JP5022612B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明は、医療用Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置、または産業用Ｘ線ＣＴ装置であって、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の撮影時間短縮、画質改善を実現するＸ線ＣＴ装置に関する。

Ｘ線ＣＴ装置は、被検体をＸ線でスキャンすることによって投影データを取得し、その投影データに基づいて被検体の断層像を画像再構成する（たとえば、特許文献１参照）。

Ｘ線ＣＴ装置において、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を実施する際に複数のｚ方向座標位置でＸ線データ収集を行う場合には、そのデータ収集が終了した後にＸ線データ収集系のｚ方向移動を行う。Ｘ線データ収集中はｚ方向移動を行なえないため、撮影時間を短縮することが困難であった。

図１６は、ｚ方向座標位置ｚ０，ｚ１，ｚ２，ｚ３，ｚ４において、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を行う場合を示している。この場合には、図１６（ａ）に示すように、各ｚ方向座標位置ｚ０，ｚ１，ｚ２，ｚ３，ｚ４において、Ｘ線データ収集系は、少なくとも１８０度＋ファン角、または３６０度、または３６０＋αのＸ線データ収集を行う。ただし、０≦α≦３６０度でおよそαは３６０度×１０％から３６０度×３０％である（ここで、αは、断層像のＳＮを良くする、アーチファクトを減らす目的のためのオーバースキャン分である）。このＸ線データ収集を行う際には、ｚ０→ｚ１，ｚ１→ｚ２，ｚ２→ｚ３，ｚ３→ｚ４へｚ方向移動を行う。従来は、図１６（ｂ）に示すタイムチャートのように、各位置におけるＸ線データ収集を終了してから、ｚ方向の別の位置へ移動を行っている。このため、Ｘ線データ収集の時間とｚ方向移動時間との合計が、実際のＸ線データ収集に必要な時間となる。

例えば、心臓の撮影において、心拍同期させて複数のｚ方向座標位置にてシネスキャンを複数回行う場合には、ヘリカルピッチが０．２程度である低ピッチの心臓用ヘリカルスキャンに比べて、Ｘ線被曝量を２０％〜３０％程度に減らすことが可能である。しかし、この場合には、ｚ方向移動時間が長いために、心臓用ヘリカルスキャンよりも撮影時間が長くなってしまう。このため、撮影時間の短縮が望まれていた。

特開２００４−１７３７５６号公報

しかし、Ｘ線ＣＴ装置による心臓用ヘリカルスキャンのＸ線無駄被曝は、少ない方が望まれる。このためにもＸ線被曝がより少ない心拍同期したシネスキャンの方が心臓用ヘリカルスキャンよりも望まれ、心拍同期させたシネスキャンによる心臓撮影の弱点である撮影時間を克服する撮影時間短縮は望まれる方向である。

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において、撮影時間短縮、および画質改善を実現するＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

上記の課題を解決するために、第１の観点のＸ線ＣＴ装置においては、Ｘ線発生装置と、前記Ｘ線発生装置に相対しＸ線を検出する２次元Ｘ線エリア検出器とを、被検体の体軸方向であるｚ方向へ前記被検体に対して相対的に移動させると共に、前記被検体の周囲に回転させながら、前記Ｘ線発生装置に前記被検体へＸ線を照射させ、前記被検体を透過したＸ線を前記２次元Ｘ線エリア検出器に検出させるスキャンを実施することによって、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線データ収集手段により収集されたＸ線投影データを画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成手段により画像再構成された断層像を表示する画像表示手段とを含むＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、前記被検体に対して前記ｚ方向に静止している際と、前記被検体に対して前記ｚ方向に移動している際とのそれぞれにおいて、前記スキャンを実施することによって、前記Ｘ線投影データを収集することを特徴とする。
上記第１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かし、複数のｚ方向位置でＸ線データ収集を行うように、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実施する。よって、全体の撮影時間を短縮することができる。

上記の課題を解決するために、第２の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、前記Ｘ線投影データを収集するビュー方向の角度の和が１８０度＋ファン角または、３６０度または、３６０度＋α（ただし、０度≦α＜３６０度）であることを特徴とする。
上記第２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かすことにより、撮影時間を短縮させた複数のｚ方向位置でＸ線データ収集を行う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実施する。ここでは、Ｘ線データ収集のビュー角度が１８０度＋ファン角のＸ線データ収集によるハーフスキャン、３６０度のＸ線データ収集によるフルスキャン、３６０度＋α（ただし、０度≦α≦３６０度）によるオーバースキャンのいずれかについて実施する。よって、全体の撮影時間を短縮することができる。

上記の課題を解決するために、第３の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１の観点または第２の観点のいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、前記ｚ方向に静止している部分がＸ線データ収集の前半に含まれる。
上記第３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かすことにより、撮影時間を短縮させた複数のｚ方向位置でＸ線データ収集を行う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実施する。ここでは、Ｘ線データ収集時間の前半の一部の時間において、Ｘ線データ収集系を静止させてＸ線データ収集を行い、後半の一部の時間において、Ｘ線データ収集系を移動させながらＸ線データ収集を行う。よって、Ｘ線データ収集が制御しやすくなる。

上記の課題を解決するために、第４の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１の観点から第３の観点までのいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、Ｘ線の照射がＸ線投影データ収集期間に含まれる。
上記第４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かすことにより、撮影時間を短縮させた複数のｚ方向位置でＸ線データ収集を行う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実施する。ここでは、Ｘ線照射をＸ線データ収集期間中だけに実施する。このため、Ｘ線被曝を減らすことができる。

上記の課題を解決するために、第５の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１の観点から第４の観点までのいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、Ｘ線データ収集中に収集される各ビューのＸ線投影データとして、各ビューに測定されたｚ方向座標位置データが付加されているＸ線投影データ、または、各ビューに予測されたｚ方向座標位置データが付加されているＸ線投影データ、または、各ビューのｚ方向座標位置データを再現または予測可能な動作パラメータが付加されているＸ線投影データを収集する。
上記第５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かすことにより、撮影時間を短縮させた複数のｚ方向位置でＸ線データ収集を行う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実施する。ここでは、Ｘ線投影データには各ビューに測定されたｚ方向座標位置データが付加されたＸ線投影データ、または各ビューに予測されたｚ方向座標位置データが付加されたＸ線投影データ、または各ビューのｚ方向座標位置データを再現または予測可能な動作パラメータが付加されたＸ線投影データのいずれかのＸ線投影データより、各ビューのｚ方向座標位置が求められる。そして、このＸ線投影データの各ビューのｚ方向座標位置を考慮して、画像再構成を行う。このため、Ｘ線データ収集中にＸ線データ収集系を静止させたり、Ｘ線データ収集系を加速して移動させたりすることが可能になる。

上記の課題を解決するために、第６の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１の観点から第５の観点までのいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、Ｘ線データ収集を、生体信号に同期させて行う。
上記第６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かすことにより、撮影時間を短縮させた複数のｚ方向位置でＸ線データ収集を行う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実施する。ここでは、Ｘ線データ収集を生体信号に同期させて行う。特に、生体信号の周期がある程度わかっている場合は、その周期に合わせて最適な走査ガントリ回転速度でＸ線データ収集を行うことができる。

上記の課題を解決するために、第７の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１の観点から第６の観点までのいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、Ｘ線照射を、生体信号に同期させてＸ線データ収集中に行う。
上記第７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かすことにより、撮影時間を短縮させた複数のｚ方向位置でＸ線データ収集を行う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実施する。ここでは、Ｘ線データ収集を生体信号に同期させる。このため、Ｘ線照射による被曝を最小限にするためにＸ線照射はＸ線データ収集中にのみ行うため、無駄被曝をなくすことができる。

