(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓用ＥＣＧゲート機能を備えたＸ線ＣＴ装置において、被検体の心拍数とＣＴスキャナーのスキャンスピードから、心拍周期とスキャン周期の同期信号を求める同期ユニットと、この同期ユニットからの同期信号をもとに投影データの先頭投影角度と前記投影データのデータ数とデータ幅との少なくとも１つを調整することによって、任意の心拍時相に等しく、かつ、画像再構成に必要な投影角度範囲の投影データを形成する投影データ算出ユニットと、を具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
上記投影データ算出ユニットは、螺旋スキャン時に、各スキャン周期から心拍時相の合う投影データを収集する際、心拍とスキャン周期によって生じるベッド方向の不連続領域を対向データで補う補間手段を有し、この補間によりベッド方向に不連続な投影データを算出す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】
上記投影データ算出ユニットは、螺旋スキャン時に、各スキャン周期から心拍時相の合う投影データを収集する際、心拍とスキャン周期によって生じるベッド方向の不連続領域を近傍の心拍時相が同一の投影データを用いた補間で補う補間手段を有し、この補正によりベッド方向に不連続な投影データを算出す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４】
上記投影データ算出ユニットは、さらに、収集した心拍時相の合う投影データから、任意のスライス位置の心臓断層像を作成することにより心臓断層動画を得て表示す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５】
上記投影データ算出ユニットは、さらに、収集した心拍時相の合う投影データから、任意の心拍時相の心臓断層像を作成することにより心臓断層動画を得て表示す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６】
上記投影データ算出ユニットは、さらに、得られた任意の心拍時相の心臓断層像を各々の心拍時相ごとに体軸方向に複数集合することによって心臓の三次元画像を得て表示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７】
上記投影データ算出ユニットは、さらに、得られた三次元画像を心拍時相の順番に表示することにより心臓の三次元像の動画を得ることを特徴とする請求項５又は６に記載のＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置に関し、特に心臓用ＥＣＧゲート撮影に好適なＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、人体の心臓はその拍動のためＸ線ＣＴ装置を用いて撮影を行うとモーションアーチファクトが断層画像に表れ、診断上好ましく無い画像となる。モーションアーチファクトを発生させないためには、スキャンスピードを高速にすることで解決することができる。
【０００３】
現在のスキャンスピードが１秒程度のＸ線ＣＴ装置においては、被検体の心電情報をもとに、Ｘ線曝射を間欠的に行うことで、心拍時相が同じで異なる投影角度における投影データを１スキャン分、計測して、このデータを用いて画像の再構成を行なっており、一般的にはＥＣＧトリガー、プロスペクティプなどと呼ばれている。また、心臓周期に同期させずに投影データを得て（撮影して）、投影データを得たあとに心拍時相が同一の投影データを組み合わせて画像を再構成する方法も提案されている。これはＥＣＧゲート撮影、レトロスペクティブと一般的には呼ばれている。
【０００４】
なお、上記に説明した心臓撮影方式は主として、テーブルを停止させて撮影を行うもの（ノーマルスキャンと称する）である。
【０００５】
また、一般に、心臓の拍動の様子を観察するためには、上記のようにして得られた心臓断層像、あるいは、複数の心臓断層像から得られる三次元画像を、心時相の順番に、連続的に表示して心臓断層の動画とするという手段がとられており、スキャンタイムを微調整することによって心拍周期との同期を図るという手段が採られていた。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記に説明した心臓撮影方法は、テーブルを停止させての撮影（ノーマルスキャン）を前提とすることから、テーブルを移動して撮影する螺旋スキャンの場合には、投影データの不連続性が発生し、臨床上好ましくない画像を得ることになる。
【０００７】
また、心臓断層の動画を得る場合には、上述のように、スキャンタイムを微調整することによって心拍周期との同期を図る手段が採られているが、しかしながら、その機械的な要素から、微調整できるスキャンタイムの範囲には限界があり、また、上記の従来技術では、１心拍を分割し、それぞれの心時相における画像を並べた動画であったので、スムーズな動画を作成することができなかった。
【０００８】
そこで本発明の目的は、まず、螺旋スキャンを用いても、モーションアーチファクトが低減された広範囲な心臓断層像を得ることができるＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【０００９】
