JP2009089810A

JP2009089810A - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP2009089810A
Application number: JP2007261480A
Authority: JP
Inventors: Akihiko Nishide; 明彦西出; Makoto Gono; 誠郷野
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2007-10-05
Filing date: 2007-10-05
Publication date: 2009-04-30

Abstract

【課題】Ｘ線焦点とＸ線データ収集系の回転中心とを通る中心線に対してチャネル方向に非対称である非対称検出器を備えたＸ線ＣＴ装置において、被検体の撮影領域の大きさによらず、左右の対称性が適切なスカウト像、すなわち、被検体の左側部分を表す画像の幅と右側部分を表す画像の幅とが左右対称であるスカウト像を得る。
【解決手段】被検体を低線量でヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンしてＸ線投影データを収集し、このデータに基づいて被検体の体軸方向（スライス方向）に連続する複数の断層像を画像再構成する。これら複数の断層像を所定の方向に再投影して、被検体のスカウト像を得る。
【選択図】図４

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置に関する。

Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線発生装置とＸ線検出器とが、被検体が搬入される空洞を挟んで設けられたＸ線データ（data）収集系、例えば走査ガントリ（gantry）の回転部を、搬入された被検体の周りで回転させることにより、被検体のＸ線投影データを収集し、収集したＸ線投影データに基づいて画像再構成して被検体の断層像を得る装置である。一般に、Ｘ線検出器は、複数のＸ線検出素子がＸ線データ収集系の回転方向（以下、チャネル（channel）方向ともいう）に配置されてなるものであり、Ｘ線発生装置のＸ線焦点、Ｘ線データ収集系の回転中心およびＸ線検出器のチャネル方向の中心が一直線上に並ぶように配置される。このようなＸ線ＣＴ装置によれば、撮影領域の全領域について、いわゆるハーフスキャン（half scan）およびフルスキャン（full scan）によって画像再構成を可能にする。ハーフスキャンは、Ｘ線発生装置から照射されるＸ線ビーム（beam）のファン（fan）角をαとして、Ｘ線データ収集系を１８０度＋α回転させてＸ線投影データを収集するスキャンである。また、フルスキャンは、Ｘ線データ収集系を３６０度回転させてＸ線投影データを収集するスキャンである。

ところが、Ｘ線検出器は、比較的高価であるＸ線検出素子を多数使用しており、Ｘ線ＣＴ装置の製品コスト（cost）を押し上げる要因の一つになっている。

そこで、製品コスト削減の観点から、撮影可能領域を縮小せずに、使用するＸ線検出素子の数をより少なくすることが可能なＸ線ＣＴ装置として、特許文献１〜３等に記載されているような、いわゆる非対称検出器を有するＸ線ＣＴ装置が提案されている。非対称検出器は、Ｘ線発生装置のＸ線焦点とＸ線データ収集系の回転中心とを結ぶ中心線に対してチャネル方向に非対称なＸ線検出器である。また、産業用Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線Ｉ．Ｉ．（Image Intensifier）やＸ線フラットパネル（flat panel）を用いたＸ線ＣＴ装置において、オフセットスキャン（offset scan）と呼ばれる、Ｘ線検出器を非対称な位置に配置して行われるスキャンもある。このような非対称検出器を有するＸ線ＣＴ装置によれば、Ｘ線検出器のうち上記中心線に対して対称となる部分が担当する撮影領域については、ハーフスキャンおよびフルスキャンによって画像再構成を可能にし、また、Ｘ線検出器のうち上記中心線に対してチャネル方向に非対称となる部分が担当する撮影領域については、フルスキャンによって画像再構成を可能にする。すなわち、この非対称検出器を有するＸ線ＣＴ装置は、画像再構成に必要なＸ線投影データのチャネル方向の収集効率をある程度犠牲にして、Ｘ線検出器に使用するＸ線検出素子の数を低減したものということができる。

一方、Ｘ線ＣＴ装置を用いた撮影においては、被検体の本撮影に先立って、被検体をある投影方向に投影してなるスカウト（scout）像を得、このスカウト像を本撮影の計画に用いる手法がある。なお、スカウト像を得るための一般的な撮影方法として、Ｘ線データ収集系における上記中心線がＸ線ＣＴ装置の鉛直方向または水平方向を向くように当該Ｘ線データ収集系の角度を固定し、当該Ｘ線データ収集系を被検体の体軸方向に相対移動させながら、本撮影の場合よりも低いＸ線線量でスキャンすることにより、被検体を鉛直方向または水平方向に投影したスカウト像を得る撮影方法が知られている。
特開２００３−１３５４４３号公報特開２００６−１４１９９９号公報特開２００５−１６１０７８号公報

しかしながら、非対称検出器を有するＸ線ＣＴ装置に対して、上記のスカウト像を得るための一般的な撮影方法を適用しようとすると、Ｘ線検出器のうち上記中心線に対して対称となる部分の幅が通常より狭い、または存在しないため、被検体の撮影領域のチャネル方向の幅が、Ｘ線検出器のうち上記対称となる部分で画像再構成可能な円領域の直径を超える場合には、左右の対称性が適切なスカウト像、すなわち、被検体の左側部分を表す画像の幅と右側部分を表す画像の幅とが左右対称であるスカウト像を得ることができないという問題がある。

本発明は、上記事情に鑑み、非対称検出器を有するＸ線ＣＴ装置において、被検体の撮影領域の大きさによらず、左右の対称性が適切なスカウト像、すなわち、被検体の左側部分を表す画像の幅と右側部分を表す画像の幅とが左右対称であるスカウト像を得ることが可能な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、Ｘ線発生装置と複数のＸ線検出素子を含むＸ線検出器とを有し、前記Ｘ線発生装置および前記Ｘ線検出器の少なくとも一方を被検体の周りに回転させてＸ線投影データを収集するＸ線データ収集系であって、前記Ｘ線検出器が、前記Ｘ線発生装置のＸ線焦点と前記回転の中心とを結ぶ中心線に対して前記回転の方向に非対称であるＸ線データ収集系を備えるＸ線ＣＴ装置において、前記少なくとも一方を前記被検体の周りに回転させるとともに、前記Ｘ線発生装置または前記Ｘ線検出器に対して前記被検体を相対的に直線移動させてＸ線投影データを収集するよう、前記Ｘ線データ収集系を制御するスキャン制御手段と、前記スキャン制御手段による前記Ｘ線データ収集系の制御によって収集されたＸ線投影データに基づいて、前記被検体の体軸方向に連続する複数の断層像を画像再構成する画像再構成手段と、前記複数の断層像により構成される３次元空間を所定の方向に再投影して、前記被検体のスカウト像を得る再投影手段とを含むスカウト撮影手段を備えるＸ線ＣＴ装置を提供する。

第２の観点では、本発明は、前記所定の方向が、互いに異なる複数の方向である上記第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、前記複数の方向が、前記被検体の左右方向に対応する水平方向、および、前記被検体の前後方向に対応する垂直方向の少なくとも一方を含む上記第２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、前記再投影手段が、前記断層像を平行ビーム状に再投影する上記第１の観点から第３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５の観点では、本発明は、前記再投影手段が、前記断層像をファンビーム状に再投影する上記第１の観点から第３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６の観点では、本発明は、スカウト像として撮影すべき撮影視野の前記体軸に垂直な方向の幅を設定する撮影視野幅設定手段をさらに備え、前記スキャン制御手段が、前記設定された撮影視野の幅が、前記Ｘ線検出器のうち前記中心線に対して前記回転の方向に対称である部分から収集されるＸ線投影データにより画像再構成可能な再構成平面上の円領域の直径を超えるときに、前記Ｘ線投影データを収集するよう前記Ｘ線データ収集系を制御する上記第１の観点から第５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７の観点では、本発明は、前記スキャン制御手段が、前記設定された撮影視野の幅が、前記円領域の直径以下であるときに、前記Ｘ線データ収集系を回転停止状態で前記被検体の体軸方向に相対的に直線移動させてＸ線投影データを収集するよう制御し、前記画像再構成手段が、該Ｘ線投影データに基づいてスカウト像を生成する上記第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、前記スカウト像に基づいて、前記被検体の本撮影によって得られる各断層像の画像ノイズ（noise）が略一定になるように、前記本撮影におけるＸ線線量を前記体軸方向の各位置に応じて調整するＸ線線量調整手段をさらに備える上記第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Ｘ線検出器が、該Ｘ線検出器のうち該Ｘ線検出器と前記中心線との交差位置を前記回転の方向に含む幅を有する一部分が、前記Ｘ線検出器のうち該一部分を除く他の部分に比して、より小さい開口を有し、かつ、より小さい間隔で配置されたＸ線検出素子で構成される上記第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、前記一部分が、前記中心線に対して前記回転の方向に対称である上記第９の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。

