度分、または３６０度分のＸ線投影データを分割して画像再構成を行っていたため、Ｘ線投影データのつなぎ部分が滑らかにつながらずにアーチファクトを発生させる原因になっていた。
【０１４５】
また、図１９においては、なるべくＸ線投影データのつなぎが滑らかになるように、Ｘ線投影データのつなぎ目をオーバーラップさせて、つなぎ目の両側のＸ線投影データに加重係数をかけて加重加算してＸ線投影データを組み合わせていた。しかし、これでも時刻の異なる、心拍の異なるＸ線投影データを組み合わせるために、被検体の体動の再現性がない限りはつなぎ目の不連続は解消できず、断層像上のアーチファクト、３次元画像表示時のバンディングアーチファクトは避けられなかった。
【０１４６】
本実施形態では、以下の点が重要な点として考慮し、改善している。
（1）  被検体の体動の再現性がないことの対策として、時間方向に連続な１回ヘリカルスキャンでデータ収集を行う。
（2）  ヘリカルピッチの大きな高速のヘリカルスキャンを行ってもアーチファクトの少ない３次元画像再構成を用いる。
（3）  心拍周期が短い場合は従来の心臓撮影方法を用いれるようにする。
【０１４７】
図２３は実施形態１における心臓撮影のフロー図を示している。これを参照して実施形態１の心臓撮影を説明する。
【０１４８】
なお、以下の説明では、一例のスキャン幅は４０mm、ガントリ回転速度は０.３５秒／回転、ハイピッチヘリカルスキャンのヘリカルピッチは１.３７５とする。ここで、ヘリカルピッチとはＸ線ビームのz方向の幅DとＸ線データ収集系の１回転当たりの被検体移動量Sとの比S／Dを表す。
【０１４９】
図２３において、ステップＳ１１では被検体に心電計３１を装着し、心電信号を収集する。
【０１５０】
ステップＳ１２では被検体のスカウトスキャンで得られたスカウト像により撮影範囲を指定し、スカウト像の心臓領域を指定する。得られたスカウト像を図１４の表示画面Rに表示し、心臓位置を指定すると共に、操作者が続くヘリカルスキャンのスキャン範囲や、画像再構成範囲を設定する。一例のヘリカルスキャンは、被検体の体軸方向z位置zsで開始し、zeで終了する。
【０１５１】
図２３に戻り、ステップＳ１３では心電波形を観測しつつ、所定の心位相として、例え
ば心拍周期Ｐの７５±５％の心位相、または心拍周期Ｐ＋０.５秒の心時相がヘリカルスキャンの撮影範囲のz軸方向中心位置となるようなタイミングにて低線量によるヘリカルピッチの大きい高速なヘリカルスキャンを行う。
【０１５２】
なお、ステップＳ１３のヘリカルスキャンと、これに続くステップＳ１４の画像再構成とは、上記スカウト撮影で明瞭に映らない部分を低線量で撮影し、かつ高速に画像再構成して、心臓部位の撮影条件を確認するためのものであり、必ずしも必須ではない。
【０１５３】
また、ステップＳ１３のヘリカルスキャンは、後述のステップＳ１７で行うヘリカルピッチの大きい高速なヘリカルスキャンと方法で行うのが好ましいが、必ずしもそうする必要は無い。少なくとも、本装置が適正な心位相を検出し、これに対する適正な位相を撮影できているか否かをステップＳ１３の低線量スキャンと、画像再構成により確認するものである。
【０１５４】
図２３に戻り、ステップＳ１４では上記ステップＳ１３で収集したＸ線投影データを使用して心臓のコロナル（Coronal）面およびまたはサジタル（Sagittal）面の断面変換画像を画像再構成し、心臓が所定の心位相（拡張中期または所定の心時相）にあるか否かを確認する。この時にコロナル像、サジタル像において、心臓の各部、例えば冠状動脈が正しく描出されているかを確認し、正しい心位相または心時相で撮影が行われたかを判断する。また心臓の動きから発生するアーチファクトの程度によっても正しい心位相または心時相で撮影が行われたかを判断できる。図２４に拡張中期にある心臓を正しく描出したコロナル画像の例を示す。
【０１５５】
