JP5214916B2 - Ｘ線ｃｔ装置及びそのデータ処理方法 - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線を被検体に照射して収集されたＸ線検出データから被検体の診断画像を再構成するＸ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置及びＸ線ＣＴ装置のデータ処理方法に係り、特に複数の管球を備えたＸ線ＣＴ装置及びＸ線ＣＴ装置のデータ処理方法に関する。

Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管の管球からＸ線を被検体に照射し、Ｘ線検出器により収集されたＸ線検出データに画像再構成処理を施すことにより、被検体の診断画像を再構成する装置である。このＸ線ＣＴ装置を用いた診断画像の再構成手法の１つとして、ハーフ再構成がある。ハーフ再構成は、通常の画像再構成処理が被検体に対して３６０度方向分のデータを検出して診断画像を再構成するのに対し、３６０度未満の投影データ（一般に１８０度＋ファン角度の投影データ）を使用して１枚の画像を生成することで診断画像を再構成するものである。

このハーフ再構成技術は、少ない角度範囲の投影データから画像を再構成することができ、時間分解能の高い画像を得ることができるため、心臓等の局所的な動きがある部分の画像を得る際にしばしば用いられる。特に、心電同期で収集された３６０度未満のＸ線検出データのハーフ再構成により心臓の画像を得ることにより、動きの影響の少ない画像を得ることができる。

図１２は、従来のＸ線ＣＴ装置により心電同期でハーフ再構成用のデータを収集する方法を説明する概念図である。

図１２に示されるように、ＥＣＧ（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）信号の拍動間に於いて、管球＃１からＸ線が被検体に照射され、Ｘ線検出器によりハーフ分のデータＤｈが収集される。また、図１２のハーフ分のデータＤｈは、およそ２１０〜２４０度程度であるが、例えば２４０度分程度のデータとされる。

しかしながら、１分間に於ける拍動の回数が１２０ｂｐｍの場合には、１心拍の時間ｔｂは０．５ｓｅｃであるため、１心拍でデータ収集する場合には、相当する時間分解能が要求される。ところが、通常は１心拍で十分なハーフ分のデータ収集が困難である場合が多く、従来、複数心拍に亘ってセグメント毎に分割してハーフ分のデータを収集する手法が考案されている。

図１３は、従来のＸ線ＣＴ装置により、心電同期でハーフ再構成用のデータをセグメント毎に分割して収集する手法を説明する概念図である。

図１３の管球軌跡Ｐに示されるように、管球を被検体周りにヘリカルに移動させ、１心拍目Ｂ１に於いてハーフ分のデータの１セグメント分Ｓ１を、２心拍目Ｂ２及び３心拍目Ｂ３に於いてそれぞれハーフ分のデータの２セグメント分Ｓ２及び３セグメント分Ｓ３を収集する手法が考案されている。そして、３心拍に亘るデータ収集により、再構成面Ｙに於ける２４０度程度のハーフ分のデータを得ることができる。

一方、時間分解能を向上させる試みとして、多管球Ｘ線ＣＴ装置が考案されている。多管球Ｘ線ＣＴ装置は、複数の管球をＸ線ＣＴ装置に設け、各管球からそれぞれ被検体に照射されたＸ線を、それぞれの管球に対向配置されたＸ線検出器で検出する装置である。

この多管球Ｘ線ＣＴ装置では、特に、３つの管球を備えた３管球Ｘ線ＣＴ装置が考案されている。３管球Ｘ線ＣＴ装置の場合には、３つの管球と検出器のペアを１２０度に均等配置した装置が考案されている（例えば、下記特許文献１及び特許文献２参照）。この３管球Ｘ線ＣＴ装置を用いれば、３６０度分のデータを収集しようとする場合に、１２０度の回転角度で３６０度分のデータを収集できることになる。このため、管球が１つのＸ線ＣＴ装置を用いた場合に比べて、理想的には１／３の時間でデータを収集することが期待される。

図１４は、従来考案されている、３管球Ｘ線ＣＴ装置によりデータを収集する際の手法を説明する概念図である。

図１４の状態Ｓｔ０１に示されるように、３つの管球＃１、＃２、＃３が均等に１２０度の角度間隔で配置されている場合に、各管球＃１、＃２、＃３をそれぞれ１２０度回転させれば状態Ｓｔ０２に示されるようになり、３６０度分のデータを収集することができる。

このため、管球の回転速度が０．３ｓ／回である場合には、３６０度分のデータ収集に要する時間が１２０／３６０×０．３＝０．１（ｓｅｃ）となり、１管球の場合に比べて１／３となる。

図１５は、従来考案されている３管球Ｘ線ＣＴ装置により収集されるデータを示す概念図である。

図１５に於いて、縦軸は被検体に対するＸ線の照射角度で表されたデータの収集範囲を示し、横軸はＸ線検出器の使用チャンネル（Ｃｈ）を示す。図１５に示されるように、３つの管球＃１、＃２、＃３にそれぞれ対向するＸ線検出器により、それぞれ異なる領域の１２０度分のデータが収集される。また、各Ｘ線検出器に設けられる検出素子のチャンネル数は互いに同等であり、全てのチャンネルでＸ線が検出される。

この結果、図１５に示されるように、各Ｘ線検出器によりチャンネル数に応じた１２０度分のデータＤ＃１′、Ｄ＃２′、Ｄ＃３′が、同等なデータ数で収集される。すなわち、チャンネル数に比例する３６０度分のデータが、３管球Ｘ線ＣＴ装置により収集される。

そして、このような、多管球Ｘ線ＣＴ装置は、時間分解能の観点から高速スキャンに有効であると考えられている。
特開平５−１６８６１６号公報 特開２００１−３４６７９１号公報

Ｘ線ＣＴ装置による撮像では、前述したように、時間分解能の向上が重要な課題となる。そこで、時間分解能が要求されるデータ収集用に、多管球Ｘ線ＣＴ装置の利用が期待される。しかしながら、管球の数が多くなるにつれてＸ線の曝射量が多くなり、被検体の被曝量が増加するという問題がある。更に、管球の数が多くなると、Ｘ線検出器が大型化し、製造コストの増加に繋がるという問題もある。

一般に、特に時間分解能が要求されるのは、主として撮影視野（ＦＯＶ：ｆｉｅｌｄ ｏｆ ｖｉｅｗ）が狭く、心臓等の局所的な部位の画像を撮像する場合である。そこで、Ｘ線管のファン角度及びＸ線検出器を小型化すると、逆に、比較的低い時間分解能での広範囲の領域に於ける撮像が困難となる。すなわち、より少ないＸ線の曝射量で高い時間分解能を確保するためにＸ線検出器を小型化しようとすると、十分に広いＦＯＶを確保するのが困難となる。

また、同一サイズの管球が均等配置された多管球Ｘ線ＣＴ装置を用いた場合には、管球の数に応じて３６０度回転させる必要がなく、１管球のＸ線ＣＴ装置により、フル再構成する場合に比べて時間分解能を向上させることができる。しかしながら、角度的に連続したデータを収集するためには、フル再構成とならざるをえず、ハーフ再構成技術を用いることが困難である。このため、局所的な部位の画像を撮像する場合には、更なる時間分解能の向上が望まれる。

したがって本発明の目的は、複数の管球から被検体により少ない曝射量でＸ線を曝射し、診断目的に応じた時間分解能及びＦＯＶで画像を撮像することが可能なＸ線ＣＴ装置及びＸ線ＣＴ装置のデータ処理方法を提供することである。