なお、上記Ｘ線ＣＴ装置とは別の特徴を有するＸ線ＣＴ装置として、例えば、Ｘ線発生装置と複数のＸ線検出素子を含むＸ線検出器とを有し、前記Ｘ線発生装置および前記Ｘ線検出器の少なくとも一方を被検体の周りに回転させてＸ線投影データを収集するＸ線データ収集系であって、前記Ｘ線検出器が、前記Ｘ線発生装置のＸ線焦点と前記回転の中心とを結ぶ中心線に対して前記回転の方向に非対称であるＸ線データ収集系を備えるＸ線ＣＴ装置において、前記スキャン制御手段は、前記被検体を、前記Ｘ線データ収集系を回転停止状態で前記被検体の体軸方向に相対的に直線移動させてＸ線投影データを収集する処理を、前記Ｘ線データ収集系の回転位置を変えて複数回行わせて前記被検体の複数種類のＸ線投影データを収集するよう、Ｘ線データ収集系を制御し、前記スキャン制御手段による前記Ｘ線データ収集系の制御によって収集された複数種類のＸ線投影データに基づいて、前記被検体を所定の方向に投影してなる前記被検体のスカウト像を生成する画像生成手段とを備えるＸ線ＣＴ装置を考えることができる。

ここで、「スカウト像」とは、被検体の本撮影に先立って得られる、被検体の投影像を意味する。スカウト像は、通常、本撮影より低い線量のＸ線を被検体に照射して、被検体を鉛直方向や水平方向等に投影した像であって、被検体の輪郭、内部構造、部位の位置、組織密度等の概要を表す情報が含まれる。スカウト像は、一般に、本撮影における撮影条件、例えば、被検体の撮影領域や被検体に照射すべきＸ線線量等を決定するために用いられる。

「本撮影」とは、読影に供するための断層像を得る目的で行われる撮影を意味する。

「Ｘ線データ収集系」としては、例えば、走査ガントリの回転部を考えることができる。

「Ｘ線発生装置」としては、例えば、Ｘ線管を用いるものを考えることができる。Ｘ線管は、陰極であるフィラメント（filament）と陽極であるターゲット（target）とを有し、フィラメントから放出された熱電子を、両電極間に印加したＸ線管の管電圧によって生じる電界で加速し、ターゲットに衝突させてＸ線を発生させるものを考えることができる。フィラメントおよびターゲットは、例えば、タングステン（tungsten）等により構成される。なお、ターゲットは回転陽極式、固定陽極式のいずれであってもよい。

また、「Ｘ線検出器」としては、例えば、複数のＸ線検出素子がＸ線データ収集系のチャネル方向に配置されたＸ線検出素子列を、Ｘ線データ収集系の回転軸方向すなわち被検体の体軸方向であるスライス（slice）方向に複数列並べた多列Ｘ線検出器、Ｘ線検出素子がチャネル方向およびスライス方向に２次元的に並んだマトリクス（matrix）構造の検出器など、いわゆるマルチスライス（multi slice）用の検出器を考えることができるが、Ｘ線検出素子がチャネル方向にのみ並んだ単一列の検出器、すなわちシングルスライス（single slice）用の検出器であってもよい。

また、「スキャン」とは、Ｘ線を撮影空間に照射しながらＸ線データ収集系を被検体に対して相対的に移動させて、Ｘ線検出器の出力信号を検出し、Ｘ線投影データを収集することを意味する。なお、「スキャン」は、Ｘ線データ収集系を被検体の周りに回転させて各ビュー（view）方向毎のＸ線投影データを収集する場合だけでなく、Ｘ線データ収集系を、回転を止めた状態で被検体の体軸方向に相対的に移動させて、被検体の体軸方向の各位置におけるＸ線投影データを収集する場合を含む。

「前記少なくとも一方を前記被検体の周りに回転させるとともに、前記Ｘ線発生装置または前記Ｘ線検出器に対して前記被検体を相対的に直線移動させてＸ線投影データを収集する」ことは、Ｘ線ビームを被検体に対してらせん状に走査してＸ線投影データを収集することと等価であり、例えば、ヘリカルピッチ（helical pitch）が一定であるヘリカルスキャン（helical scan）のほか、ヘリカルピッチが変更可能で、被検体の相対的な直線移動において加速部分と減速部分とが存在する可変ピッチヘリカルスキャンを考えることができる。

「ハーフスキャン」とは、Ｘ線発生装置から照射されるＸ線ビームのファン角をαとして、Ｘ線データ収集系を１８０度＋α回転させて各ビューにおけるＸ線投影データを収集する。なお、「フルスキャン」とは、Ｘ線データ収集系を３６０度回転させて各ビューにおけるＸ線投影データを収集する。

「画像ノイズ」とは、画素値の平均値からのばらつきと考えることができる。画像ノイズに影響を与える因子は幾つかあるが、その１つとして、例えば、Ｘ線発生装置から照射されるＸ線のフォトンノイズ（photon noise）を考えることができる。

「画像再構成」としては、例えば、従来の２次元画像再構成の他、３次元画像再構成と称される、Ｘ線ビームの厚み成分すなわちコーンビーム（corn beam）Ｘ線のコーン（corn）角を考慮した画像再構成であり、フェルドカンプ・アルゴリズム（feldkamp algorithm）で代表されるコーンビーム画像再構成アルゴリズムを用いた画像再構成を考えることができる。画像再構成アルゴリズムについては、例えば、非特許文献である、放射線技術学シリーズ「ＣＴ撮影技術学」，日本放射線技術学会
監修，辻岡勝美・花井耕造共編，オーム社，平成１７年２月２５日初版発行，ｐ２０、あるいは、非特許文献である、アルゴリズムシリーズ２「画像処理アルゴリズム」，斉藤恒雄
著，近代科学社，１９９３年３月１０日初版発行，ｐ１６７〜１７１等に詳しく記載されている。

「再投影」としては、例えば、３次元空間の各画素を投影方向に射影して累積加算する処理を考えることができる。なお、「再投影」は、３次元空間の各画素の投影方向を平行ビームに沿った方向とする平行ビーム再投影であってもよいし、３次元空間の各画素の投影方向をファンビームに沿った方向とするファンビーム再投影であってもよい。

「複数の断層像」を垂直方向に再投影して得られるスカウト像は、Ｘ線発生装置のＸ線焦点がＸ線データ収集系の回転中心に対して鉛直方向の真上にある角度を０度して、ビューの角度が０度または１８０度であるときの被検体の投影像に相当する。また、「複数の断層像」を水平方向に再投影して得られるスカウト像は、ビューの角度が９０度または２７０度であるときの被検体の投影像に相当する。

「前記Ｘ線検出器のうち前記一部分を除く他の部分に比して、より小さい開口を有し、かつ、より小さい間隔で配置されたＸ線検出素子で構成する」ものは、隣接するＸ線検出素子同士の間隔が上記他の部分より小さければよく、Ｘ線検出素子そのものの大きさは特に規定されない。なお、この間隔は位置によって変化してもよい。

本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、従来のように被検体を一方向にＸ線投影して得られたＸ線投影データからスカウト像を得るのではなく、被検体をらせん状に走査して収集されたＸ線投影データに基づいて、被検体の体軸方向に連続する複数の断層像を画像再構成した後、これら複数の断層像を所定の方向に再投影してスカウト像を得るようにしているので、非対称検出器を有するＸ線ＣＴ装置において、被検体の撮影領域の大きさによらず、左右の対称性が適切なスカウト像、すなわち、被検体の左側部分を表す画像の幅と右側部分を表す画像の幅とが左右対称であるスカウト像を得ることができる。

以下、本発明を実施するための最良の形態について説明する。

（第１の実施形態）
図１は、本発明の実施形態によるＸ線ＣＴ装置１００の構成ブロック（block）図である。なお、図１において、Ｘ線ＣＴ装置１００の各構成要素間の接続関係については、概略のみ図示している。

