JP5260036B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明は、医療用Ｘ線ＣＴ(Computed Tomography)装置における造影剤の流れを把握してスキャン撮影を実現するＸ線ＣＴ装置の技術に関する。

従来、欠陥造影撮影をＸ線ＣＴ撮影で行う技術としては、例えば、被検体に、造影剤が来ているかをモニタする関心領域を設定し、前記関心領域を一定時間おきにモニタスキャンすることによって得られた断層像のＣＴ値より前記関心領域の造影剤の到達を把握し、前記関心領域の造影剤の到達に同期してヘリカルスキャンを用いた本スキャンを開始し、前記本スキャンにおいて得られた断層像のＣＴ値により造影剤の先端を把握し、前記造影剤の先端の位置に応じてヘリカルスキャンの速度を制御する技術が、特許文献１に記載されている。
特開２００６−０５１２３４号

しかしながら、特許文献１のように、通常のヘリカルスキャンの断層像を用いて造影剤を検出する場合は、骨と造影剤のＣＴ値が近い場合があることから、骨の検出を造影剤の検出と間違えてしまうことがあるという問題点があった。
そこで、本発明の目的は、造影剤を強調した画像を使って造影剤の把握を実現し、確実に造影剤の断層像撮影を実現するＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

第１の観点のＸ線ＣＴ装置は、被検体に照射されたＸ線を検出するＸ線検出器と、
Ｘ線検出器が検出した第１エネルギースペクトルを有するＸ線投影データと、第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有するＸ線投影データとに基づいて、デュアルエネルギー画像を画像再構成するデュアルエネルギー画像再構成部と、
デュアルエネルギー画像から造影剤の流れの先端領域を検出する造影剤検出部と、
前記造影剤の流れの先端領域を把握しながら、被検体とＸ線検出器と相対的に移動させる制御部と、
を備える、を備える。
上記第１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、いわゆるデュアルエネルギー撮影により、Ｘ線線吸収係数のＸ線エネルギー依存性がある特定の物質相当の領域が抽出できる。つまり、造影剤を強調して画像再構成を行うことができる。造影剤が強調された画像から造影剤を検出し、その造影剤の位置情報を元に造影剤を把握するため、確実に造影剤の流れの先端領域を把握して撮影することができる。

第２の観点のデュアルエネルギー画像再構成部は、骨を実質的に消去し、造影剤を強調する画像再構成を行う。
骨部と造影剤の部分はＸ線ＣＴ装置の断層像上ではＣＴ値が近い場合があり、ＣＴ値を元に造影剤検出を行おうとすると、骨部を間違って検出してしまう場合がある。上記第２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、デュアルエネルギー撮影の断層像において、骨部を消去するようにＸ線投影データを加重加算処理し画像再構成すると、造影剤の部分が強調されて画像再構成される。

第３の観点のデュアルエネルギー画像再構成部は、複数の異なるＸ線エネルギー成分の断層像上の画素値の比より、被検体の造影剤に相当する領域を識別する画像再構成を行う。
骨部と造影剤の部分はＸ線ＣＴ装置の断層像上ではＣＴ値が近い場合があり、ＣＴ値を元に造影剤検出を行おうとすると、骨部を間違って検出してしまう場合がある。上記第３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、異なるＸ線エネルギー成分のＸ線から得られた断層像の各画素同士の比をデュアルエネルギー比（Dual Energy Ratio）として求め、造影剤に相当するデュアルエネルギー比の領域を抽出することで、造影剤領域を検出できる。

第４の観点の制御部は、造影剤の流れの先端領域を把握する際に、被検体とＸ線検出器を相対的に往復運動させ、デュアルエネルギー画像再構成部は、被検体とＸ線検出器の往復運動時にデュアルエネルギー画像を画像再構成する。
従来のヘリカルスキャンでは、Ｘ線投影データを取得する前の助走期間、スキャン終了後の助走期間が存在していた。上記第４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、クレードル１２が相対移動する際に、助走期間においてもデュアルエネルギー画像を画像再構成ができるため、確実に造影剤の流れの先端領域を把握して撮影することができる。

第５の観点の造影剤検出部は、連続したデュアルエネルギー画像からなる三次元画像を、閾値による２値化処理で２値化し三次元ラベリング処理により行い、造影剤の流れの先端領域を把握する。
第５の観点では、デュアルエネルギー撮影された造影剤等価領域を強調した三次元画像を得ることで、造影剤等価画像の三次元領域を抽出することができる。造影剤等価画像の三次元領域を得るには、閾値により２値化し、２値化した三次元画像を三次元ラベリング処理して三次元連続領域を抽出する。

第６の観点のＸ線ＣＴ装置は、第５の観点において、造影剤検出部が、三次元ラベリング処理を行う前に、ノイズ除去処理を行う。
造影剤等価画像の三次元領域を抽出する場合、ある閾値により２値化する際に画像ノイズが多いと三次元ラベリング処理において余計なノイズ領域までも三次元連続領域として抽出してしまい、ノイズ領域を誤認識してしまう可能性がある。上記第６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、これを避けるために２値化処理の前にノイズ除去処理、又は造影剤等価領域の鮮鋭化処理を行うことで余計なノイズ領域を抽出してしまうことを避けられる。

第７の観点の造影剤検出部は、三次元画像を時系列に画像再構成を行い、時間方向に変化のある造影剤領域を抽出する。
第７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、造影剤等価画像の三次元領域を抽出する際には、特に造影剤等価領域のうち、造影剤領域の先端部分である造影剤領域の時間的に変化している部分を特に抽出することで、造影剤の先端領域を把握しやすくなる。

第８の観点のＸ線ＣＴ装置において、第１エネルギースペクトルを有するＸ線投影データと第２エネルギースペクトルを有するＸ線投影データとは、１ビュー又は複数ビュー毎にＸ線管電圧を切り換えるとともに、１ビュー又は複数ビュー毎にＸ線投影データを分離して組み合せることで得られる。
第８の観点のＸ線ＣＴ装置では、１ビュー又は数ビューおきにＸ線データ収集のビューを切り換えるため、あたかも１つのＸ線管電圧でＸ線データ収集を行っているかのようにＸ線データ収集を行いながら、異なるＸ線管電圧のＸ線データ収集が行える。

第９の観点のＸ線ＣＴ装置において、第１エネルギースペクトルを有するＸ線投影データと第２エネルギースペクトルを有するＸ線投影データとは、Ｘ線管電圧を３６０度又は１８０度＋ファン角毎にＸ線管電圧を切り換えることで得られる。
上記第９の観点のＸ線ＣＴ装置では、最大のヘリカルピッチを０．５以下にしてＸ線管電圧を３６０度おき、又は１８０度＋ファン角おきに切換えることで、デュアルエネルギー撮影のＸ線データ収集を行い、異なるＸ線管電圧のＸ線投影データ又は断層像が得られ、造影剤相当の部分を強調して画像再構成を行うことができる。

第１０の観点のＸ線断層像装置は、第１Ｘ線検出器と第２Ｘ線検出器とを有し、第１エネルギースペクトルを有するＸ線投影データは第１Ｘ線検出器で検出されたＸ線投影データであり、第２エネルギースペクトルを有するＸ線投影データは第２Ｘ線検出器で検出されたＸ線投影データである。
上記第１０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、例えばＸ線照射方向に重ねて配置された第１Ｘ線検出器と第２Ｘ線検出器を持つことで、異なるＸ線エネルギーのＸ線投影データが収集できる。従って、造影剤相当の部分を強調して画像再構成を行うことができる。

本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、造影剤を強調した状態で造影剤を検出することができ、確実に造影剤を把握することができるＸ線ＣＴ装置を提供できる。

