JP4820112B2

JP4820112B2 - Ｘ線ｃｔ装置およびｘ線ｃｔ透視撮影方法

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Publication number: JP4820112B2
Application number: JP2005145198A
Authority: JP
Inventors: 明彦西出; 誠郷野; 誠記渡辺
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2005-05-18
Filing date: 2005-05-18
Publication date: 2011-11-24
Anticipated expiration: 2025-05-18
Also published as: JP2006320468A

Description

本発明は、X線CT（Computed Tomography）透視撮影方法、X線CT装置に関し、術者の手のX線被曝を低減したX線CT装置およびX線CT透視撮影方法に関する。

従来、X線CT透視撮影時においては、図12のように、データ収集系のX線ビームはxy平面に平行に照射され、術者は被検体に垂直に、つまりxy平面に平行に針を穿刺していた。このため、術者の手にはX線が直接照射されX線の被曝は大きく、術者のX線被曝の問題があった。しかし、X線CT透視撮影でX線ビームを傾斜させる発想はなかった。

また、従来は、被検体の断面はすべて撮影領域に入れないと、断層像の矛盾が生じるため、関心のない部位エリアでも、被検体の断面はすべて撮影領域に入れる必要があった。このため、X線CT透視撮影時の術者の被曝低減は困難であった。

また、関心領域のみにX線を照射させるチャネル方向に移動可能なチャネル方向コリメータは存在していなかった。またはビーム形成X線フィルタにより関心領域のみにX線を照射し、その周辺にはあまりX線を照射させない方法は、あまり活用されていなかった。従来、図2のようにX線検出器の全チャネルにX線を照射し、画像再構成領域の断層像を得ていたX線CT装置が通常であった（たとえば、特許文献１参照）。

ここでは、多列X線検出器を用いたX線CT装置において、z方向(スライス厚方向)のX線コリメータをトラッキング(追跡)させてz方向の適正な位置にX線ビームが照射されるように制御する。

しかし、この場合、撮影したい部位が断層像の撮影視野の一部でしかない場合も、全部位にX線を照射していた。例えば、片肺のみまたは心臓のみを断層撮影したい場合でも、両肺および心臓などにX線を照射していた。
特開２０００−１５２９２５号公報

X線CTの患者被曝線量に対する低被曝化の要求は高まっている。低被曝を実現するためには、低被曝効果は少しずつでも低被曝化の技術を積み重ねることで大きな低被曝化を実現しようとしている。また、X線CT透視における術者の穿刺時の手の被曝に対する低被曝化の要求も高まっている。

上記より、本発明においては、X線ビームが穿刺を行う際の術者の手に直接照射されるのを避けて、術者の低被曝を実現することを目的とする。また、別の目的として、術者に見やすくなるように表示することを目的とする。また、別の目的としては、被検体の被曝低減、および術者の手の被曝低減を実現することを目的とする。

第1の観点では、本発明は、X線発生手段に対向した多列X線検出器またはフラットパネルによるマトリクス状X線エリア検出器を、その間にある回転中心を中心とした回転運動をさせながら、その間にある被検体にX線を照射し、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、前記X線データ収集手段を体軸方向に傾斜させる傾斜手段、前記X線データ収集手段により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、画像再構成した前記断層像を表示する断層像表示手段とからなるX線CT装置において、X線CT透視撮影の時に前記データ収集系を傾斜させてX線データ収集を行う前記X線データ収集手段を持つことを特徴とする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、チルトスキャンによりX線データ収集手段を傾斜させるため、穿刺を行う術者の手に直接照射されるX線ビームをほとんどなくす、もしくは低減させてX線CT透視撮影が行え、術者の手のX線被曝低減が実現できる。

第2の観点では、本発明は、X線発生手段に対向した多列X線検出器またはフラットパネルによるマトリクス状X線エリア検出器を、その間にある回転中心を中心とした回転運動をさせながら、その間にある被検体にX線コリメータで絞られたX線を照射し、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、前記X線データ収集手段を体軸方向に傾斜させる傾斜手段、前記X線データ収集手段により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、画像再構成した断層像を表示する断層像表示手段とからなるX線CT装置において、X線CT透視撮影の時に前記データ収集系を傾斜させてX線データ収集を行う前記X線データ収集手段を持つことを特徴とするX線CT装置を提供する。
上記第2の観点におけるX線CT装置では、チャネル方向X線コリメータにより、チャネル方向に不必要な関心領域外のX線照射を低減できる。これにより、被検体の被曝および術者の手の被曝について、X線の低被曝化を実現できる。

第3の観点では、本発明は、X線発生手段に対向した多列X線検出器またはフラットパネルによるマトリクス状X線エリア検出器を、その間にある回転中心を中心とした回転運動をさせながら、その間にある被検体にビーム形成X線フィルタでX線の線量分布を制御されたX線を照射し、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、前記X線データ収集手段を体軸方向に傾斜させる傾斜手段、前記X線データ収集手段により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、画像再構成した断層像を表示する断層像表示手段とからなるX線CT装置において、X線CT透視撮影の時に前記データ収集系を傾斜させてX線データ収集を行う前記X線データ収集手段を持つことを特徴とするX線CT装置を提供する。
上記第3の観点におけるX線CT装置では、ビーム形成X線フィルタにより、X線線量分布を制御でき、関心領域外のチャネル方向に不必要なX線照射を少なくして、被検体または術者の手へのX線低被曝化が実現できる。