Ｘ線ＣＴ装置１００は、図１に示すように、操作コンソール（console）１、撮影テーブル（table）１０および走査ガントリ２０を備えている。

操作コンソール１は、操作者の入力を受け付ける入力装置２と、画像再構成処理や再投影処理などのデータ処理を実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線投影データを収集するデータ収集バッファ（buffer）５と、Ｘ線投影データに基づいて画像再構成することにより得られた断層像を表示するモニタ（monitor）６と、プログラム（program）、Ｘ線投影データ、断層像の画像データなどを記憶する記憶装置７とを具備する。なお、中央処理装置３は、本発明における画像再構成手段および再投影手段の一例である。

撮影テーブル１０は、被検体を載せて、走査ガントリ２０の空洞（開口部）に出し入れするクレードル（cradle）１２を具備している。クレードル１２は、撮影テーブル１０に内蔵されたモータで昇降および直進移動される。

走査ガントリ２０は、被検体が搬入される上記空洞の周りを回転する回転部１５と、この回転部１５を支持する筐体部１６とを有し、回転部１５と筐体部１６とは、スリップリング（slip ring）３０を介して電気的に接続されている。回転部１５には、Ｘ線管２１、Ｘ線コントローラ（controller）２２、コリメータ（collimator）２３、ビーム形成Ｘ線フィルタ（filter）２８、Ｘ線検出器２４、データ収集装置（ＤＡＳ：Data
Acquisition System）２５などが設けられており、筐体部１６には、回転部コントローラ２６、スキャンコントローラ２９などが設けられている。なお、Ｘ線管２１は、本発明におけるＸ線発生装置の一例であり、Ｘ線検出器２４は、本発明におけるＸ線検出器の一例である。回転部１５は、本発明におけるＸ線データ収集系の一例である。また、スキャンコントローラ２９は、本発明におけるスキャン制御手段の一例である。

図２は、Ｘ線管２１とＸ線検出器２４の相対的な位置関係を示した斜視図である。ここで、図示の如く、鉛直方向をｙ方向、通常、被検体の体軸に一致する回転中心軸ＩＣの方向をｚ方向、ｙ方向とｚ方向に垂直な水平方向をｘ方向とする。図３は、Ｘ線管２１およびＸ線検出器２４をｚ方向に見た図である。

Ｘ線管２１とＸ線検出器２４とは、図２に示すように、上記空洞を挟んで設けられており、回転部１５が回転することにより、回転中心ＩＣ（以下、便宜上、回転中心と回転中心軸とを同じ記号で表す）の周りを回転する。回転部１５の回転平面はｘｙ平面であり、また、撮影テーブル１０が具備するクレードル１２の移動方向はｚ方向である。

Ｘ線管２１は、図２に示すように、コーンビームと呼ばれるＸ線ビームを発生する。なお、コーンビームＢｃの中心軸方向がｙ方向に平行なとき、ビューの角度を０度とする。

Ｘ線検出器２４は、スライス方向ＤｓｌにＪ列、例えば、２５６列のＸ線検出素子列を有し、また、各Ｘ線検出素子列は回転部１５の回転方向すなわちチャネル方向ＤｃｈにＩチャネル、例えば、１０００チャネル分のＸ線検出素子を有する、いわゆる多列検出器である。Ｘ線検出器２４は、Ｘ線管２１のＸ線焦点Ｆｘと回転中心ＩＣとを結ぶ中心線Ｌに対してチャネル方向Ｄｃｈに非対称である。すなわち、Ｘ線検出器２４は、チャネル方向において中心線Ｌに対して一方の側の幅と他方の側の幅とが異なるものである。なお、Ｘ線検出器２４は、フラットパネル検出器等の２次元エリア（area）検出器等であってもよい。

ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は、被検体の体表面の被曝が少なくなるように、すなわち、被検体における厚さが薄くなるほど照射されるＸ線線量が小さくなるように、Ｘ線管２１のＸ線焦点Ｆｘから照射されたＸ線ビームのＸ線線量を空間的に制御するものであり、被検体の形状に合わせてチャネル方向の各位置での厚みが変えてある。つまり、Ｘ線検出器２４の全体によって収集されたＸ線投影データに基づいて画像再構成可能な円領域を再構成領域Ｐ１とし、Ｘ線検出器２４のうち中心線Ｌに対して対称な部分によって収集されたＸ線投影データに基づいて画像再構成可能な円領域を再構成領域Ｐ２とすると、再構成領域Ｐ１またはＰ２の中央部では、より多くのＸ線が照射され、再構成領域Ｐ１またはＰ２の周辺部では、より少ないＸ線が照射されるように制御される。なお、Ｘ線検出器２４が中心線Ｌに対してチャネル方向Ｄｃｈに非対称であるため、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は、左右の曲率がＸ線検出器２４の左右のチャネル数に対応した左右非対称なフィルタとすることができる。これにより、撮影領域に照射されるＸ線線量をより少なくより均一にすることができる。

コリメータ２３は、Ｘ線管２１のＸ線焦点Ｆｘから照射されたＸ線ビームのビーム幅、すなわち、断層像のスライス方向Ｄｓｌの幅を、回転中心ＩＣにおいて所定の幅となるように制御する。

このように制御されたＸ線ビームは、その後、回転中心ＩＣ近辺の再構成領域Ｐ１またはＰ２の内部に存在する被検体によって一部が吸収され、その被検体を透過したＸ線がＸ線検出器２４で検出される。Ｘ線検出器２４は、その検出信号をデータ収集装置２５に出力する。

データ収集装置２５は、入力されたＸ線検出器２４の検出信号をＡ／Ｄ変換によりＸ線投影データに変換して収集し、スリップリング３０を経由してデータ収集バッファ５に出力する。

データ収集バッファ５は、入力されたＸ線投影データを記憶装置７に記憶する。

なお、Ｘ線投影データが収集される際には、個々のＸ線投影データについて、撮影テーブル１０のクレードル１２と走査ガントリ２０との間の相対的なｚ方向の座標位置と、走査ガントリ２０の回転部１５の回転位置（ビューの角度）を表す回転角度データとがともに収集される。これにより、いずれのＸ線投影データにおいても、Ｘ線の透過方向を幾何学的に正確に求めることができ、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャンによる３次元画像再構成処理を行うことができる。なお、可変ピッチヘリカルスキャンにおいては、クレードル１２と走査ガントリ２０との相対的な直線移動において、一定速度の範囲におけるＸ線投影データの収集に加えて、加速時、減速時においてもＸ線投影データの収集を行う。

回転部コントローラ２６は、回転部１５の回転速度や回転位置などを制御する。

Ｘ線コントローラ２２は、Ｘ線管２１の管電圧や管電流、グリッド（grid）電極に印加するバイアス（bias）電圧などを制御する。

スキャンコントローラ２９は、回転部コントローラ２６、Ｘ線コントローラ２２を介して回転部１５を制御し、また、撮影テーブル１０を制御し、被検体に対して本撮影およびスカウト撮影を行う。スカウト撮影は、被検体の撮影計画用の投影像であるスカウト像を得るために、本撮影前に、被検体を本撮影のときより低いＸ線線量でアキシャルスキャン（axial scan)、ヘリカルスキャン、または可変ピッチヘリカルスキャンを行って、Ｘ線投影データを収集することである。ここで、スカウト像を得るために行うヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンを総称してヘリカルスカウトスキャンという。また、本撮影は、被検体の読影用の断層像を得るために、被検体を通常のＸ線線量でアキシャルスキャン、ヘリカルスキャン、または可変ピッチヘリカルスキャンを行って、被検体のＸ線投影データを収集することである。このようなスカウト撮影および本撮影によって収集されたＸ線投影データは、それぞれ、記憶装置７に記憶される。なお、スキャンコントローラ２９は、本発明におけるスキャン制御手段の一例である。

