CN101352352A - X射线ct装置 - Google Patents

Abstract

本发明的X射线CT装置具备取得被检测体的运动部位的周期性运动信息的运动信息取得机构，使用运动周期依赖型控制图案与透过厚度依赖型控制图案对所述X射线源调制控制，同时进行摄影，由从所计量的周期性运动信息的相位与该X射线CT装置的所述旋转周期上的相位重合一次到下一次重合为止的时间间隔，求出延迟时间，在所述延迟时间后开始重构所述断层摄影图像，其中所述运动周期依赖型控制图案以在要进行所述周期性运动信息内的重构的指定时相中使从所述X射线管照射的X射线的强度相对变大的方式进行控制，所述透过厚度依赖型控制图案依赖于所述被检测体的X射线透过厚度并改变从所述X射线管照射的X射线的强度而将所述检测器的输出电平保持恒定。

Description

X射线CT装置

本申请是申请日为2004年2月13日、申请号为2004800041025、名称为“X射线CT装置”的申请的分案申请。

技术领域

本发明涉及不降低X射线CT装置的诊断值、能够减少心脏等运动部位在摄影时被照射、提高图像质量、提高图像化的处理速度的技术。

背景技术

在心脏区域摄影中，公知在跟随心脏的跳动不进行扫描及重构的情况下，产生被称为运动伪像(motion artifact)的模拟图像或模糊不清，不适于临床诊断。作为用于解决其的方法(approach)之一，考虑尽可能提高扫描速度，作为实现其的装置，有使用了电子束的CT装置，具有100ms左右的扫描速度，能够进行好像心脏停止了那样的鲜明断层摄影。但是，该使用了电子束的CT装置不仅价格高、大型，而且除了已有的X射线CT装置以外还需要重新设置，有可能造成设备投资上的负担。

因此，开发了以已有的X射线CT装置为基础的ECG闸门摄影法。其在相同切割(slice)面经过多次心搏连续收集投影数据，将同时记录的心电信息的R波作为基准，设定自此开始的时间与心搏相位的宽度，从多个心搏的数据中仅收集相同心时相的投影数据，由ECG重构机构对断层摄影图像进行重构。

这样，在之后制作任意心时相的断层图像的情况下，从丰富的投影数据中提取必要的数据得到目标断层图像的方法，一般被称为回顾性的分段(segment)重构。然而，在回顾性的分段重构中，有因进行冗长计量而导致患者受到的照射增大的问题。与此相对应，有所谓的计划性取得断层图像形成所需投影数据的前瞻的方法。其决定预先取得的心时相，由于仅瞄准该范围来照射X射线，故可以避免多余的照射。

作为同样可以减少受到照射并用X射线CT装置对心脏等运动器官进行摄影的技术，例如有特开2001-190547号公报。包括：相对X射线检测器以夹持被检测体并相对向的状态旋转驱动X射线管的旋转结构；向X射线管供给用于X射线照射的电力的X射线控制部；和输入X射线检测器检测出的投影数据以重构断层图像的重构装置；另一方面，被检测体透过厚度随着X射线管与检测器的旋转而变化，产生不必要的无效被照射或射线量不足所导致的噪音增大。当被检测体透过厚度较短时，如果不进行减小管电流的控制，有可能增大无用的被照射。相反，在被检测体透过厚度长时，若不进行使管电流增大那样的控制，则有使图像噪音增加的可能性。在此，特开2002-263097号公报公开了图2c那样的透过厚度依赖型控制。即，从扫描照片按照旋转角度θ、体轴方向位置z而使管电流变化。在该方法中，由于考虑被检测体的透过厚度来控制管电流，故可以大量减少被检测体受到照射的X射线。

发明内容

在此，本发明的目的在于提供一种X射线CT装置，其针对心脏等周期性运动部位，加进所述周期性运动中的时相与被检测体内X射线透过厚度双方，是在进一步追究无效被照射与图像质量提高的同时也可以进行回顾性重构的前瞻性扫描及重构方法的发展形态，能同时实现X射线向被检测体的照射减少、诊断图像质量提高与摄影后重构的自由度的确保。

另外，在现有的采用了回顾性ECG闸门摄影法的X射线CT装置中，由于捕捉心室舒张期等的断层摄影图像，故可以观察心室壁的运动异常或冠状动脉的异常，但一旦拍摄了心脏区域之后，由于利用ECG重构机构来组合投影数据并进行图像重构处理，所以不能一边拍摄心脏区域一边观察心脏的图像。