さらに、本発明では、心拍数とスキャンタイムの設定値との間にズレが生じた場合でも、心臓の拍動による動きアーチファクト（モーションアーチフアクト）の少ない心臓断層像を得ることが出来、かつ、従来に比較してもよりスムーズな心臓断層動画を得ることの出来るＸ線ＣＴ装置を提供することをも目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明は、心臓用ＥＣＧゲート機能を備えたＸ線ＣＴ装置において、被検体の心拍数とＣＴスキャナーのスキャンスピードから、心拍周期とスキャン周期の同期信号を求める同期ユニットと、この同期ユニットからの同期信号をもとに投影データの先頭投影角度と前記投影データのデータ数とデータ幅との少なくとも１つを調整することによって、任意の心拍時相に等しく、かつ、画像再構成に必要な投影角度範囲の投影データを形成する投影データ算出ユニットと、を具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を開示する。
更に本発明は、上記投影データ算出ユニットは、螺旋スキャン時に、各スキャン周期から心拍時相の合う投影データを収集する際、心拍とスキャン周期によって生じるベッド方向の不連続領域を対向データで補う補間手段を有し、この補間によりベッド方向に不連続な投影データを算出することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を開示する。
更に本発明は、上記投影データ算出ユニットは、螺旋スキャン時に、各スキャン周期から心拍時相の合う投影データを収集する際、心拍とスキャン周期によって生じるベッド方向の不連続領域を近傍の心拍時相が同一の投影データを用いた補間で補う補間手段を有し、この補正によりベッド方向に不連続な投影データを算出することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を開示する。
【００１１】
更に本発明は、上記投影データ算出ユニットは、さらに、収集した心拍時相の合う投影データから、任意のスライス位置の心臓断層像を作成することにより心臓断層動画を得て表示することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を開示する。
更に本発明は、上記投影データ算出ユニットは、さらに、収集した心拍時相の合う投影データから、任意の心拍時相の心臓断層像を作成することにより心臓断層動画を得て表示することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を開示する。
更に本発明は、上記投影データ算出ユニットは、さらに、得られた任意の心拍時相の心臓断層像を各々の心拍時相ごとに体軸方向に複数集合することによって心臓の三次元画像を得て表示することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を開示する。
更に本発明は、上記投影データ算出ユニットは、さらに、得られた三次元画像を心拍時相の順番に表示することにより心臓の三次元像の動画を得ることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を開示する。
【００１２】
【発明の実施の形態】
図１は本発明の基本構成であって、Ｘ線ＣＴ装置スキャナ１０と各スキャン周期から心拍時相の合う投影データを収集する投影データ算出ユニット１１および被検体１２の断層像などを表示する患者モニター１３を示した。
【００１３】
図２には今後の実施例の中で説明に用いる心電図の波形名称を示した。心電図の中でもっとも値の高いものをＲ波、その前後をＱ，Ｓ波と呼ばれている。詳細については医学系の専門書を参照されたい。
【００１４】
図３ではレトロスペクティブＥＣＧゲート撮影方法を説明する。図３はスキャン中にベットは動かない場合でかつＸ線検出器は１列の場合である。図３のようにスキャン周期が１秒、被検体の心拍周期（Ｒ−Ｒ時間）が０．７５秒の場合、３スキャン後（心拍で記述すれば４心拍後）に、スキャン時相と心拍時相が同じになる。３スキャン周期の中で心臓は４回心拍を繰り返すため、心拍時相が同じ投影データが３スキャンの中に４回存在することになる。レトロスペクティブＥＣＧゲートでは、心拍時相が同じで投影角度が異なるデータを１スキャン周期分収集すればよい。今４心拍周期から１スキャン周期分の投影データを収集するので、１心拍周期あたりに収集される投影データは投影角度で表現すれば１／２冗分ずつ収集すれば良いことになる。
【００１５】
すなわち、第１周期では心電波形Ｒ１，Ｒ２が発生し、第２周期でＲ３，第３周期でＲ４，Ｒ５がそれぞれ発生する。心臓の動きはそれが拡張したときに静止に近い状態になり、これは、心電波形のＲ１〜Ｒ５発生時である。この時点をそれぞれスタート点として、投影角度で１／２πずつの投影データを作成し、これらを投影角度順につなぎ合せると、一枚の心臓のほぼ静止した投影データが得られる。図３のａ，ｂ，ｃ，ｄの投影データは、それぞれ、Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３，Ｒ４を始点として投影角度１／２πずつ撮影したときの部分投影データを示す。これを実行すると図４（ａ）のような投影データを作ることになる。このデータはＲ波後１／２πずつ各心拍周期から収集されており、投影角度はすべて異なっている。つまり１／２πの投影角度をスキャンする時間で、３６０度をスキャンしたことに等価ということになる。図４（ｂ）に示すようにａ，ｂの部分は第１スキャン周期から、ｄの部分は第３スキャン周期、Ｃは第２スキャン周期からデータを収集している。