上記の課題を解決するために、第８の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第６の観点または第７の観点のいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、同期する生体信号として、心拍信号を用いる。
上記第８の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かすことにより、撮影時間を短縮させた複数のｚ方向位置でＸ線データ収集を行う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実施する。ここでは、Ｘ線データ収集を生体信号として心拍信号に同期させる。このため、心拍信号の速度４０−１００ｂｐｍ（Ｂｅａｔ Ｐｅｒ Ｍｉｎｎｔｅｓ）に充分対応したスキャン速度を実現できる。

上記の課題を解決するために、第９の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第６の観点から第７の観点までいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、同期する生体信号として呼吸信号を用いることを特徴とする。
上記第９の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かすことにより、撮影時間を短縮させた複数のz方向位置でX線データ収集を行う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において、X線データ収集を生体信号に同期させた場合、その生体信号が呼吸信号であっても呼吸信号の周期数秒に充分対応したスキャン速度を実現できるため、生体信号は呼吸信号でもX線データ収集を同期できる。

上記の課題を解決するために、第１０の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第６の観点から第８の観点までのいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、少なくとも１８０度＋ファン角のビュー角度に対応するように前記Ｘ線投影データを連続して収集する。
上記第１０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かすことにより、撮影時間を短縮させた複数のｚ方向位置でＸ線データ収集を行う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において、Ｘ線データ収集を生体信号に同期させた場合、データ収集系のＸ線投影データ収集時間をより短くすることで、時間分解能の良い断層像が得られる。通常、生体信号に同期させて撮影を行う場合は、被検体の動いている部分を時間分解能良く撮影したい場合である。このため、生体信号に同期させた場合は最速のスキャン、つまり最も速いデータ収集系の回転速度に加えて、最も短いＸ線投影データ収集を行う必要がある。つまり最速の回転速度でハーフスキャンを行えば良い。なお、ハーフスキャンの場合はＸ線投影データ収集角度は１８０度＋ファン角となる。このため、少なくとも１８０度＋ファン角のＸ線投影データ収集を連続して行えば、１枚の断層像を画像再構成するのに充分なＸ線投影データが収集できる。

上記の課題を解決するために、第１１の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第６から第９の観点までのいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、少なくとも１８０度＋ファン角のＸ線投影データを、複数回に分けてＸ線データ収集することを特徴とする。
上記第１１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かすことにより、撮影時間を短縮させた複数のｚ方向位置でＸ線データ収集を行う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実施する。ここでは、Ｘ線投影データ収集を生体信号に同期させて、より良い時間分解能の断層像を得たい場合であって、ハーフスキャンよりも良い時間分解能の断層像を得ようとした場合には、１８０度＋ファン角のＸ線投影データを、何回か、通常、２〜５回程度に分けてＸ線投影データ収集するマルチセグメントスキャン（Ｍｕｌｔｉ Ｓｅｇｍｅｎｔ Ｓｃａｎ）を用いる。この場合には、少なくとも１８０度＋ファン角のＸ線投影データを複数回に分けてＸ線投影データ収集を行い、画像再構成時にこの分割されたＸ線投影データをつなぎ合わせて１つのＸ線投影データとして画像再構成する。このため、ハーフスキャンよりも良い時間分解能の断層像が得られる。

上記の課題を解決するために、第１２の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第５の観点から第１０の観点までのいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記画像再構成手段は、Ｘ線投影データの各ビューのｚ方向座標位置データを用いて、３次元画像再構成を行う。
上記第１２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集の時間の一部において、Ｘ線データ収集系をｚ方向に動かすことにより、撮影時間を短縮させた複数のｚ方向位置でＸ線データ収集を行う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実施する。ここでは、Ｘ線投影データ収集時にデータ収集系が静止しながらＸ線投影データ収集を行っている部分と、データ収集系が移動しながらＸ線投影データ収集を行っている部分が存在している。このため、ｚ方向座標データを考慮しながら３次元画像再構成を行うことにより、より良い画質の断層像が得られる。

上記の課題を解決するために、第１３の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１２の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、複数のｚ方向座標位置のＸ線データ収集を行い、前記画像再構成手段は、ｎを整数とする第ｎ番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データに、隣り合う第ｎ−１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データ、または第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データのうち少なくとも１つＸ線投影データを用いて画像再構成を行うことを特徴とする。
上記第１３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、第ｎ番目（ｎを整数）のｚ方向座標位置のＸ線投影データに、隣り合う第ｎ−１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データ、第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データの両方、もしくは少なくとも１つを用いて画像再構成する。このことにより、より多くのＸ線投影データが用いられるため、画像ノイズ改善、アーチファクト低減が実現できる。

上記の課題を解決するために、第１４の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１３の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記画像再構成手段は、前記第ｎ番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データに、前記第ｎ−１番目、または前記第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データのうち少なくとも１つを、Ｘ線投影データ上で加重加算して画像再構成を行うことを特徴とする。
上記第１４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、第ｎ番目（ｎは整数）のｚ方向座標位置のＸ線投影データに、隣り合う第ｎ−１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データ、第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データの両方、もしくは少なくとも１つを用いて、第ｎ番目のＸ線投影データに第ｎ＋１番目のＸ線投影データを加重加算する。このことにより、第ｎ番目のｚ方向座標位置と第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置との境界の近傍の断層像は、より多くのＸ線投影データが用られている。よって、画像ノイズ改善、アーチファクト低減が実現できる。

上記の課題を解決するために、第１５の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１４の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、第ｎ番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データの各々のデータに加重加算される第ｎ−１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データ、または第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データの各々のデータに対応するＸ線ビームが、第ｎ番目のｚ方向座標位置と第ｎ−１番目のｚ方向座標位置との境界近傍の断層像、または第ｎ番目のｚ方向座標位置と第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置との境界近傍の断層像の画素を共に通ることを特徴とする。
上記第１５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、第ｎ番目（ｎは整数）のｚ方向座標位置のＸ線投影データに、隣り合う第ｎ−１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データ、第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データの両方、もしくは少なくとも１つを用いて、第ｎ番目のＸ線投影データに第ｎ＋１番目のＸ線投影データを加重加算する。これにより、第ｎ番目のｚ方向座標位置と第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置との境界の近傍の断層像の画素を共に通る、第ｎ番目のＸ線投影データに対応するＸ線ビームと、第ｎ＋１番目のＸ線投影データに対応するＸ線ビームが存在する。この２つのＸ線ビームを、境界を超えて画像再構成に用いることにより、より多くのＸ線投影データを用いるために、画像ノイズ改善、アーチファクト低減が実現できる。

上記の課題を解決するために、第１６の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１３の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、複数のｚ方向座標位置のＸ線データ収集を行い、前記画像再構成手段は、ｎを整数とする第ｎ番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データから画像再構成される断層像に、隣り合う第ｎ−１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データから画像再構成される断層像、または、隣り合う第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データから画像再構成される断層像のうち少なくとも１つの断層像を加重加算する画像再構成を行うことを特徴とする。
上記第１６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、第ｎ番目（ｎは整数）のｚ方向座標位置のＸ線投影データを画像再構成した断層像に、第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データを画像再構成した断層像を加重加算して、第ｎ番目のｚ方向座標位置と第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置との境界の近傍の断層像を画像再構成する。このように、より多くのＸ線投影データを用いるため、画像ノイズ改善、アーチファクト低減が実現できる。

本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、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において、複数のｚ方向座標位置の撮影を行なう際の撮影時間短縮、および画質改善を実現できる効果がある。

以下、本発明にかかる実施形態を説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。

［装置構成］
図１は、本発明にかかる実施形態のＸ線ＣＴ装置を示す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、図１に示すように、操作者の入力を受ける入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後処理などのデータ処理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、心電計３１と、呼吸監視装置３２とを具備している。撮影条件の入力は、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。