因此，本发明的其他目的在于提供一种X射线CT装置，其使前瞻性扫描方法及重构方法得到发展，在降低心脏等运动部位的动作所引起的运动伪像的同时，可以一边拍摄运动部位一边实时观察该图像。

根据本发明的第一特征，是一种X射线CT装置，其包括：取得被检测体的运动部位的周期性运动信息的运动信息取得机构；与X射线源一起旋转，检测从该X射线源照射到被检测体上的X射线后在每个收集区域得到投影数据的检测器；和处理该检测器的所述投影数据以重构被检测体的断层摄影图像的重构机构；其中，进一步具备：延迟时间决定机构，其在从所计量的周期性运动信息的相位与该X射线CT装置的所述旋转周期上的相位重合一次到下一次重合为止的时间间隔上相加所述收集区域的时间宽度与该X射线CT装置内的处理延迟时间，以决定延迟时间；和收集机构，其对应于由所述运动信息取得机构获得的周期性运动信息，依次收集从所述检测器得到的所述投影数据；所述重构机构在所述延迟时间后开始所述断层摄影图像的重构。

根据本发明的第二特征，进一步具备：重构时相指定机构，其指定要进行所述周期性运动信息内的重构的时相；和使用运动周期依赖型控制图案与透过厚度依赖型控制图案对所述X射线源进行调制控制的机构，其中所述运动周期依赖型控制图案以在该指定时相中使从所述X射线管照射的X射线的强度相对变大的方式进行控制，所述透过厚度依赖型控制图案依赖于所述被检测体的X射线透过厚度并使从所述X射线管照射的X射线的强度发生变化，将所述检测器的输出电平保持恒定；所述重构机构以由重构时相指定机构指定的时相所对应的收集区域的投影数据来重构所述运动部位的断层图像。

根据本发明的第三特征，进一步具备：重构时相指定机构，其指定要进行所述周期性运动信息内的重构的时相；使用运动周期依赖型控制图案的模式或该运动周期依赖型控制图案与透过厚度依赖型控制图案的合成模式中的某一种对所述X射线源进行调制控制的机构，其中所述运动周期依赖型控制图案以在该指定时相中使从所述X射线管照射的X射线的强度相对变大的方式进行控制，所述透过厚度依赖型控制模式依赖于所述被检测体的X射线透过厚度并使从所述X射线管照射的X射线的强度发生变化，将所述检测器的输出电平保持恒定；和选择执行所述运动周期依赖型控制图案的模式与所述合成模式中的某一种的选择机构；所述重构机构以由重构时相指定机构指定的时相所对应的收集区域的投影数据来重构所述运动部位的断层图像。

根据本发明的第四特征，所述周期性运动信息为心脏的跳动。

根据本发明的第五特征，所述重构机构使用所述旋转的至少180度部分的收集区域所对应的投影数据进行重构。

根据本发明的第六特征，进一步具备插补机构，其经过所述延迟时间后，可以从其他投影数据的收集区域对所述重构的切面位置中的投影数据的收集区域进行插补。

根据本发明的第七特征，进一步具备插补机构，其经过所述延迟时间后，可以从其他投影数据的收集区域所述重构的切面位置中的投影数据的收集区域对进行插补。

根据本发明的第八特征，还具有缓冲机构，其将从所述收集机构得到的投影数据与周期性运动信息对应后暂时保存，同时在所述延迟时间后删除或更新已完成重构的投影数据。

根据本发明的第九特征，所述重构机构中还具备使所述收集区域间或所述断层图像间的噪声电平差减少的滤波机构。

附图说明

图1是表示本发明的X射线CT装置的构成例的框图。

图2a是说明ECG波形与其中的时相1及时相2的位置的图；图2b是说明本发明所采用的管电流控制图案的例子的图；图2c是说明现有技术所采用的被检测体透过厚度管电流控制图案的例子的图。

图3是说明插入滤波处理的形态的流程图。

图4是表示本发明的一个实施例的X射线CT装置的动作的流程图。

图5是图4所示的X射线CT装置的投影数据的示意图。

图6是图4所示的X射线CT装置中的重构机构的示意图。

图7是图4所示的X射线CT装置中的缓冲机构的示意图。

图8是一般的心电波形的模式图。

图9是投影数据的模式图。

图10是表示一并记载了心电信息的投影数据的示意图。

图11是表示现有的X射线CT装置中的重构法的初始状态的示意图。

图12是表示现有的X射线CT装置中的重构法的其他状态的示意图。

具体实施方式

以下，利用附图对本发明的X射线CT装置的实施例进行说明。

(实施例1)