【００１６】
すなわち、図４（ａ）は、図３の部分投影データａ，ｂ，ｃ，ｄを投影角度０〜２π７の順に並べて一つの投影データを作成したものである。従って心電波形Ｒ１，Ｒ４，Ｒ３，Ｒ２，Ｒ５の順に部分投影データａ，ｄ，ｃ，ｂが並ぶことになる。図４（ｂ）は部分投影データａ，ｂ，ｃ，ｄを収集して一枚の心臓の投影データを構成した例を示すもので、投影角度０〜２πに対して、最初の１／４π、すなわち、０〜１／２πは部分投影データａになり、次いで、１／２π〜πは部分投影データｄ、そして、ｃおよびｄは、それぞれ、π〜３／２πおよび３／２π〜２πに位置する部分投影データであり、これで、一枚分の投影データが作成される。
【００１７】
このレトロスペクティブＥＣＧゲートは（図３の例では）１／２πの投影角度をスキャンする時間で、３６０度をスキャンしたことになるため、理論的なスキャン時間は０．２５秒で撮影したことになり、１スキャン１秒程度の現在の第３世代ＣＴでも心臓の撮影が高速に行える。また、スキャン時間と心拍の時間によってはより高速なスキャンも行える。
【００１８】
図５は心臓撮影を行う際の大まかな流れを示す。まずステップ１でスキャン時間と被検体の心拍数に基づいて、ステップ３で必要になるスキャン周期を求めておく。すなわち、ステップ１において、図３に示したスキャン時間１秒と、被検体心拍数０．７５秒とから、必要スキャン数としてスキャンと心拍とが同期するスキャン数＝３と、投影データ分割数＝１／４分割〔図４（ａ），（ｂ）〕を決定する。ステップ２では、ステップ１で求めたスキャン数に基づき撮影を行う。ステップ３で投影データ算出ユニット１１は被検体１２から得られた心電情報（図３のＲ１〜Ｒ５）を基に、各種スキャン周期から心拍時相の合う投影データ（図３のａ〜ｄ）を収集する。ステップ４ではステップ３で得られた投影データをもとに各種処理装置で再構成処理され画像となる。この画像は心臓があたかも止って見えるような断層像となる。
【００１９】
図３のレトスロペクティプＥＣＧゲートスキャンを、スキャン中にテーブルが動く螺旋スキャンに適用した場合を図６に示す。また、図６では検出器が４列検出器を用いて説明する。図６でもスキャン周期は１秒、心拍周期は０．７５秒を用いている。図縦軸はベット方向、横軸は投影角度を示している。検出器の軌跡は各検出器の中心を措いている。螺旋スキャンピッチは、１スキャンが終了すると、１検出器分テーブルが移動するピッチ１を用いている。つまり第３スキャンが終了したときの１列検出器の位置が第１スキャン（投影角度はゼロの時）の４列検出器の位置と同じになる。図６ではベットが固定され、Ｘ線源やＸ線検出器が動くと仮定して（実際にはＸ線源やＸ線検出器が動かず、ベットが移動する）説明しているため、Ｘ線検出器の軌跡は傾きを待った直線として表現できる。
【００２０】
図６でも図３と同じように心拍時相が同じ投影データを収集すると、図６の斜線で示す領域が該当する。
【００２１】
図６の場合も３スキャン周期の中で心拍周期は４回行われるのであるから、１／２π分投影データを収集すれば１スキャン分の投影データを得ることが可能である。図６の場合４列検出器を用いているため、収集する投影データは検出器分の幅を待つことになり、これを図では斜線の長方形で示している。つまり長方形内であれば、任意のスライス位置で投影データを近傍の検出器で得られた投影データ間の補間によって算出可能となる。すなわち、スキャンは１周期１秒で、投影角度は０〜２πである。このスキャンが３周期行われて、心電波形Ｒ１〜Ｒ４ごとに投影データａ，ｂ，ｃ，ｄを得るようにする。
【００２２】
図７では、図６の各スキャン周期で得られる投影データを１スキャン分で描けるように、長方形を第１スキャン内に平行移動させて表現してある。すなわち、投影角度０〜２πの間に、投影データがａ，ｄ，ｃ，ｂの順に並んだ状態になる。図７では各周期より収集された投影データが、階段状に描かれているが、これは螺旋スキャンをおこなっているため収集したデータはベット方向にずれているからである。例えば、図７で示すスライス位置ＳＰでの投影データは、いずれの投影角度であっても、斜線で示す長方形内に含まれているため、算出が可能となる。補間の方法は図８で示すように単純な距離に応じた重みを使った線形補間などを用いれば実現することができる。
【００２３】
図８では説明のため図７のπ〜３／２πの部分の投影データを抜きだしているが、この場合３列および４列検出器より所望するスライス位置の投影データを算出している。すなわち、図８（ａ）は３列目の検出器８０と４列目の検出器８１とにより、公知の一般的な線形補間方法により、スライス位置８３を算出したものである。また、図８（ｂ）はスライス位置８３’を算出する例を示すもので、検出器の軌跡８０’と８１’の間を例えば１．０に設置し、スライス位置８３’と軌跡８０’との間の重みを例えばｗ＝０．６、スライス位置８３’と軌跡８１’との間の重みを例えばｗ＝０．４に設定して、スライス位置を算出する方法を示したものである。図７のスライス位置７０はこのようにして算出したものである。
【００２４】