＜Ｘ線ＣＴ装置の全体構成＞
図１は、本発明の一実施例にかかるＸ線ＣＴ装置１００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キーボード又はマウスなどの入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後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とを具備している。さらに、操作コンソール１は、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、Ｘ線検出器データ、投影データ又はＸ線断層像を記憶する記憶装置７とを具備している。撮影条件の入力はこの入力装置２から入力され、記憶装置７に記憶される。撮影テーブル１０は、被検体ＨＢ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及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と、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８と、多列Ｘ線検出器２４と、データ収集装置（ＤＡＳ：Data Acquisition System）２５とを具備している。Ｘ線コントローラ２２は、Ｘ線管２１に供給する電圧電流をコントロールする。ガントリ回転部１５はベアリングを介して回転可能になっている。不図示の回転モータが回転すると、不図示のベルトを介して回転がガントリ回転部１５に伝えられ、ガントリ回転部１５が回転する。さらに、走査ガントリ２０は、被検体ＨＢの体軸の回りに回転しているガントリ回転部１５を制御する回転部コントローラ２６と、回転部コントローラ２６との通信及びクレードル１２と信号の送受信を行う制御コントローラ２９とを具備している。ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は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、周辺部に行く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。

中央処理装置３は、造影剤検出部３１、前処理部３７、画像再構成部３８及びデュアルエネルギー画像再構成部３９を有している。
造影剤検出部３１は、デュアルエネルギー画像から造影剤の流れの先端領域を検出する。造影剤検出部３１は、造影剤強調したデュアルエネルギー画像を２値化処理で２値化し、三次元ラベリング処理により造影剤を検出する。
前処理部３７は、データ収集装置２５で収集された生データに対して、チャネル間の感度不均一を補正し、またＸ線強吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下又は信号脱落を補正するＸ線量補正等の前処理を実行する。

画像再構成部３８は、前処理部３７で前処理された投影データを受け、その投影データに基づいて画像を再構成する。投影データは、周波数領域に変換する高速フーリエ変換(FFT: Fast Fourier Transform)がなされて、それに再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳し、逆フーリエ変換する。そして、画像再構成部３８は、再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳処理した投影データに対して、三次元逆投影処理を行い、被検体ＨＢの体軸方向（Ｚ方向）ごとに断層像（ｘｙ平面）を求める。画像再構成部３８は、この断層像を記憶装置７に記憶させる。
デュアルエネルギー画像再構成部３９は、低いＸ線エネルギースペクトルの投影データ及び高いＸ線エネルギースペクトルの投影データから、原子の分布に関連したＸ線管電圧依存情報の二次元分布断層像、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像を画像再構成する。

＜Ｘ線ＣＴ装置の動作フローチャート＞
図２は、本実施例のＸ線ＣＴ装置１００についての動作の概要を示すフローチャートである。
ステップＰ１では、被検体ＨＢをクレードル１２に乗せ、位置合わせを行う。ここでは、クレードル１２の上に乗せられた被検体ＨＢ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る。そして、スカウト像（スキャノ像）収集を行う。スカウト像撮影では、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを固定させ、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。ここでは、スカウト像は通常０度，９０度のビュー角度位置で撮影される。図２中の右側は、０度で胸部付近のを撮影したスカウト像４１の例である。このスカウト像４１上から断層像の撮影位置を計画できる。

ステップＰ２では、スカウト像４１上に撮影する断層像の位置、大きさを表示させながら撮影条件設定を行う。スカウト像４１中に示した点線は、断層像画像の位置である。本実施例では、コンベンショナルスキャン、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などの複数のスキャンパターンを有している。コンベンショナルスキャンとは、クレードル１２をｚ軸方向に所定の間隔で移動するごとにＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４を回転させてＸ線投影データＲを取得するスキャン方法である。ヘリカルスキャンとは、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４を有する回転部１５が回転しながらクレードル１２を一定速度で移動させ、Ｘ線投影データＲを収集する撮影方法である。可変ピッチヘリカルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４を有する回転部１５を回転させながらクレードル１２の速度を可変させてＸ線投影データＲを収集する撮影方法である。ヘリカルシャトルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４とを有する回転部１５を回転させながらクレードル１２を加速・減速させて、ｚ軸の正方向又はｚ軸の負方向に往復移動させてＸ線投影データＲを収集するスキャン方法である。これらの複数の撮影を設定すると、１回分の全体としてのＸ線線量情報の表示を行う。

断層像の撮影条件設定においては、Ｘ線ＣＴ装置１００の自動露出機構を用いることにより、被検体ＨＢの被曝を最適化することもできる。また、この断層像撮影条件設定において、後述のデュアルエネルギー撮影の断層像撮影のために、Ｘ線管２１の低いＸ線管電圧、例えば８０ｋＶ、の撮影条件と、高いＸ線管電圧、例えば１４０ｋＶ、の撮影条件とを設定できる。また、デュアルエネルギー撮影における自動露出機構においては、デュアルエネルギー断層像の最終的な画像のノイズ指標値が設定されたノイズ指標値にほぼ等しくなるように、低いＸ線管電圧の撮影条件と高いＸ線管電圧の撮影条件を定めることができる。

ステップＰ３ないしステップＰ９では、後述のデュアルエネルギー撮影の断層像撮影を行う。ステップＰ３において、Ｘ線データ収集を行う。ここで後述の可変ピッチヘリカルスキャンによってデータ収集を行う場合には、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを被検体ＨＢの回りに回転させ、かつ、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。そして、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Ｘ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）（ｊ＝１〜ＲＯＷ，ｉ＝１〜ＣＨ）にｚ方向座標位置Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）を付加させる。このようにヘリカルスキャンにおいては、一定速度の範囲のＸ線検出器データ収集を行う。このｚ方向座標位置はＸ線投影データＲ（Ｘ線検出器データ）に付加させても良いし、また別ファイルとしてＸ線投影データＲと関連付けて用いても良い。

ステップＰ４では、前処理部３７が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Ｒに変換する。具体的には、オフセット補正を行い、対数変換を行い、Ｘ線線量補正を行い、そして感度補正を行う。
ステップＰ５では、ビームハードニング補正を行う。ここでは、前処理された投影データＲ１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ビームハードニング補正を行う。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うことができるため、撮影条件で各Ｘ線管２１の管電圧が異なっていれば、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。本実施例では、被検体ＨＢのプロファイル面積、楕円率などに応じて、ビームハードニング補正の処理を変更する。

ステップＰ６では、画像再構成部３８がｚフィルタ重畳処理を行う。ここでは、ビームハードニング補正された投影データＲ１１（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、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Ｒ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ） （ｉ＝１〜ＣＨ， ｊ＝１〜ＲＯＷ）のＸ線投影データＲに対し、列方向に例えば列方向フィルタサイズが５列のフィルタをかける。

ステップＰ７では、画像再構成部３８が再構成関数重畳処理を行う。すなわち、Ｘ線投影データを周波数領域に変換するフーリエ変換（Fourier Transform）を行い、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。
ステップＰ８では、画像再構成部３８が三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Ｒ３（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、三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平面に三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Ｐ９では、画像再構成部３８が後処理を行う。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，ｚ）を得る。
ステップＰ１０では、画像再構成された断層像を表示する。断層像の例として、図２の右側に断層像Ｇを示す。
ステップＰ１１では、デュアルエネルギー画像再構成部３９がデュアルエネルギー画像ＧＣＳの表示を行う。ここでは、デュアルエネルギー画像再構成部３９は、高いエネルギースペクトルのＸ線投影データに加重加算係数を乗じた値から、高いエネルギースペクトルのＸ線投影データを減算して、デュアルエネルギー画像ＧＣＳを画像再構成する。

以下に実施例を用いて、上記のＸ線ＣＴ装置１００を用いて、デュアルエネルギー撮影(Dual Energy Scan)を行って造影剤強調させ、その断層像から造影剤のｚ軸座標位置を把握する方法を説明する。
＜実施例１＞

＜デュアルエネルギー撮影＞
以下、本実施形態に係るＸ線管電圧を切り替えて行うデュアルエネルギー撮影について説明する。図３（ａ）は、Ｘ線管電圧の切り換えを示す図である。
体動を防ぎ、短時間でより被検体負荷の少ない撮影方法は、図３（ａ）に示すように、１スキャン目のＸ線管電圧８０ｋＶの撮影時間ｔ１の撮影と、２スキャン目のＸ線管電圧１４０ｋＶの撮影時間ｔ２の撮影を続けて撮影する。この時Ｘ線管電圧は、撮影時間ｔ１とｔ２との間に変化させる。通常はｔ１＝ｔ２と同じ撮影時間にし、例えば撮影時間をフルスキャンＦ−Ｓｃａｎである３６０度スキャンでＸ線投影データＲを収集する。またこれらの撮影方法は、ｔ１、ｔ２の順を逆にしても良い。