本実施形態のある局面に係るＸ線ＣＴ装置は、第１のファン角度を有する第１のＸ線管と、前記第１のファン角度よりも大きい第２のファン角度を有する第２のＸ線管と、前記第１のＸ線管に対向配置され、複数の検出素子を有する第１のＸ線検出器と、前記第２のＸ線管に対向配置され、複数の検出素子を有する第２のＸ線検出器と、前記第１のＸ線検出器によって得られる第１の収集データと前記第２のＸ線検出器によって得られる第２の収集データとに対しチャンネル方向に重み付け処理を実行して重み付け後の第１の収集データと重み付け後の第２の収集データとを生成する収集データ処理部と、前記重み付け後の第１の収集データに画像再構成処理を施すことによって第１の中間画像データを生成する第１の画像再構成部と、前記重み付け後の第２の収集データに画像再構成処理を施すことによって第２の中間画像データを生成する第２の画像再構成部と、
前記第１の中間画像データと前記第２の中間画像データとに基づく合成画像データを生成する画像合成部と、を具備するＸ線ＣＴ装置であって、前記収集データ処理部は、前記第１の収集データのうちの前記第１のＸ線検出器により検出可能な検出可能領域のデータに値１を有する重みを与え、前記第１のＸ線検出器により検出不能な検出不能領域のデータに値０を有する重みを与え、前記検出可能領域と前記検出不能領域との境界部分のデータにおいてはチャンネル方向に前記値１から前記値０、または、前記値０から前記値１に滑らかに変化する重みを与え、前記第２の収集データのうちの前記検出可能領域のデータに前記値０を有する重みを与え、前記検出不能領域のデータに前記値１を有する重みを与え、前記検出可能領域と前記検出不能領域との境界部分のデータにおいてはチャンネル方向に前記値１から前記値０、または、前記値０から前記値１に滑らかに変化するよう重みを与える、ことを特徴とする。

本実施形態の他の局面に係るＸ線ＣＴ装置のデータ処理方法は、第１のファン角度を有する第１のＸ線管と前記第１のファン角度よりも大きい第２のファン角度を有する第２のＸ線管とからＸ線を曝射し、第１のＸ線検出器によって得られた第１の収集データと第２のＸ線検出器によって得られた第２の収集データとを取得し、前記第１の収集データと前記第２の収集データとに対しチャンネル方向に重み付け処理を実行して重み付け後の第１の収集データと重み付け後の第２の収集データとを生成し、前記重み付け後の第１の収集データに画像再構成処理を施すことによって第１の中間画像データを生成し、前記重み付け後の第２の収集データに画像再構成処理を施すことによって第２の中間画像データを生成し、前記第１の中間画像データと前記第２の中間画像データとに基づく合成画像データを生成する、ことを具備するＸ線ＣＴ装置のデータ処理方法であって、前記重み付け処理においては、前記第１の収集データのうちの前記第１のＸ線検出器により検出可能な検出可能領域のデータに値１を有する重みを与え、前記第１のＸ線検出器により検出不能な検出不能領域のデータに値０を有する重みを与え、前記検出可能領域と前記検出不能領域との境界部分のデータにおいてはチャンネル方向に前記値１から前記値０、または、前記値０から前記値１に滑らかに変化する重みを与え、前記第２の収集データのうちの前記検出可能領域のデータに前記値０を有する重みを与え、前記検出不能領域のデータに前記値１を有する重みを与え、前記検出可能領域と前記検出不能領域との境界部分のデータにおいてはチャンネル方向に前記値１から前記値０、または、前記値０から前記値１に滑らかに変化するよう重みを与える、ことを特徴とする。

本発明に係るＸ線ＣＴ装置及びＸ線ＣＴ装置のデータ処理方法に於いては、複数の管球から被検体により少ない曝射量でＸ線を曝射し、診断目的に応じた時間分解能及びＦＯＶで画像を撮像することができる。

以下、図面を参照して、本発明に係るＸ線ＣＴ装置及びＸ線ＣＴ装置のデータ処理方法の実施形態について説明する。

（第１の実施形態）
図１は、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第１の実施形態を示す機能ブロック図である。

図１に於いて、Ｘ線ＣＴ装置１は、ガントリ部２と、コンピュータ装置３及びＥＣＧユニット４を備えている。

前記ガントリ部２は、高電圧発生装置５と、駆動制御装置６と、複数のＸ線管、例えば３つのＸ線管７ａ、７ｂ、７ｃと、各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃに対向配置されてペア８ａ、８ｂ、８ｃをなすＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃ、データ収集部（ＤＡＳ；Ｄａｔａ Ａｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）１０とを備えている。

前記各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃと、Ｘ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃは、図示されない共通の回転体上に配置されている。そして、この回転体を回転させることにより、各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃと各Ｘ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃが、同一平面上で回転する。この回転体は、架台固定部にベアリングで回転可能に支持されている。

前記ガントリ部２に設けられる高電圧発生装置５は、各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃに高電圧を印加することにより、各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃの焦点部（Ｘ線発生部）から被検体に向けて、Ｘ線を照射させる機能を有する。また、前記駆動制御装置６は、前記回転体を回転させることにより、前記各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃと共に対向配置されたＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃを回転させる機能を有する。

すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１に於いては、駆動制御装置６により、Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃ及びＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃのペア８ａ、８ｂ、８ｃが回転せしめられる。そして、高電圧発生装置５から、それぞれ高電圧が印加されることにより、各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃから図示されない被検体に照射されたＸ線は、各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃに対向配置されたＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃにより検出される構成である。更に、Ｘ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃにより検出されたＸ線検出データは、データ収集部１０に与えられて、ここでデジタル化された生データに変換される。

また、前記各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃとＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃの各ペア８ａ、８ｂ、８ｃは、望ましくはハーフ再構成によるデータ収集が適切に行える位置に配置される。すなわち、各ペア８ａ、８ｂ、８ｃは、ハーフ再構成に必要な範囲がカバーされるように、隣接するペア８ａ、８ｂ、８ｃ間に於けるＸ線の照射方向のなす角度が互いに不均等な位置に配置される。理想的には、各ペア８ａ、８ｂ、８ｃは、ハーフ再構成によるデータ収集に必要な範囲の角度を均等分した位置に配置される。つまり、ハーフ再構成に適切な角度を均等分した位置に各管球７ａ、７ｂ、７ｃを配置し、各管球７ａ、７ｂ、７ｃに対向する位置に、それぞれ対応するＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃを配置することが望ましい。

例えば、図１に示されるように、ハーフ再構成によるデータ収集に適切な範囲が２４０度であり、管球７の数が３つである場合には、基準となる１つのペア８ｂに対して角度２４０での３等分であるα１＝α２＝８０度で交差する両側の位置に別の２つのペア８ａ、８ｃが設けられる。尚、任意のペア８ａ、８ｂ、８ｃを基準のペアとすることが可能であり、基準となるペアは中央のペア８ｂでなくてもよい。また、図１に示される角度α１とα２は、異なる角度であってもよい。

但し、前記各ペア８ａ、８ｂ、８ｃを回転面上に置いて均等配置してもよい。ペア８が２組の場合や、４組以上の場合も同様である。

尚、実際には、Ｘ線のファンビーム角度分だけ広い範囲に於けるデータを収集することが可能であるが、ここでは説明簡易化のため、各ペア８ａ、８ｂ、８ｃのそれぞれの中心線の位置関係のみを考慮して説明する。

また、各Ｘ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃは、それぞれ２次元検出器であり、複数チャンネルの検出素子が体軸方向（図１で奥行き方向）に沿って複数列配置されている。但し、少なくとも１つのペア８を構成するＸ線検出器９には、撮影に要求される広範囲のＦＯＶをカバーするために十分なチャンネル数分の検出素子が設けられる。そして、広範囲のＦＯＶをカバーするＸ線検出器９に対向するＸ線管７のファン角度も、広範囲のＦＯＶをカバーするように設定される。

一方、他のペア８を構成するＸ線検出器９には、時間分解能を向上させた撮影が要求される局所的なＦＯＶ（前述の広範囲のＦＯＶより小さい範囲）をカバーするために十分なチャンネル数分の検出素子が設けられる。そして、局所的なＦＯＶをカバーするＸ線検出器９に対向するＸ線管７のファン角度も、局所的なＦＯＶをカバーするように設定される。