如图1所示，X射线CT装置具有：集中控制整个系统的主机107，含有X射线管101的X射线产生系统，装载了包含检测器102的检测器系统的(旋转)扫描结构103，患者定位时、螺旋扫描时的搬送用患者载置台104、实施各种图像处理的图像处理装置106、外部存储装置110、显示装置109、输入操作者的指示信息的输入设备108。另外，能从外部的运动信息取得机构111向该X射线CT装置输入运动信息。该运动信息例如是周期性运动信息，从运动信息取得机构111输入到计量电路105。若从检测器102输入每个收集区域的投影数据，则在该数据上附记运动信息并发送到图像处理装置106或主机107。投影数据虽然是沿检测器的频道方向延伸了的数据，但有时在频道端部不存在数据的有效性，故利用该空间来附记运动信息。通过这样进行处理，从而可以仅提取与周期性运动的某个时相相关的数据。

在扫描仪100的旋转盘上装载了X射线控制装置101C，以控制X社射线强度。在摄影开始前进行各装置的摄影准备(摄影条件、重构条件的设定等)。旋转扫描结构103使扫描仪100的旋转盘旋转，在已达到所希望的旋转速度的阶段，扫描控制装置103C向主机107通知准备完成信息。在螺旋扫描的情况下，移动到预先考虑了被检测体载置台104的加速时间的位置，以便在X射线开始照射的位置成为额定速度。若照射X射线并开始摄影，则X射线管101将主机107所指示的(或者事先登记了管电流控制图案)强度的X射线向对向配置的检测器102照射。用检测器102检测已透过被检测体(省略图示)的X射线并转换为电信号后，在计量电路105中作为数字数据而取得投影数据。投影数据通过在图像处理装置中进行以前处理、滤波处理以及逆投影处理为代表的图像处理而重构断层图像。重构的图像在显示装置109中作为诊断用图像而被显示。

接着，对运动部位的摄影的流程进行说明。在本实施例涉及的X射线CT装置中，具有两种控制模式：运动周期依赖型控制模式；和运动周期依赖型控制及透过厚度依赖型控制的合成模式。

以下，虽然对运动部位是心脏的情况进行说明，但运动部位并未限于心脏，也包含肺、横膈、动脉、胃、肠等。

操作者在心脏摄影前选择上述的控制方式的一种，输入该选择过的控制模式、被检测体的平均心率、靶时相、最大/最小管电流。在主机107中，从所输入的平均心率计算管电流的控制周期，生成改变最大/最小管电流间的管电流控制图案1，并将该控制图案传输到X射线控制装置。在运动周期依赖型控制模式中，使用管电流控制图案1开始摄影。如已经说明的，特开2002-263097号公报公开图2c所示的透过厚度依赖型控制。即，由于从扫描照片按照旋转角度θ、体轴方向装置z考虑被检测体的透过厚度之后控制管电流，故可以大量减少照射被检测体的X射线。在本实施例中，在此基础上进一步削减无效照射，将该无效辐射分配为提高图像质量所需的部分。因此，根据本实施例，新创作了运动周期依赖型控制及透过厚度依赖型控制的合成模式。

图2a中示出ECG波形数据，图2b中示出本实施例的管电流控制图案。另外，图2c中示出以现有技术涉及的被检测体透过厚度依赖方式将最低管电压设为1/2的情况下的控制图案。以下，为了使说明简单，假设在体轴方向上没有断面形状的变化。此外，虽然控制波形201与203如图所示被控制为正弦波形，但也可以使靶时相的时间宽度相对较大。此时，希望做成考虑了心搏的变动等的图案。

若以本实施例的心搏周期依赖方式控制管电流，则该控制图案成为图2b的虚线201。在此，与图2c所示的现有例同样，将最低管电压设为1/2。该情况下，是靶时相设为时相1的例子，与在ECG波形中最高图像质量时想看到的时相1一致，成为可以采用最大管电流的摄影。在重构机构中，由于仅使用靶时相中的分段数据来进行重构，故知道可以取得噪声最少的良好图像。若考虑得到其他时相的图像的情况，则例如在图中所示的时相2，由于仅采用管电流接近最小值的数据，故成为噪声多的图像。典型的靶时相的决定方法，例如将60～70％的时相(所谓的舒张期)作为靶时相。通常，舒张期的图像用于石灰化指数计算或冠状动脉的狭窄评价，除此以外的时相用于观察心壁的运动状态。由于心壁的运动大多以动画来观察，故与静止图像相比，噪声一般不明显，可以进行充分的观察。另外，即使在使用静止图像来进行分析的情况下，由于没有伴随血管的评价等，故不要求高的分辨率。因此，由于通过一次摄影就能进行检查，故受到的照射也少。