ハーフスキャンは、Ｘ線ファンビームのファン角を６０度とすると、１８０度＋ファン角＝２４０度分、つまり２／３回転分のＸ線投影データＲを収集することになる。例えば、走査ガントリ２０内の回転部１５の回転速度が０．３５秒／回転であれば、ハーフスキャンの撮影時間Ｔｈ＝ｔ１＋ｔ２は０．４６秒、フルスキャンの撮影時間Ｔｆは０．７秒となる。撮影時間が１秒以下であれば、被検体の体動はかなり押さえることができる。
なお、この場合はＸ線管電圧を撮影時間ｔ１とｔ２との間において、撮影時間よりもかなり短い時間で、又は無視できる短い時間でＸ線管電圧を切り換えているものとする。

図３（ｂ）は、Ｘ線管電圧を切り換える時間が撮影時間に比べて所定の長さがある場合を示している。撮影時間ｔ１，ｔ２の間に、Ｘ線管電圧を切り替えるためのΔｔのＩＳＤ(Inter Scan Delay)を挿入することで、Ｘ線管電圧を８０ｋＶから１４０ｋＶに、又はその逆を切り換える。この時の１スキャン目，Ｘ線オフしたＩＳＤ期間、２スキャン目を合わせた撮影時間Ｔ＝ｔ１＋ｔ２＋Δｔは０．５８秒となり、被検体の体動もかなり押さえることができる。

この時にデュアルエネルギー画像再構成部３９は、１スキャン目と２スキャン目を同一ビュー角度からデータ収集するため、Δｔの間はデータ収集を中止し、Ｘ線管電圧を切り替え２スキャン目のデータ収集を行うようにすれば、同一ビュー角度でＸ線投影データＲを収集することができる。
このように、デュアルエネルギー画像再構成部３９は、収集開始ビュー角度を合わせておくと、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲと高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲとの演算において、２つのＸ線投影データＲの対応するビューを探す手間がなくなる。このため、デュアルエネルギー画像再構成部３９は、２つのＸ線投影データＲの加重加算処理が容易にできる。

図３で説明した３６０度フルスキャン又は１８０度＋ファン角ごとにＸ線管電圧を切り換える際には、低いヘリカルピッチによるヘリカルスキャンを行う。ここで、多列Ｘ線検出器を用いていることから、１回転のヘリカルスキャンにより収集したデータからスライス位置の異なる複数の断層像のデータが収集される。
この造影剤の先端領域の把握方法は、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データＲ又はＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データＲの重なった部分で後述のデュアルエネルギー処理し、骨等価画像又はデュアルエネルギー比画像より造影血管の造影剤領域を求め、クレードル１２を位置制御して、造影血管の先端領域を把握する。

そして、何スライス目まで造影された血流の最先端があるかがわかれば、その時刻とあわせて造影された血流の速度がわかる。そして、血流の速度の方がヘリカルスキャンの速度（テーブルの速度）と、所定の基準より大きな相違がある場合は、ヘリカルピッチの速度（テーブルの速度）を調整する。
例えば、まずＸ線管電圧８０ｋＶを用いてヘリカルピッチ０．５以下で３６０度Ｘ線投影データＲの収集を行い、続けてＸ線管電圧１４０ｋＶを用いてヘリカルピッチ０．５以下で３６０度のＸ線投影データＲの収集を行う。ピッチが０．５以下であるため、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとの断層像が重なる。この得られた断層像より造影剤の時間変化部分を抽出し、時系列三次元画像から血流の速度を予測し、造影剤の先端領域を把握できるようにクレードル１２を制御する。この場合、３６０度フルスキャンごとにＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶを切り換えてヘリカルピッチ０．５以下のヘリカルスキャンでなく、１８０度＋ファン角のハーフスキャンでも構わない。

フルスキャン又はハーフスキャン方法でデュアルエネルギー撮影をした後に、造影剤を抽出する必要がある。以下にその画像再構成方法を示す。
図５は投影データ空間におけるデュアルエネルギー撮影の画像再構成方法の概要を示す。
デュアルエネルギー画像再構成部３９は、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗに加重加算係数ｗ１を乗算し、同様に高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈに加重加算係数ｗ２を乗算し、定数Ｃ１とともに加重加算処理し、デュアルエネルギー断層像ＧＣＳを作成する。
また、デュアルエネルギー画像再構成部３９は、画像空間、断層像空間おいても投影データＲ空間と同様に加重加算処理することでデュアルエネルギー断層像ＧＣＳを得ることができる。これら加重加算係数ｗ１，ｗ２及び定数Ｃ１は、抽出したい原子、強調したい原子、表示上で消したい原子又は部位により定まる。

例えば、デュアルエネルギー画像再構成部３９はＣＴ値の近い骨、石灰化を構成するカルシウム成分（Ｃａ成分）と、ヨウ素を主成分とする造影剤（Iodine成分）を分離するために、カルシウム成分を表示上で実質的に消去する。つまり、画素値を０になるような加重加算処理を行うと造影剤成分が抽出され、強調して表示することができる。また反対に、デュアルエネルギー画像再構成部３９は造影剤成分を表示上で消すと、つまり画素値を０にするとカルシウム成分が抽出され、骨や石灰化の部分を強調して表示することができる。この時に用いるＸ線投影データＲは、前処理及びビームハードニング補正したＸ線投影データＲを用いる。特にビームハードニング補正では、各Ｘ線管電圧において水等価でない物質の部分を水等価なＸ線透過経路長にすることにより、水以外の物質のＸ線管電圧依存性をより正しく評価することができる。

同様に断層像空間においても、前処理及びビームハードニング補正が補正済であるとする。上記のようにして、デュアルエネルギー画像再構成部３９は断層像空間でも投影データＲ空間でも、デュアルエネルギー断層像を作成することができる。

＜造影剤撮影＞
次に、上述のビューごとに低いＸ線管電圧と高いＸ線管電圧を切り換えてヘリカルスキャンを行い、造影剤の流れの先端領域を撮影する方法を説明する。

さらに、Ｘ線管電圧を各ビューごと又は複数ビューごとに高速に切り換えるデュアルエネルギー撮影をしても良い。
図４（ａ）は、ビューごとにＸ線管電圧を切り換えた３６０度フルスキャンの２スキャン分を示す図である。（ｂ）は、ビューごとにＸ線管電圧を切り換えた１８０度＋ファン角ハーフスキャンの２スキャン分を示す図である。図４では、奇数ビューと偶数ビューとでＸ線管電圧を切り替える。そして、例えば奇数ビューでＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データＲを収集し、偶数ビューでＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データＲを収集する。１スキャン目と２スキャン目とがちょうど角度０度と角度１８０度とを結ぶ線を対称にしてＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとを収集すると、デュアルエネルギー撮影に適した投影データＲを収集することができる。１ビューごとではなく、複数の連続したビューごとにＸ線管電圧８０ｋＶと、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとのＸ線投影データＲの収集を交互に繰り返しても良い。

図６は、造影剤撮影のフローチャートを示す。
ステップＤ１では、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとをビューごと、又は数ビューごとに切り換えながらヘリカルスキャンを行う。つまり、Ｘ線データ収集をビューごと又は数ビューごとに、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データ収集を交互に行いながら、ヘリカルスキャンのテーブル移動制御のようにｚ軸座標位置ｚ０とｚ１の間を連続的にＸ線投影データＲの収集を行う。ここで、多列Ｘ線検出器を用いていることから、１回転のヘリカルスキャンにより収集したデータからスライス位置の異なる複数の断層像のデータが収集される。
ステップＤ２では、Ｘ線管電圧８０ｋＶのビューのみを抽出し、Ｘ線管電圧８０ｋＶのヘリカルスキャンのＸ線投影データＲを組み合わせる。
ステップＤ３では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのビューのみを抽出し、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのヘリカルスキャンのＸ線投影データＲを組み合わせる。

