JP4338962B2

JP4338962B2 - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP4338962B2
Application number: JP2002343648A
Authority: JP
Inventors: 公祐佐々木; 雲沈
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2002-11-27
Filing date: 2002-11-27
Publication date: 2009-10-07
Anticipated expiration: 2022-11-27
Also published as: JP2004173923A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線ＣＴ（ＣｏｍｐｕｔｅｄＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関し、特に、対象について、ヘリカルスキャン（ｈｅｌｉｃａｌｓｃａｎ）により心拍同期の撮影を行うＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、Ｘ線ＣＴ装置では、ヘリカルスキャンにより心拍同期の撮影を行うときは、撮影の対象について、複数ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データ（ｄａｔａ）および心拍信号を獲得して記憶し、心拍信号を基準にして抽出した投影データ（ｄａｔａ）を用いて、所望の心拍位相における断層像を再構成するようにしている（例えば特許文献１参照）。
【０００３】
【特許文献１】
特開２００２−２０９８８４号公報（第８−１１頁、図１３−２１）
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
抽出される投影データは、所望の心位相に時期が一致するビューを中心とする複数ビューのデータなので、そのような投影データに基づいて再構成された画像は、心位相に応じて体軸上の位置が固定される。このため、任意の位置の断層像を得ることができない。
【０００５】
そこで、本発明の課題は、心拍同期のヘリカルスキャンを行い体軸上の任意の位置の断層像を得るＸ線ＣＴ装置を実現することである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決するための本発明は、コーン状のＸ線ビームを照射するＸ線照射装置、および、複数のＸ線検出素子がコーン状のＸ線ビームの互いに垂直な２方向の広がりのうちの一方に沿って配列された検出素子列がＸ線ビームの互いに垂直な２方向の広がりのうちの他方に沿って複数個並設され対象を挟んでＸ線照射装置と対向しているＸ線検出装置、を有するＸ線照射・検出装置における少なくともＸ線照射装置を対象の体軸の周りを螺旋状の軌道に沿って回転させてＸ線ビームによる対象の複数ビューの投影データを獲得する獲得手段と、対象の心拍信号を計測する計測手段と、前記投影データおよび前記心拍信号を記憶する記憶手段と、前記心拍信号に基づいて予め定められた心位相に時期が一致するビューを中心とする予め定められたビュー数の投影データセットを心拍周期ごとにまた前記検出素子列ごとに抽出する抽出手段と、前記抽出した投影データセットに基づいて画像再構成可能な断面の存在範囲を体軸上で特定する特定手段と、断面の位置を設定する設定手段と、前記抽出した投影データセットに基づいて前記Ｘ線ビームの他方の広がりおよび前記螺旋状の回転に伴う前記断面の前記Ｘ線検出装置に対する相対的変位に適応した画像再構成演算により前記断面の像を生成する画像生成手段と、を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。
【０００７】
本発明では、抽出手段により、心拍信号に基づいて予め定められた心位相に時期が一致するビューを中心とする予め定められたビュー数の投影データセットを心拍周期ごとにまた検出素子列ごとに抽出し、特定手段により、抽出した投影データセットに基づいて画像再構成可能な断面の存在範囲を体軸上で特定し、設定手段により断面の位置を設定し、画像生成手段により、抽出した投影データセットに基づいてＸ線ビームの他方の広がりおよび螺旋状の回転に伴う断面の前記Ｘ線検出装置に対する相対的変位に適応した画像再構成演算により前記断面の像を生成するので、任意の位置の心拍同期の断層像を得ることができる。
【０００８】