中央処理装置３は、記憶装置７に記憶されているプログラムを実行することにより、画像再構成処理や再投影処理を行う。

中央処理装置３は、本撮影前においては、スカウト撮影により収集されたＸ線投影データを記憶装置７から読み出し、このＸ線投影データに基づいて、被検体のスライス方向に連続する複数の断層像を画像再構成する。また、これら複数の断層像を所定の方向に再投影してスカウト像を得る。本実施形態では、このスカウト像として、図４に示すような、被検体を垂直方向に投影したとき、すなわち、ｙ方向に投影したときの投影像（ビューの角度を０度または１８０度としたときの投影像に対応するため、以下、０度方向のスカウト像という）と、被検体を水平方向に投影したとき、すなわち、ｘ方向に投影したときの投影像（ビューの角度を９０度または２７０度としたときの投影像に対応するため、以下、９０度方向のスカウト像ともいう）とを得るようにする。

中央処理装置３は、本撮影後においては、本撮影により収集されたＸ線投影データを記憶装置７から読み出し、このＸ線投影データに基づいて、被検体のスライス方向に連続する複数の断層像を画像再構成する。このようにして得られた複数の断層像やスカウト像は記憶装置７に記憶される。なお、中央処理装置３は、本発明における画像再構成手段の一例であり、また、本発明における再投影手段の一例である。

モニタ６は、中央処理装置３により得られた被検体のスカウト像や断層像を画面に表示する。

ここで、再投影処理について説明する。再投影処理としては、例えば、平行ビーム再投影処理とファンビーム再投影処理とが考えられる。

図５は、平行ビーム再投影処理の概念図である。ここで、Ｇは断層像領域、断層像領域Ｇ内の複数の矢印は再投影方向、ＳＣ０は再投影によって得られたスカウト像の幅をそれぞれ表しており、断層像の画素間隔をｐ、断層像のマトリクス数をＮ×Ｎとしている。

平行ビーム再投影処理は、被検体にＸ線平行ビームを照射したときに得られる投影像と同様の投影像が得られるように、断層像を平行ビーム状に再投影する処理、すなわち、予備的な断層像における各画素値の再投影方向を、平行ビームに沿った方向とする処理である。

再投影方向をｙ方向とする場合を例に説明すると、断層像の座標（ｘ，ｙ）の画素値をｇ（ｘ，ｙ）として、ビューの角度が０度の方向すなわちｙ方向に再投影したときのｙ方向再投影プロファイルデータ（profile data）Ｐｙ（ｘ）は、数式（１）により求められる。ただし、断層像のマトリクス数をＮ×Ｎとしている。

このｙ方向再投影プロファイルデータＰｙ（ｘ）を各断層像毎に求め、これら複数のｙ方向再投影プロファイルデータをｚ方向に並べると、平行ビーム再投影による、０度方向のスカウト像Ｐｙ（ｘ，ｚ）が得られる。

図６は、ファンビーム再投影処理の概念図である。ここで、Ｇは断層像領域、断層像領域Ｇ内の複数の矢印は再投影方向、ＦＣＤはファンビームの仮想Ｘ線焦点Ｆｘから回転中心点Ｏまでの長さ、ｙ１はｙ座標値、ｇ（ｘ，ｙ）は座標（ｘ，ｙ）における断層像の画素値、ＳＣ０は再投影によって得られたスカウト像の幅をそれぞれ表しており、断層像の画素間隔をｐ、断層像のマトリクス数をＮ×Ｎとしている。

ファンビーム再投影処理は、被検体にＸ線ファンビームを照射したときに得られる投影像と同様の投影像が得られるように、画像再構成された断層像をファンビーム状に再投影する処理、すなわち、断層像における各画素値の再投影方向を、ファンビームに沿った方向とする再投影処理である。

再投影方向の中心をｙ方向とする場合を例に説明すると、断層像ｇ（ｘ，ｙ）において、ｙ座標が同じであるｘ方向に延びるラインデータ（line data）毎に、ラインデータの幾何学的な幅を、下記の数式（２）で表される倍率ｅで変換する処理を行ってからｘ軸上に投影する。

ここで、ｙ１はｙ座標値、ＦＣＤはファンビームの仮想Ｘ線焦点から回転中心点Ｏまでの長さである。

この倍率ｅは、スカウト像の幅ＳＣ０と、ｙ座標値がｙ１であるラインデータの幾何学的な幅ＳＣ（ｙ１）とが、下記の数式（３）を満たす関係にあることから導かれた。

このようにして、各ラインデータについて幅を変換してｘ軸に投影し、投影されたすべてのデータを射影して累積加算することにより、１つの断層像におけるｙ方向再投影プロファイルデータＰｒｆｙ（ｘ）を得る。このｙ方向再投影プロファイルデータＰｒｆｙ（ｘ）を各断層像毎に求め、これら複数のｙ方向再投影プロファイルデータをｚ方向に並べると、ファンビーム再投影による、０度方向のスカウト像Ｐｒｆｙ（ｘ，ｚ）が得られる。

なお、平行ビーム再投影処理は、図７に示すように、像を平行ビームＢｐに沿って投影する処理である。つまり、投影される像の投影面上での拡大率はすべて１であり、投影される像の位置すなわち仮想Ｘ線焦点Ｆｘからの距離に依存しない。そのため、画像歪のないスカウト像が得られる。

一方、ファンビーム再投影処理は、図８に示すように、従来のスカウト像を得る方法、すなわち、走査ガントリ２０の回転部１５を、回転停止状態で被検体の体軸方向に相対移動してスキャンする方法と同様に、像をファンビームＢｆに沿って投影する処理であり、像がファン状に広がる。つまり、投影される像の投影面上での拡大率は、投影される像の位置すなわち仮想Ｘ線焦点Ｆｘからの距離に応じて異なる。そのため、ファンビーム投影によって得られるスカウト像では、拡大率が異なる複数の像が積層されたような画像歪が生じる。

したがって、画像歪を従来のスカウト像に近づけるという観点では、ファンビーム再投影処理の方が優位であるが、画像歪を極力少なくするという観点では、平行ビーム再投影処理の方が優位である。

次に、Ｘ線ＣＴ装置１００の動作について説明する。

図９は、Ｘ線ＣＴ装置１００における動作の流れを示したフローチャート（flow
chart）である。まず、スキャンコントローラ２９が、回転部コントローラ２６、Ｘ線コントローラ２２および撮影テーブル１０を制御して、被検体を本撮影のときより低いＸ線線量でヘリカルスカウトスキャンし、Ｘ線投影データを収集する（ステップ（step）Ｓ１）。中央処理装置３は、収集されたＸ線投影データに基づいて、被検体のスライス方向（ｚ方向）に連続する複数の断層像を画像再構成する（ステップＳ２）。中央処理装置３は、さらに、これら複数の断層像を鉛直方向と水平方向にそれぞれ再投影して、被検体の正面像を表す０度方向のスカウト像と被検体の側面像を表す９０度方向のスカウト像とを得る（ステップＳ３）。

中央処理装置３は、これらのスカウト像の画像信号をモニタ６に送り、モニタ６はその画像信号に基づいて、これらのスカウト像を表示画面に表示する（ステップＳ４）。

操作者は、これらのスカウト像に基づいて、本撮影での撮影領域や被検体に照射するＸ線線量などの撮影条件を、手動または自動で決定することができる。

このように、本実施形態によれば、従来のように被検体を一方向にＸ線投影して得られたＸ線投影データからスカウト像を得るのではなく、被検体をらせん状に走査して収集されたＸ線投影データに基づいて、被検体の体軸方向に連続する複数の断層像を画像再構成した後、これら複数の断層像を所定の方向に再投影してスカウト像を得るようにしているので、非対称検出器を有するＸ線ＣＴ装置において、被検体の撮影領域の大きさによらず、左右の対称性が適切なスカウト像、すなわち、被検体の左側部分を表す画像の幅と右側部分を表す画像の幅とが左右対称であるスカウト像を得ることができる。

また、本実施形態によれば、ヘリカルスカウトスキャンにより、被検体のスライス方向に連続する複数の断層像を得、一旦、被検体の３次元的な情報を得てから、再投影処理という演算処理によりスカウト像を作り出しているので、従来のように、被検体の体軸方向へのスキャンを、投影方向毎に行う必要がなく、スカウト像の撮影のスループット（through put）が改善され、特に、投影方向が互いに異なる複数のスカウト像を短時間で得ることが可能である。