ステップＤ２及びステップＤ３における、Ｘ線管電圧８０ｋＶ及びＸ線管電圧１４０ｋＶのビューごとの投影データＲの抽出について説明する。図７は、低いＸ線管電圧及び高いＸ線管電圧の各Ｘ線投影データビューの抽出と補間処理を示す図である。
図７に示すようにＸ線投影データＲを１回転Ｎビューとすると、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データＲの各ビュー、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データＲの各ビューを抽出する。Ｘ線管電圧８０ｋＶのみのＸ線投影データＮ／２ビュー分、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのみのＸ線投影データＮ／２ビュー分を組み合わせる。

ステップＤ４では、画像再構成部３８がＸ線管電圧８０ｋＶの断層像を画像再構成する。
ステップＤ５では、画像再構成部３８がＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像を画像再構成する。
ステップＤ４，ステップＤ５における各Ｘ線管電圧のＸ線投影データＲの画像再構成は、図２で説明した「断層像撮影」を行えば良い。ただし、後述のヘリカルシャトルスキャンしたＸ線投影データＲの三次元画像再構成処理は、Ｘ線投影データＲの各ビューのｚ軸座標位置を測定又は予測する。そして、画像再構成部３８は、各ビューをその座標位置に合わせて、各ビューに対応するチャネル列のＸ線投影データＲを三次元逆投影処理する。

画像再構成部３８は、ステップＤ４，ステップＤ５のＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データＲの画像再構成、及びＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データＲの画像再構成を行う。しかし、Ｘ線投影データＲＮが１０００ビュー程度と少なく、また各ビューのチャネル方向の幅が再構成中心又は回転中心において約０．５ｍｍと薄く、かつ撮影領域が約５０ｃｍと大きい場合には、Ｎ／２ビューで画像再構成を行うと撮影領域の周辺領域においてビューデータ不足によりエリアジング・アーチファクト(aliasing artifact)が発生する場合がある。これを避けるために、Ｘ線投影データＲビュー数を増やするには、図７の右側に示すように、ビュー方向に補間処理、又は補間処理のボケを避けたビュー方向の加重加算処理の逆重畳フィルタ(De-Convolution Filter)を行っても良い。

ステップＤ６では、デュアルエネルギー画像再構成部３９が、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像とを加重加算処理し、造影剤強調断層像を画像再構成する。デュアルエネルギー画像再構成部３９は、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像との断層像から、造影剤強調画像（カルシウム等価画像）を抽出した断層像を作成する。
ステップＤ７では、デュアルエネルギー撮影の断層像である造影剤強調断層像を表示する。
そして、何スライス目まで造影された血液の最先端があるかがわかれば、その時刻とあわせて造影された血流の速度がわかる。そして、血流の速度の方がヘリカルスキャンの速度（テーブルの速度）と、所定の基準より大きな相違がある場合は、ヘリカルピッチの速度（テーブルの速度）を調整する。

以上の実施例は、Ｘ線管電圧をＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとに高速にビューごとに切り換えて、ヘリカルスキャンのＸ線データ収集を行い、画像再構成することで造影剤強調画像を抽出した断層像を作成した。このように、Ｘ線ＣＴ装置１００は、高速にＸ線管電圧を切り換えてヘリカルスキャンを行うことで、あたかも通常のヘリカルシャトルスキャンを行いながらも２つの異なるＸ線管電圧のＸ線投影データＲを得ることができる。

＜実施例２＞
上述の説明においては、通常のヘリカルスキャンを行ったが、クレードルを往復させるヘリカルシャトルスキャンを行ってもよい。
図８は、低いＸ線管電圧と高いＸ線管電圧との切り換えによるＸ線データ収集を行い、ｚ方向に往復の可変ピッチヘリカルシャトルスキャンすることで造影剤の流れの先端領域の把握を行うフローチャートである。
ステップＴ１では、Ｘ線コントローラ２２はＸ線管電圧を切り換え、データ収集バッファはＸ線データを収集する。
ステップＴ２では、デュアルエネルギー画像再構成部３９は、デュアルエネルギー画像の画像再構成を行う。
ステップＴ１，ステップＴ２におけるヘリカルシャトルスキャンは、図６のフローチャートで説明したように、Ｘ線データ収集、画像再構成、及びデュアルエネルギー画像の画像再構成を行う。
ステップＴ３では、制御コントローラ２９は、クレードル１２がスキャンの終点位置まで行ったかを判断し、ＹＥＳであれば終了し、ＮＯであればステップＴ４へ行く。
ステップＴ４では、造影剤検出部３１は、造影剤の流れの先端領域を検出したかを判断し、ＹＥＳであればステップＴ５へ行き、ＮＯであればステップＴ１へ戻る。
ステップＴ５では、制御コントローラ２９は、ヘリカルシャトルスキャンを中止し、クレードル１２の進行方向を変える。

ステップＴ１からステップＴ４までの処理のループにおいては、例えばｚ軸のプラス方向のヘリカルスキャンと、ｚ軸のマイナス方向のヘリカルスキャンを交互に行い、造影剤の流れの先端領域を把握するようにＸ線管２１及びＸ線検出器２４を被検体に対し相対的にｚ軸方向に動かしている。実際にはクレードル１２を動かすことにより被検体をｚ軸方向に動かすことになる。
＜クレードル動作：往復タイプ＞

図９Ａ（ａ）及び（ｂ）並びに図９Ｂ（ｃ）及び（ｄ）は、縦軸にｚ軸をとり横軸に時間をとり、造影剤の先端領域を把握するためクレードル１２の軌道ＣＯを示した図である。
図９Ａ（ａ）は、可変ピッチヘリカルシャトルスキャンにより、ジグザグにクレードル１２が移動して造影剤を把握する方法である。例えば、造影剤の先端位置の軌道ＩＯが、時刻ｔとともにｚ軸のプラス方向へ行くとすると、クレードル１２は、この造影剤の先端部分を把握するのにｚ軸のプラス方向へスキャンし、造影剤の先端を抜いてしまったら、ｚ軸のマイナス方向へスキャンして造影剤の先端を見つけるまで戻る、戻ったら、再度ｚ軸のプラス方向へ造影剤の先端を抜くまでスキャンを行う。

これを図８のフローチャート上で説明すると、ステップＴ１からステップＴ４まで順方向のヘリカルスキャンにより造影剤の先端部を追いかけ、その後、クレードル１２は向きを変えて再度ステップＴ１からステップＴ４まで逆方向のヘリカルスキャンにより造影剤の先端を見つけるまで逆方向のヘリカルスキャンを続ける。

＜クレードル動作：往復休止タイプ＞
もしヘリカルシャトルスキャンの往復回数が多くなり過ぎるのであれば、図９Ａ（ｂ）のようにヘリカルシャトルスキャン中にＸ線データ収集及び撮影の休止期間ＰＡを入れても良い。
図９Ａ（ｂ）は、ヘリカルシャトルスキャンにより、休止状態を設けてジグザグにクレードル１２が移動して造影剤を把握する方法である。造影剤の先端位置の軌道ＩＯを追うように、クレードル１２は一度造影剤の先端部を追い抜いた後に、逆戻りし、再度造影剤の先端部を捕えた後にｚ軸座標位置ｚａ１で停止する。この停止した一定時間ΔｔだけＸ線管２１からのＸ線の照射を停止する。休止期間ＰＡ後、また同様にクレードル１２はヘリカルスキャンで撮影を再開する。クレードル１２はこの動作を繰り返し、ｚ軸座標位置ｚａ２、ｚａ３，ｚａ４においても同様にＸ線の照射を停止する。そしてＸ線データ収集を一定時間Δｔだけ休止させる。

これを図８のフローチャートで説明すると、クレードル１２が逆戻りしている場合、ステップＴ４の後にＸ線の照射を停止することになる。そして、Ｘ線データ収集を一定時間Δｔの休止期間ＰＡ後、ステップＴ５へ行き進行方向を変え、ステップＴ１に戻り、再度ヘリカルシャトルスキャンを続行する。

