JP4509971B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明は、医療用Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置であって、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、または、シネスキャン、または、ヘリカルスキャンまたは、可変ピッチヘリカルスキャン、または、ヘリカルシャトルスキャンにおいて、Ｘ線自動露出機能を用いて、被曝低減、画質改善を実現するＸ線ＣＴ装置に関する。

従来、多列Ｘ線検出器、または、フラットパネルに代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器を有するＸ線ＣＴ装置においては、Ｘ線自動露出機能（“オートミリアンペア”などと呼ばれている機能）を用いて、被曝低減、画質改善を実現している（たとえば、特許文献１参照）。

ここで、「Ｘ線自動露出機能」とは、ｚ方向に連続する断層像におけるＣＴ値の標準偏差に代表される画質の指標値を均一にするように、Ｘ線を被検体へ照射する際のＸ線管電流条件を照射位置に応じて自動的に設定する機能をいう。

たとえば、Ｘ線ＣＴ装置においては、被検体の各ｚ方向位置の断面積（プロファイル面積）に応じるように、撮影時にＸ線管へ供給するＸ線管電流の設定値を最適化すると共に、ｘｙ平面内における被検体の形状の偏平度に応じるように、撮影時にデータ収集系が１回転する際のＸ線管電流の設定値を最適化することによって、被曝低減、画質改善を実現している。

具体的には、被検体についての本スキャンを実施する前に、その被検体についてスカウトスキャンを実施することによって、その被検体の透視像であるスカウト像を撮影する。その後、本スキャンの実施の際に被検体の体軸方向とビュー方向とのそれぞれにおいて、Ｘ線を照射し被検体を透過したＸ線を検出することによってＸ線投影データを得る各位置にてＸ線管へ供給する管電流値のそれぞれを、その撮影されたスカウト像に基づいて中央処理装置が算出し設定する。ここでは、本スキャンの実施時に被検体の周囲においてＸ線投影データを得る各位置に対応するように、被検体の断面積と断面形状とを、スカウト像に基づいて中央処理装置が求める。その後、その各位置について求めた断面積と断面形状とに対応するように、各位置における管電流の設定値のそれぞれを、中央処理装置が調整し設定する。そして、その設定された管電流値をＸ線管に供給し被検体についての本スキャンを実施し、その被検体のＸ線投影データを取得する。その後、その得られた投影データに基づいて、被検体の断層像を画像再構成する。

特開２００１−１７８７１３号公報

図１６（ａ），図１６（ｂ），図１６（ｃ），図１６（ｄ）は、ヘリカルスキャンを行う際に設定するＸ線管電流の変化を示している。ここで、横軸は、被検体におけるｚ方向座標を示し、縦軸は、Ｘ線管電流値を示している。

図１６（ａ）においては、ｚ方向における被検体の各部位について、一定な値のＸ線管電流をＸ線管に供給することによって撮影を実施している。この場合において、断面積が小さい部位の場合や、被検体が小児の場合には、過剰なＸ線の被曝が発生する場合がある。

このため、図１６（ｃ）に示すように、ｚ方向における被検体の断面積を考慮するために、スカウト像に基づいて、各ｚ方向位置における被検体のプロファイル面積を求める。その後、各断層像において画像ノイズ（各画素のＣＴ値の標準偏差）がｚ方向にほぼ一定になるように、Ｘ線管電流の設定値を、その求めたプロファイル面積に基づいて最適化している。

なお、この場合において各断層像の画像ノイズは、ノイズ指標値として、たとえば、図１４に示すように、入力画面にて設定値を入力することによって、設定が行なわれる。

また、被検体の断面は、円形のように縦横方向が同じ長さではなく、その縦横比が異なり偏平である。このため、図１６（ｂ）に示すように、ｘ軸方向に長い楕円形状の断面を持つ被検体を撮影する場合において、Ｘ線管と多列Ｘ線検出器の中心線がｘ軸方向近傍にいる時には、Ｘ線管電流値を、楕円形状と同一面積を持つ円形の場合に必要なＸ線管電流値より大きく設定する。一方で、Ｘ線管と多列Ｘ線検出器の中心線がｙ軸方向近傍にいる時には、Ｘ線管電流値を、楕円形状と同一面積を持つ円形の場合に必要なＸ線管電流値より小さく設定する。このように、３６０度のビュー角度内で、連続的にＸ線管電流を変化させることによって、各ビュー方向におけるＸ線投影データに含まれる画像ノイズが、被検体の各ビュー方向において、ほぼ一定になるように設定している。

つまり、図１６（ｃ）に示すように、ｚ方向においてＸ線管電流値を最適化すると共に、図１６（ｂ）に示すように、ｘｙ平面内にもＸ線管電流値を最適化することによって、図１６（ｄ）に示すように、被検体におけるｘ方向とｙ方向とｚ方向との３次元の情報に基づいて最適化されたＸ線管電流値を設定し、画質改善を実現している。

しかし、被検体が大きい場合、または、断層像のスライス厚が薄い場合、または、スキャン速度が速い場合、または、ノイズ指標値が小さく良い画質が求められる場合などにおいては、上記のようにして設定されるＸ線管電流値が大きくなる。このため、熱容量が小さく、大きなＸ線管電流を長い時間出力した時、冷却する必要があるＸ線管や、大きなＸ線管電流を出力できないＸ線管がＸ線ＣＴ装置に搭載されている場合には、その設定されたＸ線管電流値に対応できない場合があった。

よって、このような場合には、上記のようなＸ線自動露出機能が、充分に能力を発揮できない場合があった。

また、多列Ｘ線検出器またはフラットパネルに代表される２次元Ｘ線エリア検出器を含むＸ線ＣＴ装置においては、Ｘ線無駄被曝の問題が、より大きくなる方向にあり、このＸ線自動露出機能によって、さらに、断層像の画質の最適化が求められている。

そこで、本発明の目的は、Ｘ線自動露出機能において、Ｘ線管球の管電流値に制限があっても、その制限に左右されずに、その他の撮影条件変数を調整することにより、最適なノイズ標準値である断層像の画質を実現するＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

また、Ｘ線自動露出機能において、撮影される断層像に影響を与える複数の撮影条件の変数に優先度を付けて、優先度に基いて撮影される断層像に影響を与える複数の変数を順番に調整することによって、最適な画質を実現できるＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

第１の観点のＸ線ＣＴ装置においては、Ｘ線管と、前記Ｘ線管に相対しＸ線を検出するＸ線検出器とを、被検体の体軸方向であるＺ方向に沿った方向を軸にして被検体の周囲に回転させながら、前記Ｘ線管に前記被検体へＸ線を照射させ、前記被検体を透過したＸ線を前記Ｘ線検出器に検出させるスキャンを実施することによって、Ｘ線投影データを収集するＸ線データ収集手段と、前記Ｘ線データ収集手段によって収集されたＸ線投影データを画像再構成して断層像を得る画像再構成手段と、前記断層像を得るための条件としてＸ線管電流値を含む２種以上の変数を設定する機能を含む撮影条件設定手段とを有するＸ線ＣＴ装置において、前記撮影条件設定手段は、少なくとも一部の照射領域において、前記断層像の画質を制御する変数として、前記Ｘ線管電流値以外の変数のうち少なくとも１つを、前記Ｘ線の照射位置に応じた所望値に設定する機能を含むことを特徴とする。

第１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、ノイズ指標値に影響を与える撮影条件の変数（パラメータ）を調整することができるため、Ｚ方向に連続した断層像のノイズ指標値を満足する画質を実現できる。

第２の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記設定機能は、前記Ｘ線管電流値以外の変数のうち少なくとも１つを前記Ｘ線の照射位置に応じた所望の値に設定した領域において、Ｘ線管電流値を一定に設定することを特徴とする。

第２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電流一定値としなければならない場合であっても、Ｘ線管電流値以外のノイズ指標値に影響を与える撮影条件の変数（パラメータ）を調整することができるため、Ｚ方向に連続した断層像のノイズ指標値を満足する画質を実現できる。

第３の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１または第２の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記設定機能は、前記Ｘ線管電流値以外の変数のうち少なくとも１つを前記Ｘ線の照射位置に応じた所望の値に設定した領域において、Ｘ線管電流値を、所望の画質特性を得るために優先的に調整された前記Ｘ線管電流値より小さく設定することを特徴とする。

第３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、例えば、撮影条件設定手段で設定されたノイズ指標値または画質指標値に基づき、Ｚ方向に画質を一定にするようにＸ線自動露出機能により求められたＸ線管電流値が、そのＸ線管において設定可能なＸ線管電流の範囲外になった場合、Ｘ線管電流値をそのＸ線管において設定可能なＸ線管電流より小さい値とし、Ｘ線管電流値以外のノイズ指標値に影響を与える撮影条件の変数（パラメータ）を調整することができるため、Ｚ方向に連続した断層像のノイズ指標値を満足する画質を実現できる。