（第２の実施形態）
第２の実施形態では、スカウト像として撮影すべき撮影視野の幅に応じて、スカウト像の撮影方法を、ヘリカルスカウトスキャンおよび再投影処理を用いる方法と従来の方法とに切り換える。すなわち、第２の実施形態によるＸ線ＣＴ装置１００は、図１に示すような第１の実施形態によるＸ線ＣＴ装置と基本的に同じ構成であるが、第１の実施形態とは以下の点で異なる。

入力装置２は、操作者からの入力操作に応じて、スカウト像として撮影すべき撮影視野の、被検体の体軸に垂直な方向の幅を設定する機能を有する。中央処理装置３は、設定された撮影視野の幅が、Ｘ線検出器２４のうち中心線Ｌに対して対称となる部分から収集されるＸ線投影データにより画像再構成可能な円領域の直径、すなわち、図３に示すような上記再構成領域Ｐ２の直径を超えるか否かを判定する機能を有する。スキャンコントローラ２９は、上記判定において肯定されたときに、ヘリカルスカウトスキャンおよび再投影処理を用いた方法でスカウト像の撮影を実行させ、上記判定において否定されたときに、回転部１５を回転停止状態でｚ方向に相対的に移動させて被検体をスキャンし、Ｘ線投影データを得るという従来の方法で、スカウト像の撮影を実行させる機能を有する。中央処理装置３は、さらに、このＸ線投影データに基づいてスカウト像を生成する機能を有する。なお、本実施形態において、入力装置２は、本発明における撮影視野幅設定手段の一例である。

なお、ここでは、再構成領域Ｐ２の直径を２５ｃｍとする。また、入力装置２では、スカウト像として撮影すべき撮影視野のチャネル方向の幅を、例えば、（１）Ｌａｒｇｅ（５０ｃｍ）,（２）Ｍｅｄｉｕｍ（３５ｃｍ）,（３）Ｓｍａｌｌ（２５ｃｍ）の３種類の中から選択的に設定できるものとする。

図１０は、第２の実施形態によるＸ線ＣＴ装置における動作の流れを示したフローチャートである。

まず、操作者が、入力装置２を用いて、スカウト像として撮影すべき撮影視野の幅を、上記３種類の中から選択して入力することで、当該撮影視野の幅が設定される（ステップＳ１１）。

中央処理装置３は、設定された撮影視野の幅が再構成領域Ｐ２の直径２５ｃｍを越えるか否かを判定する（ステップＳ１２）。ここで、上記判定において肯定される場合、すなわち、（１）Ｌａｒｇｅ（５０ｃｍ）または（２）Ｍｅｄｉｕｍ（３５ｃｍ）が設定されていた場合には、ヘリカルスカウトスキャンおよび再投影処理を用いたスカウト像の撮影方法を選択し、そのための制御を行う。具体的には、スキャンコントローラ２９が、回転部コントローラ２６、Ｘ線コントローラ２２および撮影テーブル１０を制御して、被検体を本撮影より低いＸ線線量でヘリカルスカウトスキャンし、Ｘ線投影データを収集する（ステップＳ１３）。中央処理装置３は、収集されたＸ線投影データに基づいて、被検体のｚ方向に連続する複数の断層像を画像再構成する（ステップＳ１４）。中央処理装置３は、さらに、これら複数の断層像をビューの角度が０度の方向と９０度の方向にそれぞれ再投影して、被検体の０度方向のスカウト像と９０度方向のスカウト像とを得る（ステップＳ１５）。

一方、上記判定において否定された場合、すなわち、（３）Ｓｍａｌｌ（２５ｃｍ）が設定されていた場合には、従来のスカウト像の撮影方法を選択し、そのための制御を行う。具体的には、スキャンコントローラ２９が、回転部コントローラ２６、Ｘ線コントローラ２２および撮影テーブル１０を制御して、被検体を本撮影より低いＸ線線量で回転部１５の回転を止めた状態でｚ方向にスキャンしてＸ線投影データを得る（ステップＳ１６）。このスキャンは、ビューの角度が０度の方向と９０度の方向のそれぞれについて行われる。中央処理装置３は、これらＸ線投影データに基づいて、被検体の０度方向のスカウト像と９０度方向のスカウト像とを生成する（ステップＳ１７）。

中央処理装置３は、これらのスカウト像の画像信号をモニタ６に送り、モニタ６はその画像信号に基づいて、これらのスカウト像を表示画面に表示する（ステップＳ１８）。

このように、本実施形態によれば、スカウト像を従来の方法で撮影することができる場合には従来の方法、従来の方法で撮影することができない場合にはヘリカルスカウトスキャンおよび再投影処理による方法を用いてスカウト像を得るようにしているので、できるだけ従来の方法でスカウト像を得たいという状況にも対応することができる。また、スカウト像として被検体を１つの方向に投影したもののみ必要な場合には、従来の方法の方がスキャンに要する時間をより少なくすることができる可能性があり、スカウト像の撮影時間の高速化を図ることも可能である。

（本撮影時のスキャン方式の切換え）
上記第１および第２の実施形態においては、スカウト像に基づく本撮影の撮影計画として、例えば、スカウト像を参照して撮影領域の大きさを設定し、設定された撮影領域の大きさに応じて、本撮影で採用するスキャン方式をハーフスキャンとフルスキャンのいずれかに切り換えることが考えられる。

図１１は、撮影領域の大きさに応じて本撮影のスキャン方式を切り換える方法を示したフローチャートである。

まず、上述のいずれかの方法により、被検体のスカウト像が撮影され、モニタ６の画面に表示される（ステップＳ２１）。そして、操作者が、表示されたスカウト像を参照しながら、入力装置２を用いて本撮影の撮影条件を入力する（ステップＳ２２）。ここで、撮影条件としては、少なくとも撮影領域の直径が含まれる。中央処理装置３は、入力された直径が、再構成領域Ｐ２の直径、例えば２５ｃｍを超えるか否かを判定する（ステップＳ２３）。

上記ステップＳ２３による判定において肯定される場合には、スキャンコントローラ２９が、回転部コントローラ２６、Ｘ線コントローラ２２および撮影テーブル１０を制御して、撮影領域（≦Ｐ１，＞Ｐ２）に対してフルスキャンによるＸ線投影データの収集を行い（ステップＳ２４）、中央処理装置３が、各断層像をフルスキャン分に相当するＸ線投影データを用いて画像再構成する（ステップＳ２５）。これは、撮影領域がハーフスキャン分に相当するＸ線投影データによって画像再構成可能な再構成領域Ｐ２を超えており、必然的にフルスキャンを選択することになるためである。

一方、上記ステップＳ２３による判定において否定される場合には、操作者は、フルスキャンおよびハーフスキャンのいずれかを選択することが可能であり、例えば、画質の向上を優先するならフルスキャン、撮影時間の短縮を優先するならハーフスキャンを選択する。ここで、中央処理装置３は、フルスキャンが選択されたか否かを判定する（ステップＳ２６）。ステップＳ２６による判定において肯定される場合には、スキャンコントローラ２９が、回転部コントローラ２６、Ｘ線コントローラ２２および撮影テーブル１０を制御して、撮影領域（≦Ｐ２）に対してフルスキャンによるＸ線投影データの収集を行い（ステップＳ２７）、中央処理装置３が、各断層像をフルスキャン分に相当するＸ線投影データを用いて画像再構成する（ステップＳ２８）。一方、ステップＳ２６による判定において否定される場合には、スキャンコントローラ２９が、回転部コントローラ２６、Ｘ線コントローラ２２および撮影テーブル１０を制御して、撮影領域（≦Ｐ２）に対してハーフスキャンによるＸ線投影データの収集を行い（ステップＳ２９）、中央処理装置３が、各断層像をハーフスキャン分に相当するＸ線投影データを用いて画像再構成する（ステップＳ３０）。

画像再構成によって断層像が得られると、中央処理装置３は、断層像の画像信号をモニタ６に送り、モニタ６はその断層像を表示画面に表示する（ステップＳ３１）。ｚ方向に連続した複数の断層像が得られたら、これら複数の断層像に基づいて被検体の３次元画像を表示するようにしてもよい。

なお、Ｘ線検出器２４は、Ｘ線投影データの各チャネルに対応する投影空間が、対向する２つのビューのＸ線投影データ間で互いに重なるように配置したものであってもよい。このようにすれば、フルスキャンによりＸ線投影データの収集を行う場合に、同一の投影空間について２つのＸ線投影データを収集することができるため、画像再構成の際にＳＮ比（Ｓ／Ｎ）の改善が期待できる。