＜クレードル動作：追い抜き休止タイプ＞
また、造影剤の速度が予測可能な場合は、クレードル１２が一度造影剤を追い抜いた後に、休止期間ＰＡを設けて一定時間Δｔだけ造影剤の到達を待てば良い。つまり、クレードル１２は逆戻りしなくても良い。
図９Ｂ（ｃ）は、ヘリカルシャトルスキャンにより、休止状態を設けて一方向にクレードル１２が移動して造影剤を把握する方法である。クレードル１２が造影剤の先端部を追い抜いた後に、その場所ｚｂ１に留まる。そして休止区間ＰＡには、Ｘ線管２１はＸ線の照射を一定時間Δｔ休止させる。この後、クレードル１２が再度ヘリカルシャトルスキャンで造影剤を追いかける。クレードル１２はこのｚ方向の動作を繰り返し、Ｘ線管２１は、ｚ軸座標位置ｚｂ２，ｚｂ３，ｚｂ４において同様にＸ線の照射を一定時間Δｔ休止する。

これを図８のフローチャートで説明すると、ステップＴ１からステップＴ４までの順方向のヘリカルスキャンを行った後、ステップＴ５において順方向のヘリカルスキャンを中止し、一定時間ΔｔだけＸ線の照射を休止させる。この後、ステップＴ５ではスキャンの進行方向を変えているが、そのまま進行方向を変えることなくステップＴ１に戻る。この後、再度ステップＴ１からステップＴ４までを繰り返す。

このため、従来のヘリカルスキャンは、厳密には図９Ｂ（ｄ）に示す点線部分では、クレードル１２の加減速のために実質的にＸ線データの収集を行うことができない。しかし、回転部１５の回転とクレードル１２の速度とを同期させる可変ヘリカルスキャンにおいては、図９Ｂ（ｅ）に示すようにヘリカルスキャンにおける助走部分もＸ線データ収集を行うことができる。このため、加減速の区間であっても、絶え間なくＸ線データ収集を行うことができる。Ｘ線データ収集の無駄時間もなく、助走によるクレードル１２の行き過ぎ又は戻り過ぎもなく、応答性よく造影剤を把握できる。これらのことは、被検体の被曝低減の観点からも好ましく、また、ｚ軸座標位置の制御の観点でも好ましい。

＜実施例３＞
次の実施例は、他の造影剤の把握処理について示す。
図１０は、いわゆるラン・オフ（Run Off）と言われる被検体の腹部から下肢動脈を流れる造影剤をヘリカルシャトルスキャンにより、造影剤の先端を検出しながら撮影する処理を示す。

図１１はその処理のフローチャートを示す。
ステップＲ１では、デュアルエネルギー画像再構成部３９は、デュアルエネルギー撮影で造影剤強調した三次元画像を求める。デュアルエネルギー撮影のヘリカルシャトルスキャンにより、造影剤を把握する部分でｚ軸方向に連続した断層像、つまり三次元画像を求める。なお、断層像は骨等価画像、つまり造影剤強調した三次元画像を求めておく。

ステップＲ２では、デュアルエネルギー画像再構成部３９は、ノイズ除去フィルタの重畳を行う。デュアルエネルギー撮影した三次元画像Ｇｄｅ（ｘ，ｙ，ｚ）に対してノイズフィルタＦＮ（ｘ，ｙ，ｚ）を重畳する。ノイズ除去された三次元画像をＧｄｅ１（ｘ，ｙ，ｚ）とすると、計算式は、以下の（数式１）のようになる。
．．．（数式１）

なお、この時のノイズフィルタＦＮ（ｘ，ｙ，ｚ）としては、以下の（数式２）に示すような３×３×３の受動的なノイズフィルタでも良いし、又は能動的な適応型（アダプティブ Ａｄａｐｔｉｖｅ）フィルタでも良い。
．．．（数式２）

ステップＲ３では、デュアルエネルギー画像再構成部３９は、造影血管部を強調するフィルタの重畳を行う。造影血管部を強調するフィルタの重畳を行う。フィルタの種類としては、ノイズ強調せずに血管造影部を強調できるアンシャープマスクフィルタなどを考えることができる。血管造影部を強調した三次元画像Ｇｄｅ２（ｘ，ｙ，ｚ）は、平滑化フィルタをＦＬＰ（ｘ，ｙ，ｚ）、ゲイン係数をｇとすると、以下の（数式３）のようになる。
．．．（数式３）
また、フィルタ処理部はアンシャープマスクフィルタをかける際に、造影した血管径と同等の空間周波数が強調されるように平滑化フィルタの大きさを調整すると効果的である。
また、フィルタ処理はアンシャープマスクフィルタ以外のフィルタでも良い。

ステップＲ４では、造影剤検出部３１は、閾値による２値化を行う。造影剤検出部３１は、造影血管が抽出できるような閾値で２値化を行う。この閾値は、被検体の大きさによるビームハードニングを考慮すれば、ある一定の濃度を超える造影剤の値においてある程度予想ができる。
ステップＲ５では、造影剤検出部３１は、三次元ラベリング処理を行う。ステップＲ４で２値化した三次元連続領域を抽出し、各三次元連続領域である各セグメント領域（各三次元ラベル領域）を求める。

ステップＲ６では、造影剤検出部３１は、各セグメント領域（各ラベル領域）の幾何学的特徴パラメータを求める。各セグメント領域の三次元幾何学的特徴量は、例えば、体積、表面積、濃度和、球形率、三次元のフェレ径、三次元のフェレ径の比、三次元の面積率などである。
ステップＲ７では、造影剤検出部３１は、各セグメント領域（各ラベル領域）のうち、造影血管の候補を求め抽出する。各三次元幾何学的特徴量より、造影血管のセグメント領域か否かを判断する。この判断ポイントとして、血管は細長いため表面積は大きく、球形率は球から遠い。また濃度和は造影剤で満たされているので大きいなどの特徴を用いる。なおこの時の判断は、判断木（Decision Tree）方式などを活用する。

ステップＲ８では、造影剤検出部３１は、造影血管の先端部のｚ軸座標位置ＨＰを求める。ステップＲ７で検出した血管領域でヘリカルシャトルスキャンの進行方向側の座標を求める。図１２（ａ）のように三次元画像３Ｇを造影血管が貫通している場合において、進行方向座標ＨＰは、図中の右端断層像のｚ軸座標となる。また、図１２（ｂ）のように三次元画像３Ｇの途中で造影血管が止まっている場合において、進行方向座標ＨＰは、図中の左端断層像のｚ軸座標となる。

ステップＲ９では、造影剤検出部３１は、ヘリカルスキャンの終点まで行き、撮影終了かを判断し、ＹＥＳであれば終了し、ＮＯであればステップＲ１０へ行く。
ステップＲ１０では、制御コントローラ２９は、クレードル１２の位置制御を行う。その後、ステップＲ１へ戻る。ステップＲ１０においては、図１２（ａ）のように複数枚の断層像による三次元画像３Ｇ内を造影血管が貫通している場合は、クレードル１２を進行方向にさらに進めれば良い。それに対し、図１２（ｂ）のように三次元画像の途中で造影血管が終わっていて貫通していない場合は、クレードル１２を減速させて逆方向に進める準備をするか、又はＸ線をオフしてＸ線データ収集Ｒを中断するかの準備をすれば良い。

＜実施例４＞
＜デュアルエネルギー画像からの造影剤の検出方法２＞
実施例３では、制御コントローラ２９は、造影血管の領域より座標位置を求めてクレードル１２の位置を制御した。しかし、造影剤の先端部分は血流速度と共に変化する部分であるため、造影剤の時間変化部分を抽出できれば造影剤の先端部分を見つけやすい。本実施例では、造影剤の時間変化の三次元画像を収集することを考える。