例えば、被検体の全体が撮影できるように広範囲のＦＯＶが決定され、心臓の撮影に十分な範囲がカバーされるように局所的なＦＯＶが決定される。すなわち、図１に示されるように、中央のペア８ｂを構成するＸ線検出器９ｂには、Ｄ１＝φ５００ｍｍ程度の広範囲のＦＯＶをカバーするために十分な１０００ｃｈ程度のチャンネル数分の検出素子が設けられる。同様に、両側のペア８ａ、８ｃを構成するＸ線検出器９ａ、９ｃには、Ｄ２＝φ２００ｍｍ程度の局所的なＦＯＶをカバーするために十分な５００ｃｈ程度のチャンネル数分の検出素子がそれぞれ設けられる。

これに対し、各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃのファン角度も、広範囲のＦＯＶ及び局所的なＦＯＶに合わせて設定される。すなわち、中央のＸ線管７ｂのファン角度は、広範囲のＦＯＶをカバーできる角度とされる一方、両側のＸ線管７ａ、７ｃのファン角度は、局所的なＦＯＶをカバーできる角度とされる。

一方、コンピュータ装置３は、入力装置１１と、表示装置１２と、スキャン制御部１３と、重み付け処理部１４と、第１の画像再構成部１５と、第２の画像再構成部１６と、画像合成部１７と、画像データ保存部１８及び表示処理部１９とを備えている。各構成要素の全部または一部は、回路や図示されない演算装置にプログラムを読み込ませることにより構築することができる。

前記ＥＣＧユニット４は、図示されない被検体のＥＣＧ信号を取得してスキャン制御部１３に与える機能を備える。

また、スキャン制御部１３は、高電圧発生装置５や駆動制御装置６に制御信号を与えることにより、Ｘ線を照射させる管球７ａ、７ｂ、７ｃの選択や照射タイミング、並びに管球７ａ、７ｂ、７ｃ及びＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃの回転角度を制御する機能を有する。特に、スキャン制御部１３は、ＥＣＧユニット４から受けたＥＣＧ信号からトリガを取得し、高電圧発生装置５に制御信号を出力することにより、心電同期でスキャンを実行する機能を有する。

そして、これらのスキャン制御部１３の機能によって、複数のＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃのうち、所望のＸ線検出器９を用いて画像生成用にデータ収集できるように構成される。データ収集に用いられるＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃは、入力装置１１からの指示情報に従ってモーダルに切換えることができる。例えば、シングルモードとデュアルモードとを設定することができる。

シングルモードによるデータ収集は、中央のＸ線管７ｂ及びＸ線検出器９ｂのみを用いて画像用のデータを収集するモードである。デュアルモードによるデータ収集は、広範囲のＦＯＶについては、中央のＸ線管７ｂ及びＸ線検出器９ｂを用いてデータを収集する一方、局所的なＦＯＶについては、各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃ及び各Ｘ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃを用いて必要な投影データ収集し、高い時間分解能の画像を生成するモードである。

シングルモードでは、単一のＸ線検出器９ｂを用いてデータが収集されるため、広範囲のＦＯＶについて段差のない滑らかな画像を得ることができる。また、デュアルモードでは、複数のＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃを用いてデータが収集されるため、局所的なＦＯＶについては、シングルモードの場合よりも高時間分解能の画像を生成することができる。従って、心臓等の動きのある部位であっても、動きの影響の少ない画像を得ることができる。

重み付け処理部１４は、スキャンによって得られた生データをデータ収集部１０から取得して、収集されたＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃに応じた重みで生データに重み付けする機能を有する。重みは、後述する画像合成部１７によって合成される画像データが、各Ｘ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃが備える検出素子のチャンネル方向に対応する方向に滑らかになるように決定される。

また、重み付け処理部１４は、両側のＸ線管７ａ、７ｃ及びＸ線検出器９ａ、９ｃを用いて収集された重み付け処理後のデータを、第１の画像再構成部１５に与える一方、中央のＸ線管７ｂ及びＸ線検出器９ｂを用いて収集された重み付け処理後のデータを、第２の画像再構成部１６に与えるように構成される。

尚、複数のＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃを用いて収集されたデータは、Ｘ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃ毎にセグメント化された状態で、重み付け処理部１４から第１の画像再構成部１５及び第２の画像再構成部１６に与えられる。また、ハーフ再構成用に収集されるデータは３６０度未満のデータとなり、ハーフ再構成ではない通常の再構成用に収集されるデータは３６０度方向からのデータとなる。

前記第１の画像再構成部１５は、両側のＸ線管７ａ、７ｃ及びＸ線検出器９ａ、９ｃを用いて収集された重み付け処理後のデータに対して画像再構成処理を施すことによって、局所的なＦＯＶ内の中間画像データを生成する機能と、生成した局所的なＦＯＶ内の中間画像データを画像合成部１７に与える機能と、を有する。

第２の画像再構成部１６は、中央のＸ線管７ｂ及びＸ線検出器９ｂを用いて収集された重み付け処理後のデータに対して画像再構成処理を施すことによって、中間画像データを生成する機能と、中間画像データを画像合成部１７に与える機能と、を有する。

また、画像合成部１７は、両側のＸ線管７ａ、７ｃ及びＸ線検出器９ａ、９ｃを用いて得られた中間画像データと、中央のＸ線管７ｂ及びＸ線検出器９ｂを用いて得られた中間画像データとを加算合成することによって表示用の画像データを生成する機能と、生成した画像データを画像データ保存部１８に書き込んで保存させる機能と、を有する。

画像データ保存部１８は、前記画像合成部１７によって生成された画像データを保存する機能を有する。

表示処理部１９は、入力装置１１から受けた画像表示方法の指示情報に従って、必要な画像データを画像データ保存部１８から読み込んで表示処理を施す機能と、表示処理後の画像データを表示装置１２に与えて表示させる機能を有する。表示方法としては、画像合成部１７によって生成された画像データをそのまま表示させる表示方法が挙げられる。画像合成部１７によって生成される画像データとしては、デュアルモードにより複数のＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃからのデータを合成して得られた画像データや、シングルモードにより単一のＸ線検出器９ｂからのデータを再構成することによって得られた画像データがある。

他の表示方法の例としては、デュアルモードで画像データを再構成した場合に局所的なＦＯＶと広範囲のＦＯＶとの境界を表示させる表示方法、局所的なＦＯＶ内のみの画像データを広範囲のＦＯＶ内の画像データのサイズに合わせて拡大表示させる表示方法、シングルモードで再構成された広範囲のＦＯＶ内の画像データとデュアルモードで再構成された広範囲のＦＯＶ内の画像データとを切換表示させる表示方法、シングルモードで再構成された局所的なＦＯＶ内の画像データとデュアルモードで再構成された局所的なＦＯＶ内の画像データとを切換表示させる表示方法、シングルモードで再構成された画像データであるかデュアルモードで再構成された画像データであるかを表示する表示方法が挙げられる。

次に、Ｘ線ＣＴ装置１の動作及び作用について説明する。

尚、ここでは、図１に示されるように、中央の広範囲のＦＯＶをカバーするペア８ｂに対して両側に８０度で交差する位置に、２つの局所的なＦＯＶをカバーするペア８ａ、８ｃが配置されたＸ線ＣＴ装置１を用いて、心臓を含む広範囲のＦＯＶについて心電同期撮影を実行する場合について説明する。

先ず、入力装置１１から、例えばデュアルモードによる被検体の撮影指示がスキャン制御部１３に与えられる。すると、ＥＣＧユニット４からのＥＣＧ信号に同期して、スキャン制御部１３から高電圧発生装置５及び駆動制御装置６に制御信号が与えられる。

そして、駆動制御装置６により、Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃ及びＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃのペア８ａ、８ｂ、８ｃは回転せしめられる。このとき、中央のＸ線検出器９ｂにより、広範囲のＦＯＶ内から少なくともハーフ再構成に必要なデータが収集できる角度だけ、Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃ及びＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃのペア８ａ、８ｂ、８ｃが回転する。