第4の観点では、本発明は、第２から第3のいずれかの観点のX線CT装置において、X線CT透視撮影時に体軸方向のz方向に垂直なxy平面に平行な断層像を画像再構成する画像再構成手段を持つことを特徴とするX線CT装置、またはX線CT透視装置を提供する。
上記第4の観点におけるX線CT装置では、画像再構成された断層像がxy平面に平行であり、術者の穿刺する方向がxy平面に平行なことが多いため、術者が穿刺する針の位置方向を確認しやすい。この点で、術者にとって見やすい断層像が実現できる。

第5の観点では、本発明は、第２から第4のいずれかの観点のX線CT装置において、画像再構成手段には3次元画像再構成手段を用いることを特徴とするX線CT装置、またはX線CT透視装置を提供する。
上記第5の観点におけるX線CT装置では、データ収集系が傾斜した状態でxy平面に平行な断層像を画質よく画像再構成するには、3次元画像再構成が適している。この点で、術者にとって見やすい断層像が実現できる。

第6の観点では、本発明は、第２から第5までの観点のX線CT装置において、あらかじめ設定した撮影したい被検体の部位の関心領域の中心に、チャネル方向コリメータまたはビーム形成X線フィルタのチャネル方向の中心がほぼ合うように被検体をチャネル方向に位置制御することを特徴とするX線CT装置を提供する。
上記第6の観点におけるX線CT装置では、チャネル方向X線コリメータでも、ビーム形成X線フィルタでも、関心領域には適切な量のX線照射が行われる。それ以外の部分にはX線照射はされないか、または、極端に少なくなっておりS／Nが悪い。このため、スカウト像または他のビューの投影データによる欠けていない投影データで得た全プロファイル面積に基づき、チャネル方向X線コリメータまたはビーム形成X線フィルタで得られた投影データで欠如している投影データの部分を予測して補正することができ、撮影したい部位・エリア内についてはより正しい、より矛盾の少ない断層像を得ることができる。

第7の観点では、本発明は、第２から第6のいずれかの観点のX線CT装置において、チャネル方向X線コリメータ、またはビーム形成X線フィルタをチャネル方向の中心部に固定して画像再構成領域の中心部のみを関心領域とし、被検体の部位の関心部分を画像再構成領域の中心部にほぼ合わせて持って来て低被曝を実現することを特徴としたX線CT装置を提供する。
上記第7の観点におけるX線CT装置では、関心領域がデータ収集系の回転中心の付近にあれば、第6の観点と同様にチャネル方向X線コリメータやビーム形成X線フィルタにより、関心領域にのみに、または関心領域により多く、X線が照射され、その他の領域にはX線が照射されない、または少量しか照射されないため、X線CT透視において術者が穿刺する際に手のX線被曝を低減することができる。

第8の観点では、本発明は、X線発生装置に対向した多列X線検出器またはフラットパネルによるマトリクス状X線エリア検出器を、その間にある回転中心を中心とした回転運動をさせながら、その間にある被検体にX線を照射し、被検体を透過したX線投影データを収集するステップ、X線データ収集装置を体軸方向に傾斜させるステップ、そのX線データ収集装置から収集された投影データを画像再構成するステップ、画像再構成した断層像を表示するステップとからなるX線CT撮影方法において、X線CT透視撮影の時にデータ収集系を傾斜させてX線データ収集を行うステップを持つことを特徴とするX線CT透視撮影方法を提供する。
上記第8の観点におけるX線CT撮影方法では、チルトスキャンによりX線データ収集手段を傾斜させるため、穿刺を行う術者の手に直接照射されるX線ビームをほとんどなくす、もしくは低減させて、X線CT透視撮影が行え、術者の手のX線被曝低減が実現できる。

第9の観点では、本発明は、X線発生装置に対向した多列X線検出器またはフラットパネルによるマトリクス状X線エリア検出器を、その間にある回転中心を中心とした回転運動をさせながら、その間にある被検体にX線コリメータで絞られたX線を照射し、被検体を透過したX線投影データを収集するステップ、X線データ収集装置を体軸方向に傾斜させるステップ、そのX線データ収集装置から収集された投影データを画像再構成するステップ、画像再構成した断層像を表示するステップとからなるX線CT撮影方法において、
X線CT透視撮影の時にデータ収集系を傾斜させてX線データ収集を行うステップを持つことを特徴とするX線CT透視撮影方法を提供する。
上記第9の観点におけるX線CT撮影方法では、チャネル方向X線コリメータにより、チャネル方向に不必要な関心領域外のX線照射を低減できる。これにより、被検体の被曝および術者の手の被曝について、X線の低被曝化を実現できる。

第10の観点では、本発明は、X線発生装置に対向した多列X線検出器またはフラットパネルによるマトリクス状X線エリア検出器を、その間にある回転中心を中心とした回転運動をさせながら、その間にある被検体にビーム形成X線フィルタでX線の線量分布を制御されたX線を照射し、被検体を透過したX線投影データを収集するステップ、X線データ収集装置を体軸方向に傾斜させるステップ、そのX線データ収集装置から収集された投影データを画像再構成するステップ、画像再構成した断層像を表示するステップとからなるX線CT撮影方法において、X線CT透視撮影の時にデータ収集系を傾斜させてX線データ収集を行うステップを持つことを特徴とするX線CT透視撮影方法を提供する。
上記第10の観点におけるX線CT撮影方法では、ビーム形成X線フィルタにより、X線線量分布を制御でき、関心領域外のチャネル方向に不必要なX線照射を少なくして、被検体または術者の手へのX線低被曝化が実現できる。

第11の観点では、本発明は、第９から第10のいずれかの観点のX線CT透視撮影方法において、X線CT透視撮影時に体軸方向のz方向に垂直なxy平面に平行な断層像を画像再構成するステップを持つことを特徴とするX線CT撮影方法を提供する。
上記第11の観点におけるX線CT撮影方法では、画像再構成された断層像がxy平面に平行であり、術者の穿刺する方向がxy平面に平行なことが多いため、術者が穿刺する針の位置方向を確認しやすい。この点で、術者にとって見やすい断層像が実現できる。