若着眼于图2b的虚线201，则从被检测体透过厚度的观点来说，可知：在靠近想要缩短透过厚度并降低管电流的被检测体的前后(AP)方向的时刻t1，管电流升高。另外，可知：在时刻t2，相反在想提高管电流的左右(LAT)方向管电流降低。即，认为：在图2b的虚线201的时刻t1，无用的照射增大，在t2管电流下降到必要以上，过度增大图像噪声。

心搏周期+透过厚度依赖型控制的合成模式是将运动周期依赖型控制图案以被检测体透过厚度依赖型图案进一步进行调制的方式。若分别设为图2b的虚线201与图2c的实线203，则调制后的图案成为图2b的实线202。由此，在靶时相中可以提高图像质量，在其以外的时相可以极力降低照射。另外，也可以抑制伴随被检测体透过厚度的变化而几乎周期性产生的旋转角度方向的噪声变动。

如下所述地选择运动周期依赖型控制模式与运动周期依赖型控制及透过厚度依赖型控制的合成模式。例如，在以高图像质量仅得到特定心搏相位时，选择运动周期依赖型控制模式。在运动周期依赖型控制模式中，图像质量劣化显著的情况下，为了抑制其并得到低照射而可以选择合成模式。

一般，由于合成模式的优点更大，故也能采用不进行选择而仅执行合成模式的构成。

另外，在本实施例中，由于噪声电平在每个心时相发生变化，故像图3的流程图中的302那样，计算出投影数据的标准差值，计算各分段数据的噪声量，设置根据噪声量来调整对投影数据实施的滤波的处理304、305。而且，该滤波处理例如由图像处理装置106来执行。可以变更逆投影的模糊修正用的重构滤波处理而采用，也可以在频道方向另外采用进行加权平均滤波等公知方法，只要可以调整频率特性就不会特别限定。

根据本实施例，通过设定舒张期等的靶时相，提高靶时相中的管电流，从而可以得到良好的靶时相的图像质量，冠状动脉的评价变得容易。此外，在收缩期管电流虽然低，但心壁的边界可以充分跟踪，故可以从舒张期与收缩期的容积比率评价心功能，以1次的可以重构断层图像的投影数据的计量就能进行通常所需的心脏的所有评价。这样，也能进行现有的回顾性重构。

再有，也可以设置使投影数据的噪声电平基本恒定的滤波机构。该情况下，图像质量进一步稳定。还有，在以透过厚度依赖型控制图案调制了运动周期依赖型控制图案的情况下，可以一边提高必要部位的图像质量，一边进一步降低整体的被照射。

进而，在仅对舒张期照射X射线的情况下，虽然有时由于心律不齐等使数据出现不足，但在本发明的摄影方法中，由于在舒张期以外的全部心时相取得投影数据，故之后能够补充不足的数据。这样，虽然可以取得全部心时相的投影数据，但在前瞻而无意的投影数据中也包括噪声多的数据。然而，如果有必要，即使不重新摄影也可以补充任意的心时相的数据。该情况下，利用上述的滤波机构能够实现噪声的降低。

以上，提供了一种方法，其中不管X射线CT装置的世代或摄影模式，即使为单切面(single slice)CT或锥面光束(cone beam)CT、或者螺旋扫描或动态扫描，也不管360度重构或180度重构，可以得到图像质量提高效果与被照射降低效果。

在本实施例中虽然以心脏为中心进行了说明，但如上所述，可知：即使在其他周期性运动部位或自发性周期运动中的摄影中也可以采用本发明。

(实施例2)