また、Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃ及びＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃの回転中に高電圧発生装置５から各Ｘ線管９ａ、９ｂ、９ｃにそれぞれ高電圧が印加されることにより、図示されない被検体にＸ線が曝射される。そして、被検体を透過したＸ線は、各Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃに対向配置されたＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃにより検出される。但し、中央のＸ線検出器９ｂにより広範囲のＦＯＶ内からハーフ再構成に必要な範囲のデータが検出されるように、中央のＸ線管７ｂからＸ線が曝射される。

一方、局所的なＦＯＶからのデータが、各Ｘ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃによりセグメント化されて検出されるように、両側の各Ｘ線管７ａ、７ｃからＸ線が曝射される。

例えば、ハーフ再構成用のデータ収集範囲が２４０度である場合には、Ｘ線管７ａ、７ｂ、７ｃ及びＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃは、２４０度回転する。そして、中央のＸ線検出器９ｂでは、２４０度分のデータが検出される。一方、両側の２つのＸ線検出器９ａ、９ｃでは、８０度分のデータが検出される。

図２は、図１に示されるＸ線ＣＴ装置１により、ＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃによりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明するための概念図である。図３は、図１に示されるＸ線ＣＴ装置１により、ＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃによりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明するための別の概念図である。

図２に示されるように、ＥＣＧ信号の拍動ｔｂ間に於いて、３つのＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｂ（ＭＡＩＮ）、９ｃ（ＳＵＢ２）により、ハーフ再構成用のデータが検出される。すなわち、中央の管球７ｂから広範囲のＦＯＶ（直径Ｄ１）内の２４０度の範囲Ｒ２４０に亘って曝射されたＸ線は、対応するＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）によって検出される。また、両側の各Ｘ線管７ａ、７ｃから局所的なＦＯＶ（直径Ｄ２）内のそれぞれ８０度の範囲Ｒ８０に亘って曝射されたＸ線は、それぞれＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）によって検出される。ここでは、Ｘ線ＣＴ装置１の時間分解能を向上させる観点から、両側のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）及び中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）によって、それぞれ局所的なＦＯＶ内の８０度分のデータが同時に検出されている。

ここで、１分間に於ける拍動の回数が１２０ｂｐｍの場合には、１心拍の時間ｔｂは０．５ｓｅｃである。一方、８０度回転させるために必要な時間は、管球７ａ、７ｂ、７ｃの回転速度が０．３ｓ／回である場合には、８０／３６０×０．３≒０．０７（ｓｅｃ）となる。つまり、両側のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）及び中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）によって同時にデータを検出すれば、局所的なＦＯＶ内に於ける２４０度分のデータの収集に必要な時間は、０．０７ｓｅｃとなり、１心拍の時間に対して良好な時間分解能を実現することができる。

このため、図３の管球軌跡Ｐに示されるように、管球７ａ、７ｂ、７ｃを被検体周りにヘリカルに移動させる場合に、局所的なＦＯＶについては、１心拍に於いて再構成面Ｙに於ける２４０度分のデータを、３つのＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｂ（ＭＡＩＮ）、９ｃ（ＳＵＢ２）により同時に分割して別々の領域から収集することができる。

そして、このように検出されたＸ線は、データ収集部１０に与えられて生データに変換された後、コンピュータ装置３に出力される。コンピュータ装置３では、生データの画像処理が行われる。

図４は、図５に示されるコンピュータ装置３に於ける画像処理の流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

図４に於いて、図中のＤｍ、Ｄｓ１、Ｄｓ２は、中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）、両側のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）によってそれぞれ検出されるサイノグラムの領域を示している。すなわち、サイノグラムは、チャンネル方向及びビュー（ｖｉｅｗ）方向（投影方向）にそれぞれ３分割することによって、“Ａ〜Ｉ”で示される９つの領域に分割することができる。

中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）は、広範囲のＦＯＶをカバーするチャンネルでデータを検出するため、チャンネル方向の全ての領域からのデータを収集することができる。また、ハーフ再構成に必要な２４０度方向のデータが中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）によって収集されるため、ビュー方向についても全ての領域からのデータを収集することができる。したがって、中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）によって検出されるサイノグラムの領域Ｄｍは、“Ａ〜Ｉ”の９つの領域となる。

サイド側の一方のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）は、局所的なＦＯＶのみをカバーするチャンネルでデータを検出するため、チャンネル方向の局所的なＦＯＶに対応する中央の領域からのデータのみを収集することができる。また、ハーフ再構成に必要な２４０度方向のデータのうち、例えば初めの８０度分のデータがサイド側の一方のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）によって収集されるため、ビュー方向については、初めの８０度方向に対応する領域のみからデータを収集することができる。したがって、サイド側の一方のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）によって検出されるサイノグラムの領域Ｄｓ１は、領域“Ｂ”のみとなる。

サイド側の他方のＸ線検出器９ｃ（ＳＵＢ２）は、局所的なＦＯＶのみをカバーするチャンネルでデータを検出するため、チャンネル方向の局所的なＦＯＶに対応する中央の領域のみからのデータを収集することができる。また、ハーフ再構成に必要な２４０度方向のデータのうち、例えば最後の８０度分のデータがサイド側の他方のＸ線検出器９ｃ（ＳＵＢ２）によって収集されるため、ビュー方向については、最後の８０度方向に対応する領域のみからデータを収集することができる。したがって、サイド側の他方のＸ線検出器９ｃ（ＳＵＢ２）によって検出されるサイノグラムの領域Ｄｓ２は、領域“Ｈ”のみとなる。

そして、中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）及びサイド側のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）によって検出された各サイノグラムは、データ収集部１０から重み付け処理部１４に与えられる。

重み付け処理部１４は、各サイノグラムを収集したＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃにそれぞれ応じた重みのウィンドウ関数を作成する。ウィンドウ関数は、撮影前に予め作成しておいてもよい。各ウィンドウ関数は、Ｘ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃにより、それぞれ収集されたデータへの重み付け処理用に作成される。したがって、各ウィンドウ関数は、チャンネル方向及びビュー方向の位置に応じて重みが変化するように作成される。より詳細には、ウィンドウ関数は、画像生成に用いられるデータの領域では重みが“１”となり、画像生成に用いられないデータの領域では重みが“０”となるように作成される。

中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）により収集されたデータのうち、画像生成に用いられるデータの領域は、サイド側のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）によって、同時にデータを検出することができない領域とすることが望ましい。これは、サイド側のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）によってデータを検出することができる領域、すなわち局所的なＦＯＶ内からは、中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）及びサイド側のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）によって、同時にセグメント毎にデータを収集することが、高時間分解能を得るために重要だからである。

すると、中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）により収集されたデータに対するウィンドウ関数Ｗｍは、サイド側の一方のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）によってデータを同時にセグメント収集可能な領域B及びサイド側の他方のＸ線検出器９ｃ（ＳＵＢ２）によってデータを同時にセグメント収集可能な領域“Ｈ”では、重みが“０”となる。逆に、ウィンドウ関数Ｗｍは、その他の各領域“Ａ”、“Ｃ”、“Ｄ”、“Ｅ”、“Ｆ”、“Ｇ”、“Ｉ”では、重みが“１”となる。

また、サイド側の一方のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）により収集されたデータに対するウィンドウ関数Ｗｓ１は、そのＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）によってデータを同時にセグメント収集可能な領域“Ｂ”では、重みが“１”となる。逆に、ウィンドウ関数Ｗｓ１は、その他の各領域“Ａ”、“Ｃ”、“Ｄ”、“Ｅ”、“Ｆ”、“Ｇ”、“Ｉ”では重みが“０”となる。同様に、サイド側の他方のＸ線検出器９ｃ（ＳＵＢ２）により収集されたデータに対するウィンドウ関数Ｗｓ２は、そのＸ線検出器９ｃ（ＳＵＢ２）によってデータを同時にセグメント収集可能な領域“Ｈ”では、重みが“１”となる。逆にウィンドウ関数Ｗｓ２は、その他の各領域“Ａ”、“Ｂ”、“Ｃ”、“Ｄ”、“Ｅ”、“Ｆ”、“Ｇ”、“Ｉ”では重みが“０”となる。

