JP5147047B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関し、特に、被検体をＸ線でスキャン（ｓｃａｎ）して得られた投影データ（ｄａｔａ）に基づいて画像を再構成するＸ線ＣＴ装置に関する。

従来、Ｘ線ＣＴ装置で心臓を撮影する場合には、心電同期撮影法を用いるのが一般的である。この心電同期撮影法には、プロスペクティブ（ｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ）撮影法とレトロスペクティブ（ｒｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ）撮影法とがある。プロスペクティブ撮影法は、直近の複数の心拍に基づく平均した心拍周期を観測しつつ、心臓の動きが最も穏やかになる撮影に適した心位相（以下、至適心位相という）の到来時期を予測し、それに同期して投影データを収集し、画像を再構成する撮影法である。また、レトロスペクティブ撮影法は、被検体の心電波形をモニタリング（ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ）し、被検体を比較的小さいヘリカルピッチ（ｈｅｌｉｃａｌ
ｐｉｔｃｈ）でヘリカルスキャンして、被検体の心電信号と被検体の投影データとを同時に収集し、所望の心位相に対応する投影データのみを後から抽出して画像を再構成する撮影法である。

ところで、至適心位相は、一般に、心電波形におけるＲ波と次のＲ波までの期間を０〜１００％として、４５％程度に相当する収縮期と、７５％程度に相当する拡張期であると言われており、いずれも許容される時間幅は比較的狭い。その一方で、心拍数の変動や期外収縮は比較的発生しやすい。このため、心電波形などをモニタリングしても真の至適心位相を完全に予測することは難しく、例えば、至適心位相であると予測した心位相に対応した投影データを用いて実際に画像を再構成してみると、心臓を表す画像のうち一部が泊動でぶれていることがある。

そこで、現実には、撮影技師が再構成に用いる投影データの心位相を幾つか指定して、心位相の異なる複数の画像を再構成し、得られた画像を目視で確認して、全体的にぶれのない画像を至適心位相の画像として選択することが多い。この場合には、至適心位相の特定に煩雑な作業と多くの時間を要することになる。

このような問題の対応策として、例えば、少なくとも１心拍にわたる期間の投影データを収集し、複数の心拍位相の各々について、画像を再構成し、または、画像を再構成するのに必要な投影データセット（ｄａｔａ
ｓｅｔ）を生成し、心拍位相が所定量ずれた画像同士の組合せまたは投影データセット同士の組合せ毎に差分を求め、その差分が最も小さい画像同士または投影データ同士の組合せに対応した心拍位相を心臓の動きが最も少ない最適位相として決定する手法（例えば、特許文献１参照）を利用することができる。

特開２００７−３７７８２号公報

しかしながら、再構成して得られた画像、または、画像を再構成するのに必要な投影データセットはデータ量が多く、また、画像を再構成する処理に対する計算量も多いため、上記の手法では、画像同士または投影データセット同士の差分を求める処理に多くの時間を必要とし、画像を再構成するのに適した特定の心位相を高速に決定することが難しい。

本発明は、上記事情に鑑み、特定の心位相、例えば、被検体の心臓を表す画像の再構成に用いる投影データの心位相として適した心位相をより高速に決定することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。

第１の観点では、本発明は、被検体を挟んで相対向して配置された、Ｘ線照射部と複数の検出素子により検出面が構成されるＸ線検出部とを有し、該Ｘ線照射部とＸ線検出部とを回転軸の周りに回転させながら前記被検体をスキャンしてビュー（ｖｉｅｗ）方向毎に投影データを収集するスキャン手段を備えたＸ線ＣＴ装置において、前記スキャン手段により収集された、それぞれが複数のビュー方向の各々に対応した複数の投影データを用いて、ビュー方向が対向し時間的に隣接する２つの投影データによる組合せ毎に、投影データ間の差異を算出する差異算出手段と、前記差異算出手段により算出された差異に基づいて、特定の心位相を決定する特定心位相決定手段とを備えたＸ線ＣＴ装置を提供する。

第２の観点では、本発明は、前記特定心位相決定手段が、前記算出された投影データ間の差異の中で値が最小となる差異に対応する心位相を特定の心位相として決定する、上記第１の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。

第３の観点では、本発明は、前記特定心位相決定手段が、前記算出された投影データ間の差異の中で、値が所定のしきい値以下であり前記差異の時間変化において極小となる差異に対応する心位相のうちいずれかを特定の心位相として決定する、上記第１の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。

第４の観点では、本発明は、前記スキャン手段によりスキャンされている間における前記被検体の心拍の時間変化を特定する心拍特定手段をさらに備え、前記特定心位相決定手段が、前記心拍特定手段により特定された心拍の時間変化にも基づいて前記特定の心位相を決定する、上記第１の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。

第５の観点では、本発明は、被検体を挟んで相対向して配置された、Ｘ線照射部と複数の検出素子により検出面が構成されるＸ線検出部とを有し、該Ｘ線照射部とＸ線検出部とを回転軸の周りに回転させながら前記被検体をスキャンしてビュー方向毎に投影データを収集するスキャン手段を備えたＸ線ＣＴ装置において、前記スキャン手段により収集された、それぞれが複数のビュー方向の各々に対応した複数の投影データを用いて、ビュー方向が対向し時間的に隣接する２つの投影データによる組合せ毎に、該投影データ間の差異を算出する差異算出手段と、前記算出された投影データ間の差異の時間変化を表示する表示手段とを備えたＸ線ＣＴ装置を提供する。

第６の観点では、本発明は、前記スキャン手段によりスキャンされている間における前記被検体の心拍の時間変化を特定する心拍特定手段をさらに備え、前記表示手段が、前記心拍特定手段により特定された心拍の時間変化と前記差異の時間変化とを時間軸を揃えて表示する、上記第５の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。

第７の観点では、本発明は、前記差異の時間変化が表示された面上で指定された任意の位置に基づいて特定の心位相を決定する特定心位相決定手段をさらに備えた、上記第５の観点または第６の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。

第８の観点では、本発明は、前記Ｘ線検出部が、前記回転軸方向に複数の検出素子列を有し、前記差異算出手段が、それぞれが個々の前記検出素子列に対応した複数の列データで構成される投影データ間において、対応する検出素子列の前記回転軸方向の位置が同じである列データ間毎に差異を算出し、該列データ間毎に算出された差異に対する平均を前記投影データ間の差異として算出する、上記第１の観点から第７の観点のいずれか１つの観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。

