JPH1189830A - 放射線断層撮影方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 スキャン時間を等価的に短縮した放射線断層
撮影方法および装置を実現する。 【解決手段】 複数の放射線ビームによる被検体の投影
データを被検体の周囲の複数のビュー方向で順次に測定
し、対向ビューデータ同士について所望の時間位相に重
点的に重み付けが行われるよう重み付け演算を行うこと
により補間投影データを算出し、この補間投影データに
基づいて断層像を生成し、所望の時間位相における対象
臓器の静止画像に近似した断層撮影を行う。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、放射線断層撮影方
法および装置に関し、特に、複数の経路を透過する放射
線による被検体の投影データを被検体の周囲の複数のビ
ュー方向で順次に測定し、この投影データに基づいて被
検体の断層像を生成する放射線断層撮影方法および装置
に関する。

【０００２】

【従来の技術】放射線断層撮影装置の一例として、例え
ば、Ｘ線ＣＴ(computed tomography)装置がある。Ｘ線
ＣＴ装置においては、放射線としてはＸ線が利用され
る。そして、放射線照射・検出装置、すなわちＸ線照射
・検出装置を被検体の周りで回転（スキャン(scan)）さ
せて、被検体の周囲の複数のビュー(view)方向でそれぞ
れＸ線による被検体の投影データ(data)を測定し、それ
ら投影データに基づいて断層像を生成（再構成）するよ
うになっている。

【０００３】Ｘ線ＣＴ装置の高速化にともなって、１回
のスキャンを０．８秒程度の時間で行えるようになっ
た。そこで、被検体（患者）の呼吸モニタリング(monit
oring)信号に同期して、例えば最大吸気時あるいは最大
呼気時等の体動の少ない時相に合わせてスキャンするこ
とにより、肺野や腹部等について体動の影響が少ない断
層像を撮影することが行われる。

【０００４】肺や心臓のような動きのある臓器の断層撮
影を行うときは、撮影に要するタイムスパン(time spa
n) をできるだけ短くすることによって、得られる断層
像を静止画像に近づけることが望まれる。このための一
つの方法としてハーフスキャン(half scan) が行われて
きた。ハーフスキャンは放射線ビーム発生手段の半回転
によって得られる画像情報から画像を再構成するもので
ある。

【０００５】一方、呼吸動作よりも動きが速い心臓等に
ついては、０．８秒程度のスキャン時間といえどもその
間の運動量が大きいので、通常のスキャンニングでは満
足な撮影をすることができない。そこで、ハートゲート
スキャン(heart-gate scan)による撮影が行われる。

【０００６】すなわち、心電信号をモニタリングしなが
ら多心拍にわたって連続的に複数回スキャンし、得られ
た投影データを心電信号に基づいて各位相ごとにソーテ
ィング(sorting) し、ソーティング後の投影データに基
づいて各位相の心臓の断層像を再構成するようにしてい
る。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、ハーフ
スキャンでは、得られるデータの精密度が不足するた
め、画質が不十分であった。また、コンピュータトモグ
ラフィでは放射線ビームの対向ビューデータに対して適
当な補間演算を行い、画質を向上させることが行われて
きたが、ハーフスキャンでは対向ビューデータは収集さ
れず、上記のような画質向上のための処理を行うことは
不可能である。

【０００８】また、呼吸同期でスキャンした場合、０．
８秒弱程度のスキャン時間では、体動の影響を完全に免
れることは難しく、必ずしも満足な画質の断層像が得ら
れない。また、ハートゲートスキャンは、多心拍にわた
ってスキャンを行うのでスキャン継続時間が長くなり、
また、それにともなって患者のＸ線被曝量が多くなる。

【０００９】本発明は上記の問題点を解決するためにな
されたもので、その目的は、フルスキャンによって充分
なデータの精密度を確保するとともに対向ビューデータ
に対して補間演算をすることを可能とし、かつ撮影に要
するタイムスパンを短く設定したことと等価な効果を得
ることによって静止画像に近い断層像を得ることを可能
とする放射線断層撮影方法およびこれを実行しうる装置
を提供することにある。

【００１０】

【課題を解決するための手段】

（１）上記の課題を解決する第１の発明は、複数の放射
線ビームによる被検体の投影データを被検体の周囲の複
数のビュー方向で順次に測定し、前記投影データのうち
同一の経路を互いに逆方向に透過した放射線による投影
データ同士について重み付け演算を行うことにより、前
記複数のビュー方向のおのおのについて補間投影データ
を算出し、前記補間投影データに基づいて前記被検体の
断層像を生成する、放射線断層撮影方法であって、前記
重み付け演算が前記被検体のまわりの所望の時間位相を
中心に重点的に重み付けされるよう制御する、ことを特
徴とする。