第４の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１または第２の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記設定機能は、前記Ｘ線管電流値以外の変数のうち少なくとも１つを前記Ｘ線の照射位置に応じた所望の値に設定した領域において、Ｘ線管電流値を前記所望の値に設定した変数に伴った値に設定することを特徴とする。

第４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、前記Ｘ線管電流値以外の変数を制御すると共に、Ｘ線管電流値についても撮影条件設定手段で設定されたノイズ指標値または画質指標値に基づき、Ｚ方向に画質を一定にするようにＸ線自動露出機能により求められた値とすることによって、Ｚ方向に連続した断層像のノイズ指標値を満足する画質を実現できる。

第５の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記設定機能は、被検体のＺ方向への移動速度に応じて、前記Ｘ線管電流値以外の変数のうち少なくとも１つを、前記Ｘ線の照射位置に応じた所望の値に設定することを特徴とする。

第５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、たとえば、ヘリカルシャトルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンのように、テーブルの移動速度がスキャン中に変化するような場合に、Ｘ線管電流値以外のノイズ指標値に影響を与える撮影条件の変数（パラメータ）を調整することができるため、Ｚ方向に連続した断層像のノイズ指標値を満足する画質を実現できる。

第６の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第５の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線の照射位置に応じた所望の値に設定するＸ線管電流値以外の変数として、アキシャルスキャン、シネスキャン、又はヘリカルスキャンにおける被検体の体軸方向の座標位置の間隔を含むことを特徴とする。

第６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電流値以外の変数として、被検体の体軸方向の座標位置（たとえば、ヘリカルスキャンの場合はヘリカルピッチ）を制御することができるため、Ｘ線管電流の値に制限があった場合でも、Ｚ方向に連続した断層像のノイズ指標値を満足する画質を実現できる。

第７の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第５の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線の照射位置に応じた所望の値に設定するＸ線管電流値以外の変数として、前記画像再構成手段において用いられる画像空間ｚ方向フィルタリング処理に用いる変数を含むことを特徴とする。

第７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電流値以外の変数として、前記画像再構成手段において用いられる画像空間ｚ方向フィルタリング処理に用いる変数を制御することができるため、Ｘ線管電流の値に制限があった場合でも、Ｚ方向に連続した断層像のノイズ指標値を満足する画質を実現できる。

第８の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第５の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線の照射位置に応じた所望の値に設定するＸ線管電流値以外の変数として、前記画像再構成手段において用いられる投影データ空間列方向フィルタリング処理に用いる変数を含むことを特徴とする。

第８の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電流値以外の変数として、前記画像再構成手段において用いられる投影データ空間列方向フィルタリング処理に用いる変数を制御することができるため、Ｘ線管電流の値に制限があった場合でも、Ｚ方向に連続した断層像のノイズ指標値を満足する画質を実現できる。

第９の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第５の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線の照射位置に応じた所望の値に設定するＸ線管電流値以外の変数として、前記画像再構成手段において用いられる投影データ空間チャネル方向フィルタリング処理に用いる変数を含むことを特徴とする。

第９の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電流値以外の変数として、前記画像再構成手段において用いられる投影データ空間チャネル方向フィルタリング処理に用いる変数を制御することができるため、Ｘ線管電流の値に制限があった場合でも、Ｚ方向に連続した断層像のノイズ指標値を満足する画質を実現できる。

第１０の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第５の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線の照射位置に応じた所望の値に設定するＸ線管電流値以外の変数として、前記画像再構成手段において用いられる投影データ空間ビュー方向フィルタリング処理に用いる変数を含むことを特徴とする。

第１０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電流値以外の変数として、前記画像再構成手段において用いられる投影データ空間ビュー方向フィルタリング処理に用いる変数を制御することができるため、Ｘ線管電流の値に制限があった場合でも、Ｚ方向に連続した断層像のノイズ指標値を満足する画質を実現できる。

第１１の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第５の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線の照射位置に応じた所望の値に設定するＸ線管電流値以外の変数として、前記画像再構成手段において用いる画像再構成変数を含むことを特徴とする。

第１１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電流値以外の変数として、前記画像再構成手段において用いる画像再構成変数（たとえば、再構成に用いる投影データ量）を制御することができるため、Ｘ線管電流の値に制限があった場合でも、Ｚ方向に連続した断層像のノイズ指標値を満足する画質を実現できる。

第１２の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第１１の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記設定機能において、前記Ｘ線の照射位置に応じて所望の値に設定する２つ以上の変数が、それぞれの変数に優先度をつけて設定されることを特徴とする。

第１２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電流値以外の変数を、優先度をつけて調整できるため、Ｘ線管電流値の制限によりノイズ指標値の低下を回避し、より広い範囲のノイズ指標値に対応することができる。

第１３の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第１２の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記撮影条件設定手段は、前記Ｘ線管電流またはその他の変数を、前記断層像平面の大きさを考慮した所望の値に設定する機能をさらに含むことを特徴とする。

第１３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電流値またはその他の変数を、前記断層像平面の大きさを考慮した所望の値に設定できるため、Ｚ方向に画質の保たれた断層像が得られる。

第１４の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第１３の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記撮影条件設定手段は、前記Ｘ線管電流またはその他の変数を、前記断層像平面における中心近辺または関心領域近辺の標準偏差が一定になるような所望の値に設定する機能をさらに含むことを特徴とする。

第１４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電流値またはその他の変数を、前記断層像平面における中心近辺または関心領域近辺の標準偏差が一定になるような所望の値に設定できるため、Ｚ方向に画質の保たれた断層像が得られる。

第１５の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第１４の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線の走査が、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンであることを特徴とする。

第１５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンにおいて、Ｚ方向に画質の保たれた断層像が得られる。

第１６の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第１５の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線の走査が、前記被検体の体軸方向において、前記走査が停止する範囲を含むことを特徴とする。

第１６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、前記被検体の体軸方向において、前記走査が停止する範囲があったとしても、Ｚ方向に画質を一定に保つように制御することができることから、Ｚ方向に画質の保たれた断層像を得ることができる。

第１７の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第１６の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記被検体の体軸方向の変数値の変化を表示する表示手段をさらに有することを特徴とする。

第１７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｚ方向に変化させた変数の変化を、グラフまたは数値の変化により確認することができ、最適な変数制御が行われているかを確認することができる。

第１８の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１７の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線の照射位置に応じた所望の値の算出は、撮影条件の設定のために撮影されたスカウト撮影の結果に基づき算出されたものであり、前記表示手段は、前記スカウト撮影によって得られた前記被検体の像と対応させてグラフ表示することを特徴とする。

第１８の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、スカウト像に対応させて変数の変化をグラフ表示して確認することで、最適な変数制御が行われているかを確認することができる。

第１９の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１から第１８の観点のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線検出器より検出されたデータを、３次元画像再構成処理を行なう画像再構成手段をさらに含むことを特徴とする

第１９の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、３次元画像再構成処理を行なうことにより、アーチファクトの少ないヘリカルピッチ等の被検体の体軸方向の座標位置の間隔に依存しない、Ｚ方向に画質の保たれた断層像を得ることができる。

第２０の観点のＸ線ＣＴ装置においては、第１９の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記画像再構成手段は、ヘリカルピッチが１以下の場合には、１回転以上の回転によって得られたデータを用いて３次元画像再構成処理を行なうことを特徴とする。

第２０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、ヘリカルピッチが１以下の場合には、１回転以上の回転によって得られたデータを用いることにより、画質の良い断層像が得られる。

本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、Ｘ線ＣＴ自動露出機能において、Ｘ線管球の管電流の出力値に制限があっても、その上限値に左右されずに、常に、最適なノイズ標準値を満足する断層像の画質を実現できる。

または、本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、別の効果として、Ｘ線ＣＴ自動露出機能において、画像に影響を与える複数の変数に優先度を付けて、優先度に基づいて、その画像に影響を与える複数の変数を順番に調整して行くことによって、最適な画質を効率良く実現することができる。

つまり、本発明によれば、画像品質を向上可能なＸ線ＣＴ装置を提供することができる。

以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。

＜実施形態１＞
［装置構成］
図１に示すように、本発明の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置の構成ブロック図である。

図１に示すように、本実施形態の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、図１に示すように、操作者の入力を受ける入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後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線検出器データを収集するデータ収集バッファ５と、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、プログラムやＸ線検出器データや投影データやＸ線断層像を記憶する記憶装置７とを具備している。本実施形態において、撮影条件の入力は、入力装置２から入力され、記憶装置７に記憶される。図１４に、撮影条件入力画面の例を示す。

撮影テーブル１０は、図１に示すように、被検体を乗せて、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およびテーブル直線移動される。