第９の観点では、本発明は、前記差異算出手段が、前記投影データを構成するデータのうち、前記検出面における前記回転方向での中心の近傍領域で構成される中心部に対応するデータについて差異を算出する、上記第１の観点から第８の観点のいずれか１つの観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。

第１０の観点では、本発明は、前記中心部が、前記回転の方向に２以上２０以下の検出素子数分の幅を有する、上記第９の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。

第１１の観点では、本発明は、前記差異算出手段が、前記組合せの投影データに対数変換、Ｘ線線量補正、感度補正、およびビームハードニング（ｂｅａｍ
ｈａｒｄｅｎｉｎｇ）補正のうち少なくとも１つを含む前処理を施して得られた投影データについて差異を算出する、上記第１の観点から第１０の観点のいずれか１つの観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。

第１２の観点では、本発明は、前記特定心位相決定手段により決定された特定の心位相に対応した画像を再構成する画像再構成手段をさらに備えた、上記第１の観点から第１１の観点のいずれか１つの観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。

本発明において、ビュー方向とは、前記Ｘ線照射部から前記回転の中心に向かう向きを意味する。

なお、本発明は、アキシャルスキャン（ａｘｉａｌ ｓｃａｎ）を行うＸ線ＣＴ装置だけでなく、ヘリカルスキャンを行うＸ線ＣＴ装置にも適用可能である。

本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、ビュー方向が対向し時間的に隣接する２つの投影データによる組合せ毎に投影データ間の差異を算出し、その差異の大きさに基づいて特定の心位相を決定するので、再構成した画像同士や、画像を再構成するのに必要な投影データセット同士で比較するより、扱うデータ量も少なく、また計算式の簡素化も可能になり、総合的に計算量を少なくすることができ、特定の心位相、例えば、被検体の心臓を表す画像の再構成に用いる投影データの心位相として適した心位相をより高速に決定することが可能となる。

本発明にかかる実施形態について説明する。

図１は、本発明にかかる実施形態のＸ線ＣＴ装置１についての全体構成を示すブロック（ｂｌｏｃｋ）図であり、図２は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１における要部を示す構成図である。

図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、走査ガントリ（ｇａｎｔｒｙ）２と、操作コンソール（ｃｏｎｓｏｌｅ）３と、撮影テーブル（ｔａｂｌｅ）４とを有し、撮影空間２９において被検体６をＸ線でスキャンし、そのスキャンにより得られた被検体６の投影データをローデータ（ｒａｗ
ｄａｔａ）として用いて、被検体６のスライス面についての画像を再構成によって生成する。なお、被検体６には、被検体６の生体信号をセンサ（ｓｅｎｓｏｒ）で検出して心電波形を表す信号を出力する心電計５が接続されている。

走査ガントリ２について説明する。走査ガントリ２は、操作コンソール３からの制御信号ＣＴＬ３０ａに基づいて、撮影テーブル４により撮影空間２９に移動された被検体６をＸ線でスキャンすることにより、その被検体６の投影データを得る。走査ガントリ２は、図１に示すように、Ｘ線管２０と、Ｘ線管移動部２１と、コリメータ（ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）２２と、Ｘ線検出部２３と、データ収集部２４と、Ｘ線コントローラ（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２５と、コリメータコントローラ２６と、回転部２７と、回転コントローラ２８とを有する。走査ガントリ２においては、図２に示すように、被検体６が搬入される撮影空間２９を挟むように、Ｘ線管２０とＸ線検出部２３とが配置されている。そして、コリメータ２２が、Ｘ線管２０とＸ線検出部２３との間に配置され、Ｘ線管２０から撮影空間２９の被検体６へ照射されるＸ線を遮蔽することによって成形する。そして、走査ガントリ２は、被検体６の体軸方向ｚを中心にして、Ｘ線管２０とコリメータ２２とＸ線検出部２３とを被検体６の周囲で旋回させる。これにより、被検体６の周囲における複数のビュー方向からＸ線管２０によりＸ線を照射し、Ｘ線管２０から被検体６を透過するＸ線をＸ線検出部２３が検出して、投影データを生成する。走査ガントリ２の各部について、順次、説明する。

Ｘ線管２０は、例えば、回転陽極型であり、Ｘ線を被検体６に照射する。Ｘ線管２０は、図２に示すように、Ｘ線コントローラ２５からの制御信号ＣＴＬ２５１に基づいて、所定強度のＸ線を被検体６の撮影領域にコリメータ２２を介して照射する。Ｘ線管２０から放射されたＸ線は、コリメータ２２によって遮蔽されて、例えば、コーン（ｃｏｎｅ）状に成形され、Ｘ線検出部２３に照射される。そして、Ｘ線管２０は、被検体６の周囲のビュー方向からＸ線を被検体６に照射するために、被検体６の体軸方向ｚを中心に回転部２７によって被検体６の周囲を回転移動する。つまり、Ｘ線管２０は、撮影テーブル４が被検体６を撮影空間２９に移動する方向に沿った軸を中心にして、被検体６の周囲を旋回する。

Ｘ線管移動部２１は、図２に示すように、Ｘ線コントローラ２５からの制御信号ＣＴＬ２５２に基づいて、Ｘ線管２０の放射中心を、走査ガントリ２における撮影空間２９内の被検体６の体軸方向ｚに移動させる。

コリメータ２２は、図２に示すように、Ｘ線管２０とＸ線検出部２３との間に配置されている。コリメータ２２は、例えば、Ｘ線が透過しない遮蔽板を含み、チャネル（ｃｈａｎｎｅｌ）方向ｉと列方向ｊとにそれぞれ２枚ずつ、遮蔽板が設けられている。コリメータ２２は、コリメータコントローラ２６からの制御信号ＣＴＬ２６１に基づいて、各方向に設けられた２枚の遮蔽板を独立して移動させて、Ｘ線管２０から照射されたＸ線をそれぞれの方向において遮ってコーン状に成形することにより、Ｘ線の照射範囲を調整する。つまり、コリメータ２２は、Ｘ線管２０から照射されたＸ線が通過する開口の大きさを可変することにより、Ｘ線の照射範囲を調整する。