図６，７では第３スキャンまでを表現しているが、図９ではさらにスキャンした場合において収集できる投影データを第１スキャン内に平行移動して表現した。スキャンを続けて行けば図９に示すように様々なスライス位置で心拍時相が同一で投影角度が異なる投影データが算出可能となる。すなわち、投影データａ，ｂ，ｃ，ｄは、それぞれ、第１周期〜第３周期に相当する投影データであり、ｅ，ｆ，ｇ，ｈは第４〜第６周期に相当する投影データを示すものである。この場合、スライス位置９０〜９３は、いずれかの投影データにまたがっているので、任意のスライス位置で画像データを作成することができる。
【００２５】
次に、心拍などが異なる場合を説明する。スキャン周期１秒、心拍周期０．８秒、螺旋スキャンピッチが１の例ではスキャン４周期、心拍周期では５周期で同期することになる。この場合は収集される投影データはそれぞれ２／５πずつになる。本発明では収集する投影データの幅などは投影データ算出ユニットでなされる。
【００２６】
図６，７，８で説明したように上記の例を図であらわすと図１０のようになる。図１０スライス位置ＳＰの投影データを算出しようとすると、２／５π〜４／５πの区間において、長方形の中にスライス位置が含まれておらず投影データが算出できない、投影データの不連続領域１００が発生している。この場合投影データの算出は不可能である。図９の例でも不連続な領域は発生しているが、図１０の例に比べてその区間はきわめて狭いので、様々なスライス位置で投影データを算出可能となる。図１０では、不連続な区間の幅が広いため、算出不可能なスライス位置が非常に増えることになる。図１１ではその極端な例を示したもので、スキャン周期１秒、心拍周期０．９秒の場合を想定した。図１１の場合収集される投影データの幅は１／５πとなり、必要となる投影データ９周期となる。９周期行って漸く１スキャン分の投影データを収集できるわけであるが、この９スキャン周期の間に螺旋スキャンの場合、ベットがどんどん移動していくため、図１１に示すように投影データの不連続領域１１０は著しく大きくなる。このため所望するスライス位置で投影データの算出が不可能になってしまう。
【００２７】
本発明では以下のように上記の不具合を解決した。図１２（ａ）には１秒スキャン、心拍周期が０．８秒で繰り返される場合におけるレトロスペクティプＥＣＧゲートスキャン法を示している。図１２（ａ）でも明らかなように例えばスライス位置ＳＰ１では４／５π〜６／５π（不連続領域Ａ）の区間において投影データの不連続が発生している。またスライス位置ＳＰ２では８／５π〜２π（不連続領域Ｂ）の区間において投影データの不連続領域が発生している。投影データの不連続があると所望するスライス位置の投影データを算出することができないため、このまま再構成処理を行い画像を求めるとアーチファクトまたは著しく劣化した画像を得ることになる。
【００２８】
図１２（ａ）で示すように４／５π〜６／５πと８／５π〜２πは１８０度対向関係にある。対向関係とは同じ領域を透過するＸ線パスであって、そのＸ線の入射が互いに１８０度ずれている関係を言う。つまり１８０度対向データはベットが静止しているスキャンでは理論的にはまったく同じになることになる。
【００２９】
図１２（ａ）での対向関係では、螺旋スキャンを用いているため対向関係であっても、そのベット方向が異なるため同一にはならない。しかしながら、不連続領域を１８０度対向する投影データで置き換えることによって、不連続領域をなくすることは非常に有効な補正方法である。なぜならばレトロスペクティブＥＣＧゲート撮影では、心臓のモーションアーチファクトをできるだけ抑制するため、心拍時相が同一の投影データを収集することを前提としている。このため図１２（ａ）で示す不連続領域Ａになんらかの投影データを置き換える場合、１８０度対向位置関係であって、かつ、心拍時相が同一である投影データを用いなければならない。図１２（ａ）で示す四角の斜線領域はすべて心拍時相が同一のデータとなっているので、これらから対向関係にある投影データを用いれば、１８０度対向位置関係であって、かつ、心拍時相が同一である投影データを用いることになる。
【００３０】
上記の対向関係にあって、かつ心拍時相が同一の投影データを不連続領域に埋め込んだ例が図１２（ｂ）である。図１２（ｂ）では不連続領域が埋め込み処理によって消滅しており、スライス位置ＳＰ１で投影データの算出が可能となっている。また逆に不連続領域Ｂでは８／５π〜２πの区間が不連続であるが、これも１８０度対向関係にある、４／５π〜６／５πのデータを埋め込むことで解決し、スライス位置ＳＰ２の投影データを算出可能としている。
【００３１】
上記は対向関係にある投影データを用いているが、スライス位置ＳＰ１の不連続領域の投影データを、四角斜線領域ＣとＤから線形補間によって算出しても投影データの算出は可能である。前記１８０度対向データを用いる方法より信頼性は低いものの、心拍時相が同一のデータを用いることになり、心臓撮影には適していると言える。
【００３２】
なお、上記の説明では、１８０度対向関係にあって心拍時相が同一のデータを用いる方法、隣接する投影データを用いて線形補間などによって求める方法を採用しているが、どちらも心拍時相は同一のデータを用いているため、得られる心臓断層像は心臓のモーションアーチファクトが少ない画像を得ることができる。
【００３３】
続いて、本発明の他の実施の形態になる心臓用ＥＣＧゲート機能を備えたＸ線ＣＴ装置であって、上記に説明した本発明によって得られる連続領域の投影データ、すなわち、各スキャン周期から心拍時相の合う投影データを収集して心臓断層像を得ることにより、よりスムーズな心臓断層動画を得ることが可能となるＸ線ＣＴ装置について説明する。