走査ガントリ２０は、図１に示すように、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、ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）２５と、被検体の体軸の回りに回転するようにＸ線管２１などを制御する回転部コントローラ２６と、制御信号などを前記操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りする制御コントローラ２９とを具備している。ここで、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は、図２に示すように、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。このため、本実施形態においては、円形または楕円形に近い断面形状の被検体の体表面の被曝を少なくできるようになっている。また、走査ガントリ傾斜コントローラ２７により、走査ガントリ２０はｚ方向の前方および後方に、±約３０度程度、傾斜できる。

Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４は、図２に示すように、回転中心ＩＣの回りを回転する。鉛直方向をｙ方向とし、水平方向をｘ方向とし、これらに垂直なテーブルおよびクレードル進行方向をｚ方向とするとき、Ｘ線管２１および多列Ｘ線検出器２４の回転平面は、ｘｙ平面である。また、クレードル１２の移動方向は、ｚ方向である。

図２および図３は、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４との幾何学的配置を、ｘｙ平面またはｙｚ平面から見た説明図である。

Ｘ線管２１は、図２に示すように、コーンビームＣＢと呼ばれるＸ線ビームを発生する。なお、コーンビームＣＢの中心軸方向がｙ方向に平行なときを、ビュー角度０度とする。
多列Ｘ線検出器２４は、ｚ方向に、例えば、２５６列のＸ線検出器列を有する。また、各Ｘ線検出器列はチャネル方向に、例えば、１０２４チャネルのＸ線検出器チャネルを有する。

図２に示すように、Ｘ線管２１のＸ線焦点から放射されたＸ線ビームは、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８によって、再構成領域Ｐの中心では、より多くのＸ線が照射されるように、また、再構成領域Ｐの周辺部では、より少ないＸ線が照射されるように、Ｘ線線量を空間的に制御される。その後、再構成領域Ｐの内部に存在する被検体にＸ線が吸収され、その被検体を透過したＸ線が、多列Ｘ線検出器２４でＸ線検出器データとして収集される。

また、図３に示すように、Ｘ線管２１のＸ線焦点から放射されたＸ線ビームは、Ｘ線コリメータ２３により断層像のスライス厚方向に制御される。、つまり、回転中心軸ＩＣにおいてＸ線ビーム幅がＤとなるように制御される。そして、回転中心軸ＩＣ近辺に存在する被検体にＸ線が吸収され、その被検体を透過したＸ線は、多列Ｘ線検出器２４でＸ線検出器データとして収集される。

このように、Ｘ線が照射されることによって収集された投影データは、多列Ｘ線検出器２４からＤＡＳ２５へ出力され、そのＤＡＳ２５でＡ／Ｄ変換される。そして、スリップリング３０を経由してデータ収集バッファ５に入力される。その後、そのデータ収集バッファ５に入力されたデータは、記憶装置７のプログラムにより中央処理装置３で処理され、断層像に画像再構成される。その後、その断層像がモニタ６の表示画面において表示される。
なお、Ｘ線管２１およびＸ線コントローラ２２は、その時点までに出力されたＸ線出力の履歴に応じたＸ線管の負荷量を常時中央処理装置３のソフトウェアまたはＸ線コントローラ２２のソフトウェアが管理している。これにより、Ｘ線管２１の出力できる最大Ｘ線出力条件は、時々刻々と変化する。このようなＸ線管負荷管理機能により、Ｘ線管２１の破損などがないように、Ｘ線管２１は防御され守られている。

［動作の概要］
以下より、上記のＸ線ＣＴ装置１００の動作の概要について示す。

図４は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置についての動作の概要を示すフロー図である。

まず、ステップＰ１では、図４に示すように、被検体をクレードル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。

つぎに、ステップＰ２では、図４に示すように、スカウト像収集を行う。

ここでは、スカウト像は、通常、０度，９０度のビュー角度において撮影される。なお、部位によっては、例えば、頭部のように、９０度スカウト像のみの場合であってもよい。このスカウト像撮影の詳細については、後述する。

つぎに、ステップＰ３では、図４に示すように、撮影条件設定を行う。

ここでは、通常、撮影条件の設定については、スカウト像上に撮影する断層像の位置、大きさを表示させて行う。この場合に、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，コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン），シネスキャンを１回実施する分の全体としてのＸ線線量情報の表示を行う。また、シネスキャンにおいては、走査ガントリ２０内の回転部１５のＸ線データ収集系の回転数、または、撮影時間の設定値を図１４に示すようなモニタ６に表示されているユーザーインターフェイスに入力すると、その被検体の関心領域における入力された回転数分、または、その入力された時間分に対応するＸ線線量情報が図１４に示すようなモニタ６に表示されているユーザーインターフェイスに表示される。

なお、本実施形態においては、いわゆる、自動露出機能を用いて、撮影条件を設定する。この自動露出機能による撮影条件の設定については、後述する。

つぎに、ステップＰ４では、図４に示すように、断層像撮影を行う。

この断層像撮影、および、画像再構成の詳細については、後述する。

つぎに、ステップＰ５では、図４に示すように、画像再構成された断層像を表示する。

つぎに、ステップＰ６では、図４に示すように、３次元画像表示を行う。

ここでは、ｚ方向に連続に撮影された断層像を、３次元画像とし、図１５に示すように３次元画像表示を行う。

この３次元画像表示方法には、図１５に示すように、ボリュームレンダリング３次元画像表示方法、ＭＩＰ（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）画像表示方法、ＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｉｎ Ｒｅｆｏｒｍａｔ）画像表示方法、３次元再投影画像表示方法などがある。これらは、診断用途により、適宜使い分けて利用される。

［自動露出機能による撮影条件の設定］
以下より、上記のステップＰ３において、Ｘ線ＣＴ装置１００が自動露出機能によって撮影条件を設定する際の動作について説明する。

上記のステップＰ３の撮影条件設定において、前述の自動露出機能を用いる場合には、上記のステップＰ２において得られた０度方向（ｙ軸方向）または９０度方向（ｘ軸方向）についてのスカウト像に基づいて、撮影時に被検体においてＸ線投影データを得る各ｚ方向の座標位置についてのプロファイル面積（断面積）を、中央処理装置３が算出する。そして、その算出したプロファイル面積に基づいて、その各ｚ方向位置において最適なＸ線管電流値を、撮影条件として設定する。そして、モニタ６が、その設定した撮影条件を示す画像を表示する。Ｘ線自動露出機能の変数のｚ方向における変化を、グラフまたは数値の少なくとも１つの方法により、スカウト像に対応するように表示する。

図１７（ａ）は、Ｘ線管の熱容量が充分に大きく、Ｘ線管の管電流に制限がない場合において設定するＸ線管電流値とヘリカルピッチとを図示している。ここでは、図１７（ａ）に示すように、たとえば、被検体の部位１と部位２とを、ヘリカルピッチＨＰを１に設定した条件で撮影し、その被検体の部位３を、ヘリカルピッチＨＰを２に設定した条件で撮影するように計画する。そして、９０度方向のスカウト像に基づいて、被検体の各ｚ方向座標位置において最適なＸ線管電流を求める。この場合には、前述したように、図１６（ｃ）に示すように、被検体のｚ方向のプロファイル面積の変化に対応するように、Ｘ線管電流の設定値を決定する。また、この他に、前述したように、図１６（ｂ）に示すように、被検体のｘｙ平面内において、Ｘ線透過経路の変化に対応するようにＸ線管電流の設定値を決定しても良い。このように、Ｘ線管の熱容量が充分に大きく、Ｘ線管の管電流に制限がない場合は、Ｘ線管電流の設定を調整することによって、充分に最適な撮影条件を得られる。

しかし、図１７（ｂ）に示すように、Ｘ線管の熱容量が充分に大きくなく、Ｘ線管電流に制限がある場合においては、被検体の部位１，部位２についてはヘリカルピッチＨＰを１で撮影し、部位３についてはヘリカルピッチＨＰを２で撮影するように計画し、９０度方向のスカウト像に基づいて各ｚ方向座標位置の最適なＸ線管電流を求めた時には、前述したように、設定可能なＸ線管電流の上限値を超える場合がある。

従来は、このような場合は、Ｘ線管電流の上限値で撮影する。このため、図１７（ｂ）に示すように、このｚ方向においてＸ線管電流の上限値を超えて設定された範囲ａの間についての画像は、画質が低下する場合があった。よって、本発明にかかる実施形態では、このような場合に、画質に関わる他の撮影条件の変数を変えることにより、画質の低下を防止する。そこで、本実施形態においては、この範囲ａの間については、図１７（ｂ）において実線で示すようにヘリカルピッチＨＰが２に設定された所を、図１７（ｂ）において破線で示すようにヘリカルピッチＨＰ３に変更する。このことによって、本実施形態は、画質の劣化を防いでいる。