Ｘ線検出部２３は、Ｘ線管２０から照射され被検体６を透過するＸ線を検出し、被検体６の投影データを生成する。Ｘ線検出部２３は、Ｘ線管２０と共に、回転部２７によって被検体６の周囲を回転する。そして、被検体６の周囲の複数のビュー方向において、被検体６を透過したＸ線を検出して投影データを生成する。

図２に示すように、Ｘ線検出部２３は、複数の検出素子２３ａを含み、例えば、Ｘ線管２０が撮影空間２９の被検体６の周囲を回転部２７により回転する回転方向に沿ったチャネル方向ｉと、Ｘ線管２０が回転部２７によって回転する際に中心軸となる回転軸方向に沿った列方向ｊとに検出素子２３ａがアレイ（ａｒｒａｙ）状に２次元的に配列されている。例えば、Ｘ線検出部２３は、検出素子２３ａがチャネル方向ｉに１０００個程度配列され、列方向ｊに６４個程度配列されている。つまり、Ｘ線検出部２３は、回転軸方向に並んだ複数の検出素子列を有している。１つのチャネルに相当する１つの検出素子２３ａにおける検出面の大きさは、例えば、１ｍｍ（ミリメートル）×１ｍｍ角程度、あるいは、０．５ｍｍ×０．５ｍｍ角程度を考えることができる。また、Ｘ線検出部２３は、２次元的に配列された複数の検出素子２３ａによって、円筒な凹面状に湾曲した面を形成している。

Ｘ線検出部２３を構成する検出素子２３ａは、例えば、固体検出器として構成されており、Ｘ線を光に変換するシンチレータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ）（図示なし）と、シンチレータが変換した光を電荷に変換するフォトダイオード（ｐｈｏｔｏ
ｄｉｏｄｅ）（図示なし）とを有する。なお、検出素子２３ａは、これに限定されるものではなく、例えば、カドミウム・テルル（ＣｄＴｅ）などを利用した半導体検出素子、あるいはキセノン（Ｘｅ）ガス（ｇａｓ）を利用した電離箱型の検出素子であって良い。

データ収集部２４は、Ｘ線検出部２３からの投影データを収集するために設けられている。データ収集部２４は、Ｘ線検出部２３のそれぞれの検出素子２３ａが検出したＸ線による投影データを収集して、操作コンソール３に出力する。図２に示すように、データ収集部２４は、選択・加算切換回路（ＭＵＸ，ＡＤＤ）２４１とアナログ−デジタル（ａｎａｌｏｇ−ｄｉｇｉｔａｌ）変換器（ＡＤＣ）２４２とを有する。選択・加算切換回路２４１は、Ｘ線検出部２３の検出素子２３ａによる投影データを、中央処理装置３０からの制御信号ＣＴＬ３０３に応じて選択し、あるいは組合せを変えて足し合わせ、その結果をアナログ−デジタル変換器２４２に出力する。アナログ−デジタル変換器２４２は、選択・加算切換回路２４１において選択あるいは任意の組合せで足し合わされた投影データをアナログ信号からデジタル信号に変換して中央処理装置３０に出力する。

Ｘ線コントローラ２５は、図２に示すように、中央処理装置３０からの制御信号ＣＴＬ３０１に応じて、Ｘ線管２０に制御信号ＣＴＬ２５１を出力し、Ｘ線の照射を制御する。Ｘ線コントローラ２５は、例えば、Ｘ線管２０の管電圧や管電流、照射時間などを制御する。また、Ｘ線コントローラ２５は、中央処理装置３０による制御信号ＣＴＬ３０１に応じて、Ｘ線管移動部２２１に対し制御信号ＣＴＬ２５２を出力し、Ｘ線管２０の放射中心を体軸方向ｚに移動するように制御する。

コリメータコントローラ２６は、図２に示すように、中央処理装置３０からの制御信号ＣＴＬ３０２に応じてコリメータ２２に制御信号ＣＴＬ２６１を出力し、Ｘ線管２０から被検体６へ照射されたＸ線を成形するように、コリメータ２２を制御する。

回転部２７は、図１に示すように、円板形状であり、中心部分に撮影空間２９が形成されている。回転部２７は、回転コントローラ２８からの制御信号ＣＴＬ２８に応じて、例えば、モータ（ｍｏｔｏｒ）（図示なし）を駆動し、撮影空間２９内における被検体６の体軸方向ｚを中心にして回転する。回転部２７には、Ｘ線管２０とＸ線管移動部２１とコリメータ２２とＸ線検出部２３とデータ収集部２４とＸ線コントローラ２５とコリメータコントローラ２６とが搭載されている。回転部２７は、スリップリング（ｓｌｉｐ
ｒｉｎｇ）（図示なし）を介して、各部に電力を供給する。そして、回転部２７は、各部を被検体６の周囲に回転移動させ、撮影空間２９に搬入される被検体６と各部との位置関係を回転方向にて相対的に変化させる。回転部２７が回転することによって、被検体６の周囲から複数のビュー方向ごとにＸ線管２０がＸ線を被検体６に照射することが可能になり、被検体６を透過したＸ線をＸ線検出部２３がそれぞれのビュー方向ごとに検出することが可能になる。

回転コントローラ２８は、図１および図２に示すように、操作コンソール３の中央処理装置３０による制御信号ＣＴＬ３０４に基づいて、回転部２７に制御信号ＣＴＬ２８を出力し、回転部２７が回転するように制御する。

操作コンソール３について説明する。操作コンソール３は、図１に示すように、中央処理装置３０と、入力装置３１と、表示装置３２と、記憶装置３３とを有する。各部について、順次、説明する。

操作コンソール３における中央処理装置３０は、オペレータ（ｏｐｅｒａｔｏｒ）により入力装置３１に入力される指令に基づいて、種々の処理を実施する。中央処理装置３０は、コンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）と、このコンピュータを種々の手段として機能させるプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）とを含む。

中央処理装置３０は、図１に示すように、制御部３０１と、心拍特定部３０２と、前処理部３０３と、差異算出部３０４と、特定心位相決定部３０５と、画像再構成部３０６とを有する。