【００１１】（２）上記の課題を解決する第２の発明
は、複数の放射線ビームを発生する放射線ビーム発生手
段と、当該複数の放射線ビームによる被検体の投影デー
タを被検体の周囲の複数のビュー方向で順次に測定する
測定手段と、前記投影データのうち同一の経路を互いに
逆方向に透過した放射線による投影データ同士について
重み付け演算を行うことにより、前記複数のビュー方向
のおのおのについて補間投影データを算出する補間投影
データ算出手段と、前記重み付け演算が前記被検体のま
わりの所望の時間位相を中心に重点的に行われるよう重
み付け演算を制御する制御手段と、前記補間投影データ
に基づいて前記被検体の断層像を生成する画像生成手段
と、を具備することを特徴とする。

【００１２】第１の発明または第２の発明において、前
記重み付け演算の開始時点を前記被検体からもたらされ
る周期的信号に基づいて制御することが、適宜の時相の
断層像を得る点で好ましい。

【００１３】その場合、例えば被検体の肺を検査対象と
するときは、呼吸運動における周期的信号に基づいて前
記重み付け演算を制御することが望ましい。また、例え
ば被検体の心臓を検査対象とするときは、心臓の拍動の
周期的信号に基づいて前記重み付け演算を制御すること
が望ましい。

【００１４】さらにその場合、前記被検体の投影データ
の測定を、心臓の拍動の１周期に等しい時間で行い、前
記重み付けを重点的に行なう中心を心臓の拍動の所望の
位相に合わせることが、１スキャンで得た測定データか
ら任意の心拍位相における断層像を得る点で好ましい。

【００１５】また、第１の発明または第２の発明におい
て、前記測定を前記被検体からもたらされる心電信号に
基づき重み付けされた画像情報収集処理を複数回行って
心臓拍動の複数の時相の断層像を得ても良い。

【００１６】（３）上記の課題を解決する第３の発明
は、第２の発明において、前記放射線ビーム発生手段が
パラレルビームを発生させることを特徴とする。 （４）上記の課題を解決する第４の発明は、第２の発明
において、前記放射線ビーム発生手段がファンビームを
発生させることを特徴とする。

【００１７】第１の発明〜第４の発明のいずれか一つに
おいて、前記放射線がＸ線であることが、その発生、検
出および制御等に関し実用的な手段が最も充実している
点で好ましい。

【００１８】（作用）同一の経路を互いに逆方向に透過
した放射線による投影データ対に対して、重み付け演算
を行うにあたり、周期運動を行う検査対象の臓器の望ま
しい運動位相に重点的に重み付けが行われるように制御
するので、短い時間区間を実効的なスキャン時間とする
ことが可能となる。これにより、実際のスキャン時間よ
り短い実効スキャン時間で高い画質を得ることができ
る。

【００１９】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態
に限定されるものではない。

【００２０】図１にＸ線ＣＴ装置のブロック(block) 図
を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本
装置の構成によって、本発明の装置の実施の形態の一例
が示される。また、本装置の動作によって、本発明の方
法の実施の形態の一例が示される。

【００２１】（構成）図１に示すように、本装置は走査
ガントリ(gantry)２、撮影テーブル(table)４、操作コ
ンソール(console) ６および周期運動モニタ(monitor)
１０を備えている。

【００２２】走査ガントリ２は、放射線源としてのＸ線
管２０を有する。Ｘ線管２０から放射された図示しない
Ｘ線は、コリメータ(collimater)２２により例えば扇状
のＸ線ビーム（ファンビーム(fan beam)）となるように
成形され、検出器アレイ(array) ２４に照射されるよう
になっている。Ｘ線管２０およびコリメータ２２は、本
発明における放射線ビーム発生手段の実施の形態の一例
である。検出器アレイ２４は、扇状のＸ線ビームの広が
りの方向にアレイ状に配列された複数のＸ線検出素子を
有する。検出器アレイ２４の構成については後にあらた
めて説明する。

【００２３】Ｘ線管２０、コリメータ２２および検出器
アレイ２４は、Ｘ線照射・検出装置を構成する。Ｘ線照
射・検出装置の構成については後にあらためて説明す
る。検出器アレイ２４にはデータ収集部２６が接続され
ている。データ収集部２６は、検出器アレイ２４の個々
のＸ線検出素子の検出データを収集するようになってい
る。

【００２４】Ｘ線管２０からのＸ線の照射は、Ｘ線コン
トローラ(controller)２８によって制御されるようにな
っている。なお、Ｘ線管２０とＸ線コントローラ２８と
の接続関係については図示を省略する。

【００２５】コリメータ２２は、コリメータコントロー
ラ３０によって調節されるようになっている。なお、コ
リメータ２２とコリメータコントローラ３０との接続関
係については図示を省略する。