ステップＳ１５では、被検体の腕の静脈に造影剤（ヨウド系）を少量に注入した後、心臓到達前の余裕を見た所定時間の経過後に被検体心臓部（大動脈等）を間欠スキャンによりモニタスキャンし、かつリアルタイムに画像再構成して血管部のＣＴ値が所定以上になるまでの遅延時間（即ち、造影剤注入から大動脈到着までの遅延時間）を判定する。本実施形態の間欠方式は、約１秒間おきにガントリ１回転（０.３５秒）のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）を行うことで、低被曝線量を実現している。図２５に時間T１間隔の間欠スキャンであるモニタスキャンを示す。
【０１５６】
ステップＳ１６では上記ステップＳ１４の判別結果を参照し、適正な心位相または心時相であった場合はステップＳ１７に進み、再度造影剤を本注入すると共に、前記測定した遅延時間の経過後の所定心位相にタイミングを合わせてヘリカルピッチの大きな高速なヘリカルスキャン（本スキャン）を行う。
【０１５７】
図２５に本スキャンのヘリカルスキャンと心拍周期信号の関係を示す。
ステップＳ１５において、遅延時間取得後、被検体を所定の位置に戻して、腕の静脈に造影剤を注入し、造影剤遅延時間の経過を待ち、遅延時間に近づくと、被検体に対してヘリカルピッチの大きな高速なヘリカルスキャンを行う。スキャン開始位置zsまで被検体をクレードル１２で搬送する。
最新の平均心拍周期をTh（例えば直近の４心拍周期の平均）、
心拍周期信号tr１からＸ線データ収集開始までの待ち時間をTw、
Ｘ線データ収集範囲を[tss，tse]、
画像再構成範囲を[trs，tre]、
心位相７５％の時刻をtc、
本スキャンのヘリカルスキャンの時間軸t上のＸ線データ収集範囲をTs、
本スキャンのヘリカルスキャンの時間軸t上の画像再構成範囲をTr、
Ｘ線データ収集範囲Tsの開始時刻から画像再構成範囲Trの開始時刻までの余裕時間をΔT１、
Trの終了時刻からＸ線データ収集範囲Tsの終了時刻までの余裕時間をΔT１とすると、以
下の（数式２２），（数式２３），（数式２４），（数式２５）のようになる。
【０１５８】
【数２２】
0004495109.tif 000023
【０１５９】
【数２３】
0004495109.tif 000024
【０１６０】
【数２４】
0004495109.tif 000025
【０１６１】
【数２５】
0004495109.tif 000026
【０１６２】
このようにして、Ｘ線データ収集開始時刻tssは心拍周期信号tr１から待ち時間Twを待ってＸ線照射を開始して、ヘリカルピッチの大きな高速ヘリカルスキャンを行う。
スキャン速度０.３５秒／回転、Ｘ線ビーム幅４０mm、ヘリカルピッチ１.３７５の場合に、心臓領域１２cmをヘリカルスキャンした場合は、約０.７６秒（＝１２０／（４０×１.３７５／０.３５））で撮影可能となる。
【０１６３】
もし、スキャン速度が０.２秒／回転になった場合は、約０.４３秒（＝１２０／（４０×１.３７５／０.２））で撮影可能となる。
【０１６４】
もし、スキャン速度０.３５秒／回転、Ｘ線ビーム幅が８０mm、ヘリカルピッチ１.３７５の場合には、約０.３８秒（＝１２０／（８０×１.３７５／０.３５））で撮影可能となる。
【０１６５】
このように、ほぼ１心拍程度もしくはそれ以下の時間で心臓全体の撮影が可能となり、高速なスキャンが実現できる。
【０１６６】
図２３に戻り、上記ステップＳ１６の判別で適正な心位相、または適正な心時相でない場合は、ステップＳ１８に進み、従来同様の心電同期によるヘリカルピッチの遅いヘリカルスキャンを行う。このスキャン方式を用意しておくことは、被検体の心拍数が高い被検体の場合に有効である。
【０１６７】
なお、ヘリカルスキャンの場合のデータ収集系と被検体の相対速度を図２５の下のグラフに示す。Ｘ線データ収集範囲Ts[tss，tse]の間は最高速度で動作した方が良いため、時刻tssにおいては加速のための助走時間、助走距離をあらかじめ求めておき、最高速度V１に達するようにクレードル１２の動作速度を制御する。また、走査ガントリ２０が動作する場合は、走査ガントリ２０の動作速度を制御する。
【０１６８】
また、不整脈の場合の処理を考えると、図２６に心拍周期が長くなった場合のヘリカルスキャンと心電同期信号の関係、図２７に心拍周期が短くなった場合のヘリカルスキャンと心電同期信号の関係を示す。
【０１６９】