制御部３０１は、Ｘ線ＣＴ装置１の各部を制御するために設けられている。制御部３０１は、オペレータにより入力装置３１に入力された指令に基づいて各部を制御する。例えば、制御部３０１は、オペレータにより入力装置３１に入力されたスキャンを開始する指令に基づいて各部を制御しスキャンを実施する。具体的には、制御部３０１は、撮影テーブル４に制御信号ＣＴＬ３０ｂを出力し、撮影テーブル４に被検体６を撮影空間２９へ搬送させて移動させる。そして、制御部３０１は、回転コントローラ２８に制御信号ＣＴＬ３０４を出力して、走査ガントリ２の回転部２７を所定の回転角度に固定させたり、あるいは所定の回転周期で回転させたりする。そして、制御部３０１は、Ｘ線管２０からＸ線を照射するように、制御信号ＣＴＬ３０１をＸ線コントローラ２５に出力する。そして、制御部３０１は、制御信号ＣＴＬ３０２をコリメータコントローラ２６に出力し、コリメータ２２を制御してＸ線を成形する。また、制御部３０１は、制御信号ＣＴＬ３０３をデータ収集部２４に出力し、Ｘ線検出部２３の検出素子２３ａが得る投影データを収集するように制御する。なお、ここでは、実施形態の説明を簡単にするため、制御部３０１は、各部を制御して定速回転によるアキシャルスキャンを実施する。すなわち、撮影テーブル４を停止させた状態で回転部２７の回転周期を一定にして所定の時間間隔で投影データを順次収集する。これにより、各投影データはそのビュー方向が一定の角度刻み、例えば１°刻みで割り当てられるように収集される。

心拍特定部３０２は、走査ガントリ２によりスキャンされている間における被検体６の心拍の時間変化を特定する。ここでは、心電計５が、被検体６の生体信号をセンサで検出して被検体６の心電信号を生成し、操作コンソール３の中央処理装置３０に送信する。心拍特定部３０２は、その心電信号を受信して被検体６の心電波形を特定する。

前処理部３０３は、走査ガントリ２のデータ収集部２４により収集された投影データに対して、オフセット（ｏｆｆｓｅｔ）補正、対数変換、Ｘ線線量補正、感度補正およびビームハードニング補正を含む前処理を施す。ここで、対数変換とは、Ｘ線検出部で得られたデータを対数変換する処理である。Ｘ線線量補正とは、照射されるＸ線の線量の空間的な不均一性を把握して、収集されたデータを補正する処理である。感度補正とは、Ｘ線検出部を含むデータ収集系におけるＸ線の空間的な位置またはエネルギー（ｅｎｅｒｇｙ）に応じた検出感度を把握して、収集されたデータを補正する処理である。ビームハードニング補正とは、ビームハードニング現象による線質変化を考慮して、収集されたデータを補正する処理である。なお、コーン角補正はここでの前処理に含まれていてもよい。また、チャネル方向の個々のデータがファン（ｆａｎ）状に広がる個々のＸ線経路に対応した投影データのセットを、チャネル方向の個々のデータが互いに平行な個々のＸ線経路に対応した投影データのセットに並び換える、いわゆるファン−パラ（ｆａｎ−ｐａｒａｌｌｅｌ）変換、関数フィルタ（ｆｉｌｔｅｒ）の重畳は、ここでの前処理に含まれず、画像再構成部３０６による再構成処理に含まれる。

差異算出部３０４は、前処理部３０３により前処理が施された複数の投影データに基づいて、ビュー方向が対向し時間的に隣接する２つの投影データによる組合せ、すなわち、ビュー方向に対応する回転部２７の回転位置が１８０°分ずれた２つの投影データによる組合せ毎に、投影データ間の差異を算出する。

ここでは、差異算出部３０４は、それぞれが個々の検出素子列に対応した複数の列データで構成される投影データ間において、対応する検出素子列の列方向ｊの位置が同じである列データ間毎に差異を算出し、列データ間毎に算出された差異に対する平均をその投影データ間の差異として算出する。つまり、列データ間の差異の算出に用いる列データの組合せは、アキシャルスキャンでは、同じ検出素子列で得られた２つの列データとなり、また、ヘリカルスキャンでは、それぞれが異なる検出素子列で得られた２つの列データとなる。

また、差異算出部３０４は、投影データを構成するデータのうち、Ｘ線検出部２３の検出面におけるチャネル方向ｉでの中心（線）の近傍領域で構成される中心部に対応するデータについてのみ差異を算出する。

ビュー方向が対向する２つの投影データ間では、特にＸ線検出部２３の中心部で得られたデータに関し、Ｘ線のパスが略重なる。そのため、この２つの投影データ間の差異には、ビュー方向が１８０°回転する間、すなわち、走査ガントリ２の回転部２７が１８０°回転する間に被検体６が動いた量が反映される。したがって、この差異をビュー方向が互いに１８０°分ずれた２つの投影データによる組合せ毎に算出してその差異の変化を見ることにより、被検体６の動いた量の時間変化を知ることができる。なお、現時点では、回転部２７の回転周期は、０．３５秒／回転が実現されている。この場合、回転部２７を１８０°分回転するのに要する時間は約０．１７５秒であり、この程度の時間差であれば被検体６の心臓の動きを検出することが可能である。

図３は、Ｘ線検出部２３における中心部Ｃの一例を示す図である。中心部Ｃとしては、例えば、図３に示すように、チャネル方向（回転方向）ｉでの中心線を対称軸Ｌとして、チャネル方向ｉに１以上４０以下である所定チャネル（検出素子）数分の幅ｗ、列方向ｊに１以上Ｘ線検出部２３の全列数以下である所定列数分の幅ｄを有する部分とすることができる。しかし好適には、チャネル方向の幅ｗは２〜２０チャネル分程度である。これは、幅ｗが大きいと、差異の算出に用いる２つのデータ間でＸ線のパス（ｐａｔｈ）のずれが大きくなるし、また幅ｗが１チャネル分しかないと、被検体６の微小な位置変動やノイズ（ｎｏｉｓｅ）によるデータ値の変動が生じやすく信頼性に欠けるからである。一方、列方向の幅ｄは、あまり制約を受けない。これは、コーン角補正により、実質的にＸ線のパスのずれを抑制することができるからである。したがって、例えば、中心部Ｃのチャネル方向の幅ｗを１０チャネル分、列方向の幅ｄを６４列分とすることができる。なお、コーン角補正を行わない場合には、列方向の幅ｄを小さくする必要がある。