第12の観点では、本発明は、第９から第11のいずれかの観点のX線CT透視撮影方法において、画像再構成するステップには3次元画像再構成を用いるステップを用いることを特徴とするX線CT撮影方法を提供する。
上記第12の観点におけるX線CT撮影方法では、データ収集系が傾斜した状態でxy平面に平行な断層像を画質よく画像再構成するには、3次元画像再構成が適している。この点で、術者にとって見やすい断層像が実現できる。

第13の観点では、本発明は、第９から第12のいずれかの観点のX線CT透視撮影方法において、あらかじめ設定した撮影したい被検体の部位の関心領域の中心に、チャネル方向コリメータまたはビーム形成X線フィルタのチャネル方向の中心がほぼ合うように被検体をチャネル方向に位置制御するステップを持つことを特徴とするX線CT撮影方法を提供する。
上記第13の観点におけるX線CT撮影方法では、チャネル方向X線コリメータでも、ビーム形成X線フィルタでも、関心領域には適切な量のX線照射が行われる。それ以外の部分にはX線照射はされないか、または、極端に少なくなっておりS／Nが悪い。このため、スカウト像または他のビューの投影データによる欠けていない投影データで得た全プロファイル面積に基づき、チャネル方向X線コリメータまたはビーム形成X線フィルタで得られた投影データで欠如している投影データの部分を予測して補正することができ、撮影したい部位・エリア内についてはより正しい、より矛盾の少ない断層像を得ることができる。

第14の観点では、本発明は、第９から第13のいずれかの観点のX線CT透視撮影方法において、チャネル方向X線コリメータ、またはビーム形成X線フィルタをチャネル方向の中心部にほぼ固定して画像再構成領域の中心部のみを関心領域とし、被検体の部位の関心部分を画像再構成領域の中心部に合わせて持って来て低被曝を実現するステップを持つことを特徴としたX線CT撮影方法を提供する。
上記第14の観点におけるX線CT撮影方法では、関心領域がデータ収集系の回転中心の付近にあれば、第13の観点と同様にチャネル方向X線コリメータやビーム形成X線フィルタにより、関心領域にのみに、または関心領域により多く、X線が照射され、その他の領域にはX線が照射されない、または少量しか照射されないため、X線CT透視において術者が穿刺する際に手のX線被曝を低減することができる。

本発明によれば、チルトスキャンによりX線データ収集系を傾斜させることにより、X線ビームが穿刺を行う際の術者の手に直接照射されるのを避けて術者の低被曝化を実現できる。

また別の効果としては、撮影したい部位の撮影領域のみにX線を当てるようにチャネル方向X線コリメータの開口幅・位置またはビーム形成X線フィルタの位置を制御、または配置し、撮影部位を各ビューごとにトラッキングすることで、撮影したい部位以外の断層像上の領域にはX線を照射せずにX線被曝量を下げることができる。

また別の効果としては、このようにチャネル方向にX線照射が制御されたデータの欠如した投影データでもスカウト像のプロファイル面積情報を元に、撮影したい部位の領域の断層像画質に影響を与えないように、もしくはそれ同等に投影データを補正し、撮影したい部位の領域の断層像を画像再構成できる。

以下より、本発明にかかる実施の形態を詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。

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。

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、画像再構成処理などを実行する中央処理装置3と、走査ガントリ20で取得した投影データを収集するデータ収集バッファ5と、投影データから再構成したCT画像を表示するモニタ6と、プログラムやデータやX線CT画像を記憶する記憶装置7とを具備している。

撮影テーブル10は、被検体を乗せて走査ガントリ20の開口部に入れ出しするクレードル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。

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（スライス厚方向コリメータ）と、多列X線検出器24と、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。また走査ガントリ20を傾斜させて、チルト・スキャン（傾斜スキャン）を実現するためのガントリ傾斜コントローラ27も制御コントローラ29とやり取りを行っている。ガントリ傾斜コントローラ27により走査ガントリは、z方向の前方または後方に約±30度ほど傾斜できる。

図2は、X線管21と多列X線検出器24の幾何学的配置の説明図である。スライス厚方向にはX線はコリメータ23（スライス厚方向コリメータ）で制御され、チャネル方向にはX線はチャネル方向コリメータ31で制御される。スライス方向もチャネル方向もいずれもX線を通さない、もしくは通しにくい材質でできた2本の円柱状、もしくはそれに近い形状の物の回転中心軸を偏心させて回転させることにより、X線開口を制御する。または、X線を通さない、もしくは通しにくい材質でできた2枚の板状のX線遮蔽物をスライス方向、チャネル方向に独立に動かしてX線開口位置・幅を制御する。回転軸の偏心した円柱状のX線遮蔽コリメータの例を図26に板状のX線遮蔽コリメータの例を図27に示す。またこれらのコリメータ開口位置や開口幅制御の様子を図24（a）（b），図25(a)(b)に示す。

また、X線管21の前にはビーム形成X線フィルタ32が存在している。このビーム形成X線フィルタ32は被検体の体表面被曝線量を低減させるために、チャネル方向の中心近辺（回転中心近辺）はX線吸収が少なく、周辺チャネルに行くに従いX線吸収が多くなるような構造になっている。図17（c）にその一例を示す。

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面である。また、クレードル12の移動方向は、z方向である。