撮影テーブル１０は、図１に示すように、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。

走査ガントリ２０は、図１に示すように、Ｘ線管２１と、Ｘ線コントローラ２２と、コリメータ２３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、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８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。ここで、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は、図２に示すように、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、周辺部に向かう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、本実施形態においては、円形または楕円形に近い断面形状である被検体の体表面の被曝量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度程度、傾斜できる。

Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４は、図２に示すように、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。

図２および図３は、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４との幾何学的配置を、ｘｙ平面またはｙｚ平面から見た説明図である。

Ｘ線管２１は、図２に示すように、コーンビームＣＢと呼ばれるＸ線ビームを発生する。なお、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、ｚ方向に、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、例えば、１０２４チャネルのＸ線検出器チャネルを有する。

図２に示すように、Ｘ線管２１のＸ線焦点から放射されたＸ線ビームは、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８によって、再構成領域Ｐの中心では、より多くのＸ線が照射されるように、また、再構成領域Ｐの周辺部では、より少ないＸ線が照射されるように、Ｘ線線量を空間的に制御される。その後、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、その被検体を透過した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。

また、図３に示すように、Ｘ線管２１のＸ線焦点から放射された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る。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る。そして、回転中心軸ＩＣ近辺に存在する被検体にＸ線が吸収され、その被検体を透過した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。

このように、Ｘ線が照射されることによって収集された投影データは、多列Ｘ線検出器２４からＤＡＳ２５へ出力され、ＤＡＳ２５でＡ／Ｄ変換される。そして、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。その後、その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る。そして、その断層像がモニタ６の表示画面においてに表示される。

心電計３１は、被検体の心電信号を収集し、走査ガントリ２０内の制御コントローラ２９に心電信号を入力する。その入力された心電信号は、制御コントローラ２９を経由して、中央処理装置３に送られ、心臓撮影時には、図１４に示すように、撮影条件入力画面が表示される。これにより、被検体の心電信号を取得していることをオペレータが確認した上で、心臓撮影を確実に確認しながら心拍同期撮影を行うことができる。また、この時に、心拍数（Ｂｅａｔ Ｐａｒ Ｍｉｍｕｔｅｓ）も表示しておくことで、被検体の心拍の安定度をオペレータが把握することができる。

呼吸監視装置３２は、光学ＴＶカメラを用いて、被検体が呼吸によってｙ軸方向へ体動する際の動きを検出することによって、呼吸信号を取得する。呼吸信号の検出は、図２１に示すように、光学ＴＶカメラでｘ軸方向から被検体を撮影する。この時に、被検体の呼吸による動きは、ｙ軸方向に上下する。この上下の体動を、光学ＴＶカメラで画像計測することにより、つまり、被検体の上下の体動距離を画像計測することにより、図２２に示すように、所定の周期で変位するような呼吸信号を抽出できる。そして、その抽出された呼吸信号は、走査ガントリ２０内の制御コントローラ２９に入力される。そして、その入力された呼吸信号は、制御コントローラ２９経由で中央処理装置３に送られ、呼吸信号による同期撮影時には、図１４に示すように、撮影条件入力画面に表示される。これにより、被検体の呼吸信号を取得していることをオペレータが確認した上で、呼吸同期撮影を行うことができる。この時に、呼吸周期、単位時間当たりの呼吸数などの呼吸情報も、モニタ６の表示画面に表示しておくことにより、被検体の呼吸の安定度をオペレータが把握することができる。

［動作の概要］
以下より、上記したＸ線ＣＴ装置１００の動作の概要について示す。

図４は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置についての動作の概要を示すフロー図である。

まず、ステップＰ１では、図４に示すように、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られる。

つぎに、ステップＰ２では、図４に示すように、スカウト像収集を行う。

ここでは、スカウト像は、通常、０度，９０度のビュー角度において撮影される。なお、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であってもよい。このスカウト像撮影の詳細については、後述する。

つぎに、ステップＰ３では、図４に示すように、撮影条件設定を行う。

ここでは、通常、撮影条件は、スカウト像上に撮影する断層像の位置、大きさを表示させて、設定される。この場合に、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，コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン），シネスキャンを１回実施する分の全体としての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、Ｘ線データ収集系の回転数、または、Ｘ線照射またはＸ線データ収集の時間の設定値をユーザインターフェースに入力すると、その関心領域における入力された回転数分、または、その入力された時間分に対応するＸ線線量情報が表示される。

つぎに、ステップＰ４では、図４に示すように、断層像撮影を行う。

この断層像撮影およびその画像再構成の詳細については後述する。

つぎに、ステップＰ５では、図４に示すように、画像再構成された断層像を表示する。

つぎに、ステップＰ６では、図４に示すように、３次元画像表示を行う。

ここでは、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に示すように３次元画像表示を行う。

この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、ＭＩＰ（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）画像表示方法、ＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｉｎ Ｒｅｆｏｒｍａｔ）画像表示方法、３次元再投影画像表示方法などがある。これらは、診断用途により、適宜使い分けて利用される。

［断層像撮影，スカウト像撮影を実施する際における動作］
以下より、上記したＸ線ＣＴ装置１００の動作において、断層像撮影（図４のステップＰ４），スカウト像撮影（図４のステップＰ２）を実施する際の動作の概略について示す。

図５は、本発明にかかる実施形態のＸ線ＣＴ装置１００において、断層像撮影およびスカウト像撮影を実施する際の動作の概略を示すフロー図である。

まず、ステップＳ１では、図５に示すように、データ収集を行う。

断層像撮影を実施する際において、図１７（ａ）に示すように、ｚ方向座標位置ｚ０，ｚ１，ｚ２，ｚ３，ｚ４にて、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を行う際には、図１７（ｂ）に示すように、Ｘ線データ収集の前半には、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを含むデータ収集系を被検体に対してｚ方向に静止させてＸ線データ収集を行う。つまり、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、そのデータ収集系を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。そして、図１７（ｂ）に示すように、後半のＸ線データ収集においては、データ収集系を被検体に対してｚ方向に移動させながらＸ線データ収集を行う。

また、図１８（ａ）に示すように、ｚ方向座標位置ｚ０，ｚ１，ｚ２，ｚ３，ｚ４にて心拍同期させたシネスキャンを実施する場合については、図１８（ｂ）に示すように、心拍同期するように開始したＸ線データ収集の前半においては、データ収集系をｚ方向に静止させる。そして、その後半においては、データ収集系をｚ方向に移動させてＸ線データ収集を行う。具体的には、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）にテーブル直線移動ｚ方向位置Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）を付加させて、Ｘ線検出器データを収集する。そして、ｚ方向に移動した後は、次の心拍同期したＸ線データ収集のタイミングを待つ。

一方で、スカウト像撮影を実施する際においては、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。

つぎに、ステップＳ２では、図５に示すように、前処理を行う。

ここでは、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。前処理は、図６に示すようにステップＳ２１のオフセット補正，ステップＳ２２の対数変換，ステップＳ２３のＸ線線量補正，ステップＳ２４の感度補正からなる。

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。

つぎに、ステップＳ３では、ビームハードニング補正を行なう。

ここでは、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では、前処理Ｓ２において感度補正Ｓ２４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。

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。

つぎに、ステップＳ４では、図５に示すように、ｚフィルタ重畳処理を行なう。

ここでは、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）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。ただし、（数式３）を満足させる。

（ｗ１（ｉ），ｗ２（ｉ），ｗ３（ｉ），ｗ４（ｉ），ｗ５（ｉ））、 ・・・（数式２）

その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。

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５），（数式６）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、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共に、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ことにより、スライス厚を、周辺部と画像再構成中心部との両者において一様にすることができる。

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とのそれぞれにおいて列方向フィルタ係数を制御することにより、スライス厚を中心部と周辺部とのそれぞれにおいて調整できる。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。