即使在实施例2中，也与实施例1同样地使用图1那样的X射线CT装置的构成。在这里也将运动部位作为心脏来进行说明。

首先，对与现有技术同样的部分进行说明。X射线CT装置通常具有图1那样的构成。在扫描仪100中夹持被检测体并对向配置X射线管101与检测器102，一边用视准仪(collimator)限制来自X射线源的X射线照射区域，一边向被检测体的心脏区域照射X射线，用检测器102检测通过了被检测体的心脏区域的X射线，同时作为运动信息取得机构111，将心电图仪安装在被检测体上，作为来自该心电图仪的运动部位的信息，一边取入心电信息，一边得到R波附近的心脏区域的投影数据。图8表示一并记载了Q波、R波及S波位置的普通心电波形1，在R波附近心脏最扩张，且心脏的动作最慢。因此，一边用心电图仪111取入该心电信息，一边拍摄R波附近的心脏区域，以便收集投影数据。图9是模式性表示这样收集到的投影数据的模式图。该图的横轴是检测器的频道方向，纵轴表示投影角度。心电信息3虽然与心脏区域的投影数据2一起被记录着，但在实际的投影数据中，并不是图9所示的波形，而是用数值等表示在投影角度的某一位置是否存在R波等来进行对应。该对应的数据例如可以记载于频道方向的端部的检测元件所对应的数据部分。

在心脏区域的摄影之后，通过ECG重构机构对投影数据进行以下处理，从而获得重构图像。以下，作为使用了4列多切面X射线CT装置的螺旋扫描进行说明。如图10所示，示出4条检测器列的轨迹15～18，其扫描周期为1.0秒间隔。另外，从一并记载的心电信息3可知：心搏周期为0.8秒间隔。在0.0秒位置同步之后开始的心搏与扫描，经过4.0秒后再次同步。作为重构所需的投影数据，需要收集投影角度不同而心时相相同的数据。在图中，在从0.0秒位置开始到4.0秒之前(除去4.0秒)的投影数据中，由于R波出现5次，故在4.0秒期间存在心时相不同的5个投影数据4～8。由于将360度份的投影数据分为5次进行收集，故1个收集区域为72度份的投影数据。若换算成时间，则扫描周期为1.0秒，所以1个收集区域的时间宽度为200ms(1s/5次)。这些投影数据4～8是心时相相同但投影角度不同的数据，由于进行螺旋扫描，故切面位置也不同。若用扫描1个周期的范围表示收集区域4～8的投影数据群，则如图11所示。

图11的收集区域6a～10a，是将图10的各收集区域5～8和心搏与扫描周期同步后的R波后200ms的收集区域9、10分别平行移动后的区域。收集区域9与收集区域4的投影角度及心时相是相同的，是切面位置为4个周期即4秒前的投影数据。收集区域5与收集区域10的关系也和收集区域4与收集区域9的关系一样。仅示出了该图11的左方主要部分的图是图12A。在收集区域4与收集区域9a之间，因螺旋扫描而在体轴方向产生不连续区域11。在产生了该不连续区域11时，使用单纯的线形插补等算出数据12，如图12B那样进行插补。对于收集区域5与收集区域10a之间的不连续区域13，也同样做成数据14后进行插补。之后，如图12B所示，指定所希望的切面位置SLA、SLB，以获得这些指定位置中的重构图像。

在使用通过在体轴方向准备多个检测器列而可以同时计量多个切面位置的投影数据的多切面CT装置，进行心电同步重构(ECG同步重构)的情况下，若使载置台速度变慢，重复相同的切面位置来进行计量，则可以使时间分辨能力提高。此时使用的重构法是被称为已经叙述过的回顾式分段重构法的方法。即，在螺旋扫描时通过以各检测器列多次(分段数)计量同一切面位置的心时相的区域(例如舒张期)，从而可以取得包含以分段数去除做成该切面位置的断层图像所需的扫描时间(时间分解)后的时间成分的断层图像。该时间分辨能力越小，就越可以得到体动的影响少的断层图像。例如，在4列多切面的情况下，将重构所需的视野范围(在半扫描情况下为180度+扇角)分割为4个分段，设定载置台进程或扫描时间等摄影条件，以便可以以不同的列计量每一个分段。在分段重构的情况下，虽然最佳扫描时间也依赖于患者的心率，但若设为0.6秒扫描，则能够取得具有作为半扫描的四分之一的约0.1秒的时间分辨能力的图像。

在该方法中，若增加列数，则可以使分段数增加，故可以进一步提高时间分辨能力。例如，在8列中分段数最大为2倍，最高可以达成半扫描的八分之一。为了实现这一点，需要以相同速度输送4列系统和患者载置台。然而，如果优先时间分辨能力，则某个扫描时间内得到的体轴方向的断层图像数(通过量，through put)不会提高。作为代表例，螺旋间距为1左右。