【００２６】以上のＸ線管２０乃至コリメータコントロ
ーラ３０が、走査ガントリ２の回転部３２に搭載されて
いる。回転部３２の回転は、回転コントローラ３４によ
って制御されるようになっている。なお、回転部３２と
回転コントローラ３４との接続関係については図示を省
略する。

【００２７】撮影テーブル４は、図示しない被検体を走
査ガントリ２のＸ線照射空間に搬入および搬出するもの
である。被検体とＸ線照射空間との関係については後に
あらためて説明する。

【００２８】周期運動モニタ１０は、撮影テーブル４上
の被検体から例えば呼吸信号や心電信号等の生体活動信
号を検出するものである。生体活動信号は、本発明にお
ける周期的信号の実施の形態の一例である。

【００２９】操作コンソール６は、中央処理装置６０を
有している。中央処理装置６０は、例えばコンピュータ
(computer)等によって構成される。中央処理装置６０に
は、制御インタフェース(interface) ６２が接続されて
いる。制御インタフェース６２には、走査ガントリ２と
撮影テーブル４が接続されている。

【００３０】中央処理装置６０は制御インタフェース６
２を通じて走査ガントリ２および撮影テーブル４を制御
するようになっている。走査ガントリ２内のデータ収集
部２６、Ｘ線コントローラ２８、コリメータコントロー
ラ３０および回転コントローラ３４が制御インタフェー
ス６２を通じて制御される。なお、それら各部と制御イ
ンタフェース６２との個別の接続については図示を省略
する。

【００３１】中央処理装置６０には、また、データ収集
バッファ６４が接続されている。データ収集バッファ６
４には、データ収集部２６と周期運動モニタ１０が接続
されている。データ収集部２６で収集されたデータおよ
び周期運動モニタ１０の出力信号がデータ収集バッファ
６４に入力される。データ収集バッファ６４は、入力デ
ータを一時的に記憶する。

【００３２】中央処理装置６０には、また、記憶装置６
６が接続されている。記憶装置６６は、各種のデータや
再構成画像およびプログラム(program) 等を記憶する。
中央処理装置６０には、また、表示装置６８と操作装置
７０がそれぞれ接続されている。表示装置６８は、中央
処理装置６０から出力される再構成画像やその他の情報
を表示するようになっている。操作装置７０は、操作者
によって操作され、各種の指令や情報等を中央処理装置
６０に入力するようになっている。

【００３３】本発明の実施の形態では、もっぱら放射線
ビーム発生手段がファンビームを発生する装置に関して
説明するが、後述するように、放射線ビーム発生手段が
パラレルビーム(parallel beam) を発生する装置であっ
ても簡便に実施できるものである。

【００３４】図２に、Ｘ線源からのファンビームを検出
する検出器アレイ２４の模式的構成を示す。検出器アレ
イ２４は、多数（例えば１０００個）のＸ線検出素子２
４（ｉ）を円弧状に配列した多チャンネルのＸ線検出器
を形成している。ｉはチャンネル番号であり例えばｉ＝
１〜１０００である。

【００３５】Ｘ線検出素子２４（ｉ）は例えばシンチレ
ーション(scintillation) Ｘ線検出器や半導体Ｘ線検出
器等の固体検出器によって構成される。勿論、例えばＸ
ｅ（キセノン）ガス等の電離気体を利用した電離箱型の
ものを用いることも可能である。

【００３６】図３に、Ｘ線照射・検出装置におけるＸ線
管２０とコリメータ２２と検出器アレイ２４の相互関係
を示す。なお、図３の（ａ）は正面図、（ｂ）は側面図
である。同図に示すように、Ｘ線管２０から放射された
Ｘ線は、コリメータ２２により扇状のＸ線ビーム４０と
なるように成形され、検出器アレイ２４に照射されるよ
うになっている。図３の（ａ）においては、扇状のＸ線
ビーム４０の広がりすなわちＸ線ビーム４０の幅を示し
ている。図３の（ｂ）では、Ｘ線ビーム４０の厚みを示
している。

【００３７】ここで、Ｘ線管２０の焦点と走査ガントリ
２の回転中心３００とを通る仮想的な直線４００を角度
基準軸とする。角度基準軸４００の延長は、検出器アレ
イ２４の中央に達する。Ｘ線管２０の焦点と個々のＸ線
検出素子２４（ｉ）とを結ぶ仮想的な直線が角度基準軸
４００に対してなす角度を、チャンネル角度γという。
検出器アレイ２４の中央のＸ線検出素子２４（Ｉ／２）
ではチャンネル角度はγ＝０である。検出器アレイ２４
の図中左端のＸ線検出素子２４（１）ではチャンネル角
度はγ＝＋γｍである。検出器アレイ２４の図中右端の
Ｘ線検出素子２４（Ｉ）ではチャンネル角度はγ＝−γ
ｍである。チャンネル番号ｉとチャンネル角度γは１対
１に対応しているので、以下、Ｘ線検出素子２４（ｉ）
をＸ線検出素子２４（γ）と表現する。