つぎに、ステップＳ５では、図５に示すように、再構成関数重畳処理を行う。

すなわち、（数式４）までの処理を行なわれたＸ線投影データＤ１２（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）をフーリエ変換し、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Ｓ５では、ｚフィルタ重畳処理後のデータをＤ１２とし、再構成関数重畳処理後のデータを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。

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。

ステップＳ６では、図５に示すように、３次元逆投影処理を行う。

ここでは、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軸に垂直な面である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。

つぎに、ステップＳ７では、図５に示すように、後処理を行なう。

ここでは、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）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。

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。

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。

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。

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が、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、多列Ｘ線検出器２４を用いた場合に、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実施する際においては、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方向フィルタ係数であれば、各断層像の列位置に依存した詳細な調整ができるので更に効果的である。

そして、上記のようにして得られた断層像は、モニタ６に表示される。

［３次元逆投影処理動作］
以下より、上記したＸ線ＣＴ装置１００の動作において、３次元逆投影処理を実施する際（図５のＳ６）の動作の概略について示す。

図７は、３次元逆投影処理の詳細を示すフロー図である。

本実施形態では、画像再構成される画像は、ｚ軸に垂直な面であるｘｙ平面に、３次元画像再構成される。つまり、再構成領域Ｐは、ｘｙ平面に平行なものとする。

まず、ステップＳ６１では、図７に示すように、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。

ここでは、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。

つぎに、ステップＳ６２では、図７に示すように、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。

βｂ＝βａ＋１８０°−２γ ・・・（数式１１）

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とがなす角度を、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。

Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＝ωａ・Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ａ＋ωｂ・Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ｂ
・・・（数式１２）

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の逆投影データである。

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。

ωａ＋ωｂ＝１ ・・・（数式１３）

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。

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。そして、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。

ここでは、例えば、ｑ＝１とする。

また、例えば、ｇａ，ｇｂの１例として、ｍａｘ［ ］を、最大値を求める関数とすると、以下の（数式２０），（数式２１）のようになる。

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で示される。

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。

つぎに、ステップＳ６３では、図７に示すように、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。

ここでは、図１２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。

つぎに、ステップＳ６４では、図７に示すように、画像再構成に必要な全ビューの逆投影データＤ２を加算したか否かについて判断する。

ここでは、全てについて加算していない場合（ＮＯ）には、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、図１２に示すように、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）を得る。一方で、全てについて加算した場合（Ｙｅｓ）には、図７に示すように、本処理を終了する。

なお、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。

以下より、上記のＸ線ＣＴ装置１００を用いてスキャンを実施する際の実施例について示す。

（実施例１）
実施例１として、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でのＸ線データ収集中に、走査ガントリに対して被検体をｚ方向に移動させる場合について示す。

図１９は、実施例１における動作のフロー図である。また、図２３は、実施例１におけるスキャン動作の概念図である。また、データ収集とｚ方向移動のタイミングについては、上述の図１７に示した場合と同様である。

図１９に示すように、まず、ステップＣ１では、たとえば、撮影テーブル１０のクレードル１２またはＸ線収集系が所定のｚ方向座標位置へ行く。

スキャンの開始地点は、あらかじめ撮影条件設定手段において設定される。

つぎに、ステップＣ２では、図１９に示すように、Ｘ線投影データ収集を行う。

つぎに、ステップＣ３では、図１９に示すように、所定のビュー数分のＸ線投影データを収集したかを判断する。ここで、所定のビュー数分のＸ線投影データを収集した場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ４へ進む。一方、所定のビュー数分のＸ線投影データを収集していない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ２へ戻る。

つぎに、ステップＣ４では、図１９に示すように、データ収集すべき次のｚ方向座標位置はあるかを判断する。ここで、そのｚ方向座標位置が存在する場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ５へ進む。一方、そのｚ方向座標位置が存在しない場合（ＮＯ）であればステップＣ６へ進む。次のスキャン開始地点があるか否かは、あらかじめ撮影条件設定手段において設定される。

つぎに、ステップＣ５では、図１９に示すように、次のｚ方向座標位置に移動を開始する。

図２３は、ステップＣ２からステップＣ５の動作の概念図である。図２３に示すように、データ収集開始から所定のビュー数までは、従来のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）と同じ軌道を、データ収集系が通る。そして、次のデータ収集すべきｚ方向座標位置があれば、従来のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の軌道からははずれて、ｚ方向に加速して移動しながらＸ線データ収集を行う。このため、この部分については、ヘリカルシャトルスキャンや可変ピッチヘリカルスキャンにおけるｚ方向加速部分と同様にしてデータ収集が実施される。

つぎに、ステップＣ６では、図１９に示すように、Ｘ線投影データ収集が終了したかを判断する。ここで、Ｘ線投影データ収集が終了した場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ８へ進む。一方、Ｘ線投影データ収集が終了していない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ７へ進む。

つぎに、ステップＣ７では、図１９に示すように、Ｘ線投影データ収集を行う。その後、ステップＣ６へ戻る。

つぎに、ステップＣ８では、図１９に示すように、データ収集すべき次のｚ方向座標位置はあるかを判断する。ここで、そのｚ方向座標位置が存在する場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ９へ進む。一方、そのｚ方向座標位置が存在しない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ１０へ進む。次のスキャン開始地点があるか否かは、あらかじめ撮影条件設定手段において設定される。

つぎに、ステップＣ９では、図１９に示すように、次のｚ方向座標位置へ移動完了したかを判断する。ここで、その移動が完了した場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ１０へ進む。一方、その移動が完了していない場合（ＮＯ）であれば、もう一度、ステップＣ９へ戻る。

つぎに、ステップＣ１０では、図１９に示すように、すべてのｚ方向座標位置のＸ線データ収集を終了したかを判断する。ここで、すべてのｚ方向座標位置のＸ線データ収集が終了した場合（ＹＥＳ）であれば、当該スキャンを終了する。一方、すべてのｚ方向座標位置のＸ線データ収集を終了していない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ２へ戻る。

実施例１においては、前述した図１７に示すように、Ｘ線データ収集の前半については、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを含むＸ線データ収集系がｚ方向に静止して、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を行う。例えば、時刻ｔ０からデータ収集を始める際には、ｚ０に静止しているが、もし、次のｚ方向座標位置でのスキャンがあれば、データ収集の後半にＸ線データ収集系のｚ方向移動を開始して、次のｚ方向座標位置へＸ、線データ収集系と撮影テーブル１０を相対的に移動させる。つまり、データ収集の前半は、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になり、データ収集の後半は、データ収集系が加速して動きだすので、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加速部分のようになる。

また、画像再構成処理においては、３次元画像再構成を用いる。これにより、ｚ方向に静止していたＸ線データ収集系と撮影テーブル１０のクレードル１２が相対に途中から動き出しても、ｚ方向座標位置情報が測定される、または予測される。このため、Ｘ線データ収集された各ビューのｚ方向座標位置が３次元画像再構成時にわかっていれば、このｚ方向座標位置を３次元逆投影処理中に考慮して正しく逆投影することにより、図７のステップＳ６１においては、図８（ａ），図８（ｂ），図９に示すように、断層像の各画素ごとに対応する列，チャネルの多列Ｘ線検出器２４のＸ線投影データを抽出できるため、高い画質な画像を画像再構成できる。

上記のようにして、本実施例においては、ｚ方向に連続したｚ方向座標位置の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のデータ収集を行う。この場合に、外側の列に位置する断層像は、例えば、図２４に示すように、断層像位置Ａまたは断層像位置Ｃにおいては、対向Ｘ線ビームが存在せず、断層像の画素を通るＸ線投影データが少ない、いわゆるミッシングコーンと言われる領域に含まれる。

このような場合は、Ｘ線投影データが少ないため、アーチファクトが画像に発生しやすい。このため、断層像位置Ｂのように、第ｎ番目のｚ方向座標位置と第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置の境界部分、もしくは、その近傍領域にある断層像の各画素においては、第ｎ番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データのみならず、第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データも用いることによって、対向Ｘ線ビームも存在させて、Ｘ線投影データを多く用いるように画像再構成し、アーチファクトを低減させることができる。