图4是表示本发明的实施例2的X射线CT装置的动作的流程图。从图1可知：本实施例的X射线CT装置具有：取得被检测体的心电信息的心电图仪111；检测从X射线源照射到被检测体的X射线以得到投影数据的检测器102；通常内置于主机107中，设定从心电信息的心搏时相与扫描周期的相位重合的ECG延迟时间决定的延迟时间的延迟时间设定机构及在投影数据收集前决定进行重构的切面位置的决定机构；从心电信息取得机构得到的心电信息顺次收集相同心时相的投影数据的计量电路105等收集机构；通常内置于图像处理装置106等中，在经过延迟时间后对切面位置所对应的相同投影角的对轴方向的不连续区域进行插补以做成投影数据的插补机构及经过延迟时间后，从收集机构取得指定完的切面位置的投影数据，以重构断层摄影图像的延迟时间联动重构机构。

以下按照流程说明本实施例。

在步骤32中，将被检测体安放并固定在X射线CT装置的床上后，由心电图仪等心电信息取得机构取得被检测体的心电信息并得到平均心率。在步骤33中，在投影数据的收集之前，决定重构的心脏区域的切面位置，同时设定X射线CT装置的扫描速度。在步骤34中进行心脏摄影功能相关的本实施例固有的设定。即，从步骤32中求得的平均心率或步骤33中设定过的扫描速度等，计算ECG延迟时间。ECG延迟时间是到平均心率的心搏相位与X射线CT装置的扫描周期的相位再次重合位置的时间，在该ECG延迟时间内，根据考虑了X射线CT装置内的系统应答时间的规定延迟时间，开始重构。在步骤35中进行心脏区域的CT摄影。此时，参照用心电图仪111得到的心电信息，由计量电路105等收集机构顺次收集相同心时相的投影数据。经过了规定的延迟时间后，由插补机构对预先设定过的最初切面位置所对应的相同投影角的对轴方向的投影数据不连续区域进行插补并制作。使用这样插补做成的数据及该延迟时间经过过程中的投影数据，例如由图像处理装置106等延迟时间联动重构机构来重构断层图像。由于在R波附近心脏为最扩张的状态，另外心脏的动作最慢，故若利用相同部分的投影数据进行重构，则可以得到心脏正在停止那样鲜明的摄影图像。

在步骤36中，用显示装置109显示这样重构的断层图像。根据切面位置的数量重复步骤35及步骤36，在显示装置109上顺次显示各切面位置的断层摄影图像。

接着，对作为本实施例的特征的图4的步骤33和步骤34的心脏摄影设定进行详细说明。在步骤33中，在投影数据收集前决定进行重构的切面位置。例如，如图5所示，在体轴方向上决定最初的切面位置20a和最后的切面位置20n，进行它们之间的枚数指定或间隔指定，其他切面位置20b～20m也如虚线那样地决定。

在步骤34中，在延迟时间设定机构中设定ECG延迟时间与从该ECG延迟时间决定的规定延迟时间。如图7中已经说明的，扫描周期为1.0秒间隔，另外从一并记载的心电信息3可知心搏周期为0.8秒间隔。如该图所示，在0.0秒位置同步之后开始的心搏与扫描在4.0秒位置再次重合并同步。在到该心电信息3的心搏相位与扫描周期的相位重合所需的时间4.0秒上相加后述的1个收集区域的时间宽度即分段宽度200ms后的4.2秒是ECG延迟时间。根据该ECG延迟时间4.2秒，将规定的延迟时间、在这里从重构的支持到计算开始为止的系统应答延迟时间理想地设为0秒，作为规定延迟时间决定为4.2秒。延迟时间设定机构例如在主机107中内置其功能。在上述规定延迟时间的计算之际，虽然从心电图仪111获得心搏周期，但该心搏周期也可以以存储为投影数据的R波等为基准进行计算，也可以在被检测体的心脏区域摄影前另外取得心电信息。

设定该规定延迟时间之后，进行步骤35的心脏区域CT摄影，此时对顺次收集相同心时相的投影数据的收集机构进行说明。作为重构所需的投影数据，需要收集投影角度不同但心时相相同的数据。如图5及图12所示，在从0.0秒位置开始到4.0秒之前为止(除去4.0秒)的投影数据中，由于R波出现5次，故在4.0秒期间内心时相不同的5个投影数据作为分段而存在。其在图5中示出的是收集区域4～9。由于将360度份的投影数据分为5次进行收集，故1个收集区域为72度份的投影数据。若换算为时间，则扫描周期为1.0秒，所以1个收集区域的时间宽度为200ms(1s/5次)。这些投影数据是心时相相同但投影角度不同的数据，由于进行螺旋扫描，故切面位置也不同。收集区域9、10表示心搏与扫描周期同步后的R波后200ms的投影数据，投影角度及心时相相同，切面位置成为4个周期即4秒前的投影数据。