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。

多列X線検出器24は、例えば256列の検出器列を有する。また、各検出器列は例えば1024チャネルの検出器チャネルを有する。

X線が照射されて、収集された投影データは、多列X線検出器24からDAS25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、断層像に変換されてモニタ6に表示される。

図3は、本発明の実施形態のX線CT装置100におけるX線CT透視撮影（X線CTフルオロ）の動作の概略を示すフロー図である。また図13は本実施形態のスキャン動作の概要を示す。なお、以下の動作は、中央処理装置3によって実施される。

ステップS1では、まず、走査ガントリ20を図13に示すようにθ度傾斜させた後に、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て、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動作と同じスキャンを行う。X線CT透視撮影では何回もデータ収集系を回転させてデータ収集を行うので、被曝低減のためX線照射量、X線管電流は下げた状態でデータ収集を行う。このデータ収集において、ビュー角度viewと、検出器列番号jと、チャネル番号iとで表わされる投影データDO（view,j,i）にテーブルz方向位置Ztable（view）を付加させて、投影データを収集する。

ステップS2では、投影データDO(view,j,i)に対して前処理を行なう。前処理は図4のようにステップS21オフセット補正，ステップS22対数変換，ステップS23Ｘ線線量補正，ステップS24感度補正からなる。

ステップS3では、チャネル方向コリメータ31またはビーム形成X線フィルタ32が用いられた場合に、投影データの周辺部が欠けているので、スカウト像または他のビューの投影データから欠けた投影データの部分を補正する、投影データ補正処理を行う。この投影データ補正処理については後述する。

ステップS4では、前処理した投影データDO(view,j,i)に対して、ビームハードニング補正を行なう。ビームハードニング補正S4では前処理S2の感度補正S24が行なわれた投影データをまたはステップS3の投影データ補正処理が行われた場合は、その投影データ補正処理された投影データをDinとし、ビームハードニング補正S4の後のデータをDoutとすると、ビームハードニング補正S4は以下のように、例えば、以下の数式（１）のような多項式形式で表わされる。

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特性の違いを補正できる。

ステップS5では、前処理した投影データDO(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なう。

ステップS5では、各ビュー角度、各データ収集系における前処理された多列X線検出器Det(ch, row) (ch＝1〜CH, row＝1〜ROW) のデータに対し、列方向に例えば下記の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。
（w₁(ch), w₂(ch), w₃(ch), w₄(ch), w₅(ch)）、ただし、以下の数式（２）を満足させる。

補正された検出器データDcor（ch, row）は以下の数式（３）のようになる。

なお、チャネルの最大値をCH, 列の最大値をROWとすると、以下の数式（４）のようになる。

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CT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ので、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ると、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再構成中心部でも一様に近くすることもできる。

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。本実施例では、X線管電流の少ないX線CT透視撮影のため、SNを稼ぐ必要があるので、厚めのスライス厚で3断層像の同時表示を行っている。

ステップS6では、再構成関数重畳処理を行う。すなわち、フーリエ変換し、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S6では、zフィルタ重畳処理後のデータをDinとし、再構成関数重畳処理後のデータをDout、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（５）のように表わされる。

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、必要に応じて各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。
ステップS7では、再構成関数重畳処理した投影データDO(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)を求める。本発明では走査ガントリ20は、ガントリを傾斜させたチルトスキャンが行なわれているが、画像再構成される断層像は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。

ステップS8では、逆投影データD3(x,y)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、CT画像を得る。

後処理の画像フィルタ重畳処理では、3次元逆投影後のデータをDin（x, y, z）とし、画像フィルタ重畳後のデータをDout（x, y, z）、画像フィルタをFilter（z）とすると、以下の数式（６）のように表される。

つまり、検出器の各j列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。

得られたCT画像はモニタ6に表示される。

図5は、3次元逆投影処理（図4のステップS6）の詳細を示すフロー図である。

本発明では走査ガントリ20は、θ度傾斜して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と同じ動作のX線CT透視撮影のスキャン動作が行なわれているが、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S71では、CT画像の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。

図6（a）（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を列にとると、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7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となる。
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、投影データD0(view,j,i)のz座標z（view）がテーブルz方向位置Ztable（view）として投影データに添付されていて判っているため、投影データD0(view,j,i)でもX線透過方向を正確に求めることが出来る。

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の面外に出た場合は、対応する投影データDrを「0」にする。

かくして、図8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5に戻り、ステップS72では、投影データDr（view，x，y）にコーンビーム再構成荷重係数を乗算し、図9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（７）のように示される。

βb＝βa＋180°−2γ ・・・（７）

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、以下の数式（８）のように、逆投影画素データD2（0,x,y）を求める。
D2（0,x,y）＝ωa・D2（0,x,y）_ a＋ωb・D2（0,x,y）_ b ・・・（８）

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、以下の数式（９）のように示される。

ωa＋ωb＝1 ・・・（９）

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出来る。

例えば、コーンビーム再構成加重係数ωa，ωbは、一般的に以下の数式（１０）〜（１５）により求めたものを用いることが出来る。以下では、ファンビーム角の1／2をγmaxとする。

ga＝f（γmax，αa，βa）・・・（１０）
gb＝f（γmax，αb，βb）・・・（１１）
xa＝2・ga^q／(ga^q＋gb^q) ・・・（１２）
xb＝2・gb^q／(ga^q＋gb^q) ・・・（１３）
ωa＝xa^２・(3−2xa) ・・・（１４）
ωb＝xb^２・(3−2xb) ・・・（１５）
（例えば、q＝1とする）

ga，gbの例としては、次の数式（１６），（１７）のようなものが考えられる。
max〔〕を値の大きい方を採る関数とするとき、

ga＝max〔0，{(π／2＋γmax)−｜βa｜}〕・｜tan(αa)｜・・・（１６）
gb＝max〔0，{(π／2＋γmax)−｜βb｜}〕・｜tan(αb)｜・・・（１７）