画質の画像ノイズの観点においては、ヘリカルピッチを、上記のように（ＨＰ３／ＨＰ２）倍にするとＸ線管電流換算でＸ線管電流を（ＨＰ２／ＨＰ３）倍にすることと、ヘリカルピッチを考慮した単位時間あたりの単位ｚ方向幅におけるＸ線管電流量が、ほぼ等価になる。このため、図１７（ｂ）に示すように、この範囲ａの部分だけについてヘリカルピッチＨＰを３に変更すれば、Ｘ線管２１へ供給するＸ線管電流が相対的に低くても、同等の画像品質を得ることができる。図１７（ｂ）においては、求められているＸ線管電流に対し、ヘリカルピッチをＨＰ３に下げることで、求められるＸ線管電流を、（ＨＰ３／ＨＰ２）倍に下げられる。これにより、Ｘ線管電流を設定可能な範囲としてスキャンした場合でも、最適な画像ノイズの画質を得ることが実現できる。また、ヘリカルピッチが下げられない場合は、他の画像ノイズ改善手段である投影データ空間チャネル方向フィルタリングなどにより、画像ノイズ改善を行うことができる。

［自動露出機能による撮影条件の設定の処理の流れ］
以下より、自動露出機能による撮影条件の設定の処理の流れについて説明する。

図１８は、自動露出機能による撮影条件の設定の処理を示すフロー図である。ここでは、Ｘ線電流不足を、ヘリカルピッチ、または、投影データ空間チャネル方向フィルタで補うＸ線自動露出機能で説明する。

まず、ステップＡ１では、図１８に示すように、スカウト像より、各ｚ方向のプロファイル面積を求め、各ｚ方向位置の最適なＸ線管電流値を求める。

つぎに、ステップＡ２では、図１８に示すように、ｚ＝ｚｓとする。

ここでは、ｚ方向開始座標をｚｓとする。つまり、本ステップでは、以下で各ｚ方向座標位置の撮影条件を制御するためにｚ方向座標位置を初期値に設定するように、中央処理装置３がデータ処理を実施する。

つぎに、ステップＡ３では、図１８に示すように、ｚの位置のＸ線管電流を出力できるかを判断し、その出力ができる場合（ＹＥＳ）であればステップＡ４へ進み、その出力ができない場合（ＮＯ）であればステップＡ５へ進む。

ここでは、Ｘ線管の各時刻における出力できるＸ線管電流の範囲内のＸ線管電流を要求された場合には、Ｘ線管電流の設定値を、中央処理装置３から制御コントローラ２９経由でＸ線コントローラ２２へ出力できると中央処理装置３が判断する。
一方で、Ｘ線管の各時刻における出力できるＸ線管電流の範囲外のＸ線管電流を要求された場合には、Ｘ線管電流の設定値を、中央処理装置３から制御コントローラ２９経由でＸ線コントローラ２２へ出力できないと中央処理装置３が判断する。

ステップＡ４では、図１８に示すように、ｚ＝ｚ＋Δｚとする。

つまり、ここでは、ｚ方向座標位置を次のｚ方向座標位置にするように、中央処理装置３がデータ処理を実施する。

ステップＡ５では、図１８に示すように、ヘリカルピッチを下げられるかを判断し、下げられる場合（ＹＥＳ）であればステップＡ６へ進み、下げられない場合（ＮＯ）であればステップＡ７へ進む。

具体的には、撮影テーブル１０のクレードル１２のｚ方向進行速度が制御可能な範囲の場合には、ヘリカルピッチを下げることができると中央処理装置３が判断する。
一方で、撮影テーブル１０のクレードル１２のｚ方向進行速度が制御不可能な範囲の場合には、ヘリカルピッチを下げることができないと中央処理装置３が判断する。

ステップＡ６では、図１８に示すように、ヘリカルピッチを変更する。

ここでは、撮影テーブル１０のクレードル１２のｚ方向進行速度が制御可能な範囲に基づいて、当初設定したヘリカルピッチを、最低速度に対応する別のヘリカルピッチへ中央処理装置３が変更し設定する。

ステップＡ７では、図１８に示すように、投影データ空間チャネル方向フィルタリングを行う。

ここでは、前処理されたＸ線投影データまたはビームハードニング補正されたＸ線投影データに対して、投影データ空間チャネル方向フィルタリングを中央処理装置３が行なう。なお、ここで、「投影データ空間チャネル方向フィルタリング」とは、具体的には、各列のＸ線投影データに重畳するチャネル方向の空間フィルタリング処理のことをいう。

ステップＡ８では、図１８に示すように、ｚ≧ｚｅかを判断し、ｚ≧ｚｅである場合（ＹＥＳ）であれば処理を終了し、ｚ≧ｚｅではない場合（ＮＯ）であればステップＡ３へ戻る。ただし、ｚ方向終点座標をｚｅとする。

以上のような処理の流れによって、画像ノイズのパラメータであるＸ線管電流のパラメータを優先し、次に、ヘリカルスキャンにおける画像ノイズのパラメータであるヘリカルピッチを優先し、次に、画像ノイズのパラメータである投影データ空間チャネル方向フィルタリングを優先して、最適な画像ノイズを実現している。つまり、複数の画像ノイズのパラメータに、優先度をつけて制御し、最適な画像ノイズを実現している。このように複数のパラメータの間において優先度を設定し、その優先度に基づいて、順次、パラメータを設定することによって、より画質を最適化できる効果がある。

［断層像撮影およびスカウト像撮影における動作の概略］
以下より、断層像撮影（図４のステップＰ４），スカウト像撮影（図４のステップＰ２）を実施する際の動作の概略について示す。

図５は、本発明にかかる実施形態のＸ線ＣＴ装置１００の断層像撮影およびスカウト像撮影の動作の概略を示すフロー図である。

まず、ステップＳ１では、図５に示すように、データ収集を行う。

ここで、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なう。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）に、テーブル直線移動ｚ方向座標位置Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）を付加させる。このようにＸ線検出器データを収集するヘリカルスキャンにおいては、一定速度の範囲のデータ収集を行う。

また、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンによってデータ収集を行う場合には、一定速度の範囲のデータ収集に加えて、加速時、減速時においてもデータ収集を行う。
このｚ方向座標位置はＸ線投影データに付加させてもよいし、また別ファイルとしてＸ線投影データと関連付けても良い。ヘリカルシャトルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン時にＸ線投影データを３次元画像再構成する場合に、このｚ方向座標位置の情報は用いられる。また、ヘリカルスキャンまたはコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャン時に用いることにより、画像再構成された断層像の精度改善、画質改善を実現することができる。
このｚ方向座標位置は撮影テーブル１０のクレードル１２の位置制御データを用いても良いし、撮影条件設定時に設定された撮影動作から予測される各時刻におけるｚ方向座標位置を用いることもできる。

また、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンによってデータ収集を行う場合には、撮影テーブル１０上のクレードル１２を、あるｚ方向位置に固定させたまま、データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。そして、必要に応じて、次のｚ方向位置に移動した後に、再度データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。

また、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、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。

つぎに、ステップＳ２では、図５に示すように、前処理を行う。

ここでは、Ｘ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して前処理を行い、投影データに変換する。前処理は、図６に示すように、ステップＳ２１のオフセット補正，ステップＳ２２の対数変換，ステップＳ２３のＸ線線量補正，ステップＳ２４の感度補正からなる。

スカウト像撮影の場合においては、その前処理されたＸ線検出器データを、チャネル方向の画素サイズおよびクレードル直線移動方向であるｚ方向の画素サイズをモニタ６の表示画素サイズに合わせて表示すれば、スカウト像として完成である。

つぎに、ステップＳ３では、図５に示すように、ビームハードニング補正を行なう。

ここでは、前処理された投影データＤ１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ビームハードニング補正を行なう。このステップＳ３のビームハードニング補正では、前処理Ｓ２において感度補正Ｓ２４が行なわれた投影データをＤ１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）とし、ステップＳ３のビームハードニング補正の後のデータをＤ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）とすると、以下の（数式１）のように、例えば、多項式形式で表わされる。

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なえるため、撮影条件で各データ収集系の管電圧が異なっていれば、各列ごとの検出器のＸ線エネルギー特性の違いを補正できる。

つぎに、ステップＳ４では、図５に示すように、ｚフィルタ重畳処理を行なう。

ここでは、ビームハードニング補正された投影データＤ１１（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、各ビュー角度、各データ収集系における前処理後、ビームハードニング補正された多列Ｘ線検出器Ｄ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）（ｉ＝１〜ＣＨ，ｊ＝１〜ＲＯＷ）の投影データに対し、列方向に例えば下記の（数式２）に示すような、列方向フィルタサイズが５列のフィルタをかける。ただし、（数式３）を満足させる。