【００３８】Ｘ線ビーム４０の扇面に体軸を交叉させて
被検体が搬入される。その状態を図４に示す。同図に示
すように、撮影テーブル４に載置された被検体８が、Ｘ
線ビーム４０の扇面に体軸を交叉させて搬入される。Ｘ
線ビーム４０によってスライス(slice) された被検体８
の投影像が検出器アレイ２４に投影される。被検体８の
アイソセンタ(isocenter) におけるＸ線ビーム４０の厚
みが、被検体８のスライス厚ｔｈを与える。スライス厚
ｔｈは、コリメータ２２のＸ線通過開口によって定ま
る。

【００３９】Ｘ線管２０、コリメータ２２および検出器
アレイ２４からなるＸ線照射・検出装置は、それらの相
互関係を保ったまま被検体８の体軸の周りを回転（スキ
ャン）する。スキャンの１回転当たり複数（例えば１０
００）のビュー角度で被検体８の投影データが収集され
る。

【００４０】１ビュー当たりの投影データ数は、検出器
アレイ２４のチャンネル数に等しく例えば１０００であ
る。各チャンネルの投影データは、Ｘ線管２０の焦点か
ら各チャンネルに入射する透過Ｘ線の強度を表す。した
がって、例えば１０００本の互いに異なる経路を通過す
るＸ線による投影データが収集されることになる。

【００４１】投影データの収集は、検出器アレイ２４−
データ収集部２６−データ収集バッファ６２の系統によ
って行われる。Ｘ線管２０、コリメータ２２、検出器ア
レイ２４、データ収集部２６およびデータ収集バッファ
６４は、本発明における測定手段の実施の形態の一例で
ある。

【００４２】投影データを測定するビュー角度につい
て、図５を用いて説明する。Ｘ線照射・検出装置が回転
した一つの角度位置において、角度基準軸４００が例え
ば垂直軸等となす角度θをビュー角度という。なお、ビ
ュー角度θの原点は必ずしも垂直軸に限らず適宜にとる
ことができる。

【００４３】チャンネル角度γのＸ線検出素子２４
（γ）によりビュー角度θで収集したデータをＤ（γ，
θ）で表す。例えば、γ＝０ならＤ（０，θ）であり、
γ＝＋γｍならＤ（＋γｍ，θ）であり、γ＝−γｍな
らＤ（−γｍ，θ）である。

【００４４】各ビューのデータに対して、対向ビューの
データが存在する。これを図６によって説明する。同図
において、（ａ）に示すデータＤ（＋γｍ，θ）に着目
したとき、（ｂ）に示すように、ビュー角度θ' ＝θ＋
π＋２（＋γｍ）でのデータＤ（−γｍ，θ' ）が対向
ビューのデータである。これらのデータＤ（＋γｍ，
θ）とＤ（−γｍ，θ' ）は、撮影空間の同一部分を互
いに逆方向に通過するＸ線によって得られる投影データ
となる。

【００４５】同様に、他の全てのチャンネルのデータに
ついて対向ビューのデータがそれぞれ存在する。一般
に、データＤ（γ，θ）の対向ビューのデータは、Ｄ
（−γ，θ＋π＋２γ）となる。対向ビューのデータ
は、互いに異なるビュー角度、すなわち、走査ガントリ
２の互いに異なる回転位置で得られたものなので、デー
タ収集時点が異なっている。

【００４６】中央処理装置６０は、データ収集バッファ
６４に収集された各投影データについて、それぞれ対向
ビューのデータを求めるようになっている。中央処理装
置６０は、また、対向ビューデータの関係にある１対の
データを用いて、重み付け演算により補間投影データを
算出するようになっている。中央処理装置６０は、本発
明における補間投影データ算出手段の実施の形態の一例
である。中央処理装置６０は、また、本発明における制
御手段の実施の形態の一例である。補間投影データの算
出は例えば次式により行われる。

【００４７】

【数１】

【００４８】ここで、Ｄ（γ１，θ１）とＤ（γ２，θ
２）は対向ビューデータ対であり、チャンネル角度γ１
とγ２の関係およびビュー角度θ１とθ２の関係はそれ
ぞれ下記のようになっている。

【００４９】

【数２】

【００５０】

【数３】

【００５１】図７（ａ），（ｂ），（ｃ），（ｄ）は重
み係数ｗ（γ，θ）がガントリの回転角とチャンネル角
度γとの関係でどのように決定されるかを説明するため
の図である。ここで一つのビューのデータとその対向ビ
ューのデータとの重み付けのしかたは、それぞれのビュ
ーのデータが発生するときの放射線源位置と、角度位置
πとの距離の近さに応じて両者が比例按分されるように
重み付けを行う。