図２６の場合は、例えば平均心拍周期Thの許容範囲を±２０％とすると、平均心拍周期Thの１２０％の所twまでに心電同期信号のトリガ信号が来なかった場合は、twの時点で心拍周期の異常がわかる。
【０１７０】
また、図２７の場合は、例えば平均心拍周期Thの許容範囲を±２０％とすると、平均心拍周期Thの８０％の所twまでに心電同期信号のトリガ信号が来てしまった場合は、twの時点で心拍周期の異常がわかる。
【０１７１】
これらの心拍周期の異常があった場合には、可能であればＸ線照射を停止させる。Ｘ線照射の停止が不可能であれば、ヘリカルスキャンの最後までＸ線投影データ収集を行ってしまう。いずれにせよ、今後はヘリカルスキャンの始点と終点を逆にして逆方向に再度撮
り直すことができる。しかし、不整脈がひどく心拍周期が安定しなければ中止することもできる。
【０１７２】
＜実施形態２＞
実施形態２においては、実施形態１の図２３のステップＳ１５またはステップＳ１７で用いられた造影剤同期撮影の方法についての実施形態を示す。
【０１７３】
図２８に造影剤同期撮影の処理の流れの例を示す。
【０１７４】
ステップC１では、被検体をクレードル１２に乗せ位置合わせを行う。
【０１７５】
ステップC２では、スカウト像収集を行う。
【０１７６】
ステップC３では、撮影条件設定を行う。
【０１７７】
ステップC４では、ベースライン断層像撮影を行う。
【０１７８】
ステップC５では、ベースライン断層像表示が行われる。
【０１７９】
ステップC６では、造影剤同期撮影条件設定を行う。ベースライン断層像上で関心領域設定を行う。
【０１８０】
ステップC７では、モニタスキャンを開始する。モニタスキャンを図２９に示す。
【０１８１】
ステップC８では、関心領域の平均ＣＴ値は設定された閾値を超えたかを判断し、YESであればステップC９へ行く。NOであればステップC８を繰り返す。この閾値を超えたタイミングにより造影剤の遅延時間がわかる。
【０１８２】
ステップC９では、本スキャンの準備を行う。撮影テーブル１０のクレードル１２を本スキャンの位置へ移動させる。
【０１８３】
ステップC１０では、本スキャン開始を行う。
【０１８４】
ステップC１１では、本スキャン断層像表示が行われる。
【０１８５】
ステップC４のベースライン断層像撮影においては、モニタスキャンで用いる関心領域を設定する。もしモニタスキャンにおいてz方向に複数枚の断層像を撮影する場合には、このベースライン断層像撮影においてもz方向に複数枚の断層像を撮影しておく。また、z方向に複数の関心領域を設定する場合には、このベースライン断層像においてもz方向に複数の関心領域を設定する。また、ｘy平面の断層像内に複数の関心領域を設定するのであれば、このベースライン断層像において１つの断層像内に複数の関心領域を設定しておく。
【０１８６】
図３０（a）、図３０（b）に上記で説明した造影剤同期撮影の画面の例を示す。
【０１８７】
図３０（a）のベースライン断層像においては、関心領域１を大動脈に設定している。これは造影剤が流れて来て、まずＣＴが上がりそうな大動脈に設定して本スキャンへのトリガとしている。図３０（b）には、各時刻tにおける、各関心領域ROI１のＣＴ値の変化を示している。
【０１８８】
今、本スキャンのトリガの閾値をＣＴ値１００として関心領域１（ROI１）に設定したとすると、約３０秒弱で関心領域１（ROI１）はあらかじめ定めた閾値に到達して本スキャンへのトリガをかける。このようにして、ステップＳ１７では本スキャンへのトリガがかかる。
【０１８９】
またはステップＳ１５ではテスト・インジェクションの時は造影剤遅れ時間を出力または表示する。
【０１９０】
以上述べた如く本実施の形態によれば、高速なヘリカルスキャンにより撮影時間を大幅に短縮でき、かつ被曝線量を大幅に低減（従来の１／５以下）できると共に、造影剤注入量の低減も見込まれる。
【０１９１】
今後の多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器を用いたＸ線ＣＴ装置による心臓撮影技術の１つとして必要不可欠な技術となる。
【０１９２】