その補正された検出器データＤ１２（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）は、以下の（数式４）のようになる。

なお、チャネルの最大値をＣＨ，列の最大値をＲＯＷとすると、以下の（数式５），（数式６）のようになる。

また、列方向フィルタ係数を各チャネルごとに変化させると、画像再構成中心からの距離に応じてスライス厚を制御できる。一般的に、断層像では、再構成中心に比べ周辺部の方が、スライス厚が厚くなる。このため、列方向フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させて、列方向フィルタ係数を中心部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅を広く変化させると共に、周辺部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅をせまく変化させることにより、スライス厚を、周辺部と画像再構成中心部との両者において一様にすることができる。

このように、多列Ｘ線検出器２４の中心部チャネルと周辺部チャネルとのそれぞれにおいて列方向フィルタ係数を制御することにより、スライス厚を中心部と周辺部とのそれぞれにおいて調整できる。列方向フィルタでスライス厚を弱干厚くすると、アーチファクト、ノイズともに大幅に改善される。これによりアーチファクト改善具合、ノイズ改善具合も制御できる。つまり、３次元画像再構成された断層像つまり、ｘｙ平面内の画質が制御できる。また、その他に、列方向（ｚ方向）フィルタ係数を逆重畳（デコンボリューション）フィルタにすることにより、薄いスライス厚の断層像を実現することもできる。

つぎに、ステップＳ５では、図５に示すように、再構成関数重畳処理を行う。

すなわち、ｚフィルタ重畳処理されたＸ線投影データＤ１２（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）をフーリエ変換し、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。再構成関数重畳処理Ｓ５では、ｚフィルタ重畳処理後のデータをＤ１２とし、再構成関数重畳処理後のデータをＤ１３、重畳する再構成関数をＫｅｒｎｅｌ（ｊ）とすると、再構成関数重畳処理は以下の（数式７）のように表わされる。

つまり、再構成関数ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）は検出器の各ｊ列ごとに独立した再構成関数重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。

つぎに、ステップＳ６では、図５に示すように、３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Ｄ１３（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、３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３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。この３次元逆投影処理については、図５を参照して後述する。

つぎに、ステップＳ７では、図５に示すように、後処理を行なう。

ここでは、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）を得る。

この後処理の画像フィルタ重畳処理では、３次元逆投影後の断層像をＤ３１（ｘ，ｙ，ｚ）とし、画像フィルタ重畳後のデータをＤ３２（ｘ，ｙ，ｚ）、断層像平面であるｘｙ平面において重畳される２次元の画像フィルタをＦｉｌｔｅｒ（ｚ）とすると、以下の（数式８）のようになる。

つまり、検出器の各ｊ列ごとに独立した画像フィルタ重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。

または、この２次元の画像フィルタ重畳処理の後に、下記に示す画像空間ｚ方向フィルタ重畳処理を行ってもよい。また、この画像空間ｚ方向フィルタ重畳処理は２次元画像フィルタ重畳処理の前に行ってもよい。さらには、３次元の画像フィルタ重畳処理を行って、この２次元の画像フィルタ重畳処理と、画像空間ｚ方向フィルタ重畳処理の両方を兼ねるような効果を出してもよい。

画像空間ｚ方向フィルタ重畳処理では、画像空間ｚ方向フィルタ重畳処理された断層像をＤ３３（ｘ，ｙ，ｚ）、２次元の画像フィルタ重畳処理された断層像をＤ３２（ｘ，ｙ，ｚ）とすると、以下の（数式９）のようになる。ただし、ｖ（ｉ）はｚ方向の幅が２ｌ＋１の画像空間ｚ方向フィルタ係数で、以下の（数式１０）のような係数列となる。

ヘリカルスキャンにおいては、画像空間フィルタ係数ｖ（ｉ）は、ｚ方向位置に依存しない画像空間ｚ方向フィルタ係数であってよいが、特に、ｚ方向に検出器幅の広い２次元Ｘ線エリア検出器２４、多列Ｘ線検出器２４を用いた場合に、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンを実施する際においては、画像空間ｚ方向フィルタ係数ｖ（ｉ）は、ｚ方向のＸ線検出器の列の位置に依存した画像空間ｚ方向フィルタ係数であれば、各断層像の列位置に依存した詳細な調整ができるので更に効果的である。

そして、上記のようにして得られた断層像はモニタ６に表示される。

［３次元逆投影処理］
以下より、上記したＸ線ＣＴ装置１００の動作において、３次元逆投影処理を実施する際（図５のＳ６）の動作の概略について示す。

図７は、３次元逆投影処理（図６のステップＳ６）の詳細を示すフロー図である。

本実施形態では、画像再構成される画像はｚ軸に垂直な面、ｘｙ平面に３次元画像再構成される。つまり、再構成領域Ｐは、ｘｙ平面に平行なものとする。

まず、ステップＳ６１では、図７に示すように、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、３６０度分のビュー又は「１８０度分＋ファン角度分」のビュー）中の一つのビューに着目し、再構成領域Ｐの各画素に対応する投影データＤｒを抽出する。

ここでは、図８（ａ），図８（ｂ）に示すように、ｘｙ平面に平行な５１２×５１２画素の正方形の領域を再構成領域Ｐとし、ｙ＝０のｘ軸に平行な画素列Ｌ０，ｙ＝６３の画素列Ｌ６３，ｙ＝１２７の画素列Ｌ１２７，ｙ＝１９１の画素列Ｌ１９１，ｙ＝２５５の画素列Ｌ２５５，ｙ＝３１９の画素列Ｌ３１９，ｙ＝３８３の画素列Ｌ３８３，ｙ＝４４７の画素列Ｌ４４７，ｙ＝５１１の画素列Ｌ５１１を列にとると、これらの画素列Ｌ０〜Ｌ５１１をＸ線透過方向に多列Ｘ線検出器２４の面に投影した図９に示す如きラインＴ０〜Ｔ５１１上の投影データを抽出すれば、それらが画素列Ｌ０〜Ｌ５１１の投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）となる。ただし、ｘ，ｙは断層像の各画素（ｘ，ｙ）に対応する。

Ｘ線透過方向は、Ｘ線管２１のＸ線焦点と各画素と多列Ｘ線検出器２４との幾何学的位置によって決まるが、Ｘ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）のｚ座標ｚ（ｖｉｅｗ）がテーブル直線移動ｚ方向位置Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）としてＸ線検出器データに添付されて判っているため、加速・減速中のＸ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）でもＸ線焦点、多列Ｘ線検出器のデータ収集幾何学系の中において、Ｘ線透過方向を正確に求めることができる。

なお、例えば、画素列Ｌ０をＸ線透過方向に多列Ｘ線検出器２４の面に投影したラインＴ０のように、ラインの一部が多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向の外に出た場合は、対応する投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を「０」にする。また、ｚ方向の外に出た場合は投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を補外して求める。

このようにして、図１０に示すように、再構成領域Ｐの各画素に対応する投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を抽出できる。

つぎに、ステップＳ６２では、図７に示すように、投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）にコーンビーム再構成加重係数を乗算し、図１１に示す如き投影データＤ２（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を作成する。

ここで、コーンビーム再構成加重係数ｗ（ｉ，ｊ）は、以下の通りである。ファンビーム画像再構成の場合は、一般に、ｖｉｅｗ＝βａでＸ線管２１の焦点と再構成領域Ｐ上（ｘｙ平面上）の画素ｇ（ｘ，ｙ）とを結ぶ直線がＸ線ビームの中心軸Ｂｃに対してなす角度をγとし、その対向ビューをｖｉｅｗ＝βｂとするとき、以下の（数式１１）のようになる。

再構成領域Ｐ上の画素ｇ（ｘ，ｙ）を通るＸ線ビームと、その対向Ｘ線ビームが、再構成平面Ｐとなす角度を、αａ，αｂとすると、これらに依存したコーンビーム再構成加重係数ωａ，ωｂを掛けて加算し、逆投影画素データＤ２（０，ｘ，ｙ）を求める。この場合、（数式１２）のようになる。

ただし、Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ａはビューβａの逆投影データ、Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ｂはビューβｂの逆投影データとする。

なお、コーンビーム再構成加重係数の対向ビーム同士の和は、（数式１３）のようになる。

コーンビーム再構成加重係数ωａ，ωｂを掛けて加算することにより、コーン角アーチファクトを低減することができる。

例えば、コーンビーム再構成加重係数ωａ，ωｂは、次式により求めたものを用いることができる。なお、ｇａは、ビューβａの加重係数、ｇｂは、ビューβｂの加重係数である。そして、ファンビーム角の１／２をγｍａｘとするとき、以下の（数式１４）から（数式１９）のようになる。