但し、各ウィンドウ関数Ｗｍ、Ｗｓ１、Ｗｓ２による重み付け後の各データを合成して単一の画像データを生成した場合に、チャンネル方向の境界部分で滑らかに画像値が変わるように、各ウィンドウ関数Ｗｍ、Ｗｓ１、Ｗｓ２の重みが決定される。すなわち、合成後の画像データに於いて、異なる検出器に対応する投影データのチャンネル方向の境界部分で、両者の重み付け割合が一方から他方へ徐々に変化するように、各ウィンドウ関数Ｗｍ、Ｗｓ１、Ｗｓ２の重みが決定される。

図５は、図４に示される中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）により収集されたデータに対するウィンドウ関数Ｗｍの拡大図である。

図５の左部に示されるように、中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）により収集されたデータに対するウィンドウ関数Ｗｍは、領域“Ｂ”及び領域“Ｈ”では重みが“０”である一方、その他の各領域“Ａ”、“Ｃ”、“Ｄ”、“Ｅ”、“Ｆ”、“Ｇ”、“Ｉ”では重みが“１”となる。そして、領域“Ｂ”、領域“Ｅ”及び領域“Ｈ”のデータは、各Ｘ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）、９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）によって、同時にセグメント収集されて合成されることとなる。しかし、ウィンドウ関数Ｗｍが“０”から“１”に２値的に変化すると、合成された画像データの境界部分に段差が生じる恐れがある。

そこで、図５の右部に示されるように、重みが“０”である領域“Ｂ”、“Ｈ”と“１”である領域“Ａ”、“Ｃ”、“Ｄ”、“Ｅ”、“Ｆ”、“Ｇ”、“Ｉ”の間のチャンネル方向の境界部分の重みがスムーズに“１”から“０”または“０”から“１”に変化するように、ウィンドウ関数Ｗｍの重みが決定される。このように滑らかに変化する重みを有するウィンドウ関数を用いてデータを重み付け加算すれば、チャンネル方向のデータ間の境界部分を、一方から他方へ徐々に変えることができる。

尚、チャンネル方向のみならず、ビュー方向についても、異なる検出器に対応する投影データの両者の重み付け割合が一方から他方へ徐々に変化するように処理が行われるように重み付け処理を行ってもよい。

そして、このようにそれぞれ決定された各ウィンドウ関数Ｗｍ、Ｗｓ１、Ｗｓ２を対応するＸ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃにより収集された各データに乗じることにより、データの重み付けを行うことができる。すなわち、各Ｘ線検出器９ａ、９ｂ、９ｃにより、それぞれ収集された各データから画像データの生成に用いるデータを切出すことができる。

すなわち、図４に示されるように、中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）により収集された領域Ｄｍ内のデータに、ウィンドウ関数Ｗｍを乗じることによって、サイド側のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）によって検出された領域“Ｂ”及び領域“Ｈ”内のデータの部分が除去されたデータＤｗｍが生成される。また、サイド側の一方のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）により収集された領域Ｄｓ１内のデータに、ウィンドウ関数Ｗｓ１を乗じることによって、Ｘ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）により収集された領域Ｄｓ１内のデータＤｗｓ１が生成される。同様に、サイド側の他方のＸ線検出器９ｃ（ＳＵＢ２）により収集された領域Ｄｓ２内のデータに、ウィンドウ関数Ｗｓ２を乗じることによって、Ｘ線検出器９ｃ（ＳＵＢ２）により収集された領域Ｄｓ２内のデータＤｗｓ２が生成される。

重み付け処理部１４は、このように各Ｘ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）、９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）によって収集された各データの重み付けを行う。そして、重み付け処理部１４は、サイド側のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）を用いて収集された重み付け処理後のデータＤｗｓ１、Ｄｗｓ２を、第１の画像再構成部１５に与える。また、重み付け処理部１４は、中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）を用いて収集された重み付け処理後のデータＤｗｍを、第２の画像再構成部１６に与える。

すると、第１の画像再構成部１５は、サイド側のＸ線検出器９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）を用いて、それぞれ収集された重み付け処理後の各データＤｗｓ１、Ｄｗｓ２に対して、それぞれ逆投影（ｂａｃｋ−ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）処理を伴う画像再構成処理を施すことによって、局所的なＦＯＶ内の中間画像データとして、ＳＵＢ画像Ｉｓ１、Ｉｓ２をそれぞれ生成する。そして、第１の画像再構成部１５は、生成したＳＵＢ画像Ｉｓ１、Ｉｓ２を画像合成部１７に与える。

一方、第２の画像再構成部１６は、中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）を用いて収集された重み付け処理後のデータＤｗｍに対して、逆投影処理を伴う画像再構成処理を施すことによって、中間画像データとしてメイン画像Ｉｍを生成する。そして、第２の画像再構成部１６は、生成したメイン画像Ｉｍを画像合成部１７に与える。

次に、画像合成部１７は、第１の画像再構成部１５から受けたＳＵＢ画像Ｉｓ１、Ｉｓ２と、第２の画像再構成部１６から受けたメイン画像Ｉｍとを加算合成することによって、表示用の画像データＩを作成する。そして、画像合成部１７は、生成した表示用の画像データＩを、画像データ保存部１８に書き込む。これにより、画像データ保存部１８には、画像合成部１７によって生成された画像データが保存される。

この結果、入力装置１１から画像表示方法の指示情報と共に画像データＩの表示指示を表示処理部１９に与えると、指示された画像表示方法で画像データＩを表示装置１２に表示させることができるようになる。

図６は、図１に示される表示装置１２に表示させる画像データＩ上に、局所的なＦＯＶと広範囲のＦＯＶとの境界を表示させた例を示す図である。

入力装置１１から表示処理部１９に指示を与えることによって、図６に示されるように、画像データＩ上に、局所的なＦＯＶと広範囲のＦＯＶとの境界Ｂの表示／非表示を切換えることができる。この場合、図６の上側が非表示状態、図６下側が表示状態を示している。多管球撮影を行った場合、局所的なＦＯＶ内外に於ける画像再構成手法、解像度、空間分解能、ノイズ、時間分解能等の特性が異なる場合がある。このため、局所的なＦＯＶと広範囲のＦＯＶとの境界Ｂで、画像の不連続やアーチファクトが発生する恐れがある。

そこで、このような領域毎の特性の違いをユーザが把握できるように、局所的なＦＯＶと広範囲のＦＯＶとの境界Ｂを、ラインで表示させることができる。更に、境界Ｂを示すラインの線幅を調整することによって、境界Ｂ上の段差やアーチファクトを隠すこともできる。

この局所的なＦＯＶと広範囲のＦＯＶとの境界Ｂの表示／非表示の切換は、図示されない釦等の切換用のアイコンを表示装置１２に表示させて、入力装置１１の操作によりワンタッチで行うことができるようにすれば、ユーザの利便性を向上させることができる。

また、境界ラインを移動させて円の大きさを変えることにより、局所的なＦＯＶと広範囲のＦＯＶの大きさを変えるようにしても良い。この場合、この境界ラインの円の大きさに応じて、領域“Ｂ”、“Ｅ”、“Ｈ”と、領域“Ａ”、“Ｄ”、“Ｇ”（または領域“Ｃ”、“Ｆ”、“Ｉ”）とのチャンネル方向に於ける境界の位置を変えて再構成処理を行うことにより、その境界ラインに対応する、広範囲で低時間分解能の領域（広範囲のＦＯＶの領域）と、狭い範囲で高時間分解能（局所的なＦＯＶの領域）の画像を得ることができる。

図７は、図１に示される表示装置１２に局所的なＦＯＶ内のみの画像データＩ１を、広範囲のＦＯＶ内の画像データＩのサイズに合わせて拡大表示させた例を示す図である。この場合、図７の上側が通常の表示状態、図７の下側が拡大表示状態を示している。