【００５２】この場合の重み付け係数は、一つのビュー
のデータに掛けあわされる重み付け係数と、その対向ビ
ューのデータに掛けあわされるべき重み付け係数との和
が１になるように正規化する。放射線源が例えば図７
（ａ）に示すような角度位置θにあるときは、その対向
ビューはθ＋π＋２γのところに現れ、このときの重み
付け係数は次式のように表される。

【００５３】

【数４】

【００５４】また、放射線源が図７（ｂ）に示すような
角度位置θにあるときは、対向ビューはちょうど２πの
角度位置にあり、ここを境として重み付け係数の計算式
が違った形で得られる。

【００５５】また、放射線源が図７（ｃ）に示すような
角度位置θにあるときは、重み付け係数は次式のように
与えられる。

【００５６】

【数５】

【００５７】さらに、放射線源が図７（ｄ）に示すよう
な角度位置θにあるときは、重み付け係数は次式のよう
に与えられる。

【００５８】

【数６】

【００５９】結局、補間演算の重み係数ｗ（γ，θ）は
次式のように与えられる。

【００６０】

【数７】

【００６１】（７）式のように重み係数ｗ（γ，θ）を
与えることにより、対向ビューデータ対においては、重
み係数ｗ（γ１，θ１）とｗ（γ２，θ２）の和は常に
１となる。これを、例えば図６における対向ビューデー
タ対Ｄ（＋γｍ，θ）とＤ（−γｍ，θ’）について示
せば、重み係数はそれぞれ下記のようになり、

【００６２】

【数８】

【００６３】

【数９】

【００６４】実際両者の和は

【００６５】

【数１０】

【００６６】となる。他の全ての対向ビューデータ対に
ついても同様になる。走査ガントリ２の１回転、すなわ
ち、ビュー角度θが０から２πまで変化する間の重み係
数ｗ（γ，θ）の変化を、例えばデータＤ（０，θ）に
ついて示せば、図８のようになる。なお、図８は、γが
０である場合、すなわちファンビームを構成する複数の
ビームのうち中央のビームについての重み付け係数を与
える関数を表したものであり、このビームの対向ビーム
は常にガントリの回転角度が１８０度進行したときに表
れる。このことは、放射線ビーム発生手段がパラレルビ
ームを発生する手段となっているときも同様であり、Ｘ
線照射・検出装置がパラレルビーム発生手段を備えたも
のであるときは、この重み付け関数がどのビームに対し
ても適用される。

【００６７】同図に示すように、重み係数ｗ（γ，θ）
は、θが０のとき０で、そこから直線的に増加してθ＝
πにおいて１となり、そこを過ぎると直線的に減少して
θ＝２πにおいて０となる。

【００６８】すなわち、ビュー角度θがπのときのデー
タに最大の重みを与え、そこを中心として対称的に逓減
する重みを前後のビューのデータに与えるようなプロフ
ァイル(profile) を持つ重み係数となっている。このよ
うな重み係数による補間演算により、θ＝πの位置に重
点的に重み付けが行われたデータが求められることにな
る。補間は、対向ビューデータの組合せに応じて、内挿
補間と外挿補間の両様がある。

【００６９】ビュー角度θは走査ガントリ２の回転位相
を表しているため、回転が一定の角速度で行われるもの
とすると、横軸θを時間軸ｔに読み代えることができ
る。そのようにした場合、θ＝０，π，２πは、それぞ
れｔ＝０，Ｔ／２，Ｔに相当する。ここで、Ｔはスキャ
ン時間である。

【００７０】以上説明したように、本装置の重み付けの
方法によれば、θ＝π、すなわちＴ／２のときの回転位
相の位置に重点的に重み付けが行われたデータプロファ
イルが得られるので、ここを中心として例えば半値幅相
当分のデータに基づき画像再構成を行えば、重み付けに
よる画質の評価を適切に行うことができる。この場合の
半値幅は、ヘリカルスキャンにおける実効スライス厚に
相当する概念としてとらえることができ、重み付けによ
る画質の評価に用いることができる。

【００７１】（動作）本装置の動作を説明する。図９
に、本装置の動作のフロー図を示す。操作者により、操
作装置７０を通じて中央処理装置６０に与えられる指令
に従って本装置の動作が開始する。以下、中央処理装置
６０による制御の下で本装置の動作が進行する。

【００７２】先ず、ステップ８００において被検体８の
呼吸モニタリングを開始する。次に、ステップ８０２に
おいて外部信号入力が行われる。これによって、周期運
動モニタ１０から中央処理装置６０に呼吸信号が入力さ
れ、それが中央処理装置６０を介して表示装置６８に表
示される。これによって、表示装置６８には、例えば図
１０に示すように、最大吸気および最大呼気の時相を示
す呼吸信号波形が表示される。操作者は、表示された波
形に基づいて被検体８の呼吸動作を把握する。