前記獲得手段は前記Ｘ線照射・検出装置を回転させることが、検出装置の利用効率を高める点で好ましい。前記心拍信号は心電信号であることが、心位相の明確な基準となるＲ波を有する点で好ましい。
【０００９】
前記予め定められたビュー数はハーフスキャン相当のビュー数であることが、画像の時間分解能を良くする点で好ましい。前記設定手段は前記範囲内に複数の断面の位置を設定することが、心位相が同一な複数の断層像を得る点で好ましい。前記複数の断面は等間隔であることが、心位相が同一な複数の断層像を等間隔で得る点で好ましい。
【００１０】
前記画像生成手段は、複数の投影データセットのうち中心ビューの体軸上の位置が前記断面の位置に近い方の投影データセットに基づいて画像再構成を行うことが、品質の良い画像を得る点で好ましい。
【００１１】
前記画像生成手段は、前記螺旋状の回転のピッチをｐとし、前記中心ビューの体軸上の位置を基準とした前記螺旋状の回転数をｎとし、前記中心ビューの体軸上の位置と前記断面の位置との距離をΔとし、前記検出素子列の間隔をｓとしたとき、前記断面の前記Ｘ線検出装置に対する相対的変位Ｄを
【００１２】
【数２】

【００１３】
によって求めることが、螺旋状の回転に伴う断面の相対的変位を適切に求める点で好ましい。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１にＸ線ＣＴ装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００１５】
図１に示すように、本装置は、走査ガントリ（ｇａｎｔｒｙ）２、撮影テーブル（ｔａｂｌｅ）４、操作コンソール（ｃｏｎｓｏｌｅ）６および心拍検出装置１０を備えている。
【００１６】
走査ガントリ２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によりコーン（ｃｏｎｅ）状のＸ線ビームすなわちコーンビーム（ｃｏｎｅｂｅａｍ）Ｘ線となるように成形され、Ｘ線検出器２４に照射される。Ｘ線管２０とＸ線検出器２４の間の空間には、撮影の対象が撮影テーブル４に搭載されて搬入される。
【００１７】
Ｘ線管２０およびコリメータ２２からなる部分は、本発明におけるＸ線照射装置の実施の形態の一例である。Ｘ線検出器２４は、本発明におけるＸ線検出装置の実施の形態の一例である。
【００１８】
Ｘ線検出器２４は、コーン状のＸ線ビームの広がりの方向に２次元アレイ（ａｒｒａｙ）状に配列された複数の検出素子を有する。Ｘ線検出器２４の構成については後にあらためて説明する。Ｘ線管２０、コリメータ２２およびＸ線検出器２４は、Ｘ線照射・検出装置を構成する。Ｘ線照射・検出装置は、本発明におけるＸ線照射・検出装置の実施の形態の一例である。Ｘ線照射・検出装置については後にあらためて説明する。
【００１９】
Ｘ線検出器２４にはデータ収集部２６が接続されている。データ収集部２６は、Ｘ線検出器２４の個々の検出素子の検出信号をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌｄａｔａ）として収集する。検出素子の検出信号は、Ｘ線による対象の投影を表す信号となる。以下、これを投影データあるいは単にデータともいう。
【００２０】
Ｘ線管２０からのＸ線の照射は、Ｘ線コントローラ（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２８によって制御される。なお、Ｘ線管２０とＸ線コントローラ２８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。なお、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。
【００２１】
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２の回転部３４に搭載されている。回転部３４の回転は、回転コントローラ３６によって制御される。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。
【００２２】
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、制御インターフェース（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）６２が接続されている。制御インターフェース６２には、走査ガントリ２と撮影テーブル４が接続されている。データ処理装置６０は制御インターフェース６２を通じて走査ガントリ２および撮影テーブル４を制御する。
【００２３】