以上のＸ線ＣＴ装置１００において、本発明のＸ線ＣＴ装置、またはＸ線ＣＴ撮影方法によれば、多列Ｘ線検出器または、フラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器を持ったＸ線ＣＴ装置のヘリカルスキャンまたは可変ピッチ
ヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンによる心臓の撮影を低被曝で高速に、しかも良い画質で撮影することを実現できる効果がある。
【０１９３】
＜産業用の利用可能性＞
なお、本実施形態における画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による３次元画像再構成法でもよい。さらに、他の３次元画像再構成方法でもよい。または２次元画像再構成でも良い。
【０１９４】
また、上記実施の形態では心臓撮影の例を述べたが、これに限らない。心臓の表面には心筋に栄養を与えるための２本の冠状動脈が走っており、この冠状動脈は、心臓の表面で心臓の動きと共に大きく移動するため、その断層像には移動に伴うアーチファクトが生じ易い。従って、本発明は特に冠状動脈の撮影にも同様に効果を発揮する。
【０１９５】
また、上記実施の形態では撮影テーブル２０が移動するヘリカルスキャンの場合を述べたが、逆に走査ガントリ２０が被検体体軸方向に移動するようなＸ線ＣＴ装置でも本発明を適用できる。
【０１９６】
本実施形態は、ヘリカルスキャンの場合で書かれているが、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンの場合も同様に効果を出すことができる。
【０１９７】
本実施形態は、走査ガントリ２０が傾斜していない場合で書かれているが、走査ガントリ２０が傾斜した、いわゆるチルト・スキャンの場合でも同様な効果を出すことができる。
【０１９８】
また、本実施形態では、各列ごとに係数の異なった列方向（z方向）フィルタを重畳することにより、画質のばらつきを調整し、各列において均一なスライス厚、アーチファクト、ノイズの画質を実現しているが、これには様々なz方向フィルタ係数が考えられるが、いずれも同様の効果を出すことができる。
【０１９９】
本実施形態では、医用Ｘ線ＣＴ装置を元に書かれているが、産業用Ｘ線ＣＴ装置または他の装置と組合わせたＸ線ＣＴ−PET装置，Ｘ線ＣＴ−SPEＣＴ装置などで利用できる。
【図面の簡単な説明】
【０２００】
【図１】本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置を示すブロック図である。
【図２】Ｘ線発生装置（Ｘ線管）および多列Ｘ線検出器をｘy平面で見た説明図である。
【図３】Ｘ線発生装置（Ｘ線管）および多列Ｘ線検出器をyz平面で見た説明図である。
【図４】被検体撮影の流れを示すフロー図である。
【図５】本発明の一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の画像再構成の概略動作を示すフロー図である。
【図６】前処理の詳細を示すフロー図である。
【図７】３次元画像再構成処理の詳細を示すフロー図である。
【図８】画像再構成領域上のラインをＸ線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。
【図９】Ｘ線検出器面に投影したラインを示す概念図である。
【図１０】投影データDr（view，ｘ，y）を画像再構成領域上に投影した状態を示す概念図である。
【図１１】画像再構成領域上の各画素の逆投影画素データD２を示す概念図である。
【図１２】逆投影画素データD２を画素対応に全ビュー加算して逆投影データD３を得る状態を示す説明図である。
【図１３】円形の画像再構成領域上のラインをＸ線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。
【図１４】Ｘ線ＣＴ装置の撮影条件入力画面を示す図である。
【図１５】ボリュームレンダリング３次元画像表示方法 ・ ＭＰＲ画像表示方法 ・ ３次元ＭＩＰ画像表示方法の例を示す図である。