図７に示されるように、局所的なＦＯＶ内のみの画像データＩ１を広範囲のＦＯＶ内の画像データＩのサイズに合わせて拡大表示させることもできる。この画像データの拡大表示の切換も、入力装置１１の操作によりワンタッチで行うことができるようにすれば、ユーザの利便性を向上させることができる。

図８は、図１に示される表示装置１２にシングルモードで再構成された広範囲のＦＯＶ内の画像データとデュアルモードで再構成された広範囲のＦＯＶ内の画像データとを切換表示させた例を示す図である。この場合、図８の上側がデュアルモードの表示状態、図８の下側がシングルモードの表示状態を示している。

図４に示される例では、デュアルモードによる多管球撮影について説明したが、前述したように、広範囲のＦＯＶをカバーする中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）により検出されたデータのみを用いて、表示用の画像データを生成することもできる。中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）のみを用いて収集されたデータから画像を再構成すると、時間分解能が改善されないものの、局所的なＦＯＶと広範囲のＦＯＶとの境界に段差やアーチファクトの無い画像を得ることができる。

尚、各Ｘ線検出器９b（ＭＡＩＮ）、９ａ（ＳＵＢ１）、９ｃ（ＳＵＢ２）により収集されたデータのうち、広範囲のＦＯＶをカバーする中央のＸ線検出器９ｂ（ＭＡＩＮ）により検出されたデータのみを用いて表示用の画像データを再構成すれば、シングルモードで収集されたデータから生成される画像データと同等の画像データを得ることができる。したがって、この場合には、データ収集についてはデュアルモードであるが、画像再構成はシングルモードとなる。

そこで、図８に示されるように、シングルモードで再構成された広範囲のＦＯＶ内の画像データＩｓとデュアルモードで再構成された広範囲のＦＯＶ内の画像データＩｄとを切換表示させることもできる。この切換表示は、入力装置１２の操作により、ワンタッチで行えるようにすることができる。また、図８に示されるように、画像データがシングルモードによって再構成されたのかデュアルモードによって再構成されたのかを示す表示を行うこともできる。

図９は、図１に示される表示装置１２にシングルモードで再構成された局所的なＦＯＶ内の画像データとデュアルモードで再構成された局所的なＦＯＶ内の画像データとを切換表示させた例を示す図である。

広範囲のＦＯＶ内の画像データＩｓ、Ｉｄと同様に局所的なＦＯＶ内の画像データＩ１についても、図９に示されるように、デュアルモードで再構成された画像データＩ１ｄとシングルモードで再構成された画像データＩ１ｓとを、切換表示させることができる。この切換表示は、入力装置１１の操作により、ワンタッチで行えるようにすることができる。

また、図９に示されるように、画像データがシングルモードによって再構成されたのかデュアルモードによって再構成されたのかを示す表示を行うこともできる。

このような表示方法の切換によって、ユーザは画像データ上に於いて画質の特性が変わる境界や、再構成モードを確実に認識することができる。このため、読影ミスを低減させることができる。

つまり以上のようなＸ線ＣＴ装置１は、複数の管球を備えた多管球ＣＴに於いて、各管球と対応するＸ線検出器とで構成される系のファン角度が互いに異なる場合に、心電同期下で各系に於いて収集された複数のデータを組み合わせることによって局所的に高時間分解能で画像を再構成できるようにしたものである。

すなわち、多管球ＣＴに於いて、全ての管球がカバーするＦＯＶは、最もファン角度が小さい管球と、対応するＸ線検出器により、データ収集可能なＦＯＶとなる。換言すれば、全ての管球がカバーするＦＯＶは、最小の管球ファン角で決定される。

例えば、図１に示されるＸ線ＣＴ装置１の場合、３つの管球７ａ、７ｂ、７ｃによりカバーされるのは、直径Ｄ２のＦＯＶである。このため、複数の管球を用いて収集されたデータから通常の画像再構成手法により画像データを生成するのみでは、全ての管球がカバーするＦＯＶよりも外側の領域からのデータが収集されたとしても、画像データを再構成することができないことになる。

そこで、Ｘ線ＣＴ装置１は、複数のＸ線検出器９を用いて収集された生データに対して、重み付けを行って再構成した複数の中間画像データを合成することにより、より広範囲なＦＯＶ内の画像データが再構成できるようにしたものである。例えば、局所的なＦＯＶ内については、複数のＸ線検出器９を用いて同時にセグメント収集されたデータから画像データを再構成し、局所的なＦＯＶの外側の領域については、局所的なＦＯＶの外部をカバーするＸ線検出器により収集されたデータを用いて、ハーフ再構成により画像データを生成することができる。

このため、Ｘ線ＣＴ装置１によれば、撮影可能な広範囲の全ＦＯＶ内に複数の方向からＸ線を曝射することなく、局所的なＦＯＶにのみ複数の方向からＸ線を曝射することによって、高時間分解能での撮像が可能となる。換言すれば、高時間分解能が要求されるような局所的なＦＯＶにのみ、複数の方向からＸ線を曝射することが可能となる。このため、多管球ＣＴに於ける被検体の被曝量の増加を抑制することができる。また、一部のＸ線検出器のサイズを小さくすることができる。これにより、Ｘ線検出器間の距離をより小さく設定し、より良好な時間分解能を確保することができる。

また、中間画像データの合成によって生成される画像データのチャンネル方向の境界部分がスムーズにつながるように重み付けを行うようにすることで、画像データ上のアーチファクトを低減し、良好なＸ線ＣＴ画像を提供することができる。

更に、複数のＸ線検出器９からのデータを用いて再構成するデュアルモードと、単一のＸ線検出器９からのデータを用いて再構成するシングルモードの何れのモードによって画像データが再構成されたのかを表示させることにより、多管球ＣＴによって得られた画像データに於ける読影ミスの発生を低減させることができる。

（第２の実施形態）
前述した第１の実施形態は、Ｘ線管と、対称のＸ線検出器を有する撮影システムを複数（３つ）備えたＸ線ＣＴ装置について説明した。本第２の実施形態では、Ｘ線管とＸ線非対称検出器を有する撮影システムを複数備えたＸ線ＣＴ装置に於いて、各非対称検出器の収集データを利用して心電同期画像の再構成を行う例について説明する。

尚、本第２の実施形態に於いて、Ｘ線ＣＴ装置の基本的な構成及び動作については、前述した第１の実施形態と同じであるので、説明の重複を避けるため、同一の部分には同一の参照番号を付して、その図示及び説明を省略し、異なる部分についてのみ説明する。

一般に、非対称検出器から得られた収集データ用いて画像再構成を行う場合、非対称領域のデータ範囲を、実データから近似的に作成された対向データで埋めて画像再構成を行っていた。このような近似的なデータである対向データで埋めた画像再構成では、非対称領域の画質が劣化するため、本第２の実施形態では、非対称領域のデータを、他の非対称検出器のデータを利用して画像再構成を行うようにしている。

先ず、コンベンショナルスキャン向け非同期再構成の例について説明する。

図１０は、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第２の実施形態を示す機能ブロック図である。

図１０に於いて、Ｘ線ＣＴ装置２１は、ガントリ部２２と、コンピュータ装置３及びＥＣＧユニット４を備えている。

前記ガントリ部２２は、高電圧発生装置５と、駆動制御装置６と、複数のＸ線管、例えば互いに異なるファン角度を有する２つのＸ線管２３ａ、２３ｂと、各Ｘ線管２３ａ、２３ｂに対向配置されてペア２４ａ、２４ｂをなすＸ線非対称検出器２５ａ、２５ｂ、データ収集部（ＤＡＳ）１０とを備えている。

前記各Ｘ線管２３ａ、２３ｂと、Ｘ線非対称検出器２５ａ、２５ｂは、図示されない共通の回転体上に配置されている。そして、この回転体を回転させることにより、各Ｘ線管２３ａ、２３ｂと各Ｘ線非対称検出器２５ａ、２５ｂが、同一平面上で回転する。この回転体は、架台固定部にベアリングで回転可能に支持されている。