图6B到图6E是将上述收集机构的数据收集动作和时间的经过一起表示的示意图。如图6A所示，虽然在开始扫描1.8秒后对收集区域4～6的数据进行收集，但在该时刻重构所需的投影数据是不充分的。另外，如图6C所示，在2.6秒后虽然对收集区域4～7的数据进行收集，但在该时刻重构所需的投影数据仍然是不充分的。进而，如图6D所示，3.4秒后正在对收集区域4～7的数据进行收集，在最初的72度份的投影数据区域中并不存在投影数据。在图6E的4.2秒经过后，收集区域4与9的数据以相同相位统一。但是，最初的72度份的数据4并未与切面位置重合，产生间隙区域11。但是，这使用单纯的线形插补等从收集区域4与收集区域9计算数据，通过插补，作为插补区域可以得到投影数据。此时，例如通过图像处理装置106所包含的插补机构，就可以在经过规定延迟时间后对切面位置20a所对应的相同投影角的体轴方向的不连续区域进行插补，得到投影数据11。这样，最终在经过4.2秒后，能够得到所希望的切面位置20a中的重构图像。

在步骤36中，经过规定延迟时间后，延迟时间联动重构机构从收集机构取得指定过的切面位置20的投影数据，重构断层摄影图像，并将其显示在显示机构上。

根据这种X射线CT装置，通过延迟时间设定机构设定从ECG延迟时间计算出的规定延迟时间，经过该规定延迟时间后，从收集机构取得所指定的切面位置的投影数据，由延迟时间联动重构机构对断层摄影图像进行重构。对于从ECG延迟时间决定规定延迟时间的方法，例如在ECG延迟时间上相加余量(margin)来决定。在此，所谓余量是指从重构处理的指示到计算开始为止的时间等、系统间的应答时间等的处理延迟时间。

因此，如以往那样，一旦对整个心脏区域进行摄影后，无需组合投影数据来进行图像重构处理。经过规定的延迟时间后可以重构切面位置20a的断层摄影图像，可以一边摄影心脏区域一边实时观察心脏的图像。而且，由于根据由心电信息收集机构得到的心电图的R波，由收集机构收集心时相相同但投影角度不同的投影数据，并利用延迟时间联动重构机构将其重构为切面位置20a的断层摄影图像，故可以一边摄影心脏区域，一边在经过了延迟时间后提供如同心脏正在静止的鲜明的心脏断层图像。

接着上述切面位置20a的重构，同样地进行下一切面位置20b的重构。在得到切面位置20c的断层摄影图像的情况下，收集机构在图6中收集了各收集区域4～9的投影数据之后，在收集了下一收集区域10的投影数据的时刻，即若这一次从收集区域5经过规定的延迟时间，则与收集区域5及收集区域9的情况一样，是在收集区域5与收集区域10之间产生了间隙区域13的状态。然而，由于插补机构的构成为：在经过延迟时间后，对切面位置所对应的相同投影角的对轴方向的不连续区域进行插补，以获得投影数据，故若从收集区域5经过规定的延迟时间，则利用线形插补等从收集区域5与收集区域10计算数据，得到间隙区域13的投影数据。另外，延迟时间联动重构机构的构成为：在经过延迟时间后，从收集机构取得所指定的切面位置的投影数据，以重构断层摄影图像，故若从收集区域5经过规定的延迟时间，则进行切面位置20c的重构。

这样，通过反复进行与上述的最初切面位置20a的情况同样的处理，从而可以一边分别摄影接下来的切面位置20b～20n，一边在经过延迟时间后在各切面位置20b～20n得到如同心脏正在静止那样的鲜明的心脏断层图像。因为该处理反复进行直到获得最后的切面位置20n的断层摄影图像为止，实时地顺次在显示机构上显示，所以可以一边摄影一边观察该鲜明的图像。

此时，上述的X射线CT装置，为了得到下一切面位置中的重构图像，设有使用心电图仪的心电信息来顺次收集相同心时相的投影数据的收集机构，但也可以在该收集机构中附加缓冲相同心时相的投影数据、同时在规定的延迟时间后消除结束了重构的投影数据的缓冲机构。即，如上述的图6B到图6E所示，具有缓冲机构，其到由延迟时间联动重构机构对最初的切面位置20B中的断层图像进行重构为止，至少保持相当于规定的延迟时间部分的各收集区域4～8的投影数据。该缓冲机构例如是图1的外部存储机构110。如图7A所示，缓冲机构在完成切面位置20a中的断层摄影图像的重构时，如图7B所示，删除重构下一切面位置20c中的断层摄影图像时不需要的投影数据、即收集区域4的投影数据。伴随重构的切面位置的变更来顺次进行其。这样，通过缓冲机构顺次更换收集区域的投影数据，从而可以以简单的构成保持用于得到各种切面位置的断层摄影图像的投影数据。该缓冲机构当然也可以设置在运算装置的存储器上。