ここでは、例えば、ｑ＝１とする。

また、例えば、ｇａ，ｇｂの１例として、ｍａｘ［ ］を、最大値を求める関数とすると、以下の（数式２０），（数式２１）のようになる。

また、ファンビーム画像再構成の場合は、更に、距離係数を再構成領域Ｐ上の各画素に乗算する。距離係数は、Ｘ線管２１の焦点から投影データＤｒに対応する多列Ｘ線検出器２４の検出器列ｊ，チャネルｉまでの距離をｒ０とし、Ｘ線管２１の焦点から投影データＤｒに対応する再構成領域Ｐ上の画素までの距離をｒ１とするとき、（ｒ１／ｒ０）^２で示される。

また、平行ビーム画像再構成の場合は、再構成領域Ｐ上の各画素に、コーンビーム再構成加重係数ｗ（ｉ，ｊ）のみを乗算すればよい。

つぎに、ステップＳ６３では、図７に示すように、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）に、投影データＤ２（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を画素対応に加算する。

具体的には、図１２に示すように、予めクリアしておいた逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）に、投影データＤ２（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を画素対応に加算する。

つぎに、ステップＳ６４では、図７に示すように、画像再構成に必要な全ビューの逆投影データＤ２を加算したか否かについて判断する。

ここでは、全てについて加算していない場合（ＮＯ）には、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、３６０度分のビュー又は「１８０度分＋ファン角度分」のビュー）について、ステップＳ６１〜Ｓ６３を繰り返し、図１２に示すように、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）を得る。一方で、全てについて加算した場合（Ｙｅｓ）には、図７に示すように、本処理を終了する。

なお、図１３（ａ），図１３（ｂ）に示すように、再構成領域Ｐを５１２×５１２画素の正方形の領域とせずに、直径５１２画素の円形の領域としてもよい。

以上のように、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１００は、被検体が載置されるクレードル１２を撮影空間において移動する撮影テーブル１０と、その撮影空間において移動されるクレードル１２に載置されている被検体に対してＸ線を照射し、その被検体を透過したＸ線を検出するスキャンを実施することによって投影データを取得する走査ガントリ２０と、撮影テーブル１０および走査ガントリ２０の動作を制御してスキャンを実施させることによって投影データを時系列順に複数取得させると共に、そのスキャンの実施によって得られた投影データから被検体の断層像を計算によって画像再構成する中央処理装置３と、その中央処理装置３によって画像再構成された断層像を表示画面に表示するモニタ６とを有する（図１参照）。ここで、撮影テーブル１０は、中央処理装置３からの制御信号に基づいて、クレードル１２に載置される被検体を、その体軸方向であるｚ方向に沿うように移動させる。そして、走査ガントリ２０は、撮影テーブル１０によって移動される被検体の周囲から被検体へ、ｚ方向に沿った方向を軸にして回転するようにＸ線を放射するＸ線管２１と、そのＸ線管２１から放射され、その被検体を透過したＸ線を検出する多列Ｘ線検出器２４とを含み、中央処理装置３からの制御信号に基づいて各部が制御される。このＸ線管２１は、被検体の周囲を回転する回転方向に沿ったチャネル方向と、その回転の回転軸方向に沿った列方向とに広がったコーン状になるように、Ｘ線を被検体へ放射する。そして、多列Ｘ線検出器２４は、そのＸ線管２１から放射され、その被検体を透過したＸ線を検出する複数のＸ線検出器が、チャネル方向と列方向とに対応するようにマトリクス状に配列されている（図２，図３参照）。

このＸ線ＣＴ装置１００を用いて被検体を撮影する際においては、まず、被検体について本スキャンを実施する条件を、操作者が入力装置２に入力する。

つぎに、その入力装置２に入力された条件に基づいて、本スキャンの実施時に走査ガントリ２０と撮影テーブル１０とを動作させるパラメータを中央処理装置３が設定する。

ここでは、たとえば、被検体についてヘリカルスキャン方式にて本スキャンを実施するように、各部を動作させる際のパラメータを、いわゆるＸ線自動露出機能を用いて中央処理装置３が設定する。

本実施形態においては、上述の図１７（ｂ）に示すように、まず、入力装置２に入力された条件に基づいて、第１のヘリカルピッチ設定データＨ１に対応するようなヘリカルピッチにて被検体について本スキャンを実施する際に、その被検体の体軸方向と、その被検体の周囲のビュー方向とのそれぞれにてＸ線投影データを得る各位置において、Ｘ線管２１へ供給するＸ線管電流値のそれぞれを、中央処理装置３が算出し、その算出値を第１の管電流設定データＡ１として記憶装置７が記憶する。たとえば、本スキャンを実施する前に撮影された被検体のスカウト像に基づいて、被検体の断面積と断面形状とを求めた後に、その求めた断面積と断面形状とに対応するように、本スキャン実施時に各位置にてＸ線管２１へ供給するＸ線管電流値のそれぞれを算出し、第１の管電流設定データＡ１とする。つぎに、その第１の管電流設定データＡ１として設定されたＸ線管電流値のそれぞれが、Ｘ線管２１に適合可能な基準範囲Ｓに含まれるか否かを、中央処理装置３が判断する。そして、それぞれがその時刻における基準範囲Ｓに含まれる場合には、その第１の管電流設定データＡ１を本スキャン時にＸ線管２１へ供給する設定値として中央処理装置３が決定する。一方で、図１７（ｂ）に示すように、基準範囲Ｓに含まれないＸ線管電流値を第１の管電流設定データＡ１が含む場合には、その第１の管電流設定データＡ１にかかるＸ線管電流値のそれぞれを本スキャン時にＸ線管２１へ供給する設定値として決定せずに、その第１の管電流設定データＡ１において基準範囲Ｓに含まれない部分ａのＸ線管電流値を、基準範囲Ｓに含まれる値になるように中央処理装置３が調整し、第１の管電流設定データＡ１を第２の管電流設定データＡ２へ変更し、記憶装置７に記憶させる。たとえば、図１７（ｂ）に示すように、基準範囲Ａの上限値を超える場合には、その上限値に近くなるように、基準範囲Ｓに含まれない部分ａのＸ線管電流値を調整する。そして、その第２の管電流設定データＡ２にかかるＸ線管電流値のそれぞれを、本スキャン時にＸ線管２１へ供給するＸ線管電流値の設定値として中央処理装置３が決定する。また、これと共に、図１７（ｂ）に示すように、第１の管電流設定データＡ１において基準範囲Ｓに含まれないＸ線管電流値が設定された部分ａについてのヘリカルピッチの設定値を、その第１の管電流設定データＡ１に係るＸ線管電流値と第２の管電流設定データＡ２に係るＸ線管電流値との比に対応するように調整することによって、中央処理装置３が第１のヘリカルピッチ設定データＨ１を第２のヘリカルピッチ設定データＨ２へ変更し、記憶装置７に記憶させる。そして、その第２のヘリカルピッチ設定データＨ２を本スキャン時のヘリカルピッチの設定値として決定する。このようにしてＸ線管電流値とヘリカルピッチとを含む各パラメータを、コンピュータである中央処理装置３がデータ処理することによって設定する。

つぎに、その設定したパラメータに基づいて、走査ガントリ２０と撮影テーブル１０との動作を、中央処理装置３が制御することによって、被検体についてスキャンを実施し、Ｘ線投影データを得る。

つぎに、その得られたＸ線投影データに基づいて、中央処理装置３が被検体の断層像を画像再構成する。そして、モニタ６が、その断層像を表示画面に表示する。

このように、本実施形態は、本スキャンを実施する際にＸ線管２１へ供給するＸ線管電流値をＸ線自動露出機能によって設定した後に、そのＸ線自動露出機能によって設定されたＸ線管電流値が、Ｘ線管２１において設定可能なＸ線管電流値の基準範囲に含まれない場合には、その基準範囲に含まれない部分のＸ線管電流値を、当該基準範囲に含まれるように変更すると共に、その変更前のＸ線管電流値と変更後のＸ線管電流値との比に対応するようにヘリカルピッチの設定値を変更する。このため、本実施形態は、Ｘ線自動露出機能によって設定されたＸ線管電流値が、Ｘ線管２１において設定可能なＸ線管電流値の基準範囲に含まれない場合であっても、Ｘ線自動露出機能によって設定されたＸ線管電流値にてスキャンが実施されることによって得られる断層像と、同様な画像品質の断層像を得ることができる。よって、本実施形態は、ｚ方向に連続する断層像の画質を均一にすると共に画質をより最適化できる。