ここで、ビュー方向が対向し時間的に隣接する２つの投影データによる組合せ毎に投影データ間の差異を算出する手順について説明する。

図４は、ビュー方向が対向し時間的に隣接する２つの投影データによる組合せ毎に投影データ間の差異を算出する様子を示す概念図である。図４に示すように、ここでは、スキャンによって順次収集された個々の投影データを識別番号ｖで識別し、全投影データをＰ_１〜Ｐ_ｍとする。図４では、各投影データのビュー方向が理解し易いように、そのビュー方向に対応する回転部２７の回転位置を模式化して添えている。

まず、差異算出部３０４は、ビュー方向が対向し時間的に隣接する２つの投影データによる組合せをそれぞれ特定する。ここで、ビュー方向が１８０°回転するまでに収集される投影データの数をｚとすると、識別番号ｖの投影データＰ_ｖと識別番号ｖ＋ｚの投影データＰ_ｖ+ｚとが組合せＧ_ｖを構成する。

次に、差異算出部３０４は、組合せＧ_ｖ毎に、組合せＧ_ｖを構成する２つの投影データＰ_ｖとＰ_ｖ+ｚについて、次式により列データ間毎の差異を算出する。

Δｐｃ_{ｖ_ｒ}＝Ａｖｅ{｜ｐ_{ｖ_ｒ}(c)−ｐ_{ｖ＋ｚ_ｒ}(c)｜／ｐ_{ｖ_ｒ}(c)} ，
（c＝cs,…,ce）
or Ｍａｘ{｜ｐ_{ｖ_ｒ}(c)−ｐ_{ｖ＋ｚ_ｒ}(c)｜／ｐ_{ｖ_ｒ}(c)} ，
（c＝cs,…,ce）
…（１）

ここで、Δｐｃ_{ｖ_ｒ}は列データｐ_{ｉ_ｖ}とｐ_{ｖ＋ｚ_ｒ}との差異、ｒは列番号、ｚはビュー方向が１８０°回転するまでに収集される投影データの数、Ａｖｅは平均値を取る関数、Ｍａｘは最大値を取る関数、ｃはチャネル番号、csは中心部Ｃの開始チャネル番号、ceは中心部Ｃの終了チャネル番号、ｐ_{ｖ_ｒ}(c)は列データｐ_{ｖ_ｒ}におけるチャネルｃのデータ値である。

すなわち、組合せＧ_ｖを構成する２つの投影データＰ_ｖとＰ_ｖ+ｚを考えた場合、列番号ｒが同じである列データの組合せ毎に、列データのうち中心部Ｃ（チャネル番号ｃ＝cs，・・・，ce）に対応するデータについて、列データ間の差異を算出する。この列データ間の差異は、チャネル番号ｃが同じであるデータ値ｐ_{ｖ_ｒ}(c)，ｐ_{ｖ＋ｚ_ｒ}(c)の組合せ毎に差異を求め、求められた複数の差異に対する代表値、例えば、平均値や最大値として求める。このデータ値間の差異は、これらデータ値間の差分｜ｐ_{ｖ_ｒ}(c)−ｐ_{ｖ＋ｚ_ｒ}(c)｜を一方のデータ値の大きさｐ_{ｖ_ｒ}(c)で規格化して求める。

差異算出部３０４は、列データ間毎に差異Δｐｃ_{ｖ_ｒ}が得られると、これら列データ間毎に算出された差異に対する平均を投影データＰ_ｖとＰ_ｖ+ｚとの間の差異ΔＰ_ｖとして算出する。

上記のようにして組合せＧ_ｖ毎に算出された差異ΔＰ_ｖを、その差異の算出に用いた２つの投影データに対応する時点、例えば、それら２つの投影データが収集された各時点の中間時点と対応させてプロット（ｐｌｏｔ）することにより、差異の時間変化を求めることができる。

図５は、差異の時間変化を表す曲線Ｓの一例を示す図である。図５では、横軸は、差異ΔＰ_ｖの算出に用いた２つの投影データに対応する時点ｔ、縦軸は、差異ΔＰ_ｖの大きさを表している。この図において、差異が大きいところは被検体６の動きが大きく、差異の小さいところは被検体６の動きが小さいと考えることができる。

特定心位相決定部３０５は、投影データに対応する時点を表す時間軸上で特定の心位相に対応する時点を決定する。本実施形態では、特定心位相決定部３０５は、特定の心位相として心臓の動きが最も穏やかになるいわゆる至適心位相に対応する時点を決定する。

特定心位相決定部３０５は、まず、差異算出部３０４により算出された差異に基づいて至適心位相の候補に対応する時点を１つ以上決定する。至適心位相の候補に対応する時点を決定する方法としては種々考えることができるが、ここでは、特定心位相決定部３０５は、所定のしきい値以下であり極小となる差異を、値が小さい順に所定数、選択する。また、特定心位相決定部３０５は、上記のように選択された差異Δｐｃｓ_iのうち、心拍特定部３０２により特定された心電波形において収縮期または拡張期が含まれると考えられる期間、例えば、心位相が３５〜５５％または６５〜８５％となる期間内の時点に対応する差異のみを残し、他の差異を外す。そして、残った差異Δｐｃｓ_ｊに対応する時点、すなわち、差異Δｐｃｓ_ｊの算出に用いた投影データに対応する時点を、至適心位相の候補に対応する時点として決定する。このようにすれば、至適心位相と似た特徴を持つ非至適心位相に対応した時点を、誤って候補として決定してしまう可能性を低く抑えることができ、候補の信頼性が向上する。

決定された至適心位相の候補に対応する時点は、後述の如く、表示装置３２により表示される。

特定心位相決定部３０５は、次に、至適心位相に対応する時点を決定する。至適心位相に対応する時点を決定する方法としては種々考えることができるが、ここでは、特定心位相決定部３０５は、オペレータにより至適心位相の候補に対応する時点のうちいずれか１つを選択する指令が入力されると、選択された時点を至適心位相に対応する時点として決定し、または、オペレータにより指定された任意の時点を至適心位相に対応する時点として決定する。例えば、表示装置３２の表示面に、心電波形、差異の時間変化、および至適心位相の候補に対応する時点を特定する矢印記号が表示されており、オペレータはその画面上に表示されるポインタ（ｐｏｉｎｔｅｒ）をマウス（ｍｏｕｓｅ）などで操作して、至適心位相の候補に対応する時点を特定する矢印記号のうちいずれかをクリック（ｃｌｉｃｋ）していずれかの候補の時点を選択したり、上記矢印記号以外の任意の位置をクリックしてその位置の座標に基づく任意の時点を指定したりする。