前記ガントリ部２２に設けられる高電圧発生装置５は、各Ｘ線管２３ａ、２３ｂに高電圧を印加することにより、各Ｘ線管２３ａ、２３ｂの焦点部（Ｘ線発生部）から被検体２８に向けて、Ｘ線を照射させる機能を有する。また、前記駆動制御装置６は、前記回転体を回転させることにより、前記各Ｘ線管２３ａ、２３ｂと共に対向配置されたＸ線非対称検出器２５ａ、２５ｂを回転させる機能を有する。

すなわち、Ｘ線ＣＴ装置２１に於いては、駆動制御装置６により、Ｘ線管２３ａ、２３ｂ及びＸ線非対称検出器２５ａ、２５ｂのペア２４ａ、２４ｂが回転せしめられる。そして、高電圧発生装置５から、それぞれ高電圧が印加されることにより、各Ｘ線管２３ａ、２３ｂから被検体２８に照射されたＸ線が、各Ｘ線管２３ａ、２３に対向配置されたＸ線非対称検出器２５ａ、２５ｂにより検出される。Ｘ線非対称検出器２５ａ、２５ｂにより検出されたＸ線検出データは、データ収集部１０に与えられて、ここでデジタル化された生データに変換される。

尚、前記Ｘ線非対称検出器２５ａ、２５ｂには、各Ｘ線管２３ａ、２３ｂから照射されたＸ線に対して、それぞれＸ線非対称検出器２５ａ、２５ｂで検出することができない非対称領域（データが存在しない領域）２６ａ、２６ｂがある。

Ｘ線非対称検出器２５ａ、２５ｂで収集された投影データと、該投影データを用いた画像再構成について、図１１のフローチャートを参照して説明する。

図１１に於いて、図中のＤ１１、Ｄ１２は、Ｘ線非対称検出器２５ａ、２５ｂによってそれぞれ検出されるサイノグラムの領域を示している。すなわち、サイノグラムは、チャンネル方向に３分割及びビュー（ｖｉｅｗ）方向（投影方向）に２割することによって、“Ａ〜Ｆ”で示される６つの領域に分割することができる。

このうち、Ｘ線非対称検出器２５ａによって検出されるサイノグラムの領域Ｄ１１は、“Ｂ”、“Ｃ”、“Ｅ”、“Ｆ”の４つの領域となる。これは、領域“Ａ”、“Ｄ”が非対称領域２６ａとなるからである。同様に、Ｘ線非対称検出器２５ｂによって検出されるサイノグラムの領域Ｄ１２は、“Ａ”、“Ｂ”、“Ｄ”、“Ｅ”の４つの領域となる。これは、領域“Ｃ”、“Ｆ”が非対称領域２６ｂとなるからである。このように、Ｘ線非対称検出器２５ａ、Ｘ線非対称検出器２５ｂに於ける非対称領域２６ａ、２６ｂは、逆の位置関係にある。

そして、Ｘ線非対称検出器２５ａ及びＸ線非対称検出器２５ｂによって検出された各サイノグラムは、データ収集部１０から重み付け処理部１４に与えられる。

重み付け処理部１４は、各サイノグラムを収集したＸ線非対称検出器２５ａ、２５ｂに、それぞれ応じた重みのウィンドウ関数を作成する。ウィンドウ関数は、撮影前に予め作成しておいてもよい。各ウィンドウ関数は、Ｘ線非対称検出器２５ａ、２５ｂにより、それぞれ収集されたデータへの重み付け処理用に作成される。したがって、各ウィンドウ関数は、チャンネル方向及びビュー方向の位置に応じて重みが変化するように作成される。より詳細には、ウィンドウ関数は、画像生成に用いられるデータの領域では重みが“１”となり、画像生成に用いられないデータの領域では重みが“０”となるように作成される。

Ｘ線非対称検出器２５ａにより収集されたデータＤ１１に対するウィンドウ関数Ｗ１１は、領域“Ａ”、“Ｄ”及び“Ｅ”では重みが“０”となる。逆に、前記ウィンドウ関数Ｗ１１は、その他の領域“Ｂ”、“Ｃ”及び“Ｆ”では、重みが“１”となる。同様に、Ｘ線非対称検出器２５ｂにより収集されたデータＤ１２に対するウィンドウ関数Ｗ１２は、領域“Ｂ”、“Ｃ”及び“Ｆ”では重みが“０”となり、その他の領域“Ａ”、“Ｄ”及び“Ｅ”では重みが“１”となる。

そして、このようにそれぞれ決定された各ウィンドウ関数Ｗ１１、Ｗ１２を、対応するＸ線非対称検出器２５ａ、２５ｂにより収集された各データＤ１１、Ｄ１２と合わせることにより、データの重み付けを行うことができる。すなわち、各Ｘ線非対称検出器２５ａ、２５ｂにより、それぞれ収集された各データから画像データの生成に用いるデータを切出すことができる。

すなわち、図１１に示されるように、Ｘ線非対称検出器２５ａにより収集された領域Ｄ１１内のデータに、ウィンドウ関数Ｗ１１を合わせることによって、データＤｗ１１が生成される。同様に、Ｘ線非対称検出器２５ｂにより収集された領域Ｄ１２内のデータに、ウィンドウ関数Ｗ１２を合わせることによって、データＤｗ１２が生成される。

重み付け処理部１４は、このように各Ｘ線非対称検出器２５ａ、２５ｂによって収集された各データの重み付けを行う。そして、重み付け処理部１４は、Ｘ線非対称検出器２５ａ、２５ｂを用いて収集された重み付け処理後のデータＤｗ１１、Ｄｗ１２を、第１の画像再構成部１５に与える。

すると、第１の画像再構成部１５は、Ｘ線非対称検出器２５ａ、２５ｂを用いて、それぞれ収集された重み付け処理後の各データＤｗ１１、Ｄｗ１２に対して、それぞれ逆投影（ｂａｃｋ−ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）処理を伴う画像再構成処理を施すことによって、中間画像データとして、画像Ｉｍ１、Ｉｍ２をそれぞれ生成する。そして、第１の画像再構成部１５は、生成した画像Ｉｍ１、Ｉｍ２を画像合成部１７に与える。

次に、画像合成部１７は、第１の画像再構成部１５から受けた画像Ｉｍ１、Ｉｍ２を加算合成することによって、表示用の画像データＩを作成する。そして、画像合成部１７は、生成した表示用の画像データＩを、画像データ保存部１８に書き込む。これにより、画像データ保存部１８には、画像合成部１７によって生成された画像データが保存される。

このように、近似的に欠損しているデータを埋めるのではなく、２つのＸ線非対称検出器の実データを利用することによって、非対称領域の画質の劣化を防止することができる。

次に、コンベンショナルスキャン向け同期再構成の例について説明する。

このコンベンショナルスキャン向け同期再構成についても、前述したコンベンショナルスキャン向け非同期再構成と同様の方法により行われる。各種同期再構成法に基づいて心電データを基に、ファン方向とビュー方向に重み付けを行うが、例えば、一方の系（Ａ系）では収集しきれない光線が、他方の系（系Ｂ）では収集可能であるため、それを補償するように系Ｂに重みを定義してやればよい。

更に、コンベンショナルスキャン時の非同期/同期再構成についての実施形態を説明したが、これらの重みは、ファン方向とビュー方向で定義されているため、この方法がそのまま、ヘリカルスキャン向け非同期／同期再構成に適用が可能である。但し、前提として、再構成法は、近似解コーンビームヘリカル再構成となる。

尚、本発明は、医用のＸ線ＣＴ装置のみではなく、機器類を検査する産業用のＸ線ＣＴ装置、空港等での手荷物検査用のＸ線ＣＴ装置にも適用することができる。

以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は前述した実施形態以外にも、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の変形実施が可能である。