＜実施形態２＞
以下より、本発明にかかる実施形態２について説明する。

実施形態１においては、ｚ方向のＸ線管電流の設定値が上限値を超えてしまった範囲について、画質に影響を与える変数の１つであるヘリカルピッチを調整することにより、Ｘ線管電流の設定値を、上限値以下の範囲内に設定した場合であっても、最適な画質が得られる例について示している。一方、本実施形態においては、他の画質に影響を与える変数の１つであるチャネル方向フィルタリングを調整することにより、Ｘ線管電流の設定値を上限値以下の範囲内に設定した場合であっても、最適な画質を得られる例について示す。

この点を除き、本実施形態は、実施形態１と同様である。このため、重複する個所については、説明を省略する。

図１９（ａ）は、被検体において腕と肺野部とを含む部分の断層像を示している。
このような場合においては、各ビュー方向のＸ線投影データのノイズをより均一化するために、ｙ方向である０度方向のＸ線投影データと、ｘ方向である９０度方向のＸ線投影データの画像ノイズを同じレベルにするには、ｘ方向である９０度方向に、より大きなＸ線管電流をＸ線管２１へ供給することが必要とされる。

つまり、前述の図１６（ｂ）に示したように、ｘｙ平面内のＸ線管電流の変更が必要とされる。

この場合、図１９（ｂ）に示すように、ビュー方向９０度および２７０度において、より大きなＸ線管電流が求められる。そして、図１９（ｂ）に示すように、求められるＸ線管電流がＸ線管電流値の上限を超えてしまった範囲ｂ１，ｂ２，ｂ３，ｂ４については、その範囲と、その範囲の前後において得られるＸ線投影データに対してチャネル方向フィルタリング処理を施すことが好ましい。ここでは、Ｘ線管電流が上限値以上設定できずにＸ線管電流不足でＳ／Ｎが悪くなったＸ線投影データにおいて、そのＳ／Ｎが改善され最終的に得られる断層像の画像ノイズがノイズ指標を達成できるように、チャネル方向フィルタリングの強度を、あらかじめ調整しておくことができる。具体的には、要求されたＸ線管電流に対して出力できるＸ線管電流が小さい場合にチャネル方向フィルタリングの強度を大きく調整することによって、近傍チャネルのＸ線投影データをより多く重畳することでＸ線投影データのノイズ改善になるため、その範囲ｂ１，ｂ２，ｂ３，ｂ４にて得られるＸ線投影データによって断層像に発生するノイズが減少する。逆に、要求されたＸ線管電流に対して出力できるＸ線管電流がそこそこ大きい場合にチャネル方向フィルタリングの強度を小さく調整することによって、近傍チャネルのＸ線投影データをより少なく重畳することでＸ線投影データのノイズ改善になるため、その範囲ｂ１，ｂ２，ｂ３，ｂ４にて得られるＸ線投影データによって断層像に発生するノイズが減少する。ここでは、Ｘ線管の各時刻における出力できるＸ線管電流の範囲内のＸ線管電流を要求された場合には、
Ｘ線管電流の設定値を、中央処理装置３から制御コントローラ２９経由でＸ線コントローラ７２へ出力できると中央処理装置３が判断する。
一方で、Ｘ線管の各時刻における出力できるＸ線管電流の範囲外のＸ線管電流を要求された場合には、Ｘ線管電流の設定値を、中央処理装置３から制御コントローラ２９経由でＸ線コントローラ７２へ出力できないと中央処理装置３が判断する。

この調整は、スカウト像に基づいて予測された被検体の断面についての楕円比率（Ｏｖａｌ Ｒａｔｉｏ）から、長手方向のビュー、つまり、求められるＸ線管電流がＸ線管電流値の上限を超えてしまったビューに対するチャネル方向フィルタリングの強度を、あらかじめ決めておくことができる。このように、特に、より大きいＸ線管電流値を求められているｚ方向座標位置、または、ビュー方向においては、チャネル方向フィルタリングの強度を、より強くすることにより、Ｘ線管電流値の上昇を防げる。つまり、図１９（ｂ）に示すように、チャネル方向フィルタリングの強度を変化させることによって、実線で示されているＸ線管電流の設定値を、点線で示されているＸ線管電流の設定値まで下げることができる。

したがって、本実施形態は、実施形態１と同様に、Ｘ線自動露出機能によって設定されたＸ線管電流値が、Ｘ線管２１において設定可能なＸ線管電流値の基準範囲に含まれない場合であっても、Ｘ線自動露出機能によって設定されたＸ線管電流値にてスキャンが実施されることによって得られる断層像と、同様な画質の断層像を得ることができる。よって、本実施形態は、ｚ方向に連続した断層像の画質の均一性を確保しながら各断層像の画質を向上することができる。

なお、この実施形態２のＸ線管電流の制御およびチャネル方向フィルタリングの強度の制御は、ヘリカルスキャンにもシネスキャンにも適用できる。また、１回転分を考えればコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）にも適用できる。

＜実施形態３＞
以下より、本発明にかかる実施形態３について説明する。

実施形態１および実施形態２においては、ヘリカルスキャンまたはｚ方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンにおいて、ｚ方向の画質を最適化する場合について記載している。

本実施形態においては、可変ピッチヘリカルスキャンやヘリカルシャトルスキャンにおけるヘリカルピッチ、画像再構成に用いる投影データの回転数の変化を考慮して、Ｘ線管電流を最適化する。

この点を除き、本実施形態は、実施形態１，２と同様である。このため、重複する個所については、説明を省略する。

図２０，図２１，図２２は、可変ピッチヘリカルスキャン、または、ヘリカルシャトルスキャンにおいて、ヘリカルピッチと使用データ回転数とＸ線管電流との関係を示す図である。

図２０，図２１，図２２に示すように、可変ピッチヘリカルスキャンやヘリカルシャトルスキャンにおいては、ｚ方向または時刻ｔ方向とともにヘリカルピッチを変化させる。特に、開始点ｚ０、停止点ｚ３においては、ヘリカルピッチを０にする。つまり、開始点ｚ０、停止点ｚ３においては、撮影テーブルまたはＸ線データ収集系を、ある一定時間滞留させる。また、撮影テーブルまたはＸ線データ収集系の加速時、減速時において画像再構成する際には、Ｘ線投影データを１回転以上使用して、Ｓ／Ｎを改善することができる。

図２０に示すように、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンを実施する際には、中央処理装置３は、時刻ｔ０からｔ１の間において、撮影テーブルを、ｚ方向のｚ０に位置させたまま滞留させる。そして、時刻ｔ１からｔ２の間においては、撮影テーブルを、ｚ方向のｚ０からｚ１の間を加速させて移動する。そして、時刻ｔ２からｔ３の間においては、撮影テーブルを、ｚ方向におけるｚ１からｚ２の間において一定速度で移動する。そして、時刻ｔ３からｔ４の間においては、撮影テーブルを、ｚ方向におけるｚ２からｚ３の間において減速させながら移動する。そして、時刻ｔ４からｔ５の間においては、撮影テーブルを、ｚ方向のｚ３に位置させたまま、滞留させる。

そして、ヘリカルピッチについては、図２０に示すように、時刻ｔ０からｔ１の間では０に設定する。その後、時刻ｔ１からｔ２の間では撮影テーブル１０のクレードル１２を加速し、時刻ｔ２からｔ３の間では、ヘリカルピッチを１に設定する。そして、時刻ｔ３とｔ４と間では撮影テーブル１０のクレードル１２を減速し、時刻ｔ４とｔ５との間では、ヘリカルピッチを０に戻すように設定する。

そして、画像再構成に使用するＸ線投影データについては、図２０に示すように、時刻ｔ０では１回転であるが、時刻ｔ０とｔ２との間の途中で、最大値ｎ回転（ｎ＞１）のＸ線投影データを用い、また、時刻ｔ２においては１回転に戻る。

また、時刻ｔ２とｔ３との間では、画像再構成に使用されるＸ線投影データが１回転で一定である。また、時刻ｔ３では、画像再構成に使用されるＸ線投影データが１回転であるが、時刻ｔ３とｔ５との間の途中で、最大値ｎ回転のＸ線投影データを用いる。最後に、時刻ｔ５においては、画像再構成に使用されるＸ線投影データが１回転に戻る。特に、ヘリカルピッチが１以下の部分については、画像再構成に用いるＸ線投影データの範囲をより大きく取ることができ、画質を改善することができる。ヘリカルシャトルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャンの加減速時においては、特に、これが有効となる。なお、上記において、「ｎ回転のＸ線投影データ」とは、「被検体をスキャンする際に被検体の周囲を、Ｘ線管２１および多列Ｘ線検出器２４からなるデータ収集系が、ｎ周分、回転することによって得られたＸ線投影データ」のことをいう。そして、「画像再構成に使用するＸ線投影データは１回転である」とは、「被検体をスキャンする際に被検体の周囲をＸ線管２１が１回転することによって得られたＸ線投影データを用いて、画像再構成を実施する」ことを意味する。