画像再構成部３０６は、データ収集部２４により収集された投影データに基づいて被検体６断層面についての画像を再構成する。ここでは、画像再構成部３０６は、特定心位相決定部３０５により決定された至適心位相に対応した時点の画像を再構成する。すなわち、その決定された至適心位相に対応する時点を中心とする所定の期間内に収集された投影データであって、再構成するのに必要なビュー方向範囲の投影データを用いて画像を再構成する。

操作コンソール３の入力装置３１は、例えば、キーボード（ｋｅｙｂｏｒｄ）やマウスなどにより構成されている。入力装置３１は、オペレータの入力操作に基づいて、スキャン条件や被検体６の情報などの各種情報や指令を中央処理装置３０に入力する。例えば、入力装置３１は、オペレータからのスキャンを開始する指令を入力したり、至適心位相決定部３０５による決定に関するオペレータからの指令を入力したりする。

操作コンソール３の表示装置３２は、例えば、ＣＲＴを含み、中央処理装置３０からの指令に基づき、表示面に種々の画像を表示する。

ここでは、表示装置３２は、心拍特定部３０２により特定された心電波形と、差異算出部３０４により求められた差異の時間変化とを時間軸を揃えて表示し、さらに、特定心位相決定部３０５により決定された至適心位相の候補に対応する時点を特定する情報を表示する。これにより、至適心位相として推奨される時点が表示装置３２の画面を通じてオペレータに提供される。

図６は、心電波形、差異の時間変化、および至適心位相の候補に対応する時点を特定する情報が表示された表示装置３２の表示面の一例を示す図である。この例では図６に示すように、中央に時間軸ｔが表示され、上段に心電波形Ｈ、下段に差異の時間変化を示す曲線Ｓが表示されている。また、時間軸ｔ上には、収縮期または拡張期を含む期間Ｒ_ｉをそれぞれ特定する記号Ｗ_ｉと、至適心位相の候補Ｋ_ｉを特定する矢印記号Ｍ_ｉがそれぞれ表示されている。差異の時間変化を示す曲線Ｓは、その差異の値に応じて色が変わるように表示される。例えば、差異の値が大きいほど赤に近い色となり、差異の値が小さいほど緑に近い色となるように表示する。

また、表示装置３２は、画像再構成部３０６により生成された被検体６のスライス面についての画像を表示する。

操作コンソール３の記憶装置３３は、メモリ（ｍｅｍｏｒｙ）により構成されており、プログラムなどのデータを記憶する。記憶装置３３は、その記憶されたデータが必要に応じて中央処理装置３０にアクセス（ａｃｃｅｓｓ）される。

撮影テーブル４は、撮影空間２９の内部と外部との間で被検体６を移動する。ここでは、撮影テーブル４は、水平方向にスライド可能なクレードル（ｃｒａｄｌｅ）４ａを有し、被検体６が載置されたクレードル４ａを水平方向にスライド（ｓｌｉｄｅ）させることにより被検体６を移動させる。

本実施形態のＸ線ＣＴ装置１における動作について説明する。

図７は、Ｘ線ＣＴ装置１における動作の流れを示すフロー（ｆｌｏｗ）図である。

制御部３０１は、各部を制御して、被検体６の心臓をスライス位置としてスキャンするとともに、心拍特定部３０２が心電計５から送られてくる信号を受信して、被検体６をスキャンしている間の被検体６の心電波形を取得する（Ｓ１）。なお、ここでは、１心拍以上に相当する期間、および、回転部２７の１．５回転分以上に相当するビュー方向の投影データＰr_１〜Ｐr_ｍを収集する。収集された投影データＰr_１〜Ｐr_ｍと取得された心電波形のデータは、記憶装置３３に送られ記憶される。

制御部３０１は、記憶装置３３から投影データＰr_１〜Ｐr_ｍを読出し前処理部３０２に送る。前処理部３０２は、投影データＰr_１〜Ｐr_ｍに対してオフセット補正、Ｘ線線量補正、感度補正、およびビームハードニング補正を含む前処理を施して処理済の投影データＰ_１〜Ｐ_ｍを生成し、これら処理済の投影データＰ_１〜Ｐ_ｍを記憶装置３３に送る（Ｓ２）。

ここで、制御部３０１は、識別番号ｖを１に初期化する（Ｓ３）。

制御部３０１は、投影データＰ_１〜Ｐ_ｍの中で、ビュー方向が対向し時間的に隣接する２つの投影データによる組合せＧ_ｖ＝（Ｐ_ｖ，Ｐ_ｖ＋ｚ）を特定し（Ｓ４）、組合せＧ_ｖを構成する投影データＰ_ｖ，Ｐ_ｖ＋ｚを記憶装置３３から読み出して、差異算出部３０４に送る。
差異算出部３０４は、投影データＰ_ｖ，Ｐ_ｖ＋ｚに対し、各列データｐ_{ｖ_ｒ}，ｐ_{ｖ＋ｚ_ｒ}（ｒ＝１，２，…）の中心部Ｃに対応するデータについて、列データ間の差異Δｐｃ_{ｖ_ｒ}（＝Ａｖｅ{｜ｐ_{ｖ_ｒ}(c)−ｐ_{ｖ＋ｚ_ｒ}(c)｜／ｐ_{ｖ_ｒ}(c)} ，（c＝cs,…,ce））を算出する（Ｓ５）。差異算出部３０４は、さらに、これら列データ間毎に算出された差異に対する平均を投影データＰ_ｖとＰ_ｖ+ｚとの間の差異ΔＰ_ｖとして算出する（Ｓ６）。

制御部３０１は、式ｖ＋ｚ＜ｍが肯定されるか否かを判定し、差異の算出対象となる投影データの組合せが残っているかを確認する（Ｓ７）。ここで、式ｖ＋ｚ＜ｍが肯定される、すなわち差異の算出対象となる組合せが残っていると判定されたときには、制御部３０１は、ｖをインクリメント（ｉｎｃｌｅｍｅｎｔ）し（Ｓ８）、ステップ（ｓｔｅｐ）Ｓ３に戻って次の投影データの組合せを特定する。一方、式ｖ＋ｚ＜ｍが否定される、すなわち差異の算出対象となる組合せが残っていないと判定されたときには、次のステップに進み、特定心位相決定部３０５により至適心位相の候補を決定する処理が開始される。