【００３４】
まず、図１３を用いて、この装置は、図示のように、Ｘ線照射および検出を行うスキャナガントリ部２０２と、このスキャナガントリ部２０２で検出された計測データから投影データを作成する投影データ形成装置２０７と、作成された投影データをＣＴ画像信号に処理する画像処理装置２０８、並びに、ＣＴ画像を出力する表示装置２０５とを備えている。
【００３５】
すなわち、このスキャナガントリ部２０２は、回転円盤２０９と、この回転円盤２０９に搭載されたＸ線管２０１と、このＸ線管２０１に取り付けられてＸ線束の方向を制御するためのコリメータ２１０と、そして、やはり上記回転円盤２０９に搭載されたＸ線検出器２０４とを備えている。なお、このＸ線検出器２０４は、検出素子を被検体の体軸方向に複数列並べることにより、同時に複数位置の投影データが取得可能なマルチスライス検出器である。また、この回転円盤２０９は回転駆動装置１１によって回転されており、この回転駆動装置２１１は測定制御装置２１２によって制御されている。
【００３６】
また、上記Ｘ線管２０１から発生するＸ線強度は、測定制御装置２１２によって制御されており、この測定制御装置２１２はコンピュータ２１３によって操作・制御されている。さらに、上記の投影データ形成装置２０７は、患者の心電波形を取得するために心電計２０６に接続されている。
【００３７】
以上にその概略構成を説明した本発明になるＸ線ＣＴ装置では、患者テーブルに患者を寝かせた状態で、Ｘ線管２０１からＸ線が照射される。このＸ線はコリメータ２１０により指向性を得てＸ線検出器２０４によって検出されるが、その際、上記の回転円盤２０９を患者の周りに回転させることにより、Ｘ線を照射する方向を変えながら（スキャンしながら）、Ｘ線検出器２０４を用いてＸ線を検出する。この検出された計測データは、投影データ形成装置２０７に転送され、ここでは心電計２０６により計測される患者の心電情報（上記図２やそれに関する記載を参照）と、測定制御装置２１２から得られる撮影条件から、上記一の実施の形態により説明した方法によって、モーションアーチファクトの少ない投影データを形成する。また、このようにして得られた投影データは、さらに、画像処理装置２０８によってＣＴ画像に再構成され、表示装置２０５上に３次元の動画画像として出力される。
【００３８】
次に、図１４を用いて、スキャン周期と心周期とが完全に同期する１例を説明する。なお、この図１４（Ａ）には、Ｘ線ＣＴ装置の投影データ形成装置２０７における分割投影データ収集のタイミングが示されている。また、図１４（Ｂ）には、上記図１４（Ａ）に示す「１８０度＋ファン角≒２４０度」の期間における分割投影データ収集タイミングの拡大図が示されている。
【００３９】
この図１４（Ａ）の横軸は時間（ｔ）であり、また、その縦軸は患者テーブル（図１３における符号３を参照）の直線移動方向（Ｚ軸）の位置である。また、この横軸下方には心電計２０６からのＥＣＧ信号を図示し、時間方向（ｔ）での心拍動の位置を示している。なお、この時の撮影条件は、螺旋ピッチ１、４列の検出器とし、スキャン周期と心周期の比が６：７の場合を想定した。ここで螺旋ピッチはＺ軸方向の検出素子配列ピッチに対する比として定義される。
【００４０】
この図１４（Ａ）の縦軸には、４本の斜め線が螺旋スキャンを行った場合の回転中心における４個の検出素子の軌跡を示している。また、検出素子の中心軌跡上の太線は、上記の実施の形態でも説明した、心時相の等しい分割投影データを示しており、ここでは、それぞれの分割投影データをａｌ，ａ２，ａ３，ａ４とした。また、ここでは、分割投影データの収集方法が理解しやすいように、第１スキャン目に収集後の投影データを示し、図１４（Ｂ）の下方の４つに区切られた方形は、収集後の投影データの拡大図であり、区切られたそれぞれの部分は収集された各々の分割投影データを示し、かつ、図中には、それぞれの分割投影データの検出器データ、スキャン開始からのスキャン数、そして、投影角範囲を明示している。
【００４１】
このようにスキャン周期と心周期の比が６：７の場合、第１列検出器の第１スキャン投影角０〜６０度の分割投影データａ１、第２列検出器の第２スキャン投影角６０〜１２０度の分割投影データａ２、第３列検出器の第３スキャン投影角１２０〜１８０度の分割投影データａ３、そして、第４列検出器の第４スキャン投影角１８０〜２４０度の分割投影データａ４は、それぞれがＥＣＧ信号において同範囲の分割投影データであって、同じデータ幅を持った４個の分割投影データから画像再構成に必要となる１８０度にＸ線源のファン角を加えた投影角度（約２４０度）分の投影データの収集に成功していることが明らかであろう。
【００４２】
以上のアルゴリズムを用いて収集した投影データを画像再構成することにより、時間分解能がスキャンタイムの６分の１、且つモーションアーチファクトが少ない再構成画像を得ることが可能である。なお、上記図１４の撮影条件では、本来、モーションアーチファクトが少ない投影データを形成することが可能であるので、この撮影条件を、ここでは理想の条件とする。
【００４３】
しかし、上記図１４で説明した投影データ収集法を適用できる条件は、スキャン周期と心周期の比が６：７の場合に限られており、この比とは異なる条件下で上記図１４の投影データ収集法を適用した場合、心時相の等しい分割投影データを収集することができず、モーションアーチフアクトが少ない再構成画像を得ることは不可能である。