図１３は、ヘリカルシャトルスキャンにおける時系列三次元画像の収集を示す図である。なお、理解を助けるために、断層像をずらして描いている。
画像再構成部３８は、三次元画像再構成を行った場合は、一度に複数枚の断層像ができあがる。例えば図１３に示すように、時刻ｔ１には、ｓ１、ｓ２、ｓ３、ｓ４の位置における断層像が一度に画像再構成できる。同様に断層像は、時刻ｔ２，ｔ３，ｔ４において、各時刻でｓ１、ｓ２、ｓ３、ｓ４の位置における断層像ができる。ただし、時刻ｔ１のｓ２の位置における断層像は時刻ｔ２のｓ１の位置における断層像の位置に一致するものとする。同様に時刻ｔ１のｓ３の位置における断層像は時刻ｔ３のｓ１の位置における断層像の位置に一致するものとする。

各時刻ｔ１，ｔ２，ｔ３，ｔ４…を各スライス位置ｓ１，ｓ２，ｓ３，ｓ４…の位置で組み換えた断層像は、時刻ｔ１，ｔ２，ｔ３，ｔ４・・・の各ｓ１の断層像を集めた三次元画像ｇｓ１（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）、同様に各ｓ２の断層像を集めた三次元画像ｇｓ２（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）、各ｓ３の断層像を集めた三次元画像ｇｓ３（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）、各ｓ４の断層像を集めた三次元画像ｇｓ４（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）となる。この時の三次元画像ｇｓ１（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）、ｇｓ２（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）、ｇｓ３（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）、ｇｓ４（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）のずれは、同一ｚ軸座標で比較すると、各Δｔだけ各三次元画像の各画素の間でずれていることになる。ただし、Δｔは各時刻ｔ１，ｔ２，ｔ３，ｔ４の各時間差である。また、各断層像間のｚ軸方向のピッチΔｓは各スライス位置ｓ１，ｓ２，ｓ３，ｓ４の差であるとする。

この時に、以下の時間方向の差画像Δｇ_{ｓ２−ｓ１}（ｘ，ｙ，ｚ）、Δｇ_{ｓ３−ｓ２}（ｘ，ｙ，ｚ）、Δｇ_{ｓ４−ｓ３}（ｘ，ｙ，ｚ）を（数式４）〜（数式６）のように求めることができる。
．．．（数式４）
．．．（数式５）
．．．（数式６）

このヘリカルシャトルスキャンによる時間方向の差画像を用いて、造影血管の先端部分、つまり造影血管の時間変化部分を見つける。
図１４は、時系列差分三次元画像から造影血管の先端部を把握するフローチャートである。
ステップＲ２１では、デュアルエネルギー撮影で造影剤強調した三次元画像を入力する。
ステップＲ２２では、デュアルエネルギー画像再構成部３９は、時系列三次元画像を求める。
ステップＲ２３では、デュアルエネルギー画像再構成部３９は、時系列差分の三次元画像を求める。
次に図１１と同様に「中間処理」を行い各セグメント領域の幾何学的特徴量を求めておく。
ステップＲ２４では、造影剤検出部３１は、各セグメント領域（各ラベル領域）のうち、時間変化した造影血管部分の候補を求め抽出する。
ステップＲ２５では、造影剤検出部３１は、造影血管の先端部として時間変化している造影剤部分を抽出する。
ステップＲ２４，ステップＲ２５においては、各三次元連続領域の幾何学的特徴量により、時間変化した造影血管部分か否かを判断する。この時の判断のポイントとして、造影剤検出部３１は、濃度和、造影血管径のｘ方向フェレ径、ｙ方向フェレ径をポイントにして判断木（Decision Tree）方式などにより判断を行う。
ステップＲ２６においては、図１２（ｃ）に示すように三次元画像内で時間変化した造影剤が見つからない場合は、制御コントローラ２９は、時間変化した造影剤領域はまだ進行方向の先にあるとして、ステップＲ２７においてクレードル１２をさらに進行方向に進めれば良い。また、図１２（ｄ）のように三次元画像内で時間変化した造影剤が見つかった場合は、制御コントローラ２９は、クレードル１２を減速させて逆方向に進める準備をするか、又はＸ線をオフしてＸ線データ収集を中断するかの準備をすれば良い。
なお、図１１で示した造影剤の検出方法１と、図１４で示した造影剤の検出方法２とを合わせて行うと、より精度の高いクレードル１２の位置制御を行うことができる。

このようにして造影剤の検出方法２は、三次元画像から造影剤の時間変化部分を抽出し、このｚ軸座標位置によりクレードル１２の位置制御を行うことができる。

＜実施例５＞
上記実施例においては、固定ヘリカルピッチのヘリカルシャトルスキャンにより造影剤の先端、つまり造影剤の時間変化部分を把握していた。しかし、本実施例では、造影剤の速度に合わせてヘリカルピッチを最適化しながら造影剤の時間変化部分を把握し、クレードル１２の位置制御の最適化、被検体の被曝低減が行うことができる。

図１５の（ａ）は、可変ピッチヘリカルスキャンによりヘリカルピッチを変化させたクレードル１２の軌道ＶＰＳを示す図である。（ａ）に示す図は、縦軸にｚ軸をとり横軸に時間をとり、造影剤の軌道ＩＯと、造影剤を把握するためクレードル１２の軌道ＶＰＳとを示した図である。（ｂ）は、可変ピッチのヘリカルスキャンにより三次元画像で造影剤速度を予測して造影剤の把握を行うフローチャートである。
ステップＲ４１では、デュアルエネルギー画像再構成部３９は、可変ピッチヘリカルスキャンにより撮影したデュアルエネルギー撮影の造影剤強調された三次元画像を入力する。
次の処理は、図１４で説明したフローチャートと同様に行う。
次にステップＲ５１では、造影剤検出部３１は、撮影が終了したかを判断し、ＹＥＳであれば終了し、ＮＯであればステップＲ５２へ行く。
ステップＲ５２では、造影剤検出部３１は、造影剤の速度を予測して求める。
ステップＲ５３では、クレードル１２の位置制御を行う。その後、ステップＲ４１へ戻る。
本実施例においては、造影剤検出部３１は、血流の速度を可変ピッチヘリカルスキャンの三次元画像より予測して求める。そして、造影剤の先端、つまり造影剤の時間変化部分をクレードル１２が把握する際に、制御コントローラ２９は、最適なヘリカルピッチでクレードル１２の位置制御が行うことができる。

＜実施例６＞
上記実施例においては、造影血管を強調するのに骨等価画像を用いていた。本実施例ではＸ線管電圧８０ｋＶにおけるＸ線断層像のＣＴ値と、Ｘ線管電圧１４０ｋＶにおけるＸ線断層像のＣＴ値の比を画像化し、造影剤に相当する部分を抽出して造影剤の時間変化部分を把握する。

図１６（ａ）は、低いＸ線管電圧と高いＸ線管電圧との断層像でのＣＴ値比を画像化する方法を示す図であり、（ｂ）は、低いＸ線管電圧と高いＸ線管電圧との断層像でのＣＴ値を加重加算処理し物質Ａの等価画像の方法を示す図である。
図１６（ａ）に示すように、各物質は横軸にＸ線管電圧８０ｋＶの断層像のＣＴ値と縦軸にＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像のＣＴ値とをプロットすると、物質ごとに異なる傾きを持つ直線で表示できる。例えば、物質Ａ，物質Ｂは異なる傾きを持つ直線で示すことができる。各物質Ａ，Ｂの密度の違いは直線上の原点からの距離に比例する。

本実施例においては、図１６（ａ）のデュアルエネルギー比（Dual Energy Ratio）ＲＡ（ｘ，ｙ，ｚ）であるＸ線管電圧８０ｋＶの断層像のＣＴ値Ｇ８０（ｘ，ｙ，ｚ）、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像のＣＴ値Ｇ１４０（ｘ，ｙ，ｚ）の比を以下の（数式７）で求めて画像化を行う。
．．．（数式７）