例えば、断層像Ｂの画素Ｂ１には、Ｘ線ビームＢｎｂとＸ線ビームＢｎ＋１ｂとの２つのＸ線ビームを用いる。また同様に、断層像Ｂの画素Ｂ２には、Ｘ線ビームＢｎａとＸ線ビームＢｎ＋１ａとの２つのＸ線ビームを用いる。これにより、Ｘ線投影データを、より多く、様々な方向のＸ線ビームを用いて、画像再構成することでアーチファクトを低減できる。

この画像再構成方法には、「Ｘ線投影データ上の処理」と「断層像上の処理」との２つの方法に大別される。

「Ｘ線投影データ上の処理」においては、図２４に示すように、Ｘ線投影データ上において、第ｎ番目のｚ方向座標位置のＸ線ビーム（例えばＢｎｂ）と第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線ビーム（例えばＢｎ＋１ｂ）を投影データ空間上で加重加算しておき、画像再構成を行う。

一方、「断層像上の処理」においては、図２５に示すように、第ｎ番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データから画像再構成した断層像と第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データから画像再構成した断層像を画像空間上で加重加算して画像再構成を行う。

上記の「Ｘ線投影データ上の処理」を行うには、３次元逆投影処理において、図２４に示すように、断層像Ｂ上の点Ｂ１の画素を通る第ｎ番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データ上のデータと第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データ上のデータとを加重加算する。ここでは、点Ｂ１のみならず、断層像位置Ｂの断層像の全画素について、このような投影データの加重加算を行う。加重加算係数の求め方の１例としては、（数式１３）に示すωａ，ωｂを用いても良い。また、加重加算を行う処理としては、３次元逆投影処理の中で、加重係数をかけた投影データを３次元逆投影処理することと、あらかじめ加重加算した投影データを用いて３次元逆投影処理を行うこととのいずれであってもよい。

上記の「断層像上の処理」を行うには、図５に示すように、第ｎ番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データから画像再構成した断層像Ｂｎ、第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データから画像再構成した断層像Ｂｎ＋１をあらかじめ３次元画像再構成しておく。この時、断層像ＢｎとＢｎ＋１は、ｚ方向座標の位置としては、同一位置にある。つまり、第ｎ＋１番目のｚ方向座標位置のＸ線投影データのＸ線ビームは、ｚ軸上は断層像Ｂｎ，Ｂｎ＋１の位置を通っていないが、３次元画像再構成、３次元逆投影を用いればこのようにｚ軸上にＸ線ビームの通っていない位置の断層像も画像再構成できる。このようにして、求められた断層像Ｂｎ、断層像Ｂｎ＋１を画像空間上において画像加算することで、当該処理が実現できる。

（実施例２）
実施例２として、心拍同期させたシネスキャンにおいて、走査ガントリに対して被検体をｚ方向に移動させる場合について示す。

図２０は、実施例２における動作のフロー図である。また、図２８は、実施例２におけるスキャン動作の概念図である。また、データ収集とｚ方向移動のタイミングについては、上述した図１８と同様である。なお、本実施例において、心拍同期スキャンのＸ線投影データ収集範囲は、ファン角＋１８０度である。

図２０に示すように、まず、ステップＣ１１では、たとえば、撮影テーブル１０のクレードル１２またはＸ線データ収集系が所定のｚ方向座標位置へ行く。スキャンの開始地点は、あらかじめ撮影条件設定手段において設定される。

つぎに、ステップＣ１２では、図２０に示すように、心拍に同期したスキャン開始信号を受けたかを判断する。ここでは、その信号を制御コントローラ２９が受けた場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ１３へ進む。一方、その信号を制御コントローラ２９が受けない場合（ＮＯ）であれば、もう一度、ステップＣ１２へ戻る。

つぎに、ステップＣ１３では、図２０に示すように、Ｘ線投影データ収集を行う。

ステップＣ１４では、図２０に示すように、所定のビュー数分のＸ線投影データを収集したかを判断する。ここでは、そのＸ線投影データを収集した場合（ＹＥＳ）であればステップＣ１５へ進む。一方、そのＸ線投影データを収集していない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ１３へ戻る。

つぎに、ステップＣ１５では、図２０に示すように、データ収集すべき次のｚ方向座標位置はあるかを判断する。ここでは、そのｚ方向座標位置が存在する場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ１６へ進む。一方、そのｚ方向座標位置が存在しない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ１７へ進む。次のスキャン開始地点があるか否かは、あらかじめ撮影条件設定手段において設定される。

つぎに、ステップＣ１６では、図２０に示すように、次のｚ方向座標位置に移動を開始する。

つぎに、ステップＣ１７では、図２０に示すように、Ｘ線投影データ収集は終了したかを判断する。ここでは、その収集が終了した場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ１９へ進む。一方、その収集が終了していない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ１８へ進む。なお、図２８は、ステップＣ１３からステップＣ１７までの動作の概念図である。本実施例においては、図２８に示すように、Ｘ線データ収集の範囲がファン角＋１８０度になるように、１セグメントでデータ収集を行う。ここでは、実施例１と同様に、データ収集開始から所定のビュー数までは、従来のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）と同じ軌道を、データ収集系が通る。そして、次のデータ収集すべきｚ方向座標位置があれば、従来のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の軌道からははずれ、ｚ方向に加速して移動しながらＸ線データ収集を行う。このため、この部分については、ヘリカルシャトルスキャンや可変ピッチヘリカルスキャンのｚ方向加速部分のようなデータ収集となる。

つぎに、ステップＣ１８では、図２０に示すように、Ｘ線投影データ収集を行う。

つぎに、ステップＣ１９では、図２０に示すように、データ収集すべき次のｚ方向座標位置はあるかを判断する。ここでは、その位置が存在する場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ２０へ進む。一方、その位置が存在しない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ２１へ進む。次のスキャン開始地点があるか否かは、あらかじめ撮影条件設定手段において設定される。

ステップＣ２０では、図２０に示すように、次のｚ方向座標位置へ移動完了したかを判断する。ここでは、その移動が完了した場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ２１へ進む。一方、その移動が完了していない場合（ＮＯ）であれば、もう一度、ステップＣ２０へ戻る。

ステップＣ２１では、図２０に示すように、すべてのｚ方向座標位置のＸ線データ収集を終了したかを判断する。ここでは、その収集が終了した場合（ＹＥＳ）であれば、スキャンを終了する。一方、その収集が終了していない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ１２へ戻る。

実施例２においては、図１８に示すように、心拍に同期させることによって、実施例１と同様にして、Ｘ線データ収集方法を行う。

例えば、心拍信号であるＲ波の周期、つまり、心拍周期がｔｃ、ＣＴ装置のスキャン速度（データ収集系１回転の時間）がｔｓ、Ｘ線検出器ファン角が６０度、心拍７０％同期の場合においては、図１８に示すように、心拍のＲ波からデータ収集の中心までの時間ｔａは、以下の（数式２２）で表わされる。

また、Ｒ波からデータ収集開始までの時間ｔａｓ、Ｒ波からデータ収集終了までの時間ｔａｅは、以下の（数式２３），（数式２４）で表わされる。

本実施例においては、このような心拍同期したデータ収集を行う際に、Ｘ線データ収集の前半においては、Ｘ線データ収集系はｚ方向に静止して、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を行う。そして、もし、次のｚ方向座標位置でのスキャンがあれば、Ｘ線データ収集の後半においては、Ｘ線データ収集系がｚ方向へ移動を開始し、次のｚ方向座標位置へ、Ｘ線データ収集系が撮影テーブル１０に対して相対的に移動する。