また、Ｘ線検出器２４は、図１２に示すように、Ｘ線投影データの各チャネルに対応する投影空間が、対向する２つのビューのＸ線投影データ間で、隣接するＸ線検出素子同士の間隔ｐに対してΔｐ（＝ｐ／２）だけシフト（shift）するように配置する、いわゆるクォータ・クォータ・オフセット（quarter-quarter
offset）で配置したものであってもよい。このようにすれば、フルスキャンによりＸ線投影データの収集を行う場合に、投影空間がチャネル方向にｐ／２だけシフトしたＸ線投影データを収集することができるため、画像再構成の際に、断層像のｘｙ平面における空間分解能の改善が期待できる。

（Ｘ線自動露出制御）
また、上記第１および第２の実施形態においては、中央処理装置３が、スカウト像に基づいて、本撮影によって得られる各断層像の画像ノイズがｚ方向に略一定となるように、本撮影において被検体に照射するＸ線線量をｚ方向の座標位置やビューの角度に応じて制御する機能を有するものであってもよい。このような制御を、Ｘ線自動露出制御という。

Ｘ線自動露出制御では、例えば、被検体の断層像面積に相当するＸ線投影データのプロファイル面積や、被検体の扁平率に相当するＸ線投影データの楕円率など、被検体のＸ線吸収量と相関のある特徴量に基づいて、スキャンするｚ方向の各座標位置における適正なＸ線管電流値などの撮影条件を定める。この場合、中央処理装置３は、本発明におけるＸ線線量調整手段の一例である。

なお、Ｘ線管電流値を変化させる方法としては、ｚ方向の各座標位置でＸ線管電流値を変化させる第１の方法と、ｚ方向の各座標位置および各ビューでＸ線管電流値を変化させる第２の方法の２種類がある。

図１３は、上記第１の方法をヘリカルスキャンに適用した場合におけるＸ線管電流値の変化の一例を示した図である。図１３の例では、ｚ方向の座標位置が［ｚ_ｉ,ｚ_ｉ＋１］の範囲（ｉ＝０，１，２，…，５）にあるときのＸ線管電流値ＩｔはＡ（ｚ_ｉ）で一定である。

図１４は、上記第２の方法をヘリカルスキャンに適用した場合におけるＸ線管電流値の変化の一例を示した図である。図１４の例では、ｚ方向の座標位置が［ｚ_ｉ,ｚ_ｉ＋１］の範囲にあるときのＸ線管電流値ＩｔはＡ（ｚ_ｉ，θ）で、ビューの角度θによっても変化する。なお、可変ピッチヘリカルスキャンの場合も同様である。

ここで、Ｘ線自動露出制御の方法の一例について説明する。

この方法では、まず、被検体の断層像における画像ノイズの程度を表すノイズ指標値Ｓｄと、被検体のスカウト像のプロファイル分布における幾何学的特徴量Ｔｇと、Ｘ線線量を決める大きな要素であるＸ線管電流値Ｉｔとの間の対応関係Ｈを、予め実験等により求めておく。そして、対象となる被検体のスカウト像の、ｚ方向の座標位置ｚでのプロファイル分布の幾何学的特徴量Ｔｇ（ｚ）と、目標となるノイズ指標値Ｓｄ１とを指定することにより、上記対応関係に基づいて、適当なＸ線管電流値Ｉｔ（ｚ）を導出する。

図１５は、幾何学的特徴量Ｔｇがある値のときの、ノイズ指標値ＳｄとＸ線管電流値Ｉｔとの対応関係を表したグラフである。

例えば、図１５に示すような対応関係を表すグラフを特徴量の値毎に求めておく。そして、対象となる被検体のスカウト像に基づいてｚ方向の注目位置について幾何学的特徴量Ｔｇ１を求め、この位置における幾何学的特徴量Ｔｇ１に対応するグラフを選択し、そのグラフ上で目標となるノイズ指標値ｓｄ１に対応したＸ線管電流値ｍＡ１を求める。このような処理を、注目位置を順次ずらしながら行うようにすれば、スカウト像のｚ方向に沿って各ｚ座標値のＸ線管電流値を求めることができ、ｚ方向に沿ったＸ線管電流値曲線、すなわちＸ線管電流値テーブル（table）が求められる。

なお、ノイズ指標値としては、例えば、断層像におけるＣＴ値の標準偏差値を用いることができる。また、幾何学的特徴量としては、例えば、数式（４）によって規定されるプロファイル面積Ｓ（ｚ）、数式（５）によって規定されるプロファイル分布の円形度Ｃ（ｚ）、プロファイル分布を単一の楕円として近似したときの短軸および長軸の長さ、プロファイル分布を複数（Ｎ個）の楕円として近似したときの短軸１，長軸１〜短軸Ｎ，長軸Ｎの各々の長さ、プロファイル分布における連続領域の数を表すラベル（label）数等のうち１つ、あるいは、複数から導かれる指標値を考えることができる。

図１６は、Ｘ線自動露出制御の方法を示したフローチャートである。

まず、被検体のスカウト像を上述のいずれかの方法で撮影する（ステップＳ４１）。次に、得られたスカウト像の各ｚ軸座標のプロファイル分布よりプロファイル面積、プロファイル分布の楕円近似の楕円率（長径／短径の比率）など、被検体の各ｚ方向座標位置の幾何学的特徴量を測定する（ステップＳ４２）。断層像のＣＴ値の標準偏差であるノイズ指標値の目標値を決定し、スカウト像の各ｚ座標のプロファイル分布の幾何学的特徴量により、各ｚ軸座標のＸ線管電流値テーブルを計算する（ステップＳ４３）。上記Ｘ線管電流値テーブルに従って、スキャンデータを収集する（ステップＳ４４）。そして、本撮影における撮影条件を設定し（ステップＳ４５）、設定された撮影条件により本撮影を行う（ステップＳ４６）。

なお、非対称検出器を有するＸ線ＣＴ装置において、従来のように、走査ガントリ２０の回転部１５の回転を止めた状態で、被検体を体軸方向にスキャンしてスカウト像を得ようとすると、Ｘ線検出素子が中心線Ｌに対してチャネル方向に片側だけ存在する場合や、撮影すべき部位が腹部、肺野部、骨盤部など比較的大きい場合には、チャネル方向に充分な幅のスカウト像が得られず、被検体の情報が欠落し、Ｘ線自動露出制御ができない。

また、従来のＸ線自動露出制御では、被検体に対してファンビームＸ線を被検体の体軸に沿って照射することによりＸ線投影データを得、当該Ｘ線投影データからスカウト像を得るようにしているので、スカウト像に上述のようなファンビーム投影特有の画像歪が生じていた。また、被検体のｘ方向の幅Ｗを、９０度方向のスカウト像から被検体のｙ方向の幅Ｈをそれぞれ求め、被検体を、長径Ｗ、短径Ｈの楕円として近似していたことから、その近似した被検体のモデル（model）と実際の被検体との間にずれが生じ、上記幾何学的特徴量に誤差が発生していた。そのため、得られた各断層像の画質にはばらつきが生じる可能性があった。また、その誤差に起因して被検体のプロファイル面積を実際の面積より大きく評価してしまうと、Ｘ線管電流が必要以上に大きくなり、適正な線量を超えたＸ線が被検体に照射され、無駄な被曝を増大させる危険もあった。

一方、本実施形態のＸ線自動露出制御によれば、ヘリカルスキャンや可変ピッチヘリカルスキャンによって得られた断層像に対して平行ビーム再投影処理を行ってスカウト像を得るようにしているので、チャネル方向に充分な幅を有するスカウト像を得ることができる。また、このようにして得られたスカウト像に基づいて、被検体のプロファイル面積などの幾何学的特徴量を得るようにしているので、上記幾何学的特徴量における誤差を極めて小さく抑えることができ、被検体の各断層像の画質をより一定に近づけることができる。また、被検体への無駄な被曝を抑えることもできる。