このフローは例えば図１５（ｂ）のステップＲ４１を図１６（ｂ）のステップＲ６１を差し替えることで処理することができる。図１６（ｂ）のステップＲ６１は、可変ピッチヘリカルスキャンのＸ線データ収集をビューごとに高速にＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶを切り換えて行い、それぞれの断層像からデュアルエネルギー比画像を画像再構成する。
通常、ヨウ素Ｉを含む造影剤の場合は、デュアルエネルギー比は約１．８前後になるので、このデュアルエネルギー比に相当する画素を造影剤領域として識別することができることから、造影血管の造影剤領域を求めることができる。 なお、この時、血流中の造影剤密度が多少異なっていてもデュアルエネルギー比画像においては、その密度ムラが画像上に出ずに表現される。このため、デュアルエネルギー比画像はより安定した造影血管を抽出できる。

本実施例では図１５で説明したヘリカルピッチ制御と同様に、時系列三次元画像と時系列差分三次元画像の両方を用いて、血流の時間変化部分を抽出している。このため、より精度良く血流先端部のｚ軸座標を求めることができ、クレードル１２はより安定した位置制御をすることができる。

＜実施例７＞
図１７は、２層のＸ線検出器を有するＸ線ＣＴ装置１００を示すブロック図である。図１に示した実施例１のＸ線ＣＴ装置１００が１層のＸ線検出器２４を有しているのに対して、実施例７のＸ線ＣＴ装置１００が２層のＸ線検出器２４を有している点で異なる。
多列Ｘ線検出器２４は、例えば半導体シリコンＸ線検出器ＳｉＤとシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＰＤとを有している。また、データ収集装置２５も、空間分解能の高い多列Ｘ線検出器ＫＤ用のＤＡＳ２５Ｋと密度分解能の良い多列Ｘ線検出器ＭＤ用のＤＡＳ２５Ｍとを備えている。

図１８は、２層のＸ線検出器２４を示している。Ｘ線ＣＴ装置１００は、Ｘ線管電圧を切り替えることなく、同時に異なるＸ線エネルギーのＸ線投影データＲを分けて出力できる。実施例２は、このようなＸ線ＣＴ装置１００を用いて、デュアルエネルギー撮影の骨等価画像又はデュアルエネルギー比画像を求めて造影剤を追跡する方法を示す。この場合、造影剤先端部では時系列三次元画像から造影された血流速度を予測して求め、最適ヘリカルピッチで追跡できるようにクレードル１２を制御する。

＜２層検出器モジュール１＞
まずＸ線検出器としてはＸ線のエネルギーをシンチレータＳＤで光のエネルギーに変換して、フォトダイオードＰＤにより電気信号に変えるシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器の場合を示す。
図１８（ａ）は、２層のシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＭＳＰの処理を示す。２層シンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＭＳＰは、シンチレータＳＰ及びフォトダイオードＰＤが２層に重ねられている。

この処理は図１５（ｂ）のステップＲ４１を図１９で示すようにステップＲ８１、ステップＲ８２、ステップＲ８３で置き換えることで処理できる。
ステップＲ８１では、ヘリカルスキャンによりＸ線投影データＲの収集を行い、第１層のシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器１Ｌと第２層のシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器２Ｌとが各Ｘ線エネルギー成分の各Ｘ線投影データＲを得る。まずＸ線が入射する第１層のシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器１Ｌでは、第２層のＸ線検出器２Ｌに比べてより広いＸ線エネルギースペクトルの範囲のＸ線を検出できる。これは第１層のシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器１ＬのＸ線投影データＲは低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲに相当する。また第２層のシンチレータ・フォトダイオードのＸ線検出器のＸ線投影データＲは高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲに相当する。
ステップＲ８２では、第１層と第２層との各Ｘ線投影データＲを画像再構成する。
ステップＲ８３では、第１層の断層像と、第２層の断層像よりデュアルエネルギー比断層像を画像再構成する。

＜２層検出器モジュール２＞
図１８（ｂ）に示す多列Ｘ線検出器ＳＳＰは、Ｘ線が入射する１層目にシリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤを備え、２層目にシンチレータＳＤとフォトダイオードＰＤとを備えている。特にシリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤはシンチレータ・フォトダイオードのＸ線検出器に比べ、より細かく作りやすいために空間分解能が高い。また、シリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤは吸収Ｘ線量が少なくＸ線変換効率が高いため、少ないＸ線線量で大きな出力のＸ線検出器出力を得ることができる。また、シリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤはＸ線吸収が少ないため、入射Ｘ線はシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器にも充分なＸ線線量が届く。またシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器は、Ｘ線吸収が大きく密度分解能の良いＸ線投影データＲを得ることができる。

シリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤの代わりに、エネルギー弁別機能を持った別のＸ半導体検出器も考えられる。このＸ線半導体検出器は放射線エネルギーを直接電気エネルギーに変換できる。例えば、カドミウム・テルル（Ｃａ・Ｔｅ）を用いた半導体検出器ＣｄＴｅ検出器や、カドミウム（Ｃｄ）、亜鉛（Ｚ）、テルリウム（Ｔｅ）を用いた半導体検出器ＣＺＴ検出器がある。このＸ線半導体検出器は、入射したＸ線１つ１つのフォトンエネルギーを弁別して、複数の異なるＸ線エネルギーのＸ線投影データＲを収集する。

図２０は、半導体シリコンＸ線検出器ＳｉＤとシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＰＤとを使った多列Ｘ線検出器２４の複数のタイプを示した図である。
＜２層検出器タイプ１＞
図２０（ａ）は、全チャネル及び全列に半導体シリコンＸ線検出器ＳｉＤとシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＰＤとを配置した図である。この場合は、全撮影視野においてシリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤによる空間分解能の良い断層像と、シンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＤＰＤによる密度分解能の良い断層像とを得ることができる。画像再構成時に両方のＸ線検出器からのＸ線投影データＲを合成して、空間分解能と密度分解能の良いＸ線投影データＲを得ることもできる。

＜２層検出器タイプ２＞
図２０（ｂ）は、特に高い空間分解能が必要なのは心臓撮影の時だけと割り切り、中心部にのみシリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤを配置し、チャネル方向の周辺部には通常のシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＤＰＤを配置した図である。
中心部周辺の撮影領域で空間分解能の良い断層像と、密度分解能の良い断層像の両方を得ることができる。又は画像再構成時に両方のＸ線検出器のＸ線投影データＲを合成して、空間分解能と密度分解能の良いＸ線投影データＲを得ることもできる。また、全体の撮影領域ではシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＤＰＤによる通常の断層像を得ることもできる。

＜２層検出器タイプ３＞
図２０（ｃ）は、２つの多列Ｘ線検出器２４が接しておらず離れている例を示しているが、Ｘ線散乱の状態が異なるだけで、基本的に半導体シリコンＸ線検出器ＳｉＤとシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＰＤとが接している場合とほとんど変わらない。

＜２層検出器タイプ４＞
図２０（ｄ）は、最初にＸ線が入射する検出器を３６０度全方向にシリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤで固定配置した第４世代型の例を示している。次に入射する多列Ｘ線検出器２４は他の例と同じく第３世代型のシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＰＤを示している。この場合の第４世代Ｘ線投影データＲの画像再構成は、通常の第３世代Ｘ線検出器におけるＸ線ファン（Source Fan）によるＸ線投影データＲで画像再構成を行うのではなく、一度、Ｘ線検出器ファン（Detector Fan）によるＸ線投影データＲに変換した後に画像再構成を行う。

＜同時デュアルエネルギー撮影＞
以上４タイプの２層多列Ｘ線検出器でＸ線データ収集した場合は、空間分解能の良いＸ線投影データＲと、密度分解能の良いＸ線投影データＲとで、Ｘ線エネルギーが異なる。
これらの検出器は、一方のＸ線検出器が吸収したＸ線エネルギー分だけ他方の多列Ｘ線検出器の受光したＸ線に差が生じる。これは１層目のシリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤが検出するＸ線エネルギーの方が、より広いＸ線エネルギースペクトル範囲を検出でき、より多くの被検体の組成情報を得ることができる。このＸ線のエネルギー差を利用してデュアルエネルギー撮影を行うことができる。

シリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤを用いて、２種類のＸ線エネルギーのＸ線投影データＲを得る場合の処理の流れは図１９のフローチャートと同様に処理できる。
シリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤを用いた場合に異なる点を下記に示す。
ステップＲ８１の処理では、シリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤの各フォトンの電気信号がＸ線エネルギーに依存することを利用する。画像再構成部３８は閾値処理により第１と第２との各Ｘ線エネルギー成分のフォトン数を計数することにより、各Ｘ線エネルギー成分のＸ線投影データＲを得ることができる。
ステップＲ８２の処理では、第１層のシリコン半導体Ｘ線検出器ＳｉＤのＸ線投影データＲが第１のＸ線エネルギー成分に対応し、第２層のシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＰＤのＸ線投影データＲが第２のＸ線エネルギー成分に対応する。画像再構成部３８はそれぞれのＸ線投影データＲを画像再構成することができる。
ステップＲ８３の処理も同様に、デュアルエネルギー画像再構成部３９は第１のＸ線エネルギー成分の断層像と第２のＸ線エネルギー成分の断層像よりデュアルエネルギー画像を画像再構成する。
このように、本実施例においては、図１８で示した構造のＸ線検出器モジュールを用いて、造影剤の流れの先端部分を把握することもできる。

なお、上述の実施例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三次元画像再構成法でもよい。さらに、他の三次元画像再構成方法でもよい。又は二次元画像再構成でも良い。

上述の実施例は、走査ガントリ２０が傾斜していない場合について記載しているが、走査ガントリ２０が傾斜した、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、本実施例においては、撮影テーブル１０のクレードル１２をｚ軸方向に動かすことにより、ヘリカルスキャンを実現している。しかし、走査ガントリ２０又は走査ガントリ２０内の回転部１５を撮影テーブル１０のクレードル１２に対して動かすことによっても、同様な効果を得ることができる。

上述の実施例では、医用Ｘ線ＣＴ装置を元について記載されているが、産業用Ｘ線ＣＴ装置、又は、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。

本発明のＸ線ＣＴ装置１００を示すブロック図である。 被検体のＸ線断層像撮影を示すフローチャートである。 （ａ）は、Ｘ線管電圧を瞬時に切り換える図で、（ｂ）はＸ線管電圧を切り換える間に所定時間が必要な場合の図である。 （ａ）は、ビューごとにＸ線管電圧を切り換えた３６０度フルスキャンの２スキャン分を示す図である。（ｂ）は、ビューごとにＸ線管電圧を切り換えた１８０度＋ファン角ハーフスキャンの２スキャン分を示す図である。 投影データ空間におけるデュアルエネルギー撮影の画像再構成の概要を示す図である。 ビューごとにＸ線管電圧を切り換えたヘリカルスキャンの処理を示すフローチャートである。 低いＸ線管電圧及び高いＸ線管電圧の各Ｘ線投影データビューの抽出と補間処理を示す図である。 Ｘ線管電圧の切り換えによりＸ線投影データを収集し、ｚ方向にヘリカルスキャンを往復することで造影剤の先端領域の把握を行うフローチャートである。 （ａ）は、ヘリカルスキャンの場合の造影剤の先端領域の把握を示す図である。 （ｂ）は、休止時間を設けた造影剤の先端領域の把握を示す図である。 （ｃ）は、順方向のヘリカルスキャンに休止時間を設けた造影剤の先端領域の把握を示す図である。 （ｄ）は、固定ピッチのヘリカルスキャンの場合の造影の先端領域の把握を示す図である。 （ｅ）は、可変ピッチのヘリカルスキャンを説明する図である。 下肢動脈を流れる造影剤の造影剤の先端領域の把握の例を示す図である。 造影血管の先端部を把握するフローチャートである。 （ａ）三次元画像３Ｇ内を造影血管が貫通している場合を示す図である。（ｂ）三次元画像３Ｇ内を造影血管が貫通していない場合を示す図である。（ｃ）三次元画像３Ｇ内で時間変化した造影剤が見つからない場合を示す図である。（ｄ）三次元画像３Ｇ内で時間変化した造影剤が見つかった場合を示す図である。 ０．５ピッチ以下のヘリカルスキャンにおける時系列三次元画像の収集を示す図である。 時系列三次元画像から造影血管の先端部を把握するフローチャートである。 （ａ）可変ピッチヘリカルスキャンによりヘリカルピッチを変化させての造影剤の先端領域の把握を示す図である。 （ｂ）可変ピッチヘリカルスキャンにより三次元画像で造影剤速度を予測して造影剤を行うフローチャートである。 （ａ）低いＸ線管電圧と高いＸ線管電圧との断層像でのＣＴ値比を画像化する方法を示す図である。（ｂ）ステップＲ６１を説明する図である。 ２層のＸ線検出器を有するＸ線ＣＴ装置１００を示すブロック図である。 （ａ）多層のシンチレータ・フォトダイオードのＸ線検出器を示す図である。（ｂ）分解能の異なる検出器を組み合わせた検出器モジュールを示す図である。 ２層のシンチレータ・フォトダイオードのＸ線検出器を用いた場合の可変ピッチヘリカルスキャンによる造影剤の先端領域の把握の制御を示すフローチャートである。 （ａ）全範囲に半導体シリコンＸ線検出器ＳｉＤとシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＰＤとを示した図である。（ｂ）大きさの異なる半導体シリコンＸ線検出器ＳｉＤとシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＰＤとを示した図である。（ｃ）離れて存在する半導体シリコンＸ線検出器ＳｉＤとシンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＰＤとを示した図である。（ｄ）離れて存在する第四世代半導体シリコンＸ線検出器ＳｉＤと第三世代シンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器ＳＰＤとを示した図である。

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 （ＳｉＤ シリコン半導体Ｘ線検出器、ＳＰＤ シンチレータ・フォトダイオードＸ線検出器）
２５ データ収集装置（ＤＡＳ）
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
３１ 造影剤検出部
３７ 前処理部
３８ 画像再構成部
３９ デュアルエネルギー画像再構成部
ＩＯ 造影剤の軌道
ＣＯ ＶＰＳ クレードルの軌道
ＰＡ 休止期間

Claims (7)

1. １ビュー毎にＸ線管電圧を切り換えながら被検体に対してＸ線を照射するＸ線照射部と、
   前記被検体に照射されたＸ線を検出するＸ線検出器と、
   前記Ｘ線検出器が検出した第１エネルギースペクトルを有するＸ線投影データと、前記第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有するＸ線投影データとに基づいて、デュアルエネルギー画像を画像再構成するデュアルエネルギー画像再構成部と、
   
   前記デュアルエネルギー画像から造影剤の流れの先端領域を検出する造影剤検出部と、
   前記被検体と前記Ｘ線検出器と相対的に移動させる制御部であって、前記造影剤の流れの先端領域を把握しながら、前記移動させる速度を、移動開始後に速度を下げて上げることを複数回繰り返すことにより調整する制御部と、
   
   を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記デュアルエネルギー画像再構成部は、骨を実質的に消去し前記造影剤を強調する画像再構成を行うことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
3. 前記デュアルエネルギー画像再構成部は、複数の異なるＸ線エネルギー成分の断層像上の画素値の比より、被検体の造影剤に相当する領域を識別する画像再構成を行うことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
4. 前記制御部は、前記造影剤の流れの先端領域を把握する際に、前記前記被検体と前記Ｘ線検出器を相対的に往復運動させ、
   前記デュアルエネルギー画像再構成部は、前記前記被検体と前記Ｘ線検出器の往復運動時にデュアルエネルギー画像を画像再構成することを特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
5. 前記造影剤検出部は、連続した前記デュアルエネルギー画像からなる三次元画像を、閾値による２値化処理で２値化し三次元ラベリング処理により行い、造影剤の流れの先端領域を把握することを特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
6. 前記造影剤検出部は、三次元ラベリング処理を行う前に、ノイズ除去処理を行うことを特徴とする請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
7. 前記造影剤検出部は、三次元画像を時系列に画像再構成を行い、時間方向に変化のある造影剤領域を抽出することを特徴とする請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。