【００４４】
上記の問題点に対する対策として、例えば、スキャンタイムを機械的に変更して、理想的な条件に近づけることも可能であるが、しかしながら、機械的変更により微調整できるスキャンタイムの範囲には限界があり、そのため、心時相の等しい分割投影データを収集することはできず、モーションアーチファクトが少ない再構成画像を得ることは不可能である。
【００４５】
そこで、本発明では、分割投影データの分割数および分割投影データ幅を患者の心周期によって調整することによって、モーションアーチファクトが少ない再構成画像を得る投影データ収集法を提案するものであり、その詳細について、以下に図１５を用いて説明する。
【００４６】
この図１５に示される内容は、上記図１４と同様である。但し、撮影条件は螺旋ピッチ１、４列検出器とし、スキャン周期と心周期の比が３６：４３の場合を想定している。この比は、上記に説明した理想の条件と比べて、Ｘ線源が１０度移動するのに要する時間だけスキャンタイムよりも心周期が長い場合の比である。また、収集する分割投影データをそれぞれｂ１，ｂ２，ｂ３，ｂ４とした。
【００４７】
スキャン周期と心周期の比が３６：４３の場合、第１列検出器の第１スキャン投影角０〜７０度の分割投影データｂ１、第２列検出器の第２スキャン投影角７０〜１４０度の分割投影データｂ２、第３列検出器の第３スキャン投影角１４０〜２１０度の分割投影データｂ３、そして、第４列検出器の第４スキャン投影角２１０〜２４０度の分割投影データｂ４とを組み合わせて、画像再構成に必要となる１８０度にＸ線源のファン角を加えた投影角度（約２４０度）分の投影データを収集している（図１５（Ｂ）の拡大図参照）。
【００４８】
この図１５の分割投影データ収集法は、上記図１４の場合と比べて、分割投影データｂ１、ｂ２、ｂ３のデータ幅をそれぞれ１０度ずつ増加させ、一方、ｂ４のデータ幅をｂ１、ｂ２、ｂ３のデータ幅の増加角度の合計である３０度だけ減少させ、３０度としたのが特徴である。またｂ２、ｂ３、ｂ４の分割投影データ開始角度をそれぞれ、１０度，２０度，３０度ずつ増加させ、これにより、ｂ１、ｂ２、ｂ３、ｂ４はそれぞれ心時相の等しい分割投影データとなっている（図１５（Ａ）最下段のＥＣＧ信号（心拍信号）を参照）。
【００４９】
この図１５に示すように、分割投影データのデータ幅を調整する分割投影データ収集法を用いて収集した投影データを画像再構成することによれば、時間分解能がスキャンタイムの３６分の７、且つ、モーションアーチフアクトが少ない再構成画像を得ることが可能となる。
【００５０】
このように、上記図１５では、スキャンタイムと心周期の比が３６：４３の場合（理想の条件と比べて、Ｘ線源が１０度移動するのに要する時間だけスキャンタイムよりも心周期が長い場合の比）の分割投影データ収集法を示したが、さらにスキャンタイムと心周期の差が大きい場合でも、同様に、収集する分割投影データの数を変更することによって、心時相の等しい投影データを収集することが可能である。
【００５１】
図１６には、スキャンタイムと心周期の比が１８：２３の場合（理想の条件と比べて、Ｘ線源が２０度移動するのに要する時間だけスキャンタイムよりも心周期が長い場合の比）の分割投影データ収集法を示した。なお、ここでは、説明の重複を避けるため、拡大図のみを図示し、分割投影データをそれぞれｃ１、ｃ２、ｃ３とした。そして、これら分割投影データｃ１、ｃ２、ｃ３のデータ幅をそれぞれ２０度づつ増加させ、収集する分割投影データを３個に減少させることによって、やはり上記と同様に、モーションアーチファクトが少ない投影データを得ることが可能となる。
【００５２】
この図１６の分割投影データのデータ幅を調整する分割投影データ収集法を用いて収集した投影データを画像再構成することにより、時間分解能がスキャンタイムの９分の２、且つ、モーションアーチフアクトが少ない再構成画像を得ることが可能である。
【００５３】
また、以上に述べた図１４〜図１６で説明した以外のスキャン周期と心周期の比の場合でも、上記と同様に、患者の心周期に合わせて分割投影データの幅と分割投影データ数を調整し、心時相の等しい分割投影データを収集することによって、モーションアーチファクトの少ない投影データを形成することが可能である。
【００５４】
しかし、あまりに理想の条件（即ち、スキャン周期と心周期の比が６：７）から外れた条件の場合、本発明を利用すると、得られる分割投影データ数が少なくなり、且つ、分割投影データ幅も大きくなり、得られる再構成画像のモーションアーチファクトは多くなる。そのため、よりモーションアーチファクトが少ない再構成画像を得るためには、測定時のスキャンタイムを予め理想の条件に近くなるように設定しておき、本発明を利用することが望ましい。
【００５５】
また、分割投影データ収集を行うと、分割投影データの境界部分では心時相が急激に変化するため、心臓断層像を作成した際にモーションアーチファクトが発生する。この現象を解決するには、それぞれの分割投影データのデータ幅を広めに設定し、それぞれの分割投影データの境界付近のデータに重み付け処理を行い、隣り合う分割投影データの境界部分を足し合わせて重ねあわせるなどの手段が考えられる。
【００５６】
また、不整脈など患者の心拍動が不規則になった場合でも、心電計から得られる心拍動の情報（即ち、上記のＥＣＧ信号）を用いて分割投影データのデータ幅、収集してくるデータ数を調整することにより、本発明を利用することが可能である。