【００７３】操作者は操作装置７０を通じて、例えば最
大呼気の時相を判別するための適宜の閾値を入力する。
なお、閾値は、最大吸気の時相を判別するためのものを
設定するようにしても良いのは勿論である。

【００７４】呼吸信号の振幅が閾値をよぎったとき、ス
テップ８０４において、スキャン開始トリガー(trigge
r) が発生する。スキャン開始トリガーに基づき、ステ
ップ８０６において、スキャンを開始し、ステップ８０
８においてＸ線照射を行い、ステップ８１０においてデ
ータ収集を行う。

【００７５】収集したデータについて、ステップ８１２
での前処理の後に、ステップ８１４で、対向ビューデー
タ対を用いて前述のような補間投影データの算出を行
う。そして、ステップ８１６において、補間投影データ
に基づく画像再構成を行い、ステップ８１８で、再構成
画像の表示および記憶を行う。

【００７６】前述の補間投影データはＴ／２の時間位相
を中心として重点的に重み付けられたプロファイルを有
するため、再構成画像は、実効的に走査ガントリ２の実
際のスキャン時間の半分の時間をこのＴ／２の時間位相
を中心として収集したデータによって行っても良い。こ
の関係を図示すれば、例えば図１１に示すように、最大
呼気の時相において被検体８をスキャン時間Ｔでスキャ
ンしたとき、重み係数のプロファイルの半値幅に相当す
るＴ／２が、ヘリカルスキャンにおける実効スライス厚
に相当する実効スキャン時間としてとらえることができ
る。

【００７７】スキャン時間Ｔが例えば０．８秒であると
したとき、実効スキャン時間は０．４秒となる。このた
め、被検体８の呼吸による体動の影響が極めて少ない断
層像を得ることができる。

【００７８】周期運動モニタ１０として呼吸モニタの代
わりに例えば心電計を用いると、心臓の拍動の所望の時
相（位相）につき、上記と同様な手法によって断層像を
得ることができる。なお、拍動の位相は心電信号につい
て適宜の閾値等を設定することにより指定する。

【００７９】以上述べてきた実施の形態は、ガントリの
１回転のうちの所望の時間位相に重点的に重み付けがな
されるように重み付け演算を制御し、この時間位相を検
査対象の臓器の運動の比較的穏やかな時間位相と合致さ
せ、この運動の比較的穏やかな時間位相において画像情
報を重点的に収集し、検査対象の臓器の静止画像に近い
画像を得るものであったが、このような画像情報の収集
の仕方を所定の間隔で複数回行い、臓器の動きを順次観
察するために用いてもよい。すなわち、心臓の拍動の例
えば２心拍にわたって連続的なスキャンを行い、複数回
転分のデータを収集する。

【００８０】そのような収集データのうち、例えば図１
２に示すように、最初の３６０°分のデータ群Ｓ１を用
いて、対向ビューデータ対による補間投影データから画
像再構成を行うと１つの位相の断層像を得ることができ
る。以下、３６０°に相当する範囲を適宜ずらしなが
ら、データ群Ｓ２〜Ｓ６について順次同様なことを行う
ことにより、それぞれの位相の断層像を得ることができ
る。

【００８１】なお、この場合、被検体８が連続スキャン
されるが、その時間はたかだか２心拍相当の時間なの
で、被検体のＸ線被曝量は、従来のハートゲートスキャ
ンに比べて格段に少ない。

【００８２】図１２に示したようなスキャンおよび画像
再構成を、複数のスライス位置について順次行えば、各
位相の断層像を複数のスライス位置のおのおのにおいて
撮影することができる。その際、例えば心電信号のＲ波
（最大ピーク(peak)を形成する波）等をスキャンのトリ
ガーに利用すると、複数のスライスを通じて位相を揃え
ることが容易になる。位相が同一な複数のスライスの断
層像は、任意断面についてのリフォーメーション(refor
mation) 画像や３次元像を各位相毎に構成するのに利用
することができる。

【００８３】走査ガントリ２の回転部３２の回転速度を
調節することにより、スキャン時間Ｔを通常１秒前後で
ある１心拍の時間（周期）と同じにすることができる。
そのようにした場合、例えば図１３に示すように、１ス
キャンで心拍の１周期中の全位相のビューデータを得る
ことができる。そしてこのとき、スキャンの最初のビュ
ーと最後のビューにおいて心拍の位相が一致するので、
心拍位相は連続性を保って一巡するものとなる。

【００８４】このような心拍位相の循環性により、重み
係数は、最大重みを与える中心位置（以下、重みの中心
位置という）を実線で示すようにスキャンの１／２回転
（θ＝π）の位置に設定することはもとより、一点鎖線
で示すように、任意の角度位置（θ＝θｃ）に設定し、
それに合わせて重み係数のプロファイルを循環的に平行
移動させても、補間演算には矛盾が生じない。