走査ガントリ２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が、制御インターフェース６２を通じて制御される。なお、それら各部と制御インターフェース６２との個別の接続については図示を省略する。
【００２４】
データ処理装置６０には、データ収集バッファ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２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。
【００２５】
データ処理装置６０には、制御インターフェース６２を通じて心拍検出装置１０が接続されている。心拍検出装置１０は撮影テーブル６の上の対象の心拍を検出し、心拍信号を制御インターフェース６２を通じてデータ処理装置６０に入力する。心拍検出装置１０としては例えば心電計が用いられる。心電計は心電信号を計測する。心電信号は心臓の収縮に伴う急峻なＲ波を含むので心拍信号として好適である。心拍検出装置１０は、本発明における計測手段の実施の形態の一例である。
【００２６】
データ処理装置６０には記憶装置６６が接続されている。記憶装置６６には、データ収集バッファ６４および制御インターフェース６２を通じてそれぞれデータ処理装置６０に入力された投影データおよび心拍信号が記憶される。
【００２７】
記憶装置６６にはまたデータ処理装置６０用のプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）が記憶される。データ処理装置６０がそのプログラムを実行することにより、本装置の動作が遂行される。
【００２８】
データ処理装置６０は、データ収集バッファ６４を通じて記憶装置６６に収集した投影データを用いて画像再構成を行う。データ処置装置６０は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。画像再構成には、例えばフィルタード・バックプロジェクション（ｆｉｌｔｅｒｅｄｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法等が用いられる。なお、記憶装置６６の投影データには、画像再構成前に後述のような処理が施される。
【００２９】
データ処理装置６０には、表示装置６８および操作装置７０が接続されている。表示装置６８は、グラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。操作装置７０はポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇｄｅｖｉｃｅ）を備えたキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）等で構成される。
【００３０】
表示装置６８は、データ処理装置６０から出力される再構成画像やその他の情報を表示する。操作装置７０は、使用者によって操作され、各種の指示や情報等をデータ処理装置６０に入力する。使用者は表示装置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。
【００３１】
図２に、Ｘ線検出器２４の模式的構成を示す。同図に示すように、Ｘ線検出器２４は、複数のＸ線検出素子２４（ｉｋ）を２次元アレイ状に配列した多チャンネル（ｃｈａｎｎｅｌ）のＸ線検出器となっている。複数のＸ線検出素子２４（ｉｋ）は、全体として、円筒凹面状に湾曲したＸ線受光面を形成する。
【００３２】
ｉはチャンネル番号であり例えばｉ＝１，２，・・・，１０００である。ｋは列番号であり例えばｋ＝１，２，・・・，３２である。Ｘ線検出素子２４（ｉｋ）は、列番号ｋが同一なもの同士でそれぞれ検出素子列を構成する。なお、Ｘ線検出器２４の検出素子列は３２列に限るものではなく、適宜の複数であってよい。
【００３３】
Ｘ線検出素子２４（ｉｋ）は、例えばシンチレータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ）とフォトダイオード（ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）の組み合わせによって構成される。なお、これに限るものではなく、例えばカドミウム・テルル（ＣｄＴｅ）等を利用した半導体Ｘ線検出素子、あるいは、キセノン（Ｘｅ）ガスを利用した電離箱型のＸ線検出素子であってよい。
【００３４】