【００５７】
続いて、上記のようにして得られた投影データ作成後の画像再構成方法について、図１７，１８，１９，２０を用いて説明する。すなわち、任意のスライス位置の心臓断層像を得るには、作成した投影データに幾つかの処理を施す必要がある。まず、図１７には、心臓断層を得るまでの処理の流れを示した。前述の様に患者の心拍数、撮影条件から分割投影データの分割数、データ幅を求め（ｓｔｅｐ１１）、分割投影データを収集することによって投影データを作成する（ｓｔｅｐ１２）。なお、上記に説明した図１４，１５，１６においては、一つの投影データの収集方法についての例を示したが、しかしながら実際には、スライス位置の異なる複数の投影データの収集も可能である。そこで、この複数の投影データの作成について、以下に、図１８を用いて説明する。
【００５８】
まず、図１８には、上記図１４で示した理想の条件における投影データの作成方法例を示した。４列の検出器のデータからスライス範囲の異なる３個の投影データを作成している。得られる投影データをＲ１，Ｒ２，Ｒ３とし、収集してきた分割投影データそれぞれについて、用いた検出器データ、スキャン開始からのスキャン数、投影角範囲を示した。また、第１スキャンを基準として、それ以前のスキャンをマイナスで示している。この３個の投影データからあるスライス位置における心臓断層像を得るための２種類の方法を説明する。
【００５９】
１つ目の方法について、上記図１７と共に図１９を用いて説明する。この図１９の縦軸はスライス方向位置を示しており、点線で示されたスライス位置の心臓断層像を求めることとする。そのため、まず、３個の投影データＲ１，Ｒ２，Ｒ３それぞれに対してＺ軸方向の重み付け処理を行い（上記図１７のｓｔｅｐ１３）、これにより、あるスライス位置の投影データを作成する。次に、処理後の投影データＲ１’、Ｒ２’，Ｒ３’のそれぞれに対して画像再構成を行い（ｓｔｅｐ１４）、スライス位置の異なる３個の心臓断層像を得る。そして、最終的に得られた３個の心臓断層像ｉｍｇ１，ｉｍｇ２，ｉｍｇ３から、内挿、または外挿の補間処理（Ｚ軸方向補間処理）を用いて（ｓｔｅｐ１５）、任意のスライス位置の心臓断層像ｉｍｇを得ることができる。
【００６０】
次に、２つ目の方法について、図２０を用いて説明する。この方法では作成した３個の投影データＲ１，Ｒ２，Ｒ３から、内挿、または外挿を用いたスライス方向の補間を行い、任意のスライス位置の投影データＲ’を得る（Ｚ軸方向補間処理）ものである（上記図１７のｓｔｅｐ１６）。その次に、投影データＲ’に対して画像再構成を行う（ｓｔｅｐ１７）ことにより、任意のスライス位置の心臓断層像ｉｍｇを得ることができる。
【００６１】
更に、図２１を用いて、操作者が指示した任意の心時相における、画像再構成に必要な投影角度範囲の投影データを形成する手法について説明する。この図２１は、上記図１４と同様の条件における、各心時相の分割投影データの収集方法を示しており、すなわち、撮影条件は螺旋ピッチ１、４列検出器とし、スキャン周期と心周期の比が６：７の場合を想定したものである。前述した通り、この理想の条件下では、心時相が等しく、データ幅の等しい４個の分割投影データを用いてモーションアーチファクトの少ない再構成画像を得ることが可能である。
【００６２】
図において、最も上方には心電波形（ＥＣＧ信号）を示し、その下方には、１心拍を７個の心時相に分割した場合のそれぞれの心時相を、ＡからＧの英字で表した。その下方には、４個の検出器それぞれの投影データを帯状の方形で図示しており、１スキャンを分割投影データの投影角度幅で区切り、各分割投影データを投影角度の小さい順番に１から６の数字で表している。また、分割投影データ収集方法が分かり易いように、第２列検出器の投影データは第２スキャンから、第３列検出器の投影データは第３スキャンから、第４列検出喪の投影データは第４スキャンから収集されている様子を図示している。また、この図からは、スキャン周期と心周期との比が６：７の条件下であるので、スキャンが進むに連れて、各検出器の分割投影データ１〜６の心時相が１心時相ずれることが分かるであろう。また、図の最も下方には、分割投影データ収集後の投影データを図示した。例えば、Ａの心時相の投影データを形成する場合、縦に直列に並ぶ４個の分割投影データ（二重線で囲まれた部分）を収集し、画像再構成に必要な投影データを得ることが可能である。また、同様にＢ、Ｇの心時相についても投影データ形成の例が図示されている。
【００６３】
次に、任意の心時相の投影データを形成する一例として、心時相Ａと心時相Ｂのちょうど中間の心時相をもった投影データを形成することを考える。この場合、まず、それぞれの検出器の投影データにおける分割投影データの先頭投影角度を、分割投影データの投影角度範囲の半分の角度（３０度）だけＸ線源の進行方向へ移動させる。各々の検出器における先頭投影角度変更後の投影データを、変更前の投影データ列の下方に示し、各分割投影データを１．５、２．５、…６．５とした。
【００６４】
この場合にも、上記した心時相Ａの投影データを形成した場合と同様に、分割投影データの先頭投影角度の移動後の分割投影データを収集することで、心時相Ａと心時相Ｂの中間の心時相における投影データを形成することができる。収集後の投影データをこの図２１下方に、心時相Ａ〜Ｂの投影データとして図示した。また、同様の収集方法で、心時相Ｂと心時相Ｃの中間の心時相の投影データなど、各心時相の中間の心時相の投影データを収集することが可能である。