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。

また、平行ビーム画像再構成の場合は、たとえば、Ｚフィルタ重畳処理（ステップＳ５）の前に、投影データのファンーパラ変換を行って平行ビーム３次元逆投影処理を行う。この場合、（r1／r0）^２のような距離係数は不要であり、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。

ステップS73では、図10に示すように、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。

ステップS74では、CT画像の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S71〜S73を繰り返し、図10に示すように、逆投影データD3（x，y）を得る。

なお、図11（a）（b）に示すように、５１２×５１２の正方形の再構成領域の代わりに、再構成領域Pを円形の領域としてもよい。

また、実施例におけるモニタ6の画像表示方法および、X線CT透視撮影時のスライス方向コリメータ23および、チャネル方向コリメータ31またはビーム形成X線フィルタ32の制御方法について図14，図15により説明する。

ステップOP1では、被検体の全体をチルトスキャンで厚めのスライス厚で撮影し、3つの断層像で表示する。

ステップOP2では、腫瘍部を含むと思われる領域にX線を照射し、腫瘍部を断層像表示し、そこに穿刺針を刺して行く。

この時に穿刺針が3断層像表示の中心の断層像に入るようにしておく。またこの時はX線ビームは、傾斜した走査ガントリのデータ収集系のX線管21から照射されているので術者の手に直接照射されないようになっている。

ステップOP3では、スライス方向のX線コリメータを穿刺針を中心に絞り、より薄いスライス厚にしX線照射領域をスライス方向に小さくする。これによりX線照射量は低減する。

既に穿刺針は3断層像表示の中心の断層像に入っているので、スライス方向にX線コリメータを絞っても穿刺針を見失うことはない。術者は穿刺針を腫瘍部に向かって刺し進めて行く。

ステップOP4では、関心領域を術者の手元にあるX線CT透視用操作パネル33で関心領域を設定する、または設定変更する。

ステップOP5では、チャネル方向のX線コリメータ31、または形状X線フィルタ32により関心領域である腫瘍部と腫瘍部に近づいた穿刺針を中心に絞り、X線照射領域を断層像xy平面上で小さくし、関心領域の投影データを収集する。これにより更にX線照射量は低減する。

既に穿刺針は腫瘍部の近傍まで到達しているので、チャネル方向のX線コリメータを絞ってX線照射領域を小さくしても穿刺針を見失うことはない。

ステップOP6では、投影データ補正処理を行い画像再構成する。投影データ補正処理の詳細は後述する。

ステップOP7では、関心領域の変更が必要であればステップOP4に戻る。

ステップOP8では、X線CT透視撮影が終了でなければステップOP5に戻る。

以下に、実施例における再構成したいFOVの大きさに応じてチャネル方向コリメータを制御する例について説明する。

実施例のコリメータは遮蔽板方式（板状コリメータ方式）（図17（a））、遮蔽円筒方式（回転軸偏心円柱状コリメータ方式）（図17（b））が考えられるが、本発明ではどちらでも可能である。Z方向のコリメータ（スライス厚方向）制御は、スライス厚制御用のチャンネルのデータをDAS25が読んで制御していたが、チャネル方向のコリメータでは、あらかじめ、X線データ収集系の角度β（ビュー角度β）と撮影したい関心領域の位置、大きさより決まる。これらの情報に基づき、多列X線検出器25に入射させるX線の位置を計算して求め、それに基づいてチャネル方向コリメータの開口位置、開口幅をフィードフォワード制御する。また必要に応じて投影データ収集を行なうDAS25の主検出器チャネルの出力値でX線が入射しているチャネルの位置を求め、計算した期待する位置にX線が来ていなければチャネル方向のフィード・バック制御を行なう（図18（a）、（b）参照）。

DAS制御CPU及び、コリメータ制御用CPUの性能の進歩により、多列X線検出器24データの主検出器チャネルを読んで、チャネル方向コリメータ開口のフィードバック制御計算時間、および制御のサンプリング周期は充分な応答速度があり、問題ないと考えられる。または太った患者さんでX線データのSNが確保されない場合は、ノイズによりフィードバック制御が安定しないことが予想されるのであらかじめ、撮影視野の位置・大きさで予測されるチャネル方向コリメータ位置に合わせてフィードフォワード制御だけを行なっても良い。

また、この場合のコリメータ動作を制御するパルスモータなどの駆動系も充分な応答速度があると考えられる。

図16は図3のステップS3の投影データ補正処理のデータ処理を示すフロー図である。

図16による全体の流れでは、ステップP1では、まずスカウト像のデータ収集を行なう。

ステップP2では、スカウト像上において撮影する領域を設定する。

ステップP3では、撮影したい各z位置のプロファイルエリアを求める。

ステップP4では、撮影する関心領域に合わせ、チャネル方向コリメータをチャネル方向に制御する。チャネル方向の制御については後述する。

ステップP5では、スキャンし、データ収集を行なう。

ステップP6では、投影データの前処理を行ない、スカウト像の各z位置における全プロファイルエリア情報を得て、チャネル方向コリメータでチャネル方向周辺部に欠如している投影データ部分を予測し補正する。この投影データ補正処理については後述する。

ステップP7では、欠如した部分を付加された投影データを用いて、画像再構成処理および画像表示を行なう。

ステップP4のチャネル方向コリメータの制御はフィードフォワードの場合、以下のように行われる。チャネル方向X線コリメータのフィードフォワード制御を図21のフローチャートで説明する。