図３に、Ｘ線照射・検出装置におけるＸ線管２０とコリメータ２２とＸ線検出器２４の相互関係を示す。なお、図３の（ａ）は走査ガントリ２の正面から見た状態を示す図、（ｂ）は側面から見た状態を示す図である。同図に示すように、Ｘ線管２０から放射されたＸ線は、コリメータ２２によりコーン状のＸ線ビーム４００となるように成形されてＸ線検出器２４に照射される。
【００３５】
図３の（ａ）では、コーン状のＸ線ビーム４００のひとつの方向の広がりを示す。以下、この方向を幅方向ともいう。Ｘ線ビーム４００の幅方向は、Ｘ線検出器２４におけるチャンネルの配列方向に一致する。
【００３６】
（ｂ）ではＸ線ビーム４００の他の方向の広がりを示す。以下、この方向をＸ線ビーム４００の厚み方向ともいう。Ｘ線ビーム４００の厚み方向は、Ｘ線検出器２４における複数の検出素子列の並設方向に一致する。Ｘ線ビーム４００の２つの広がり方向は互いに垂直である。
【００３７】
このようなＸ線ビーム４００の扇面に体軸を交差させて、例えば図４に示すように、撮影テーブル４に載置された対象８がＸ線照射空間に搬入される。走査ガントリ２は、内部にＸ線照射・検出装置を包含する筒状の構造になっている。
【００３８】
Ｘ線照射空間は走査ガントリ２の筒状構造の内側空間に形成される。Ｘ線ビーム４００によってスライスされた対象８の像がＸ線検出器２４に投影される。Ｘ線検出器２４によって、対象８を透過したＸ線が検出される。対象８に照射するＸ線ビーム４００の厚みｔｈは、コリメータ２２のアパーチャの開度により調節される。
【００３９】
Ｘ線照射・検出装置の回転に並行して、矢印４２で示すように撮影テーブル４を対象８の体軸方向に連続的に移動させることにより、Ｘ線照射・検出装置は、対象８に関して相対的に、対象８を包囲する螺旋状の軌道に沿って旋回することになる。これによっていわゆるヘリカルスキャンが行われる。
【００４０】
なお、Ｘ線検出器２４が対象８を包囲する円環状の構造を持つものである場合は、Ｘ線検出器２４は固定としＸ線管２０とコリメータ２２からなるＸ線照射装置だけを回転させるようにしてもよい。
【００４１】
ただし、Ｘ線ビームがコーン状なので、円環構造のＸ線検出器においては、Ｘ線検出素子の全てが同時にＸ線を受光することがない。これによってＸ線検出素子の冗長性が生じるが、Ｘ線管２０とＸ線検出器２４が一体的に回転するＸ線照射・検出装置ではそのようなことはない。
【００４２】
スキャンの１回転当たり複数（例えば１０００程度）のビューの投影データが収集される。投影データの収集は、Ｘ線検出器２４−データ収集部２６−データ収集バッファ６４の系列によって行われる。以下、投影データをスキャンデータともいう。また、各ビューの投影データをビューデータともいう。このようなデータ収集に並行して、心拍検出装置１０−制御インターフェース６２の系統による心拍信号の収集が行われる。ヘリカルスキャンによるデータ獲得に関わる、走査ガントリ２および撮影テーブル４からなる部分は、本発明における獲得手段の実施の形態の一例である。
【００４３】
Ｘ線検出器２４の検出素子列が３２列となっている場合、図５に示すように、３２列分のデータが一挙に収集される。これによって能率の良いスキャンを行うことが可能となる。
【００４４】
隣り合う検出素子列の間隔をｓとし、ヘリカルスキャンの１回転当たりの、Ｘ線照射・検出装置の体軸方向の移動距離をＬとしたとき、Ｌ／ｓをヘリカルスキャンのピッチｐという。ピッチｐを大きくすることによりヘリカルスキャンの能率を高めることができる。
【００４５】
ピッチを例えば３としたときのヘリカルスキャンの状況は、図６に示すダイヤグラム（ｄｉａｇｒａｍ）のようになる。ただし、図が錯綜するのを避けるために、検出素子列は４列までを示す。同図では、Ｘ線照射・検出装置の回転角度を縦軸にとり、体軸方向の移動距離を横軸にとる。体軸方向の距離はスライスの中心間の距離ｓで正規化してある。以下、同様である。
【００４６】
このダイヤグラムでは、進行方向最も後すなわち４番目の検出素子列の初期位置を座標の原点とする。３番目の検出素子列の初期位置は原点から体軸方向に距離１の位置にある。２番目の検出素子列の初期位置は原点から体軸方向に距離２の位置にある。１番目の検出素子列の初期位置は原点から体軸方向に距離３の位置にある。なお、各検出素子列の位置はそれぞれの中心位置で代表する。
【００４７】
ヘリカルスキャンによって、１番目の検出素子列は、ダイヤグラムＡで示すように、１回目の回転（スキャン）で距離３から距離６まで移動し、以後１回転ごとに距離３ずつ移動する。２番目の検出素子列は、ダイヤグラムＢで示すように、１回目のスキャンで距離２から距離５まで移動し、以後１回転ごとに距離３ずつ移動する。３番目の検出素子列は、ダイヤグラムＣで示すように、１回目のスキャンで距離１から距離４まで移動し、以後１回転ごとに距離３ずつ移動する。４番目の検出素子列は、ダイヤグラムＤで示すように、１回目のスキャンで原点から距離３まで移動し、以後１回転ごとに距離３ずつ移動する。以下、回転の回数を添え数字によって表す。