另外，虽然对360度重构的情况进行了记载，但当然也可应用于180度重构。该情况下，将统一了180度重构所需的投影数据的时刻设为ECG延迟时间，规定延迟时间是经验性地在其上添加了若干余量而决定的。延迟时间联动重构机构例如可以装载在主机107内。主机107从输入设备108接受扫描开始的指示，开始扫描后，如上所述地计时规定延迟时间。主机107在经过规定延迟时间后，使延迟时间联动重构机构106进行图像重构，并用显示装置109显示完成后的图像。与该重构一并进行而也可以进行下一扫描。

即，在体轴方向或时间方向进行连续扫描的摄影中，特别是即使不进行重构指示，在某一切面的可以图像重构的投影数据统一之后，也可以看见其断层图像。由此，操作者的劳力减少，可以实时地取得图像，可以降低运动伪像(motion artifact)。在使用了180度重构的情况下，与360度重构相比，可以更快地进行图像的取得。

而且，在上述实施方式中，以使用了4列多切面X射线CT装置的螺旋摄影为例进行了说明，但本发明并未限于此，也可以适用于在已使床停止的状态下的摄影或单切面X射线CT装置。

另外，在上述的实施例中，由延迟时间设定机构将作为ECG延迟时间的4.2秒直接设定为规定的延迟时间，但也可以由延迟时间设定机构根据ECG延迟时间，以尽可能接近ECG延迟时间的方式来设定规定的延迟时间。具有在投影数据收集前决定重构的切面位置的决定机构，还具有经过延迟时间后，对切面位置所对应的相同投影角的对轴方向的不连续区域进行插补以获得投影数据的插补机构；和经过延迟时间后，从收集机构取得所指定的切面位置的投影数据，以对断层摄影图像进行重构的延迟时间联动重构机构等，故从ECG延迟时间经过后的较早时期就可以对断层摄影图像进行重构。

Claims (5)

1.一种X射线CT装置，其中包括：

取得被检测体的运动部位的周期性运动信息的运动信息取得机构；

与X射线源一起旋转，检测从该X射线源照射到被检测体上的X射线后在每个收集区域得到投影数据的检测器；

处理该检测器的所述投影数据以重构被检测体的断层摄影图像的重构机构；和

重构时相指定机构，其指定要进行所述周期性运动信息内的重构的时相；

其特征在于，进一步具备：

使用运动周期依赖型控制图案与透过厚度依赖型控制图案对所述X射线源进行调制控制的机构，其中所述运动周期依赖型控制图案以在所述指定时相中使从X射线管照射的X射线的强度相对变大的方式进行控制，所述透过厚度依赖型控制图案依赖于所述被检测体的X射线透过厚度而使从所述X射线管照射的X射线的强度发生变化，将所述检测器的输出电平保持恒定；

所述重构机构以由重构时相指定机构指定的时相所对应的收集区域的投影数据来重构所述运动部位的断层图像。

2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，进一步具备：

使用运动周期依赖型控制图案的模式和该运动周期依赖型控制图案与透过厚度依赖型控制图案的合成模式中的某一种对所述X射线源进行调制控制的机构，其中所述运动周期依赖型控制图案以在所述指定时相中使从所述X射线管照射的X射线的强度相对变大的方式进行控制，所述透过厚度依赖型控制图案依赖于所述被检测体的X射线透过厚度并使从所述X射线管照射的X射线的强度发生变化，将所述检测器的输出电平保持恒定；和

选择执行所述运动周期依赖型图案的模式与所述合成模式中的某一种的选择机构；

所述重构机构以由重构时相指定机构指定的时相所对应的收集区域的投影数据来重构所述运动部位的断层图像。

3.根据权利要求1或2所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述周期性运动信息为心脏的搏动。

4.根据权利要求1或2所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述重构机构使用所述旋转的至少180度部分的收集区域所对应的投影数据进行重构。

5.根据权利要求1或2所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述重构机构中还具备使所述收集区域间或所述断层图像间的噪声电平差减少的滤波机构。

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