更に、前述した実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件の適当な組合せにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果が得られる場合には、この構成要件が削除された構成も発明として抽出され得る。

本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第１の実施形態を示す機能ブロック図である。 図１に示されるＸ線ＣＴ装置によりＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器によりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明する概念図である。 図１に示されるＸ線ＣＴ装置によりＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器によりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明する別の概念図である。 図１に示されるコンピュータ装置に於ける画像処理の流れを示すフローチャートである。 図４に示される中央のＸ線検出器（ＭＡＩＮ）により収集されたデータに対するウィンドウ関数Ｗｍの拡大図である。 図１に示される表示装置に表示させる画像データＩ上に局所的なＦＯＶと広範囲のＦＯＶとの境界を表示させた例を示す図である。 図１に示される表示装置に局所的なＦＯＶ内のみの画像データＩ１を広範囲のＦＯＶ内の画像データＩのサイズに合わせて拡大表示させた例を示す図である。 図１に示される表示装置にシングルモードで再構成された広範囲のＦＯＶ内の画像データとデュアルモードで再構成された広範囲のＦＯＶ内の画像データとを切換表示させた例を示す図である。 図１に示される表示装置にシングルモードで再構成された局所的なＦＯＶ内の画像データとデュアルモードで再構成された局所的なＦＯＶ内の画像データとを切換表示させた例を示す図である。 本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第２の実施形態を示す機能ブロック図である。 図１０に示されるコンピュータ装置に於ける画像処理の流れを示すフローチャートである。 従来のＸ線ＣＴ装置により心電同期でハーフ再構成用のデータを収集する方法を説明する概念図である。 従来のＸ線ＣＴ装置により、心電同期でハーフ再構成用のデータをセグメントごとに分割して収集する手法を説明する概念図である。 従来考案されている３管球Ｘ線ＣＴ装置によりデータを収集する際の手法を説明する概念図である。 従来考案されている３管球Ｘ線ＣＴ装置により収集されるデータを示す概念図である。

符号の説明

１…Ｘ線ＣＴ装置、２…ガントリ部、３…コンピュータ装置、４…ＥＣＧユニット、５…高電圧発生装置、６…駆動制御装置、７、７ａ、７ｂ、７ｃ…管球、８、８ａ、８ｂ、８ｃ、２４ａ、２４ｂ…ペア、９、９ａ、９ｂ、９ｃ…Ｘ線検出器、１０…データ収集部、１１…入力装置、１２…表示装置、１３…スキャン制御部、１４…重み付け処理部、１５…第１の画像再構成部、１６…第２の画像再構成部、１７…画像合成部、１８…画像データ保存部、１９…表示処理部、２３ａ、２３ｂ…Ｘ線管、２５ａ、２５ｂ…Ｘ線非対称検出器、２６ａ、２６ｂ…非対称領域。

Claims (8)

1. 第１のファン角度を有する第１のＸ線管と、
   前記第１のファン角度よりも大きい第２のファン角度を有する第２のＸ線管と、
   前記第１のＸ線管に対向配置され、複数の検出素子を有する第１のＸ線検出器と、
   前記第２のＸ線管に対向配置され、複数の検出素子を有する第２のＸ線検出器と、
   前記第１のＸ線検出器によって得られる第１の収集データと前記第２のＸ線検出器によって得られる第２の収集データとに対しチャンネル方向に重み付け処理を実行して重み付け後の第１の収集データと重み付け後の第２の収集データとを生成する収集データ処理部と、
   前記重み付け後の第１の収集データに画像再構成処理を施すことによって第１の中間画像データを生成する第１の画像再構成部と、
   前記重み付け後の第２の収集データに画像再構成処理を施すことによって第２の中間画像データを生成する第２の画像再構成部と、
   前記第１の中間画像データと前記第２の中間画像データとに基づく合成画像データを生成する画像合成部と、
   を具備するＸ線ＣＴ装置であって、
   前記収集データ処理部は、
   前記第１の収集データのうちの前記第１のＸ線検出器により検出可能な検出可能領域のデータに値１を有する重みを与え、前記第１のＸ線検出器により検出不能な検出不能領域のデータに値０を有する重みを与え、前記検出可能領域と前記検出不能領域との境界部分のデータにおいてはチャンネル方向に前記値１から前記値０、または、前記値０から前記値１に滑らかに変化する重みを与え、
   前記第２の収集データのうちの前記検出可能領域のデータに前記値０を有する重みを与え、前記検出不能領域のデータに前記値１を有する重みを与え、前記検出可能領域と前記検出不能領域との境界部分のデータにおいてはチャンネル方向に前記値１から前記値０、または、前記値０から前記値１に滑らかに変化するよう重みを与える、
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記第１のＸ線管と前記第２のＸ線管とは、回転面上に於いて隣接するＸ線の照射方向のなす角度が不均等となるように配置されることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記第１のファン角度と実質的に同一の第３のファン角度を有する第３のＸ線管と、
   前記第３のＸ線管に対向配置され、複数の検出素子を有する第３のＸ線検出器と、をさらに備え、
   前記収集データ処理部は、前記第３のＸ線検出器によって得られる第３の収集データに対して前記重み付け処理を実行する、
   ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記収集データ処理部は、
   前記第１のＸ線検出器によりカバーされる第１の撮影視野から少なくとも前記第１のＸ線検出器及び前記第２のＸ線検出器により同時にセグメント収集されたデータと、前記第２のＸ線検出器によりカバーされる第２の撮影視野のうち、前記第１の撮影視野の外側の領域から前記第２のＸ線検出器により収集されたデータとが前記第１の収集データと前記第２の収集データとから切出されるように前記重み付け処理を実行する、
   ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記第１のＸ線管による撮像視野と前記第２のＸ線管による撮像視野との境界を表示する表示処理部を更に具備することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 表示処理部をさらに備え、
   前記第１の画像再構成部は、前記第１の収集データに画像再構成処理を施すことによって第１の画像データを生成し、
   前記表示処理部は、前記第１の画像データを他の撮影視野のサイズに拡大して表示する、
   ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記第１のＸ線検出器と前記第２のＸ線検出器とのうち、単一のＸ線検出器からのデータのみを再構成することにより画像データを生成する画像生成部と、
   前記合成画像データと前記画像生成部により生成された画像データとを切換えて表示する表示処理部と、
   を更に具備することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 第１のファン角度を有する第１のＸ線管と前記第１のファン角度よりも大きい第２のファン角度を有する第２のＸ線管とからＸ線を曝射し、第１のＸ線検出器によって得られた第１の収集データと第２のＸ線検出器によって得られた第２の収集データとを取得し、
   前記第１の収集データと前記第２の収集データとに対しチャンネル方向に重み付け処理を実行して重み付け後の第１の収集データと重み付け後の第２の収集データとを生成し、
   前記重み付け後の第１の収集データに画像再構成処理を施すことによって第１の中間画像データを生成し、
   前記重み付け後の第２の収集データに画像再構成処理を施すことによって第２の中間画像データを生成し、
   前記第１の中間画像データと前記第２の中間画像データとに基づく合成画像データを生成する、
   ことを具備するＸ線ＣＴ装置のデータ処理方法であって、
   前記重み付け処理においては、
   前記第１の収集データのうちの前記第１のＸ線検出器により検出可能な検出可能領域のデータに値１を有する重みを与え、前記第１のＸ線検出器により検出不能な検出不能領域のデータに値０を有する重みを与え、前記検出可能領域と前記検出不能領域との境界部分のデータにおいてはチャンネル方向に前記値１から前記値０、または、前記値０から前記値１に滑らかに変化する重みを与え、
   前記第２の収集データのうちの前記検出可能領域のデータに前記値０を有する重みを与え、前記検出不能領域のデータに前記値１を有する重みを与え、前記検出可能領域と前記検出不能領域との境界部分のデータにおいてはチャンネル方向に前記値１から前記値０、または、前記値０から前記値１に滑らかに変化するよう重みを与える、
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置のデータ処理方法。

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