【００４８】
回転角度はビュー角度に相当するから、各ダイヤグラムは体軸上のビューデータ取得位置を表す。すなわち、ダイヤグラムＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄは、１番目、２番目、３番目、４番目の検出素子列のデータ取得位置をそれぞれ表す。各ダイヤグラムが示すように、ビューデータはビューごとに体軸上の位置を異にする。
【００４９】
検出素子列が４つあることにより、１回のスキャンで４系列のビューデータが得られる。これらデータ系列において、同一ビューのデータ同士は、体軸方向に距離１ずつ位置が相違する。
【００５０】
このようなヘリカルスキャンを行うときの、体軸上のデータ収集位置を回転角度０，πおよび２πについて示せば、図７に示すようになる。同図は、ヘリカルスキャンの１回目におけるデータ収集位置の変化を示す。
【００５１】
同図に示すように、回転角度０のビューでは、コーンビームＸ線の中心ビームは、破線で示すように体軸上の距離１．５の位置にあり、データ系列Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄとして、それぞれ、体軸上の距離３，２，１，０の位置におけるデータが得られる。この状態から、回転角度の増加につれて中心ビームおよびデータ収集位置は図における右方向に連続的に移動する。これによって、回転角度πのビューでは中心ビームは距離３の位置にあり、データ系列Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄとしてそれぞれ距離４．５，３．５，２．５，１．５の位置におけるデータが得られ、回転角度２πのビューでは、中心ビームは距離４．５の位置にあり、データ系列Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄとしてそれぞれ距離６，５，４，３の位置におけるデータが得られる。
【００５２】
図８に、本装置の動作のフロー（ｆｌｏｗ）図を示す。同図に示すように、ステップ（ｓｔｅｐ）７０１で、スキャン条件設定が行われる。これによって、Ｘ線管２０の管電圧および管電流、スキャン範囲、スキャンスピード（ｓｃａｎｓｐｅｅｄ）、スキャンピッチ等が設定される。スキャン条件設定は、使用者により表示装置６８および操作装置７０を用いて行われる。
【００５３】
次に、ステップ７０３で、心位相指定が行われる。心位相は、例えば心電波形のＲ波からの遅延量として設定される。遅延量は、遅延時間あるいは心拍周期に対する百分率として設定される。心位相設定は、使用者により表示装置６８および操作装置７０を用いて行われる。
【００５４】
次に、ステップ７０５で、断面位置設定が行われる。これによって、断層像を得ようとする断面の体軸上の位置が設定される。断面位置設定は、使用者により表示装置６８および操作装置７０を用いて行われる。表示装置６８および操作装置７０からなる部分は、本発明における設定手段の実施の形態の一例である。
【００５５】
次に、ステップ７０７で、心拍同期スキャンが行われる。すなわち、走査ガントリ２によってヘリカルスキャンが行われ、それに並行して、心拍検出装置１０によって心拍信号検出が行われる。
【００５６】
次に、ステップ７０９で、スキャンデータおよび心拍信号を記憶することが行われる。スキャンデータおよび心拍信号の記憶は、記憶装置６６によって行われる。記憶装置６６は、本発明における記憶手段の実施の形態の一例である。
【００５７】
図９に、記憶装置６６における投影データおよび心拍信号の記憶要領を示す。同図に示すように、スキャンデータを記憶するビュー・チャンネル平面の一部に、各ビューごとに心拍信号を記憶する領域を設け、この領域に心拍信号をビューごとにスキャンデータと対応させて記憶する。なお、心拍信号は心電信号のＲ波の有無を示す信号として記憶される。このような記憶が各データ系列についてそれぞれ行われる。
【００５８】
ビュー間の時間差は、ビュータイミングによって定まる例えば１ｍｓ等の一定値である。したがって、例えば１ｍｓごとの心拍信号の状態が記憶される。心拍信号の論理値は、Ｒが発生した部分で「１」であり、それ以外の部分では「０」である。これによって、「１」が記憶されているビューの番号からＲ波の発生時点を知ることができる。