特定心位相決定部３０５は、差異算出部３０４により算出された投影データ間の差異に基づいて、差異の時間変化を求めるとともに、所定のしきい値以下であり極小となる差異を、値が小さい順に所定数、選択する（Ｓ９）。特定心位相決定部３０５は、さらに、選択された差異Δｐｃｓ_ｉのうち、心拍特定部３０２により特定された心電波形において収縮期または拡張期が含まれると考えられる期間内の時点に対応した差異のみを残し、他の差異を外す（Ｓ１０）。特定心位相決定部３０５は、残った差異Δｐｃｓ_ｊに対応する時点、すなわち、差異Δｐｃｓ_ｊが算出された投影データに対応する時点を、至適心位相の候補に対応する時点として決定する（Ｓ１１）。

表示装置３２は、心拍特定部３０２により特定された被検体６の心電波形Ｈと、特定心位相決定部３０５により求められた差異の時間変化を表す曲線Ｓと、特定心位相決定部３０５により決定された至適心位相の候補に対応する時点を特定する記号Ｍとを、同一表示面上に表示する（Ｓ１２）。オペレータは、この表示面を見ることにより、心電波形と差異の時間変化とを対比して確認したり、至適心位相の候補に対応する時点がどの時点であるかを認識したりして、至適心位相として決定すべき時点を検討することができる。

特定心位相決定部３０５は、ここで、オペレータにより至適心位相の候補に対応する時点のうちいずれか１つを選択する指令が入力されると、選択された時点を至適心位相に対応する時点として決定する。また、特定心位相決定部３０５は、オペレータにより表示装置３２の表示面上で指定された任意の時点を至適心位相に対応する時点として決定する（Ｓ１３）。

画像再構成部３０６は、特定心位相決定部３０５により決定された至適心位相に対応する時点を中心とする所定の期間内に収集された投影データであって、再構成するのに必要なビュー方向範囲の投影データを記憶装置３３から読み出し、それらの投影データを用いて画像を再構成する。（Ｓ１４）。

表示装置３２は、画像再構成部３０６により再構成された画像を表示面に表示する（Ｓ１５）。

このように、上記の実施形態によれば、ビュー方向が対向し時間的に隣接する２つの投影データによる組合せ毎に投影データ間の差異を算出し、その差異の大きさに基づいて特定の心位相を決定するので、再構成した画像同士や、画像を再構成するのに必要な投影データセット同士で比較するより、扱うデータ量も少なく、また計算式の簡素化も可能になり、総合的に計算量を少なくすることができ、特定の心位相、例えば、被検体の心臓を表す画像の再構成に用いる投影データの心位相として適した心位相をより高速に決定することが可能となる。

また、上記の実施形態によれば、被検体６の心電波形Ｈと差異の時間変化を表す曲線Ｓとを時間軸を揃えて表示しているので、オペレータが被検体６の心拍の状態とそのときの被検体６の心臓の動きを想像することができ、真の至適心位相を推測することができる。

また、上記の実施形態によれば、差異の時間変化と至適心位相の候補とが表示された面上で、候補を選択して、または、任意の心位相を指定して至適心位相を決定するので、差異の時間変化、候補を参照しながら、所望の心位相を至適心位相として決定することができ、自由度の高い決定が可能である。

なお、本発明の実施に際しては、上記した実施の形態に限定されるものではなく、種々の変形形態を採用することができる。

上記の実施形態においては、特定心位相決定部３０５は、算出された投影データ間の差異が所定のしきい値以下であり極小となる時点を、差異が小さい順に所定数、至適心位相の候補に対応する時点として決定しているが、例えば、特定心位相決定部３０５は、算出された差異が最小となる時点を、至適心位相の候補に対応する時点として決定してもよい。ただし、最小となる差異が時間的に隣接する他の差異や２番目に小さい差異と比して極端に小さい場合など、信頼性が疑われる事情がある場合には、そのような最小となる差異を除外し、次に小さい差異に対応した時点を候補として決定してもよい。また、例えば、差異算出部３０４は、列データ間毎に算出された差異に対する平均とその分散とを算出し、特定心位相決定部３０５は、その平均と分散に基づいて特定の心位相を決定していもよい。具体例としては、その平均と分散を重み付け加算、例えば、７対３の割合で加算することにより得られるスコアが最小となる心位相を特定の心位相として決定する。また、例えば、特定心位相決定部３０５は、差異の時間変化を表す曲線において、臨床画像などのサンプルデータを参照して事前に定義された所定のパターン曲線と所定レベル以上の類似度で合致する曲線部分を特定し、特定された曲線部分における所定の位置の時点を、至適心位相の候補に対応する時点として決定してもよい。

また、上記の実施形態においては、表示装置３２は、心電波形Ｈと差異の時間変化を表す曲線Ｓとをそれぞれ別の段に表示しているが、例えば、表示装置３２は、差異の時間変化と候補に対応する時点を特定する情報とを表示し、心電波形は表示しないようにしてもよい。また、例えば、表示装置３２は、心電波形Ｈと差異の時間変化を示す曲線Ｓとを重ねて表示してもよい。また、例えば、表示装置３２は、差異の値に応じて色が変わるバーを表示してもよい。また、例えば、表示装置３２は、心電波形そのものの色を対応する差異の大きさに応じて変えて表示してもよい。また、例えば、表示装置３２は、画像再構成部３０６にて再構成に用いる投影データが収集された時間的範囲を特定する情報、例えば枠などを表示してもよい。

また、上記の実施形態においては、心拍特定部３０２は、心電計５から送信された心電信号を略リアルタイムで受信して被検体６の心電波形を特定しているが、例えば、心拍特定部３０２は、心電計５が内蔵メモリに記憶した心電波形のデータをスキャン実施後にまとめて受信して心電波形を特定してもよい。

また、上記の実施形態においては、差異算出部３０４は、ファン−パラ変換前の投影データについて差異を算出しているが、投影データを構成するチャネルデータ間について対応する時点のずれが許容できる場合には、ファン−パラ変換後の投影データについて差異を算出してもよい。