【００８５】そこで、重みの中心位置を、例えば心臓の
拡張期等、動きが緩やかな位相に合わせることにより、
その位相のビューデータに最大の重み付けした再構成画
像を得ることができ、それによって、動きの影響の少な
い心臓の断層像を得ることができる。

【００８６】また、重みの中心位置を心拍の所望の位相
に合わせることにより、その位相における心臓の断層像
を得ることができる。ただし、動きが激しい位相の画像
は、画質の劣化を許容せざるをえない。なお、重みの中
心位置の設定にあたっては、例えば心電波形のＲ波を基
準とするのが、基準位置が明確になる点で好ましい。あ
るいは、１スキャン時間内の相対時間で設定するように
しても良い。

【００８７】図１４に、上記のようにして心臓を撮影す
る場合の、本装置の動作のフロー図を示す。同図に示す
ように、先ず、ステップ８００’で心拍数の測定を行な
う。心拍数の測定は、例えば心電計等である周期運動モ
ニタ１０の信号に基づいて行なわれる。そして、心拍数
の測定値から１心拍の平均時間等を求める。

【００８８】次に、ステップ８０２’で最適スキャン時
間を決定する。最適スキャン時間は例えば１心拍の平均
時間等に一致するように定める。次に、ステップ８０
４’で重み関数およびその重みの中心位置を合わせる心
拍位相を決定する。

【００８９】次に、ステップ８０６でスキャンを開始す
る。スキャンは、ステップ８０２’で決定した最適スキ
ャン時間で行なわれる。以下、図９に示したフロー図と
同様な手順によって、被検体８のスキャン、断層像の再
構成および再構成画像の表示等が行なわれる。これによ
り、例えば１心拍時間に一致する時間で１スキャンが行
なわれ、ステップ８０４’で決定した心拍位相における
心臓の断層像が得られる。

【００９０】データを収集した後は、記憶装置６６に記
憶した１スキャン分のビューデータにつき、重みの中心
位置を変更してあらためて画像再構成を行なわせること
により、別な位相の心臓の断層像を得ることができる。
必要に応じて、重みの中心位置を逐次変えながらそれぞ
れ画像再構成を行なわせることにより、１スキャンのビ
ューデータから種々の位相の心臓の断層像を任意に得る
ことができる。なお、画像再構成にあたっては、動きが
激しい部分のビューデータを除外し、ハーフスキャンに
相当するビューデータによるセグメント・リコン(segme
nt reconstruction)を行なうようにしても良い。

【００９１】心拍数の測定は、心電計に限らず、例えば
脈拍計等、より簡易な測定器により行なうようにしても
良い。ただし、その場合には、心電波形のＲ波を基準に
した心拍位相（重みの中心位置）の決定ができなくなる
が、スキャン時間内で適宜に設定したいくつかの重みの
中心位置でそれぞれ再構成画像を求め、その中から選ぶ
ことにより、適切な画像を得ることができる。

【００９２】心電計を用いない場合、心電波形に同期し
たスキャンも行なえないので、マルチスライス・スキャ
ンにより心臓の複数の断面を撮影する場合、各回のスキ
ャン開始時の心拍位相はまちまちとなる。このため、図
１５に示すように、例えばスライス１のスキャンとスラ
イス２のスキャンが、別々な心拍位相で開始される。た
だし、スキャン時間はいずれも１心拍の時間Ｔである。

【００９３】このようなマルチスライスによって収集し
たビューデータにつき、それぞれスキャン時間内の同じ
相対時間を重みの中心位置として設定すると、各スライ
スの断層像は心拍位相がまちまちなものとなり、全スラ
イスを通して観察するのに不便を生じる。

【００９４】そこで、同図に示すように、例えばスライ
ス１の断層像を、重みの中心位置をスキャン時間内の相
対時間ｔｃの位置に設定して再構成したとすると、ｎ心
拍後にスキャンしたスライス２では、スライス１に対し
て設定した重みの中心位置ｔｃからｎＴ時間後の時点を
重みの中心位置とする。

【００９５】スライス１における相対時間ｔｃの位置と
同じ心拍位相は時間Ｔ毎に繰返して現れるので、相対時
間ｔｃからｎＴ時間後の位相は相対時間ｔｃにおける位
相と同じである。したがって、このような時点に設定さ
れた重みの中心位置に基づき、スライス１と同一の心拍
位相の断層像を得ることができる。

【００９６】それ以降のスライスについても、心拍数の
計測値に応じて重みの中心位置を同様に設定することに
より、全てのスライスの断層像の心拍位相を共通にする
ことができる。

【００９７】以上、放射線としてＸ線を用いた例につい
て説明したが、放射線はＸ線に限るものではなく、例え
ばγ線等の他の種類の放射線であっても良い。ただし、
現時点では、Ｘ線がその発生、検出および制御等に関し
実用的な手段が最も充実している点で好ましい。