【００５９】
心拍信号はビュー・チャンネル平面とは別個に記憶するようにしてもよい。その場合には、例えば図１０に示すように、ビュー番号と対にしてそのビューにおける心拍信号の論理値を記憶する。このような情報からも「１」が記憶されているビューの番号からＲ波の発生時点を知ることができる。
【００６０】
次に、ステップ７１１で、データセット（ｄａｔａｓｅｔ）抽出が行われる。データセット抽出は、データ処理装置７０によって行われる。データ処理装置７０は、本発明における抽出手段の実施の形態の一例である。データセット抽出は、ステップ７０３で設定された心拍位相に合わせて行われる。
【００６１】
図１１に、データセット抽出の要領を示す。同図の（１）は記憶装置６６に記憶された心拍信号を示し、（２）〜（５）は同じく４系列のスキャンデータを示す。同図に斜線で示すように、データセット抽出は、各データ系列について、また、各心拍周期について、Ｒ波から遅延時間ｔｐ後の心拍位相Ｐに時期が一致するビューを中心として、所定のビュー角度範囲のデータについて行われる。心拍位相Ｐに時期が一致するビューを、以下中心ビューともいう。
【００６２】
データ抽出を行うビュー角度範囲は例えばハーフスキャン（ｈａｌｆｓｃａｎ）に相当する角度範囲とされる。このような角度範囲はπ＋αとなる。ただし、αはＸ線ビームのファンアングル（ｆａｎａｎｇｌｅ）、すなわち、コーンビームＸ線の幅方向の広がり角度である。
【００６３】
ファンアングルが例えばπ／３であるとすると、ハーフスキャンの角度範囲は４π／３となる。この角度範囲はフルスキャン（ｆｕｌｌｓｃａｎ）の角度範囲２πの２／３である。このため、ハーフスキャン分のデータセットに基づいて画像再構成を行えば、時間分解能の良い画像を得ることができる。
【００６４】
データセット抽出の範囲を１回目のヘリカルスキャンのダイヤグラムについて示せば、例えば図１２のようになる。同図に示すように、フルスキャンによる４つのデータ系列Ａ〜Ｄについて、いずれもハーフスキャン分のデータセットが抽出される。
【００６５】
このようなデータセットについて、ステップ７１３で範囲特定が行われる。範囲特定は、データ処理装置７０によって行われる。データ処理装置７０は、本発明における特定手段の実施の形態の一例である。中心ビューの回転角度がπ、ビュー角度範囲が４π／３であるとすると、体軸上の範囲Ｗ１についてのデータが抽出されるので、このデータセットについては、範囲Ｗ１が特定される。範囲Ｗ１は、このデータセットから画像再構成可能な断面の存在範囲となる。範囲Ｗ１は、この例では、体軸上の距離０．５〜５．５の範囲となる。なお、範囲特定はこれより小さめに行うようにしてもよい。以下同様である。
【００６６】
データセット抽出の範囲を２回目のヘリカルスキャンのダイヤグラムについて示せば、図１３のようになり、体軸上の範囲Ｗ２が特定される。範囲Ｗ２は、このデータセットから画像再構成可能な断面の存在範囲となる。範囲Ｗ２は、この例では、体軸上の距離３．５〜８．５の範囲である。
【００６７】
データセット抽出の範囲を３回目のヘリカルスキャンのダイヤグラムについて示せば、図１４のようになり、範囲Ｗ３が特定される。範囲Ｗ３は、このデータセットから画像再構成可能な断面の存在範囲となる。範囲Ｗ３は、この例では、体軸上の距離６．５〜１１．５の範囲である。
【００６８】
これら範囲Ｗ１〜Ｗ３をヘリカルスキャンの３回転のダイヤグラムについて示せば、図１５のようになる。同図に示すように、範囲Ｗ１〜Ｗ３は順次部分的に重複するものとなる。
【００６９】
次に、ステップ７１５で、中心ビュー位置を求めることが行われる。中心ビュー位置は、回転角度πにおける中心ビームの体軸上の位置である。中心ビームのダイヤグラムは同図において破線で示すようになるので、範囲Ｗ１，Ｗ２，Ｗ３について中心ビュー位置はそれぞれＶ１（＝３），Ｖ２（＝６），Ｖ３（＝９）となる。
【００７０】
次に、ステップ７１７で、断面位置のオフセット（ｏｆｆｓｅｔ）量を求めることが行われる。断面位置のオフセット量とは、ステップ７０５で設定された断面位置の中心ビュー位置に対するオフセット量である。すなわち、ステップ７０５で設定された断面位置が、例えば、図１６に一点鎖線で示すように、体軸上の距離１，２，３，・・・，１１の位置であったとすると、これら断面位置について、中心ビュー位置Ｖ１，Ｖ２，Ｖ３からの距離が求められる。
【００７１】