また、上記の実施形態においては、本発明をレトロスペクティブ再構成法に適用した例について説明したが、本発明は、プロスペクティブ再構成法にも適用可能である。つまり、本発明によれば、差異の算出に用いる計算量が少ないので、差異算出部３０４は、組合せを構成する２つの投影データが得られる毎に即時これら投影データ間の差異を算出することもでき、このようにすれば、スキャンを実施しているその場で至適心位相を決定することができる。

また、上記の実施形態においては、特定心位相決定部３０５は、心臓の動きが最も穏やかな至適心位相を特定の心位相として決定しているが、至適心位相以外の心位相を特定の心位相として決定してもよい。

本発明にかかる実施形態において、Ｘ線ＣＴ装置１についての全体構成を示すブロック図である。 本発明にかかる実施形態において、Ｘ線ＣＴ装置１の要部を示す構成図である。 本発明にかかる実施形態において、Ｘ線検出部２３における中心部Ｃの一例を示す図である。 本発明にかかる実施形態において、ビュー方向が対向する２つの投影データによる組合せ毎に中心部Ｃに対応したデータ間で差異を算出する概念を示す図である。 本発明にかかる実施形態において、差異の時間変化を表す曲線Ｓの一例を示す図である。 本発明にかかる実施形態において、心電波形、差異の時間変化、および至適心位相の候補が表示された表示装置３２の表示面の一例を示す図である。 本発明にかかる実施形態において、Ｘ線ＣＴ装置１における動作の流れを示すフロー図である。

符号の説明

１…Ｘ線ＣＴ装置（Ｘ線ＣＴ装置）、
２…走査ガントリ（スキャン手段）、
３…操作コンソール、
４…撮影テーブル、
５…心電計、
６…被検体、
２０…Ｘ線管（Ｘ線照射部）、
２１…Ｘ線管移動部、
２２…コリメータ、
２３…Ｘ線検出部（Ｘ線検出部）、
２４…データ収集部、
２５…Ｘ線コントローラ、
２６…コリメータコントローラ、
２７…回転部、
２８…回転コントローラ、
２９…撮影空間、
３０…中央処理装置、
３１…入力装置、
３２…表示装置、
３３…記憶装置、
３０１…制御部、
３０２…心拍特定部（心拍特定手段）、
３０３…前処理部、
３０４…差異算出部（差異算出手段）、
３０５…特定心位相決定部（特定心位相決定手段）、
３０６…画像再構成部（画像再構成手段）、

Claims (11)

1. 被検体を挟んで相対向して配置された、Ｘ線照射部と複数の検出素子により検出面が構成されるＸ線検出部とを有し、該Ｘ線照射部とＸ線検出部とを回転軸の周りに回転させながら前記被検体をスキャンしてビュー方向毎に投影データを収集するスキャン手段を備えたＸ線ＣＴ装置において、
   前記スキャン手段により収集された、それぞれが複数のビュー方向の各々に対応した複数の投影データを用いて、ビュー方向が対向し時間的に隣接する２つの投影データによる組合せ毎に、投影データ間の差異を算出する差異算出手段であって、前記投影データを構成するデータのうち、前記検出面における前記回転方向での中心の近傍領域で構成される中心部に対応するデータについて差異を算出する差異算出手段と、
   前記差異算出手段により算出された差異に基づいて、特定の心位相を決定する特定心位相決定手段とを備えたＸ線ＣＴ装置。
2. 前記中心部は、前記回転の方向に２以上２０以下の検出素子数分の幅を有する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記特定心位相決定手段は、前記算出された投影データ間の差異の中で値が最小となる差異に対応する心位相を特定の心位相として決定する、請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記特定心位相決定手段は、前記算出された投影データ間の差異の中で、値が所定のしきい値以下であり前記差異の時間変化において極小となる差異に対応する心位相のうちいずれかを特定の心位相として決定する、請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記スキャン手段によりスキャンされている間における前記被検体の心拍の時間変化を特定する心拍特定手段をさらに備え、
   前記特定心位相決定手段は、前記心拍特定手段により特定された心拍の時間変化にも基づいて前記特定の心位相を決定する、請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 被検体を挟んで相対向して配置された、Ｘ線照射部と複数の検出素子により検出面が構成されるＸ線検出部とを有し、該Ｘ線照射部とＸ線検出部とを回転軸の周りに回転させながら前記被検体をスキャンしてビュー方向毎に投影データを収集するスキャン手段を備えたＸ線ＣＴ装置において、
   前記スキャン手段により収集された、それぞれが複数のビュー方向の各々に対応した複数の投影データを用いて、ビュー方向が対向し時間的に隣接する２つの投影データによる組合せ毎に、該投影データ間の差異を算出する差異算出手段であって、前記投影データを構成するデータのうち、前記検出面における前記回転方向での中心の近傍領域で構成される中心部に対応するデータについて差異を算出する差異算出手段と、
   前記算出された投影データ間の差異の時間変化を表示する表示手段とを備えたＸ線ＣＴ装置。
7. 前記スキャン手段によりスキャンされている間における前記被検体の心拍の時間変化を特定する心拍特定手段をさらに備え、
   前記表示手段は、前記心拍特定手段により特定された心拍の時間変化と前記差異の時間変化とを時間軸を揃えて表示する、請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記差異の時間変化が表示された面上で指定された任意の位置に基づいて特定の心位相を決定する特定心位相決定手段をさらに備えた、請求項６または請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 前記Ｘ線検出部は、前記回転軸方向に複数の検出素子列を有し、
   前記差異算出手段は、それぞれが個々の前記検出素子列に対応した複数の列データで構成される投影データ間において、対応する検出素子列の前記回転軸方向の位置が同じである列データ間毎に差異を算出し、該列データ間毎に算出された差異に対する平均を前記投影データ間の差異として算出する、請求項１から請求項８のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
10. 前記差異算出手段は、前記組合せの投影データに対数変換、Ｘ線線量補正、感度補正、およびビームハードニング補正のうち少なくとも１つを含む前処理を施して得られた投影データについて差異を算出する、請求項１から請求項９のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
11. 前記特定心位相決定手段により決定された特定の心位相に対応した画像を再構成する画像再構成手段をさらに備えた、請求項１から請求項１０のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。

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