【００９８】

【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明で
は、複数の放射線ビームによる被検体の投影データを被
検体の周囲の複数のビュー方向で順次に測定し、同一の
経路を互いに逆方向に透過した放射線による投影データ
同士について所望の時間位相に重点的に重み付けが行わ
れるよう重み付け演算を行うことにより補間投影データ
を算出し、この補間投影データに基づいて断層像を生成
するようにしたので、所望の時間位相における対象臓器
の静止画像に近似した断層撮影を行うことができる。こ
れによって、スキャン時間を等価的に短縮した放射線断
層撮影方法および装置を実現することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図
である。

【図２】本発明の実施の形態の一例の装置における検出
器アレイの模式的構成図である。

【図３】本発明の実施の形態の一例の装置におけるＸ線
照射・検出装置の模式的構成図である。

【図４】本発明の実施の形態の一例の装置におけるＸ線
照射・検出装置の模式的構成図である。

【図５】扇状のＸ線ビームを用いた場合のビュー角度と
ビューデータとの関係を示す図である。

【図６】扇状のＸ線ビームを用いた場合のビュー角度と
ビューデータとの関係を示す図である。

【図７】重み係数、ガントリ回転角およびチャンネル角
度の関係を説明するための図である。

【図８】本発明の実施の形態の一例の装置における補間
演算の重み係数のプロファイルを示すグラフである。

【図９】本発明の実施の形態の一例の装置の動作を示す
フロー図である。

【図１０】本発明の実施の形態の一例の装置における呼
吸モニタリング信号の一例を示すグラフである。

【図１１】本発明の実施の形態の一例の装置における呼
吸モニタリング信号とスキャン時相の関係の一例を示す
図である。

【図１２】本発明の実施の形態の一例の装置における心
電信号と画像再構成時相との関係の一例を示す図であ
る。

【図１３】本発明の実施の形態の一例の装置における重
み係数と心拍との関係の一例を示す図である。

【図１４】本発明の実施の形態の一例の装置の動作を示
すフロー図である。

【図１５】本発明の実施の形態の一例の装置における重
み係数と心拍との関係の一例を示す図である。

【符号の説明】

２ 走査ガントリ ２０ Ｘ線管 ２２ コリメータ ２４ 検出器アレイ ２４（ｉ） Ｘ線検出素子 ２６ データ収集部 ２８ Ｘ線コントローラ ３０ コリメータコントローラ ３２ 回転部 ３４ 回転コントローラ ４ 撮影テーブル ６ 操作コンソール ６０ 中央処理装置 ６２ 制御インタフェース ６４ データ収集バッファ ６６ 記憶装置 ６８ 表示装置 ７０ 操作装置 ４０ Ｘ線ビーム ３００ 回転中心 ４００ 角度基準軸 ８ 被検体 １０ 周期運動モニタ

─────────────────────────────────────────────────────

【手続補正書】

【提出日】平成１０年１０月２８日

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】特許請求の範囲

【補正方法】変更

【補正内容】

【特許請求の範囲】

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 複数の放射線ビームによる被検体の投影
   データを被検体の周囲の複数のビュー方向で順次に測定
   し、 前記投影データのうち同一の経路を互いに逆方向に透過
   した放射線による投影データ同士について重み付け演算
   を行うことにより、前記複数のビュー方向のおのおのに
   ついて補間投影データを算出し、 前記補間投影データに基づいて前記被検体の断層像を生
   成する、放射線断層撮影方法であって、 前記重み付け演算が前記被検体のまわりの所望の時間位
   相を中心に重点的に重み付けされるよう制御する、こと
   を特徴とする放射線断層撮影方法。
2. 【請求項２】 複数の放射線ビームを発生する放射線ビ
   ーム発生手段と、 当該複数の放射線ビームによる被検体の投影データを被
   検体の周囲の複数のビュー方向で順次に測定する測定手
   段と、 前記投影データのうち同一の経路を互いに逆方向に透過
   した放射線による投影データ同士について重み付け演算
   を行うことにより、前記複数のビュー方向のおのおのに
   ついて補間投影データを算出する補間投影データ算出手
   段と、 前記重み付け演算が前記被検体のまわりの所望の時間位
   相を中心に重点的に行われるよう重み付け演算を制御す
   る制御手段と、 前記補間投影データに基づいて前記被検体の断層像を生
   成する画像生成手段と、を具備することを特徴とする放
   射線断層撮影装置。
3. 【請求項３】 前記放射線ビーム発生手段がパラレルビ
   ームを発生させることを特徴とする請求項２に記載の放
   射線断層撮影装置。
4. 【請求項４】 前記放射線ビーム発生手段がファンビー
   ムを発生させることを特徴とする請求項２に記載の放射
   線断層撮影装置。