（中央部が高分解能な検出器）
ところで、被検体の撮影部位によっては、断層像において高い空間分解能が求められる場合がある。このような要望に応えるものとして、チャネルの間隔がより小さいＸ線検出素子列で構成されるＸ線検出器が提案されている。しかしながら、チャネルの間隔がより小さいＸ線検出素子列は非常に高価であり、これをＸ線ＣＴ装置で採用する場合には、製品コストの増大が問題となる。一方、断層像において高い空間分解能が求められる対象は、一般に、脊椎や心臓など、被検体の体軸に近い比較的小さい領域であることが多い。

そこで、上記第１および第２の実施形態において、Ｘ線検出器２４は、Ｘ線検出器のうちＸ線検出器と中心線Ｌとの交差位置をチャネル方向に含む一部分が、Ｘ線検出器のうちその一部分を除く他の部分に比して、より小さい開口を有し、かつ、より小さい間隔で配置されたＸ線検出素子で構成されるものを考えることができる。

図１７は、Ｘ線検出素子の間隔が相対的に小さいＸ線検出素子列を一部に用いた非対称検出器の一例を示す図である。図１７に示す非対称検出器は、Ｘ線検出器のうち中心線Ｌに対してチャネル方向に対称となる中央部分を、中心線Ｌに対して対称とならない外側部分に比して、より小さい開口を有し、かつ、より小さい間隔で配置されたＸ線検出素子で構成する。この非対称検出器は、中央部分を構成するＸ線検出素子の幅ｄｃが、外側部分を構成するＸ線検出素子の幅ｄｐの半分、すなわち、ｄｃ＝２／ｄｐである。

ここで、図１７に示すような非対称検出器を有するＸ線ＣＴ装置における動作の一例について説明する。このＸ線ＣＴ装置の構成は、非対称検出器の構成が異なる点を除いて、図１に示すような第１の実施形態によるＸ線ＣＴ装置と基本的に同じである。なお、Ｘ線投影データの収集には、上述のクォータ・クォータ・オフセット方式を用いるものとする。また、Ｘ線検出器全体で検出されたＸ線投影データにより画像再構成可能な再構成領域をＰ１、Ｘ線検出器の中央部分で検出されたＸ線投影データにより画像再構成可能な再構成領域をＰ２とする。

まず、操作者が、表示されたスカウト像を参照しながら、入力装置２を用いて本撮影の撮影条件を入力する。撮影条件としては、少なくとも、「撮影領域の直径」、撮影方式を高分解能撮影と標準分解能撮影のいずれにするかを表す「撮影モード（mode）」が含まれ、撮影領域の直径が再構成領域Ｐ２の直径以下のときには、スキャン方式をハーフスキャンとフルスキャンのいずれにするかを表す「スキャンモード」も含まれる。なお、撮影領域の直径については、所望の値を例えばｃｍ単位で入力するようにしてもよいし、予め設定された幾つかの直径の中から選択して入力するようにしてもよい。

中央処理装置３は、入力された撮影条件を認識し、スキャンコントローラ２９は、その認識結果に応じて、回転部コントローラ２６、Ｘ線コントローラ２２および撮影テーブル１０を制御して、撮影条件に対応したスキャン、Ｘ線投影データの収集および画像再構成を行う。

すなわち、撮影領域の直径が再構成領域Ｐ２の直径、例えば、２５ｃｍを超えるときには、再構成領域Ｐ１または入力された直径で規定される領域を撮影領域としてＸ線投影データの収集および画像再構成を行い、撮影領域の直径が再構成領域Ｐ２の直径以下のときには、再構成領域Ｐ２または入力された直径で規定される領域を撮影領域としてＸ線投影データの収集および画像再構成が行われる。

また、図１７に示すように、撮影モードが標準分解能撮影モードであるときには、Ｘ線検出器の中央部分について、隣接する２つのＸ線検出素子の組合せ毎にその２チャネルの検出信号を加算して１チャネル分の検出信号として取り出し、撮影モードが高分解能撮影モードであるときには、各Ｘ線検出素子毎に１チャネルの検出信号をそのまま１チャネル分の検出信号として取り出す。検出信号の加算は、Ｘ線検出素子をＦＥＴスイッチ（switch）等で結合させるなど、ハードウェア（hardware）で行うようにしてもよいし、Ｘ線検出素子の検出信号をＡ／Ｄ変換してからデジタル的に加算するなど、ソフトウェア（software）で行うようにしてもよい。

また、撮影領域の直径が再構成領域Ｐ２の直径以下の場合において、スキャンモードがハーフスキャンモードであるときには、ハーフスキャンによりＸ線投影データの収集および画像再構成を行い、スキャンモードがフルスキャンモードであるときには、フルスキャンによりＸ線投影データの収集および画像再構成を行う。なお、撮影領域の直径が再構成領域Ｐ２の直径を超える場合には、スキャンモードは、必然的に、フルスキャンモードとなる。

図１８、図１９は、高分解能撮影モードにおける画像再構成処理の概要を示した図であり、図１８は、再構成領域Ｐ１を撮影領域としたとき、図１９は、再構成領域Ｐ２を撮影領域としたときの図である。

再構成領域Ｐ１を撮影領域とした場合には、Ｘ線投影データは、図１８に示すように、Ｘ線検出器の中央部分に対応するチャネル領域と、Ｘ線検出器の外側部分に対応するチャネル領域とから構成されている。Ｘ線検出器の中央部分では、Ｘ線検出素子のチャネル方向の間隔はｄｃであり、Ｘ線検出器の外側部分では、Ｘ線検出素子のチャネル方向の間隔はｄｐ（＝２・ｄｃ）である。

ビューの角度がθであるＸ線投影データＰＤｓ１と、角度θに対する対向ビュー、すなわち、ビューの角度がθ＋１８０度であるＸ線投影データＰＤｓ２とでは、クォータ・クォータ・オフセットによるＸ線データ収集により、各チャネルデータが担時する投影空間の境界はチャネル方向にΔＰ（＝ｄｃ／２）だけずれている。そこで、ビューの角度がθであるＸ線投影データＰＤｓ１と、角度θに対する対向ビューのＸ線投影データＰＤｓ２とを、インターリーブ（interleave）処理により、各チャネルデータが互い違いに入り込むように並べ替える。すると、Ｘ線検出器の中央部分に対応するチャネル領域Ｒｃのチャネルデータの分解能は、Ｘ線検出器の中央部分におけるＸ線検出素子のチャネル方向の間隔がｄｃ／２である場合と同等になり、この中央部分に対しては空間分解能が当初の２倍に上がる。

これに対し、Ｘ線検出器の外側部分に対応するチャネル領域Ｒｏでは、Ｘ線検出器の非対称性から、角度θに対する対向ビューのＸ線投影データが存在しない。このため、Ｘ線検出器の外側部分に対応するチャネル領域Ｒｏのチャネルデータの分解能は、Ｘ線検出器の外側部分におけるＸ線検出素子のチャネル方向の間隔がｄｐである場合と同等であり、この外側部分に対しては、空間分解能はｄｐ（＝４・ｄｃ／２）のままである。つまり、チャネルデータの分解能は、中央部分に対して外側部分の方が４倍悪いということになる。一方、当該外側部分が覆う撮影視野のチャネル方向の範囲としては、インターリーブ処理前では、撮影視野の片側の端部周辺のみであり、インターリーブ処理後では、撮影視野の両側の端部周辺となっている。すなわち、インターリーブ処理後は、当該外側部分が覆う撮影視野の範囲が撮影視野全体に広がったことになる。

ところが、このように対応するチャネル領域に応じてチャネルデータの空間分可能が異なると、画像再構成処理をうまく行うことができない。そこで、Ｘ線投影データにおけるチャネル方向の空間分解能の一様化処理を行うことを考える。空間分解能の一様化処理としては、例えば、外側部分に対応したチャネル領域Ｒｏのチャネルデータの空間分解能を、データの補間処理により４倍に上げ、中央部分に対応したチャネル領域Ｒｃのチャネルデータの空間分解能に揃えるものが考えられる。以下に、このような一様化処理の一例について説明する。