また、画像再構成処理においては、３次元画像再構成を用いる。これにより、ｚ方向に静止していたＸ線データ収集系が途中から動き出しても、ｚ方向座標情報が測定される、または予測される。このため、Ｘ線データ収集された各ビューのｚ方向座標位置が３次元画像再構成時にわかっていれば、このｚ方向座標位置を３次元逆投影処理中に考慮して正しく逆投影することにより、図７のステップＳ６１においては、図８（ａ），図８（ｂ），図９に示すように、断層像の各画素ごとに対応する列，チャネルの多列Ｘ線検出器２４のＸ線投影データを抽出できるため、高い画質な画像を画像再構成できる。

（実施例３）
実施例３として、複数回のデータ収集によって断層像１枚分のＸ線投影データを心拍同期させて収集するマルチセグメントシネスキャンにおいて、走査ガントリに対して被検体をｚ方向に移動させる場合について示す。

図２７は、実施例３における動作のフロー図である。また、図２６は、実施例３において、データ収集とｚ方向移動のタイミングを示す図である。また、図２９は、スキャン動作の概念図である。ここでは、図２６と図２９とに示すように、心拍同期スキャンのＸ線投影データ収集範囲が、ファン各＋１８０度のシネスキャンになるように実施する。また、この心拍同期スキャンを２セグメントのＸ線データ収集に分けて行い、時間分解能を向上させた心拍同期撮影シネスキャンのための心拍同期データ収集を行う。

実施例３においては、まず、図２７に示すように、ステップＣ３１では、たとえば、撮影テーブル１０のクレードル１２またはＸ線データ収集系が所定のｚ方向座標位置へ行く。スキャンの開始地点はあらかじめ撮影条件設定手段において設定される。

つぎに、ステップＣ３２では、図２７に示すように、心拍に同期したスキャン開始信号を受けたかを判断する。ここでは、その信号を受けていない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ３２に戻って続ける。一方、その信号を受けた場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ３３に進む。

つぎに、ステップＣ３３では、図２７に示すように、Ｘ線投影データ収集を行う。

ステップＣ３４では、図２７に示すように、所定のビュー数分のＸ線投影データを収集したかを判断する。ここで、そのデータを収集していない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ３３に戻る。一方で、そのデータを収集した場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ３５に進む。

ステップＣ３５では、図２７に示すように、データ収集すべき次のｚ方向座標位置はあるかを判断する。ここでは、その位置が存在しない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ３７に進む。一方、その位置が存在する場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ３６に進む。次のスキャン開始地点があるか否かは、あらかじめ撮影条件設定手段において設定される。

つぎに、ステップＣ３６では、図２７に示すように、次のｚ方向座標位置に移動を開始する。

つぎに、ステップＣ３７では、図２７に示すように、Ｘ線投影データは終了したかを判断する。ここでは、終了していない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ３８に進む。一方で、終了した場合（ＹＥＳ）であればステップＣ３９に進む。

つぎに、ステップＣ３８では、図２７に示すように、Ｘ線投影データ収集を行う。その後、ステップＣ３７に戻る。なお、図２９は、このステップＣ３３からステップＣ３７までの動作の概念図である。データ収集開始から所定のビュー数までは、従来のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）と同じ軌道を、Ｘ線データ収集系が通る。そして、次のデータ収集すべきｚ方向座標位置があれば、従来のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の軌道からはずれ、ｚ方向に加速して移動しながらＸ線データ収集を行う。このため、この部分については、ヘリカルシャトルスキャンや可変ピッチヘリカルスキャンのｚ方向のデータ収集加速部分のようなＸ線データ収集となる。

つぎに、ステップＣ３９では、図２７に示すように、データ収集すべき次のｚ方向座標位置はあるかを判断する。ここで、その位置が存在しない場合（ＮＯ）であればステップＣ４１に進む。一方、その位置が存在する場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ４０に進む。

つぎに、ステップＣ４０では、図２７に示すように、次のｚ方向座標位置へ移動完了したかを判断する。ここで、その移動が完了しない場合（ＮＯ）であればステップＣ４０に戻って続ける。一方で、その移動が完了していない場合（ＹＥＳ）であればステップＣ４１に進む。

つぎに、ステップＣ４１では、図２７に示すように、所定のセグメント数分のＸ線投影データを収集したかを判断する。ここで、そのデータを収集していない場合（ＮＯ）であればステップＣ３２に戻る。一方、そのデータを収集した場合（ＹＥＳ）であればステップＣ４２に進む。

つぎに、ステップＣ４２では、図２７に示すように、すべてのｚ方向座標位置のＸ線データ収集を終了したかを判断する。ここで、その収集が終了していない場合（ＮＯ）であればステップＣ３２に戻る。一方、その収集が終了した場合（ＹＥＳ）であれば終了する。

実施例３においては、実施例２のＸ線データ収集よりも時間分解能が改善される。通常、１回転の投影データの中から、心拍信号に同期してハーフスキャン分の１８０度＋ファン角度分の投影データを抽出してハーフスキャン画像再構成をする場合のデータ収集タイミングは、図３０（ａ）に示すように、心拍信号に同期したＸ線データ収集ｔｏになる。

また、各々の投影データのＸ線ビュー角度を考慮しながら複数回転の投影データのそれぞれの回転における一部のセグメントの投影データを抽出して、これらの複数セグメントの投影データを組合せて、ハーフスキャン分の１８０度＋ファン角度またはフルスキャン分の３６０度になるようにして画像再構成される断層像は、図３０（ｂ）のように、３つのセグメントに分けてＸ線データ収集を行うことにより、ｔ１，ｔ２，ｔ３のうちの最も長い時間が時間分解能となる。つまり、複数セグメントに分けることにより時間分解能が改善される。

実施例３の場合は、Ｘ線データ収集セグメントは、２セグメントであるため、実施例２の場合より時間分解能が２倍だけ良くなっている。

また、多列Ｘ線検出器２４のシネスキャンによる画像再構成では、図３１に示すように、１回転のスキャンで複数枚の断層像が得られる。また、３次元画像再構成を用いることにより、断層像のアーチファクトは低減し、また、ｚ軸上の任意の位置に任意の間隔で任意の枚数の断層像が得られる。更に３次元画像再構成ではｚ方向フィルタにより、任意のスライス厚の断層像が画像再構成できる。これに心拍信号に同期したセグメント投影データの抽出または複数回転からの複数セグメント投影データ抽出を行い、時間分解能の改善も行うことができる。これにより、心拍信号に同期した時間分解能の良い複数断層像、つまり３次元断層像の画像再構成が行える。

また、図３２に示すように、時系列に、随時、投影データを収集し、時系列３次元断層像の連続画像再構成、連続画像表示を行うこともできる。特に、複数セグメント（３セグメント）による画像再構成の場合は、図１８に示すように、古い方の１つのセグメントデータから順次１セグメントずつ捨て、新しい１つのセグメントデータを得るたびに、３次元断層像を、随時、画像再構成する。このことにより、時系列に対応するように３次元断層像を連続的に画像再構成できる。よって、より細かい時間分解能の時間的な変化を示す連続した時系列３次元画像が表示できる。

また、図３３に示すように、心拍信号の複数の位相１〜４の各々に同期するように、３次元断層像を画像再構成し、更に、各々の位相の３次元断層像を、時系列に随時、時系列連続３次元画像再構成、時系列連続３次元画像表示することにより、位相の時間的変化を表した連続３次元画像表示が行える。つまり４次元画像表示（４Ｄ画像表示）が行える。

例えば、心拍に同期した各々の位相の心臓の３次元断層像を時系列に、時系列連続３次元画像再構成、時系列連続３次元画像表示することによって、時系列な位相変化において、心臓が膨張，収縮を行う様子が観察できる。そして、時系列３次元画像再構成、時系列３次元画像表示を繰り返すことにより、その膨張，収縮を繰り返し表示できる。なお、上記において、「時系列３次元画像再構成」とは、時系列順に画像を３次元画像再構成することであり、「時系列３次元画像表示」とは、時系列順に画像を３次元表示することを示している。