【００６５】
このように、分割投影データの先頭投影角度を移動させることにより、各心時相の中間の心時相の投影データを収集する方法を説明したが、これによれば、分割投影データの先頭投影角度の移動量を変更することにより、任意の心時相の投影データを形成することが可能であることがわかる。
【００６６】
また、分割投影データの先頭投影角度の移動量が任意の投影角度だけ異なる投影データを複数作成し、それぞれを画像再構成することによって、任意の時間間隔の心時相における心臓断層像を複数枚作成することが可能であることもわかる。
【００６７】
また、同様の方法で体軸方向（スライス方向）の異なる複数箇所の位置においても、任意の時間間隔の心時相における再構成画像を作成し、同じ心時相を持った再構成画像を体軸方向に集合することによって、任意の時間間隔の心時相における心臓全体の断層画像、即ち、三次元画像を作成することが可能であることもわかるであろう。
【００６８】
また、上記のようにして得られた三次元画像を、心時相の順番に表示装置（図１３の符号２０６を参照）上に表示することにより、途切れなくスムーズに拍動する心臓の三次元動画、即ち、四次元画像を得ることが可能であることがわかる。
【００６９】
【発明の効果】
以上に詳細に説明したように、本発明になるＸ線ＣＴ装置によれば、特に螺旋スキャン時における投影データの不連続性を解消し、特に、これにより得られる心臓断層像は、心臓のモーションアーチファクトが少ない良好な断層画像を得ることが可能となる。
【００７０】
また、上記本発明になるＸ線ＣＴ装置により得られる連続性の分割投影データを利用して、任意のスライス位置及び心時相の投影データを形成することが可能であり、これらを適宜組み合わせ、あるいは、集合することにより、任意の時間間隔の心時相における心臓全体の断層画像、その三次元画像、さらには、心臓の三次元動画などを、モーションアーチファクトを低減し、途切れなくスムーズに作成することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の実施例の基本構成を示すブロック図である。
【図２】  心電波形の説明図である。
【図３】  レトロスペクティブＥＣＧゲートの説明図である。
【図４】  レトロスペクティブＥＣＧゲートの説明図である。
【図５】  本発明の流れを示す図である。
【図６】  複数列検出器におけるレトロスペクティプＥＣＧゲートの説明図である。
【図７】  複数列検出器におけるレトロスペクティプＥＣＧゲートの説明図である。
【図８】  補間方法の説明図である。
【図９】  複数列検出器におけるレトロスペクティブＥＣＧゲートの説明図である。
【図１０】  不連続投影データの説明図である。
【図１１】  不連続投影データの説明図である。
【図１２】  不連続領域の補間説明図である。
【図１３】  本発明の一実施の形態になるマルチスライスＸ線ＣＴ装置の構成の概略を示す図である。
【図１４】  上記本発明のＸ線ＣＴ装置における投影データ形成装置の分割投影データ収集の一例を示す図である。
【図１５】  上記本発明のＸ線ＣＴ装置における投影データ形成装置の分割投影データ収集の他の一例を示す図である。
【図１６】  やはり、上記本発明のＸ線ＣＴ装置における投影データ形成装置の分割投影データ収集のさらに他の一例を示す図である。
【図１７】  上記本発明のＸ線ＣＴ装置における投影データ形成装置と画像処理装置が行う処理の流れを示す図である。
【図１８】上記図１７で示される処理の詳細を説明する図である。
【図１９】  やはり、上記図１７で示される処理の詳細を説明する図である。
【図２０】  やはり、上記図１７で示される処理の詳細を説明する図である。
【図２１】  本発明のＸ線ＣＴ装置における投影データ形成装置での、任意の心時相をもった分割投影データ収集の一例を示す図である。
【符号の説明】
１０  Ｘ線ＣＴ装置
１１  算出ユニット
１２  被検体
１３  処理装置
８０，８１  検出器の軌跡
２０２  スキャナガントリ部
２０６  心電計
２０７  投影データ形成装置
【図１】
0004010802.tif 000002
【図２】
0004010802.tif 000003
【図３】
0004010802.tif 000004
【図４】
0004010802.tif 000005
【図５】
0004010802.tif 000006
【図６】
0004010802.tif 000007
【図７】
0004010802.tif 000008
【図８】
0004010802.tif 000009
【図９】
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【図１０】
0004010802.tif 000011
【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】
0004010802.tif 000016
【図１６】
0004010802.tif 000017
【図１７】
0004010802.tif 000018
【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
0004010802.tif 000021
【図２１】
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