断面位置１，２，３，４，５は範囲Ｗ１内にあるので、中心ビュー位置Ｖ１からの距離が求められる。オフセット量はそれぞれ−２，−１，０，１，２となる。断面位置４，５，６，７，８は範囲Ｗ２内にあるので、中心ビュー位置Ｖ２からの距離が求められる。オフセット量はそれぞれ−２，−１，０，１，２となる。断面位置７，８，９，１０，１１は範囲Ｗ３内にあるので、中心ビュー位置Ｖ３からの距離が求められる。オフセット量はそれぞれ−２，−１，０，１，２となる。なお、これらオフセット量は、検出素子列間隔ｓで正規化された値である。実際の距離は、それらに検出素子列間隔ｓを乗じたものとなる。
【００７２】
次に、ステップ７１９で、断面位置の相対的変位を求めることが行われる。断面位置の相対的変位を、図１７によって説明する。同図の（１）〜（３）に示すように、断面位置が、ヘリカルスキャンの進行に伴ってＸ線検出器２４の受光面において相対的に変化する。そこで、受光面の中心を基準とする相対的変位Ｄが次式によって計算される。なお、受光面の中心とはコーンビームＸ線の中心ビームが照射される位置である。
【００７３】
【数３】

【００７４】
ここで、
ｐ：ヘリカルピッチ
ｎ：回転数
Δ：断面位置のオフセット距離
ｓ：検出素子列間隔
ただし、回転数ｎは中心ビュー位置を基準とする回転の回数であり、ヘリカルスキャンの回転角度をβとすれば、
【００７５】
【数４】

【００７６】
と表される。
【００７７】
次に、ステップ７２１で、画像再構成が行われる。画像再構成は、コーンビームＸ線の厚み方向の広がりおよびヘリカルスキャンに伴う断面位置の相対的変位に適応した技法を用いて行われる。
【００７８】
このうち、コーンビームＸ線の厚み方向の広がりに適応した画像再構成の技法は、特願２００２−２６７８３３に詳述されている。その要点を図１８によって説明すれば、同図に示すように、オフセット量Ｄを持つ断面上の任意の点ｇを通るＸ線が、検出素子列Ａの受光面において検出素子列Ｂ寄りに照射するとき、点ｇにおける画素値を再構成するための投影データとして、検出素子列Ａ，Ｂのデータから補間したデータを用いることを特徴とする。補間演算は、検出素子列Ａ，Ｂの中心からＸ線ビーム照射点までの距離ａ，ｂに応じた直線補間によって行われる。
【００７９】
ヘリカルスキャンに伴う断面位置の相対的変位に対する適応は、ヘリカルスキャンに伴う断面位置Ｄの変化を上式によって計算し、それに応じて、補間係数および検出素子列の組み合わせを変更することによって行われる。
【００８０】
このような技法による画像再構成が各断面位置ごとに行われる。これによって、心拍位相が同一で断面位置が等間隔な複数の断層像を得ることができる。なお、断面位置は上記のような整数的位置に限らず任意の位置に設定してよい。また、設定数は任意であり、複数設定する場合の間隔は、等間隔にする必要はなく適宜の不等間隔としてよい。
【００８１】
画像再構成用のデータセットとしては、中心ビュー位置が断面位置に近いものが採用される。すなわち、図１６において断面位置４および５に着目すると、これらの断面は範囲Ｗ１およびＷ２の両方に所属するが、断面位置４は中心ビュー位置Ｖ２よりもＶ１に近いので、その断層像の再構成には範囲Ｗ１のデータセットが用いられ、断面位置５は中心ビュー位置Ｖ１よりもＶ２に近いので、その断層像の再構成には範囲Ｗ２のデータセットが用いられる。
【００８２】
同様に、断面位置７および８に着目すると、これらの断面は範囲Ｗ２およびＷ３の両方に所属するが、断面位置７は中心ビュー位置Ｖ３よりもＶ２に近いので、その断層像の再構成には範囲Ｗ２のデータセットが用いられ、断面位置８は中心ビュー位置Ｖ２よりもＶ３に近いので、その断層像の再構成には範囲Ｗ３のデータセットが用いられる。
【００８３】
このように、中心ビュー位置が断面位置に近い方のデータセットを用いることにより、体軸上の任意の位置の断面について品値の良い断層像を得ることができる。このよう断層層がステップ７２３で表示装置６８に表示され、また、記憶装置６６に記憶される。
【００８４】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、心拍同期のヘリカルスキャンを行い体軸上の任意の位置の断層像を得るＸ線ＣＴ装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】Ｘ線検出器の構成を示す図である。
【図３】Ｘ線照射・検出装置の構成を示す図である。
【図４】Ｘ線照射・検出装置と対象との関係を示す図である。
【図５】Ｘ線照射・検出装置の構成を示す図である。
【図６】ヘリカルスキャンのダイヤグラムを示す図である。
【図７】ヘリカルスキャンに伴うＸ線照射位置の変化を示す図である。
【図８】本発明の実施の形態の一例の装置の動作のフロー図である。