特に、複数のセグメントの投影データを組み合わせ、または加重加算する場合は、図３４に示すように、各々のタイミングの投影データを、ビュー方向、つまり、時間方向に、少しオーバーラップして投影データ抽出を行う。そして、図３４に示すように、各セグメントデータの重み係数のようにオーバーラップした部分については、線形加重係数をかける加重加算を実施する。このことによって、Ｘ線投影データの各セグメントは、より滑らかにつながるため、Ｘ線投影データの接続部分でのアーチファクトの発生は、少なくなる。

また、ｚ方向座標位置が、１か所では被検体の撮影したい場所を全部カバーできない場合は、複数のｚ方向座標位置で外部周期信号または生体信号に同期したシネスキャンを行うことによって、ｚ方向の撮影範囲を広くすることができる。この時に、１回のシネスキャンのｚ方向の範囲の両端のＸ線検出器列の断層像で、アーチファクトの発生が大きくなる場合がある。しかし、実施例２の場合と同様に、ｚ方向座標上の異なる複数位置のシネスキャンにおいて得られるＸ線検出器データに存在するＸ線ビームデータのうちから、再構成断層像平面の各画素を通る同一方向のＸ線ビームデータと対向ビームデータとを抽出して３次元画像再構成を行うことによって、アーチファクトの発生を少なく、画像ノイズが低減した画像再構成が行える。

（実施例４）
実施例４として、呼吸同期させたシネスキャンにおいて、走査ガントリに対して被検体をｚ方向に移動させる場合について示す。

図３６は、実施例４における動作のフロー図である。また、図３５は、実施例３において、データ収集とｚ方向移動のタイミングを示す図である。本実施例における呼吸同期スキャンのＸ線投影データ収集範囲は、いわゆる３６０度のシネスキャンである。この実施例では、呼吸監視装置３２から得られる呼吸信号より、例えば、吸気に当たる期間の断層像撮影を行いたい場合は、ある閾値以上の呼吸信号の部分、つまり、ある体積以上に肺野が吸気を行った範囲を抽出し、その範囲を呼吸同期したデータ収集可能な範囲とする。そして、図３５に示すように、呼吸同期したデータ収集可能な範囲を設定する。その後、この呼吸同期したデータ収集可能な範囲において、Ｘ線投影データ収集、データ収集系のｚ方向移動を行う。

図３６に示すように、まず、ステップＣ５１では、たとえば、撮影テーブル１０のクレードル１２またはＸ線データ収集系が所定のｚ方向位置へ行く。スキャンの開始地点はあらかじめ撮影条件設定手段において設定される。

つぎに、ステップＣ５２では、図３６に示すように、呼吸同期したデータ収集可能な範囲になったかを判断する。ここで、データ収集可能な範囲でない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ５２に戻って続ける。一方、データ収集可能な範囲である場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ５３に進む。

つぎに、ステップＣ５３では、図３６に示すように、Ｘ線投影データ収集を行う。

つぎに、ステップＣ５４では、図３６に示すように、所定のビュー数のＸ線投影データを収集したかを判断する。ここでは、そのデータを収集していない場合（ＮＯ）であればステップＣ５３に戻る。一方、そのデータを収集した場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ５５に進む。

ステップＣ５５では、図３６に示すように、データ収集すべき次のｚ方向座標位置はあるかを判断する。ここでは、その位置が存在しない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ５７に進む。一方、その位置が存在する場合（ＹＥＳ）であればＣ５６に進む。次のスキャン開始地点があるか否かは、あらかじめ撮影条件設定手段において設定される。

ステップＣ５６では、図３６に示すように、次のｚ方向座標位置に移動を開始する。

ステップＣ５７では、図３６に示すように、Ｘ線投影データ収集は終了したかを判断する。ここでは、終了していない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ５８へ進む。一方で、終了した場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ５９へ進む。

つぎに、ステップＣ５８では、図３６に示すように、Ｘ線投影データ収集を行う。

つぎに、ステップＣ５９では、図３６に示すように、呼吸同期したデータ収集可能な範囲になったかを判断する。ここでは、データ収集可能な範囲になっていない場合（ＮＯ）であればステップＣ５９に戻って続ける。一方、データ収集可能な範囲になった場合（ＹＥＳ）であればステップＣ６０へ進む。

つぎに、ステップＣ６０では、図３６に示すように、データ収集すべき次のｚ方向座標位置はあるかを判断する。ここでは、その位置が存在しない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ６２へ進む。一方、その位置が存在する場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ６１へ進む。

つぎに、ステップＣ６１では、図３６に示すように、次のｚ方向座標位置へ移動完了したかを判断する。ここでは、その移動が完了していない場合（ＮＯ）であれば、Ｃ６１に戻って続ける。一方、その移動が完了した場合（ＹＥＳ）であれば、ステップＣ６２へ進む。

つぎに、ステップＣ６２では、すべてのｚ方向座標位置のＸ線データ収集を終了したかを判断する。ここで、そのデータ収集を終了していない場合（ＮＯ）であれば、ステップＣ５３に戻る。一方、そのデータ収集を終了した場合（ＹＥＳ）であれば、当該スキャンを終了する。

なお、ステップＣ５４に書かれている所定のビュー数とは、例えば３６０度データ収集においては、ファン角＋１８０度分のハーフスキャン分のＸ線投影データのビュー数であっても良い。つまり、ファン角＋１８０度分のハーフスキャン分のＸ線投影データを収集してしまったら、Ｘ線データ収集系と撮影テーブル１０の相対的なｚ方向移動を行うことになる。しかし、Ｘ線データ収集系と撮影テーブル１０の相対的なｚ方向移動中のＸ線投影データも画像再構成には用いるため、画質としては３６０度データ収集した場合と同等になる。

また、ステップＣ５３からステップＣ５８までの間にＸ線投影データ収集を行っているが、データ収集開始から所定のビュー数まではＸ線データ収集系と撮影テーブル１０は相対的に静止しているので、従来のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）と同じ軌道をＸ線データ収集系は通る。そして、次のデータ収集すべきｚ方向座標位置があれば、従来のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の軌道からはずれ、Ｘ線データ収集系と撮影テーブル１０は相対的にｚ方向に加速して移動しながらＸ線データ収集を行う。つまり、この部分については、ヘリカルシャトルスキャンや可変ピッチヘリカルスキャンのｚ方向のデータ収集加速部分のようなデータ収集となる。

以上のように、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１００は、被検体が載置されるクレードル１２を撮影空間において移動する撮影テーブル１０と、その撮影空間において移動されるクレードル１２に載置されている被検体に対してＸ線を照射し、その被検体を透過したＸ線を検出するスキャンを実施することによって投影データを取得する走査ガントリ２０と、撮影テーブル１０および走査ガントリ２０を制御してスキャンを実施させることによって投影データを時系列順に複数取得させると共に、そのスキャンの実施によって得られた投影データから被検体の断層像を計算によって画像再構成する中央処理装置３と、その中央処理装置３によって画像再構成された断層像を表示画面に表示するモニタ６とを有する（図１参照）。

ここでは、撮影テーブル１０は、中央処理装置３からの制御信号に基づいて、クレードル１２に載置される被検体の体軸方向であるｚ方向に沿うように、クレードル１２を移動させる。そして、走査ガントリ２０は、撮影空間において撮影テーブル１０によって移動される被検体の周囲から被検体へ、ｚ方向に沿った方向を軸にして回転するようにＸ線を放射するＸ線管２１と、そのＸ線管２１から放射され、その被検体を透過したＸ線を検出する多列Ｘ線検出器２４とを含み、中央処理装置３からの制御信号に基づいて各部が制御される。このＸ線管２１は、被検体の周囲を回転する回転方向に沿ったチャネル方向と、その回転の回転軸方向に沿った列方向とに広がったコーン状になるように、Ｘ線を被検体へ放射する。そして、多列Ｘ線検出器２４は、そのＸ線管２１から放射され、その被検体を透過したＸ線を検出する複数のＸ線検出器が、チャネル方向と列方向とにマトリクス状に配列されている（図２，図３参照）。