ステップC1では、X線管21，多列X線検出器24，DAS25から構成されるX線データ収集系の角度β(ビュー角度β)と、撮影関心領域（例えば中心（xo，yo）、半径Rの円形関心領域）の大きさと位置により、X線を照射すべき多列X線検出器24上の角度範囲（最小照射チャネルγminから最大照射チャネルγmaxまで）またはチャネル範囲を計算して求める。

ステップC2では、チャネル方向コリメータ（偏心円柱コリメータでも遮蔽枚状コリメータでも良い）最小照射チャネルγminから最大照射チャネルγmaxまで開く。

ステップC3では、全ビュー分のチャネル方向コリメータ制御ならびにデータ収集が終了したか確認する。

なお、上記における最小照射チャネルγmin，最大照射チャネルγmaxとX線管21，多列X線検出器24，DAS25から構成されるデータ収集系とチャネル方向コリメータの関係を図22に示す。図22に示すように、X線管球の位置は、x＝FCD・sinθ，ｙ＝FCD・cosθのように規定される。（ただし、θはビュー角度，FCD（Focus Center Distance：X線焦点回転中心距離））

また、ビュー角度0度の時の撮影関心領域と最小照射チャネルと最大照射チャネルの関係は図23のように以下の通りである。

例えば円形の撮影関心領域の位置を（xo，yo）、半径をRとし、ビュー角度0度、つまりX線焦点が（0，FCD）にある場合、以下の数式（１８），（１９），（２０）より、数式（２１）が導かれ、数式（２２），（２３）のようになる。（ただし、FCD：Focus Center Distance X線焦点回転中心距離とする。また、γの最大値がγmaxとなり、γの最小値がγminとなる。）

また、ビュー角度βの時の撮影関心領域と最小照射チャネルと最大照射チャネルの関係は図24の説明のように以下の通りである。

例えば円形の撮影関心領域の位置を（xo，yo）半径をRとし、ビュー角度0度、つまりX線焦点が（FCD・sinβ，FCD・cosβ）にある場合、以下の数式（２４），（２５），（２６）より、数式（２７）が導かれ、数式（２８），（２９）とすると、数式（３０），（３１）のようになる。（ただし、FCD：Focus Center Distance X線焦点回転中心距離とする）

最小照射チャネルγmin，最大照射チャネルγmaxがこのように制御されるようにチャネル方向コリメータをフィードフォワード制御すればよい。

また、ステップP4のチャネル方向コリメータ制御がフィードバック制御の場合はフィードフォワード制御に以下が加わる。

チャネル方向X線コリメータのフィードバック制御を図25に示す。

ステップC1では、図21のステップC1と同様に、X線管21，多列X線検出器24，DAS25から構成されるX線データ収集系の角度β(ビュー角度β)と、撮影関心領域（例えば中心（xo，yo）半径Rの円形関心領域）の大きさと位置により、X線を照射すべき多列X線検出器24上の角度範囲（最小照射チャネルγminから、最大照射チャネルγmaxまで）またはチャネル範囲を計算して求める。

ステップC2では、図21のステップC2と同様に、チャネル方向コリメータ（偏心円柱コリメータでも遮蔽枚状コリメータでも良い）最小照射チャネルγminから最大照射チャネルγmaxまで開く。

ステップC3では、DAS25のデータを見てX線の照射されたデータの範囲を求める。ChminからChmaxまでがX線の照射されたデータ入力範囲だとすると、これがステップC1で求めた最小照射チャネルγmin，最大照射チャネルγmaxに相当するか確認する。
もし、±εの微小な誤差の範囲であれば良しとするが、この誤差範囲を超えていた場合は、ステップC4に行く。

ステップC4では、γmin−Chmin・Chang＝Δγmin，γmax−Chmax・Chang＝Δγmaxとして補正量Δγmin，Δγmaxを制御量に加える。この後、ステップC5に行く。

ステップC5では、全ビューのデータ収集終了か否かを確認し、終了していなければステップC1に戻り、チャネル方向コリメータ制御ならびにデータ収集を続ける。

また、ステップP6における投影データ補正処理は以下のように行われる。

図19のように、チャネル方向X線コリメータで撮影したい部位以外のX線を遮蔽された場合、遮蔽された部分の投影データを予測する必要がある。

この投影データ補正処理では、プロファイル面積およびそのプロファイルのチャネル方向の幅から楕円近似を行なう。図19に示すように、楕円近似したプロファイルと撮影したい領域の位置関係から、ｉスライス目における各方向の遮蔽されたX線データで、撮影したい部位の左側、右側に付加される投影データSil，Sirがわかる。このSil，Sirを投影データの左右につけて画像再構成することで、よりよい画質の断層像が得られる。

また、図20に投影データ補正処理の流れを示す。

ステップP1では、スカウト像または他のビューより、スライスiの位置のプロファイル面積Siを求める。

ステップP2では、プロファイル面積Siを楕円近似し、各ビュー角度θごとの各チャネルのプロファイルP（θ，ch）を求める。この時、プロファイル面積は以下の数式（３２）ように示される。

ステップP3では、撮影したい関心領域（面積Sri）が設定され、検出器チャネル軸上に投影された関心領域の中心がchriチャネル、半径をriとすると投影データ補正量Sil，Sirは、以下の数式（３３），（３４）のように示される。