【図１６】生体信号に同期した１セグメントのヘリカルスキャンハーフスキャン(１８０度＋ファン角)画像再構成を示す説明図である。
【図１７】３セグメントに分かれたヘリカルハーフスキャン(１８０度＋ファン角)画像再構成を示す説明図である。
【図１８】４セグメントに分かれたヘリカルフルスキャン（３６０度）画像再構成を示す説明図である。
【図１９】各セグメントの投影データの加重加算を示す図である。
【図２０】心臓の３次元表示におけるバンドアーチファクトを示す図である。
【図２１】従来の心臓撮影のフロー図である。
【図２２】（a）被検体の心電信号の波形を示す図である。
【０２０１】
（b）心位相による同期信号を示す図である。
【０２０２】
（c）心時相による同期信号を示す図である。
【図２３】実施形態１のフロー図である。
【図２４】拡張中期にある心臓のコロナル画像を示す図である。
【図２５】本スキャンのヘリカルスキャンと心拍周期信号の関係を示す図である。
【図２６】心拍周期が長くなった場合の本スキャンのヘリカルスキャンと心拍周期信号の関係を示す図である。
【図２７】心拍周期が短くなった場合の本スキャンのヘリカルスキャンと心拍周期信号の関係を示す図である。
【図２８】造影剤同期撮影の処理の流れを示す図である。
【図２９】モニタスキャンの間欠スキャンを示す図である。
【図３０】（a）ベースライン断層像を示す図である。
【０２０３】
（b）造影剤同期撮影のモニタスキャンの表示例を示す図である。
【符号の説明】
【０２０４】
１  操作コンソール
２  入力装置
３  中央処理装置
５  データ収集バッファ
６  モニタ
７  記憶装置
１０  撮影テーブル
１２  クレードル
１５  回転部
２０  走査ガントリ
２１  Ｘ線管
２２  Ｘ線コントローラ
２３  コリメータ
２４  多列Ｘ線検出器または２次元Ｘ線エリア検出器
２５  データ収集装置（ＤＡＳ）
２６  回転部コントローラ
２７  走査ガントリ傾斜コントローラ
２８  ビーム形成Ｘ線フィルタ
２９  制御コントローラ
３０  スリップリング
３１  心電計
ｄｐ  Ｘ線検出器面
Ｐ  画像再構成領域
ｐｐ  投影面
IC  回転中心(ISO)
CB  Ｘ線ビーム
BC  ビーム中心軸
D  回転中心軸上での多列Ｘ線検出器
【図１】
0004495109.tif 000027
【図２】
0004495109.tif 000028
【図３】
0004495109.tif 000029
【図４】
0004495109.tif 000030
【図５】
0004495109.tif 000031
【図６】
0004495109.tif 000032
【図７】
0004495109.tif 000033
【図８】
0004495109.tif 000034
【図９】
0004495109.tif 000035
【図１０】
0004495109.tif 000036
【図１１】
0004495109.tif 000037
【図１２】
0004495109.tif 000038
【図１３】
0004495109.tif 000039
【図１４】
0004495109.tif 000040
【図１５】
0004495109.tif 000041
【図１６】
0004495109.tif 000042
【図１７】
0004495109.tif 000043
【図１８】
0004495109.tif 000044
【図１９】
0004495109.tif 000045
【図２０】
0004495109.tif 000046
【図２１】
0004495109.tif 000047
【図２２】
0004495109.tif 000048
【図２３】
0004495109.tif 000049
【図２４】
0004495109.tif 000050
【図２５】
0004495109.tif 000051
【図２６】
0004495109.tif 000052
【図２７】
0004495109.tif 000053
【図２８】
0004495109.tif 000054
【図２９】
0004495109.tif 000055
【図３０】
0004495109.tif 000056