そして、本実施形態において、この走査ガントリ２０は、中央処理装置３からの制御信号に基づいて、クレードル１２に載置されている被検体に対して列方向ｚに静止している状態と、クレードル１２に載置されている被検体に対して列方向ｚに移動している状態とのそれぞれにおいてスキャンを実施することによって、その投影データを収集する。たとえば、上記のように、まず、列方向ｚにおいて被検体に対して静止した状態で被検体についてのスキャンを実施した後に、その被検体に対して列方向ｚに移動した状態で被検体についてのスキャンを連続的に実施する（図１７等参照）。また、たとえば、被検体の心拍のＲ波についての心電信号を繰返して取得し、その繰返し取得されるＲ波の時間間隔内ｔｃであって、そのＲ波を示す時点から所定の時間ｔａＳが経過後の時点に、被検体についてのスキャンを、被検体に対して静止した状態で開始する（図１８等参照）。その後、そのＲ波を示す時点から所定の時間ｔａが経過後の時点に、被検体についてのスキャンを被検体に対して移動した状態で開始した後に、そのＲ波を示す時点から所定の時間ｔｅが経過後の時点までスキャンの実施を継続する。このため、本実施形態は、スキャンを実施する時間を短縮化することができる。

よって、以上のＸ線ＣＴ装置１００においては、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またはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンにて、複数のｚ方向座標位置の撮影を行なう際の被曝低減、画質改善を実現することができる。

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。

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）の場合について記載しているが、シネスキャンの場合も同様に効果を出すことができる。

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。

本実施形態は、走査ガントリ２０を傾斜させない場合について記載しているが、走査ガントリ２０を傾斜させた状態でスキャンを実施する、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。

また、本実施形態では、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線エリア検出器を有するＸ線ＣＴ装置について記載しているが、１列のＸ線検出器のＸ線ＣＴ装置においても同様の効果を出せる。

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。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。

本実施形態では、医用Ｘ線ＣＴ装置を元について記載しているが、産業用Ｘ線ＣＴ装置または他の装置と組み合わせたＸ線ＣＴ−ＰＥＴ装置，Ｘ線ＣＴ−ＳＰＥＣＴ装置などにおいても利用できる。

図１は、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は、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は、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は、被検体撮影の流れを示すフロー図である。 図５は、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は、前処理の詳細を示すフロー図である。 図７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８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９は、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１１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１２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１３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１４は、Ｘ線ＣＴ装置の撮影条件入力画面を示す図である。 図１５は、３次元ＭＰＲ表示・３次元表示の例を示す図である。 図１６は、従来の複数のｚ方向座標位置で撮影される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示す図である。 図１７は、本実施形態の複数のｚ方向座標位置で撮影される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示す図である。 図１８は、本実施形態の複数のｚ方向座標位置で撮影される心拍同期シネスキャンを示す図である。 図１９は、Ｘ線データ収集中にｚ方向に移動する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のフロー図である。 図２０は、Ｘ線データ収集中にｚ方向に移動する心拍同期したシネスキャンのフロー図である。 図２１は、呼吸監視装置による被検体の動きの検出を示す図である。 図２２は、被検体における上下の体動から抽出した呼吸信号を示す図である。 図２３は、本実施例１のＸ線データ収集系の軌道を示す図である。 図２４は、隣り合うｚ方向座標位置のＸ線投影データを加重加算する画像再構成を示す図である。 図２５は、隣り合うｚ方向座標位置のＸ線投影データを画像再構成した断層像を加重加算する画像再構成を示す図である。 図２６は、本実施例３の複数のｚ方向座標位置で撮影される心拍同期マルチセグメントシネスキャンを示す図である。 図２７は、Ｘ線データ収集中にｚ方向に移動する心拍同期したマルチセグメントシネスキャンのフロー図である。 図２８は、本実施例２のＸ線データ収集系の軌道を示す図である。 図２９は、本実施例３のＸ線データ収集系の軌道を示す図である。 図３０において、（ａ）は、心拍信号に同期した１セグメントのシネハーフスキャン（１８０度＋ファン角）画像再構成を示す図である。また、（ｂ）は、３セグメントに分かれたシネハーフスキャン（１８０度＋ファン角）画像再構成を示す図である。 図３１は、多列Ｘ線検出器２４のシネスキャンによる複数断層像画像再構成を示す図である。 図３２は、３セグメントに分かれたシネハーフスキャンの心拍同期した時系列３次元断層像の連続画像再構成を示す図である。 図３３は、３セグメントに分かれたシネハーフスキャンの複数の位相に同期した時系列３次元断層像の画像再構成を示す図である。 図３４は、各セグメントの投影データの重み付けを示す図である。 図３５は、本実施例４の呼吸同期シネスキャンを示す図である。 図３６は、本実施例４の呼吸同期スキャンのフロー図である。

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
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…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
３２…呼吸監視装置
ｄｐ…Ｘ線検出器面
Ｐ…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線検出器幅

Claims (8)

1. Ｘ線発生装置と、前記Ｘ線発生装置に相対しＸ線を検出する２次元Ｘ線エリア検出器とを、被検体の体軸方向であるｚ方向へ前記被検体に対して相対的に移動させると共に前記被検体の周囲に回転させることによって、前記Ｘ線発生装置に前記被検体へＸ線を照射させ、前記被検体を透過したＸ線を前記２次元Ｘ線エリア検出器に検出させるスキャンを実施し、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線データ収集手段により収集されたＸ線投影データを画像再構成する画像再構成手段と、
   前記画像再構成手段により画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と
   を含むＸ線ＣＴ装置において、
   前記Ｘ線データ収集手段は、ｚ方向に対し静止と移動を繰り返してX線投影データの収集を行うものであって、静止している状態で一枚の断層像を再構成するのに必要なビュー角度よりも小さい所定のビュー角度分の X線投影データの収集を行った後、次の位置への移動を行いながら残りのビュー角度分のX線投影データの収集を行うことにより、前記一枚の断層像を再構成するのに必要なビュー角度分の X線投影データ収集を行うものである
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記一枚の断層像を再構成するのに必要なビュー角度は、１８０度＋ファン角または、３６０度または、３６０度＋α（ただし、０度≦α＜３６０度）である
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
3. 請求項１または請求項２のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記Ｘ線データ収集手段は、Ｘ線データ収集中に収集される各ビューのＸ線投影データとして、各ビューに測定されたｚ方向座標位置データが付加されているＸ線投影データ、または、各ビューに予測されたｚ方向座標位置データが付加されているＸ線投影データ、または、各ビューのｚ方向座標位置データを再現または予測可能な動作パラメータが付加されているＸ線投影データを収集する
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
4. 請求項１から請求項３のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記Ｘ線データ収集手段は、Ｘ線データ収集を、生体信号に同期させて行う
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
5. 請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記Ｘ線データ収集手段は、同期する生体信号として、心拍信号を用いる
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
6. 請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記Ｘ線データ収集手段は、同期する生体信号として呼吸信号を用いる
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
7. 請求項４から請求項６のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記Ｘ線データ収集手段は、少なくとも１８０度＋ファン角のビュー角度に対応するように前記Ｘ線投影データを連続して収集する
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
8. 請求項４から請求項６のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記Ｘ線データ収集手段は、少なくとも１８０度＋ファン角のＸ線投影データを、複数回に分けてＸ線データ収集することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。

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