ステップP4では、投影データに投影データ補正量Sil，Sirを円形近似または三角形近似で付け加えて投影データの補正を行う。

以上では、チャネル方向X線コリメータ31を用いて説明をしたが、図28に示すようにビーム形成X線フィルタ32を用いても同様な効果を出すことができる。

図28（a）にはビーム形成X線フィルタの通常位置、つまりチャネル方向の移動量が0の時を示している。

図28（b）（c）はビーム形成X線フィルタの移動量がd_１，d_２の場合を示している。この場合、関心領域の中心とX線焦点を結ぶ直線が、ビーム形成X線フィルタ32のX線透過経路が最も短い直線に重なるように制御すればよい。

これを重ねるには、数式（３０），数式(３１)より、以下の数式（３５）のようにする。

γ_mean＝（γ_max＋γ_min）／2 ・・・（３５）

X線焦点とビーム形成フィルタまでの距離を図28（a）のようにDとすると以下の数式（３６）のようになる。

d_i＝D・tan（γ_mean）・・・（３６）
（ただしd_i＝ｄ_１またはd_２）

以上の本実施形態のX線CT装置100においては、チルトスキャンによりX線データ収集系を傾斜させることにより、X線ビームが穿刺を行う際の術者の手に直接照射されるのを避けて術者の低被曝化を実現できる。つまり、本実施形態のX線CT装置１００は、Ｘ線で被検体をスキャンすることにより被検体の投影データを収集する走査ガントリ２０と、その走査ガントリ２０により収集された投影データに基づいて、被検体の画像を生成する中央処理装置３とを有しており、走査ガントリ２０は、その被検体の体軸方向Zに垂直な面に対応する第１位置と、その第１位置から被検体を中心にして体軸方向Zへ傾斜した第２位置とに走査ガントリ２０を移動させるガントリ傾斜コントローラ２０を備えている。そして、被検体をフルオロスキャンする指令がオペレータによって入力装置２に入力された場合には、ガントリ傾斜コントローラ２７は、その指令に基づいて、第２位置に走査ガントリ２０を移動する。そして、走査ガントリ２０は、ガントリ傾斜コントローラ２７により移動された第２位置においてフルオロスキャンを実施し、投影データを収集する。そして、中央処理装置３は、そのフルオロスキャンによる投影データに基づいて、被検体の体軸方向に垂直な面に沿った面についての画像を画像再構成する。このため、本実施形態は、従来のX線CT装置でのX線CT透視撮影において、術者の手に受けていたX線照射量よりも少なくすることができ、術者の被曝低減が実現できる効果がある。

また、本実施形態では、チャネル方向のX線コリメータを撮影したい部位の関心領域のみに最適にX線を当てるように制御するために、X線検出器の出力を監視しながらチャネル方向のX線コリメータのX線の幅・位置をフィードフォワード制御して関心領域のみにX線が照射されるように位置制御しながらチャネル方向に位置移動を行う例、またはあらかじめわかっている撮影したい撮影部位が各ビュー位置ごとにどこに来るか計算し、その計算位置にチャネル方向のX線コリメータのX線の幅・位置が正しく来るように、X線検出器データをリアルタイム（実時間）で監視しながらフィードバック制御して関心領域のみにX線が照射されるように位置制御しながらチャネル方向に位置移動を行う例も示している。この場合も得られた投影データは断層像の被検体の存在する全エリアを透視していないため、投影データの一部分が欠けている。このため、撮影したい部位の関心領域の断層像の画質を改善するには欠けた投影データの部分をスカウト像や他のビューの投影データのプロファイル面積から予測して投影データを補正して画像再構成する必要がある。特に撮影したい部位の関心領域がデータ収集系の回転中心からずれている場合に、上記のチャネル方向X線コリメータのチャネル方向の位置移動および位置制御は、X線被曝低減に対して効果は大きい。またこの場合、補正された投影データを画像再構成することで撮影したい部位のCT値上昇・下降などを防いで、通常の画質の断層像を得ることができる。

また、チャネル方向X線コリメータの代わりにビーム形成X線フィルタを用いても上記と同様に関心領域のみにX線が多く照射され、それ以外の領域にはX線があまり照射されないようにすることも可能である。この場合も、特に撮影したい部位の関心領域がデータ収集系の回転中心からずれている場合に、上記のビーム形成X線フィルタのチャネル方向位置移動および位置制御はX線被曝低減に対して効果は大きい。

よって、本実施形態の別の効果としては、撮影したい部位の撮影領域のみにX線を当てるようにチャネル方向X線コリメータの開口幅・位置またはビーム形成X線フィルタの位置を制御、または配置し、撮影部位を各ビューごとにトラッキングすることで、撮影したい部位以外の断層像上の領域にはX線を照射せずにX線被曝量を下げることができる。

また、本実施形態の別の効果としては、このようにチャネル方向にX線照射が制御されたデータの欠如した投影データでもスカウト像のプロファイル面積情報を元に、撮影したい部位の領域の断層像画質に影響を与えないように、もしくはそれ同等に投影データを補正し、撮影したい部位の領域の断層像を画像再構成できる。つまり、“再構成視野に存在する物体領域全てにX線を当てずに一部分にのみX線を当てて画像再構成する”という画像再構成の原理に矛盾しつつも、スカウト像もしくは他のビューの投影データのプロファイル面積から欠けた投影データの部分のプロファイル面積を予測し、その投影データの欠けた部分を補正し、投影データの矛盾を低減して、画像再構成することでより良い画質の断層像を得ることができる。これにより、被検体への被曝も低減され、術者の手の被曝も低減する可能性が大きくなる。そして、この技術を用いるために、スカウト画像、または欠如していない他のビューの投影データから得られる“再構成視野の全てのプロファイル面積情報”を用いることにより、チャネル方向X線コリメータ、またはビーム形成X線フィルタ（ウェッジフィルタ、付加フィルタ、ボータイフィルタなどとも呼ばれる）により関心領域にのみX線を照射させて一部情報の欠けた投影データの足りない部分を補正している。