外側部分に対応するチャネル領域ＲｏのＸ線投影データＤＰ(i)を、数式（６）で示すように定義する。

ただし、Ｍは２以上の整数とする。

また、このＸ線投影データに対してデータ量を４倍にする補間処理を適用した後のＸ線投影データＤＰ１(i)を、数式（７）で示すように定義する。

このとき、補間処理前のＸ線投影データＤＰ(i)と補間処理後のＸ線投影データＤＰ１(i)との間には、次の数式（８）に示すような関係が存在する。

このような補間処理は、実際にＸ線投影データの空間分解能を上げるものではないが、チャネル方向にＸ線投影データの間隔を揃えることができる。これにより、インターリーブ処理後のＸ線投影データＰＤＩｓに対して、画像再構成処理において行われる処理、すなわち、フーリエ変換、周波数領域における再構成関数乗算である再構成関数の重畳、フーリエ逆変換の各処理による再構成関数重畳処理、３次元逆投影処理等が可能となる。

一方、再構成領域Ｐ２を撮影領域とした場合には、Ｘ線投影データは、図１９に示すように、Ｘ線検出器の中央部分に対応するチャネル領域Ｒｃのみで構成されている。したがって、チャネルデータの分解能を上げるための、クォータ・クォータ・オフセットに基づくインターリーブ処理は、再構成領域Ｐ１を撮影領域とした場合と同様に行うが、チャネル方向のＸ線投影データの間隔は一様に揃っており、上述のような補間処理によるＸ線投影データの間隔の一様化処理は不要となる。

ちなみに、高分解能撮影モード時の画像再構成処理において順次行われる処理としては、例えば、データ収集、前処理、ビームハードニング補正、ｚフィルタ重畳処理、ファンパラ変換、対向ビューのインターリーブ処理、チャネルデータのＸ線投影データの間隔の一様化処理（撮影領域が再構成領域Ｐ２より大の場合のみ）、再構成関数重畳処理、３次元逆投影処理および後処理が考えられる。

このように、中心線Ｌを含む一部分を他の部分に比してより小さい間隔で配置されたＸ線検出素子で構成されるＸ線検出器を有するＸ線ＣＴ装置によれば、高価である、チャネルの間隔が小さいＸ線検出素子列を、チャネル方向の幅が短くてすむ非対称検出器の一部分にのみ用いるようにしているので、Ｘ線検出器に掛かるコストを抑えつつ、高い空間分解能が求められる領域に対しては高分解能で撮影することができ、コストパフォーマンス（cost performance）のよいＸ線ＣＴ装置を実現させることができる。

なお、ここでは、中心線Ｌを軸に対称となる部分が存在するＸ線検出器を例に説明したが、中心線Ｌを軸に対称となる部分が存在しない、すなわち、中心線Ｌに対して片側にのみＸ線検出素子が存在するＸ線検出器を用いる場合であっても、同様の効果を得ることができる。

なお、上記の実施形態は、本発明を実施するための最良の形態の一例であり、本発明はこれらの実施形態に限定されない。すなわち、本発明は、本発明の趣旨を逸脱しない限り、あらゆる変更、追加、組合せが可能である。

また、コンピュータ（computer）を本発明のＸ線ＣＴ装置あるいはその各手段として機能させるためのプログラムも本発明の実施形態の一例である。なお、このプログラムは、インターネット（internet）等のネットワーク（network）を介して、ダウンロード（down load）、配信等によって供給してもよいし、このプログラムをコンピュータ読取可能な記録媒体に記録して供給するようにしてもよい。

本発明の第１の実施形態によるＸ線ＣＴ装置のブロック図Ｘ線管とＸ線検出器の相対的な位置関係を示す斜視図Ｘ線管とＸ線検出器をｚ方向に見たときの図断層像の再投影により得られる被検体のスカウト像を表す図平行ビーム再投影処理の概念図ファンビーム再投影処理の概念図平行ビーム再投影処理により投影された像の特徴を示す図ファンビーム再投影処理により投影された像の特徴を示す図第１の実施形態によるＸ線ＣＴ装置における動作の流れを示したフローチャート第２の実施形態によるＸ線ＣＴ装置における動作の流れを示したフローチャート撮影領域の大きさに応じて本撮影のスキャン方式を切り換える方法を示したフローチャートクォータ・クォータ・オフセットの概念を示す図ｚ方向の各座標位置でＸ線管電流値を変化させる場合の電流値変化の一例を示した図ｚ方向の各座標位置および各ビューでＸ線管電流値を変化させる場合の電流値変化の一例を示した図ノイズ指標値とＸ線管電流値との関係を示す図Ｘ線自動露出制御の方法を示したフローチャートＸ線検出素子同士の間隔が小さいＸ線検出素子列を一部に用いた非対称検出器の一例を示す図再構成領域Ｐ１を撮影領域としたときの高分解能撮影モードにおける画像再構成処理の概要を示した図再構成領域Ｐ２を撮影領域としたときの高分解能撮影モードにおける画像再構成処理の概要を示した図

符号の説明

１操作コンソール
２入力装置（撮影視野幅設定手段）
３中央処理装置（画像再構成手段、再投影手段、Ｘ線線量調整手段）
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（Ｘ線データ収集系）
２０走査ガントリ
２１Ｘ線管（Ｘ線発生装置）
２２Ｘ線コントローラ
２３コリメータ
２４Ｘ線検出器（Ｘ線検出器）
２５データ収集装置
２６回転部コントローラ
２８ビーム形成Ｘ線フィルタ
２９スキャンコントローラ（スキャン制御手段）
３０スリップリング
１００Ｘ線ＣＴ装置

Claims

Ｘ線発生装置と複数のＸ線検出素子を含むＸ線検出器とを有し、前記Ｘ線発生装置および前記Ｘ線検出器の少なくとも一方を被検体の周りに回転させてＸ線投影データを収集するＸ線データ収集系であって、前記Ｘ線検出器が、前記Ｘ線発生装置のＸ線焦点と前記回転の中心とを結ぶ中心線に対して前記回転の方向に非対称であるＸ線データ収集系を備えるＸ線ＣＴ装置において、
前記少なくとも一方を前記被検体の周りに回転させるとともに、前記Ｘ線発生装置または前記Ｘ線検出器に対して前記被検体を相対的に直線移動させてＸ線投影データを収集するよう、前記Ｘ線データ収集系を制御するスキャン制御手段と、
前記スキャン制御手段による前記Ｘ線データ収集系の制御によって収集されたＸ線投影データに基づいて、前記被検体の体軸方向に連続する複数の断層像を画像再構成する画像再構成手段と、
前記複数の断層像により構成される３次元空間を所定の方向に再投影して、前記被検体のスカウト像を得る再投影手段と、を含むスカウト撮影手段を備えるＸ線ＣＴ装置。
前記所定の方向は、互いに異なる複数の方向である請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記複数の方向は、前記被検体の左右方向に対応する水平方向、および、前記被検体の前後方向に対応する垂直方向の少なくとも一方を含む請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記再投影手段は、前記断層像を平行ビーム状に再投影する請求項１から請求項３のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記再投影手段は、前記断層像をファンビーム状に再投影する請求項１から請求項３のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
スカウト像として撮影すべき撮影視野の前記体軸に垂直な方向の幅を設定する撮影視野幅設定手段をさらに備え、
前記スキャン制御手段は、前記設定された撮影視野の幅が、前記Ｘ線検出器のうち前記中心線に対して前記回転の方向に対称である部分から収集されるＸ線投影データにより画像再構成可能な再構成平面上の円領域の直径を超えるときに、前記Ｘ線投影データを収集するよう前記Ｘ線データ収集系を制御する請求項１から請求項５のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記スキャン制御手段は、前記設定された撮影視野の幅が、前記円領域の直径以下であるときに、前記Ｘ線データ収集系を回転停止状態で前記被検体の体軸方向に相対的に直線移動させてＸ線投影データを収集するよう制御し、
前記画像再構成手段は、該Ｘ線投影データに基づいてスカウト像を生成する請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記スカウト像に基づいて、前記被検体の本撮影によって得られる各断層像の画像ノイズが略一定になるように、前記本撮影におけるＸ線線量を前記体軸方向の各位置に応じて調整するＸ線線量調整手段をさらに備える請求項１から請求項７のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記Ｘ線検出器は、該Ｘ線検出器のうち該Ｘ線検出器と前記中心線との交差位置を前記回転の方向に含む幅を有する一部分が、前記Ｘ線検出器のうち該一部分を除く他の部分に比して、より小さい開口を有し、かつ、より小さい間隔で配置されたＸ線検出素子で構成される請求項１から請求項８のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記一部分は、前記中心線に対して前記回転の方向に対称である請求項９に記載のＸ線ＣＴ装置。