【図９】スキャンデータおよび心拍信号の記憶要領を示す図である。
【図１０】心拍信号の記憶要領を示す図である。
【図１１】データセット抽出を示す図である。
【図１２】データセットを示す図である。
【図１３】データセットを示す図である。
【図１４】データセットを示す図である。
【図１５】データセットを示す図である。
【図１６】断面設定を示す図である。
【図１７】ヘリカルスキャンに伴う断面位置の相対的変化を示す図である。
【図１８】投影データの補間を示す図である。
【符号の説明】
２走査ガントリ
２０Ｘ線管
２２コリメータ
２４Ｘ線検出器
２６データ収集部
２８Ｘ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
４撮影テーブル
６操作コンソール
７０データ処理装置
６２制御インターフェース
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
８対象
１０心拍検出装置
４００Ｘ線ビーム

Claims

コーン状のＸ線ビームを照射するＸ線照射装置、および、複数のＸ線検出素子がコーン状のＸ線ビームの互いに垂直な２方向の広がりのうちの一方に沿って配列された検出素子列がＸ線ビームの互いに垂直な２方向の広がりのうちの他方に沿って複数個並設され対象を挟んでＸ線照射装置と対向しているＸ線検出装置、を有するＸ線照射・検出装置における少なくともＸ線照射装置を対象の体軸の周りを螺旋状の軌道に沿って回転させてＸ線ビームによる対象の複数ビューの投影データを獲得する獲得手段と、
対象の心拍信号を計測する計測手段と、
前記投影データおよび前記心拍信号を記憶する記憶手段と、
前記心拍信号に基づいて予め定められた心位相の時点に一致するビューを中心とする予め定められたビュー数の投影データセットを心拍周期ごとにまた前記検出素子列ごとに抽出する抽出手段と、
像を生成する断面の位置を設定する設定手段と、
前記像を生成する断面の位置と、前記予め定められた心位相の時点に一致するビューについて求められた前記Ｘ線検出装置の受光面の中心位置のうち前記断面の位置に最も近い当該Ｘ線検出装置の受光面の中心位置との体軸方向の位置関係を求め、前記抽出した前記断面の位置に最も近い当該Ｘ線検出装置の受光面の中心位置の投影データセットに基づいて、前記Ｘ線ビームの他方の広がりおよび前記螺旋状の回転に伴う前記断面の前記Ｘ線検出装置に対する相対的変位に適応した画像再構成演算を当該位置関係を用いて行うことにより前記断面の像を生成する画像生成手段と、
を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記抽出した投影データセットに基づいて画像再構成可能な断面の存在範囲を体軸上で特定する特定手段をさらに有し、
前記画像再構成手段は、前記生成する断面の像を、前記断面の位置が含まれる前記特定された範囲であって、前記予め定められた心位相の時点に一致するビューの前記Ｘ線検出装置の受光面の中心位置が、前記断面の位置に最も近い範囲の投影データに基づいて画像再構成演算を行うことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記獲得手段は前記Ｘ線照射・検出装置を回転させる、
ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記予め定められたビュー数はハーフスキャン相当のビュー数である、
ことを特徴とする請求項１ないし請求項３のうちのいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
前記設定手段は前記範囲内に複数の断面の位置を設定する、ことを特徴とする請求項１ないし請求項４のうちのいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
前記複数の断面は等間隔である、
ことを特徴とする請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記画像生成手段は、前記螺旋状の回転のピッチをｐとし、前記中心ビューの体軸上の位置を基準とした前記螺旋状の回転数をｎとし、前記中心ビューの体軸上の位置と前記断面の位置との距離をΔとし、前記検出素子列の間隔をｓとしたとき、前記断面の前記Ｘ線検出装置に対する相対的変位Ｄを

によって求め、当該相対的変位Ｄに適応した前記画像再構成演算を行う
ことを特徴とする請求項１ないし請求項６のうちのいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。