なお、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、同様の効果を出せる。

また、本実施例では、投影データ補正処理の1例を示しているが、これは様々な方法が考えられるが、いずれの場合も同様の効果を出すことができる。

また、本実施例では、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、これは様々な調整方法があるが、いずれの場合も同様の効果を出すことができる。

本発明は、医用X線CT装置の他、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装置などでも同様に利用できる。

図１は、本発明の一実施例におけるX線CT装置を示すブロック図である。図２は、X線発生装置（X線管）および多列X線検出器の回転を示す説明図である。図３は、本発明の一実施例におけるX線CT装置の概略動作を示すフロー図である。図４は、前処理の詳細を示すフロー図である。図５は、3次元画像再構成処理の詳細を示すフロー図である。図６は、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７は、検出器器面に投影したラインを示す概念図である。図８は、投影データDr（view，x，y）を再構成領域上に投影した状態を示す概念図である。図９は、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１０は、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１１は、円形の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１２は、従来のX線CT透視撮影を示す説明図である。図１３は、本発明によるX線CT透視撮影を示す説明図である。図１４は、本発明によるX線CT透視撮影の画像表示方法および、そのフロー図を示す説明図である。図１５は、本発明によるX線CT透視撮影の画像表示方法および、そのフロー図を示す説明図であり、図１４に続くステップについて示している。図１６は、本発明の一実施例におけるX線CT装置の概略動作を示すフロー図である。図１７は、本発明の一実施例におけるチャネル方向X線コリメータ，X線フィルタを示す図である。ここで、（a）と（b）とは、本発明の一実施例におけるチャネル方向X線コリメータの例を示す図である。また、（c）は、本発明の一実施例における形状X線フィルタの例を示す図である。図１８は、本発明の一実施例におけるチャネル方向X線コリメータの制御を示す図である。図１９は、チャネル方向X線コリメータで欠如した投影データを補正する投影データ補正処理を示す説明図である。図２０は、投影データ補正処理の流れを示すフロー図である。図２１は、チャネル方向コリメータのフィードフォワード制御を示す図である。図２２は、ビュー角度＝0度の時の撮影関心領域と照射チャネル範囲の説明図である。図２３は、ビュー角度＝0度の時の撮影関心領域と照射最小チャネルと照射最大チャネルの説明図である。図２４は、ビュー角度βの時の撮影関心領域と照射最小チャネルと照射最大チャネルの説明図である。図２５は、チャネル方向コリメータのフィードバック制御を示す図である。図２６は、回転軸の偏心した円柱状コリメータによるX線円開口の制御を示す図である。ここで、（a）は、Ｘ線ビームが広い場合であり、（b）は、Ｘ線ビームが狭い場合である。図２７は、板状コリメータによるX線円開口の制御を示す図である。ここで、（a）は、Ｘ線ビームが広い場合であり、（b）は、Ｘ線ビームが狭い場合である。図２８は、ビーム形成X線フィルタの位置を示す図である。ここで、（a）は、通常位置を示し、（b）と（c）とは、制御位置を示している。

符号の説明

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（スライス厚方向コリメータ）
２４…多列Ｘ線検出器
２５…ＤＡＳ（データ収集装置）
２６…回転部コントローラ
２７…ガントリ傾斜コントローラ
２９…制御コントローラ
３０…スリップリング
３１…チャネル方向コリメータ
３２…ビーム形成X線フィルタ
３３…X線透視用操作パネル
ｄｐ…検出器面
Ｐ…再構成領域
ｐｐ…投影面
IC…回転中心(ISO)

Claims

X線発生手段と、前記X線発生手段に対向した多列X線検出器またはフラットパネルによるマトリクス状X線エリア検出器とを有し、その間にある回転中心を中心とした回転運動をさせながら、その間にある被検体であって術者による穿刺が行なわれている被検体にX線を照射し、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X線データ収集手段を体軸方向に傾斜させる傾斜手段と、
前記傾斜したX線データ収集手段により収集されたX線投影データに基づいて、体軸方向に垂直なxy平面に平行な断層像であって、穿刺針が入るような断層像及びその前後の体軸方向に連続する断層像を画像再構成する画像再構成手段と、
画像再構成した前記穿刺針が入るような断層像及びその前後の体軸方向に連続する断層像を表示する断層像表示手段と
を備え、
前記X線データ収集手段は、少なくとも前記体軸方向に前記被検体に照射されるX線を絞るスライス方向X線コリメータを備え、
前記スライス方向コリメータは、穿刺が行われている際に、前記穿刺針を中心に、前記穿刺針が入るような断層像の前後の体軸方向に連続する断層像の位置に部分的にX線が照射されるように、X線照射範囲を絞るものであることを特徴とするX線CT装置。
前記X線データ収集手段は、前記体軸方向と直交する方向に前記被検体に照射されるX線を絞るチャンネル方向X線コリメータを含むことを特徴とする請求項１に記載のX線CT装置。
前記X線データ収集手段は、前記被検体に照射されるX線の線量分布を制御するビーム形成X線フィルタを含むことを特徴とする請求項１に記載のX線CT装置。
前記画像再構成手段において、前記画像再構成として3次元画像再構成を用いることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか一項に記載のX線CT装置。
前記X線データ収集手段は、あらかじめ設定した、撮影したい被検体の穿刺針が挿入される部分的な領域である部位の関心領域の中心に、チャネル方向コリメータまたはビーム形成X線フィルタのチャネル方向の中心がほぼ合うように被検体をチャネル方向に位置制御する手段を含むことを特徴とする請求項２または請求項３に記載のX線CT装置。