この場合は、時刻ｔ０と時刻ｔ５との近傍においては、通常のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の画像再構成に、画像再構成方法およびその画質を、より近づけ、時刻ｔ２とｔ３との間においては、通常のヘリカルスキャンの画像再構成に、画像再構成方法およびその画質を近づけるために、時刻ｔ０とｔ５との間、時刻ｔ２とｔ３との間においては、画像再構成に使用するＸ線投影データを１回転にしている。

そして、画質を時刻ｔ０とｔ５との間で一定にするようにＸ線管電流を制御する。ここでは、図２０に示すように、時刻ｔ０ではＸ線管電流を、ｍＡ１より大きいｍＡ２（ｍＡ２＞ｍＡ１）に設定し、時刻ｔ０とｔ２との間の途中で、最小値のＸ線管電流であるｍＡ１になるように設定する。そして、時刻ｔ２において、Ｘ線管電流を、そのｍＡ１より大きいｍＡ２に戻すように設定する。

その後、時刻ｔ２とｔ３との間では、Ｘ線管電流を、ｍＡ１より大きいｍＡ２として一定に設定する。そして、時刻ｔ３とｔ５との間の途中で、最小値のＸ線管電流であるｍＡ１になるように設定する。そして、時刻ｔ５においては、Ｘ線管電流を、そのｍＡ１より大きいｍＡ２に戻すように設定する。

なお、時刻ｔ０とｔ２との間および時刻ｔ３とｔ５との間においては、ヘリカルピッチＨＰと、Ｘ線管電流ｍＡと、画像再構成で使用するＸ線投影データのビュー角度範囲Ｌの間には、以下の（数式２２）の関係を満足するように調整する。これにより、ｚ方向において、一定の画質が得られる。
なお、ここで、「画像再構成で使用するＸ線投影データのビュー角度範囲Ｌ」とは、画像再構成に用いられるＸ線投影データのビュー角度の開始角度から、画像再構成に用いられるＸ線投影データのビュー角度の終了角度までの角度範囲をいい、終了角度と開始角度との間の角度に基づいて設定される。

つまり、Ｘ線管電流ｍＡとＸ線投影データのビュー角度範囲Ｌとの積と、ヘリカルピッチＨＰの比とが、一定、もしくは、ほぼ一定になるように制御することによって、ｚ方向に一定の画質が得られる。

また、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンでは、中央処理装置３は、図２１に示すように、ｚ座標においては、時刻ｔ０とｔ１との間を、撮影テーブルがｚ０に滞留するように設定する。そして、時刻ｔ１とｔ２との間については、撮影テーブルがｚ方向のｚ０とｚ１との間において加速しながら移動するように設定する。そして、時刻ｔ２とｔ３との間については、撮影テーブルがｚ方向のｚ１とｚ２との間において一定速度で移動するように設定する。そして、時刻ｔ３とｔ４との間については、撮影テーブルがｚ方向のｚ２とｚ３との間を減速しながら移動するように設定する。そして、時刻ｔ４とｔ５との間については、撮影テーブルがｚ方向のｚ３において滞留するように設定する。

そして、この場合、ヘリカルピッチについては、図２１に示すように、時刻ｔ０とｔ１との間では、０とする。そして、時刻ｔ１とｔ２との間では、撮影テーブル１０のクレードル１２を加速し、時刻ｔ２とｔ３との間では、ヘリカルピッチＨＰを例えば１で一定とする。そして、時刻ｔ３とｔ４との間では、撮影テーブル１０のクレードル１２を減速し、時刻ｔ４とｔ５との間では、ヘリカルピッチを０に戻す。

そして、画像再構成に使用するＸ線投影データは、時刻ｔ０とｔ２と間では、ｎ回転から１回転に減少する。そして、時刻ｔ２とｔ３との間では、１回転で一定になるように設定する。そして、時刻ｔ３とｔ４との間では、１回転からｎ回転に増加する。

このため、時刻ｔ０とｔ２との間、時刻ｔ３とｔ４との間には、より多くのＸ線投影データが用いられ画質が良くなる。このため、画質を時刻ｔ０とｔ４との間で一定にするために、Ｘ線管電流については、時刻ｔ０とｔ２との間、時刻ｔ３とｔ４との間において、より小さくすることができる。特に、ヘリカルピッチが１以下の部分については、画像再構成に用いるＸ線投影データの範囲を、より大きく取ることができ、画質を改善することができる。ヘリカルシャトルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャンの加減速時においては、特に、これが有効となる。

よって、Ｘ線管電流については、図２１に示すように、ｍＡ２＞ｍＡ１とすると、時刻ｔ０では小さいＸ線管電流ｍＡ１に設定する。そして、時刻ｔ０とｔ２との間においては、小さいＸ線管電流ｍＡ１から、そのｍＡ１より大きいＸ線管電流ｍＡ２に増加させて、時刻ｔ２にて、大きなＸ線管電流ｍＡ２になるように設定する。そして、時刻ｔ２とｔ３との間においては、その大きいＸ線管電流ｍＡ２で一定になるように設定する。そして、時刻ｔ３とｔ５との間では、大きいＸ線管電流ｍＡ２から、小さいＸ線管電流ｍＡ１に減少させる。

なお、時刻ｔ０とｔ２との間、および、時刻ｔ３とｔ５との間においては、ヘリカルピッチＨＰと、Ｘ線管電流ｍＡと、画像再構成で使用するＸ線投影データのビュー角度範囲Ｌとの間には、前記の（数式２２）の関係で制御する。これにより、前述の場合と同様に、ｚ方向に一定の画質が得られる。

つまり、Ｘ線管電流ｍＡとＸ線投影データのビュー角度範囲Ｌとの積と、ヘリカルピッチＨＰとの比が一定、もしくは、ほぼ一定になるように調整して設定することで、ｚ方向に一定の画質が得られる。

この場合は、時刻ｔ２とｔ３との間においては、通常のヘリカルスキャンの画像再構成に近づけるために、時刻ｔ２とｔ３との間においては、画像再構成に使用する投影データを１回転にしている。時刻ｔ０とｔ２との間および時刻ｔ３とｔ５との間においては、撮影テーブルとデータ収集系の相対速度としてｚ方向に撮影テーブル１０のクレードル１２が進む速度が、時刻ｔ０、時刻ｔ５に近づくにつれ、さらに遅くなっている。

このため、断層像のｚ方向の厚さであるスライス厚を増やさずに、つまり、断層像のｚ方向の分解能を落とさずに、より画像ノイズを改善するために、時刻ｔ０、時刻ｔ５において、ｎ回転のＸ線投影データを画像再構成に使用している。

また、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンでは、図２２に示すように、時刻ｔ０とｔ１との間においては、撮影テーブルがｚ座標においてｚ０に滞留するように設定する。そして、時刻ｔ１とｔ２との間においては、撮影テーブルが、ｚ座標におけるｚ０とｚ１との間を加速させて移動する。そして、時刻ｔ２とｔ３との間においては、撮影テーブルを、ｚ座標におけるｚ１とｚ２との間を一定速度で移動させる。そして、時刻ｔ３とｔ４との間においては、撮影テーブルをｚ座標においてｚ２とｚ３との間を減速させて移動させる。そして、時刻ｔ４とｔ５との間においては、撮影テーブルをｚ３に滞留させる。

また、ヘリカルピッチについては、時刻ｔ０とｔ１との間では、０に設定する。そして、時刻ｔ１とｔ２との間では、撮影テーブル１０のクレードル１２を加速し、時刻ｔ２とｔ３との間では、ヘリカルピッチＨＰを１として一定になるように設定する。そして、時刻ｔ３とｔ４との間では、撮影テーブル１０のクレードル１２を減速し、時刻ｔ４とｔ５との間では、ヘリカルピッチＨＰを０に戻すように設定する。

また、画像再構成に使用するＸ線投影データについては、時刻ｔ０とｔ５との間では、一定にして、１回転にしている。この場合は、断層像の時間分解能を一定にすることを優先するように、その使用するＸ線投影データの画像再構成に使用するＸ線投影データのビュー角度範囲を、一定にしている。

このため、画質を時刻ｔ０とｔ４との間で一定にするように、Ｘ線管電流を、図２２に示すように、時刻ｔ０では、小さなＸ線管電流ｍＡ１とし、時刻ｔ０とｔ２との間では、その小さいＸ線管電流ｍＡ１から、大きなＸ線管電流ｍＡ２に増加させる。なお、この時は、ヘリカルピッチが大きくなるとＸ線管電流も大きくなる。ここでは、ヘリカルピッチとＸ線管電流の比が一定またはほぼ一定になるように制御するのがよい。そして、時刻ｔ２では、大きなＸ線管電流ｍＡ２とし、時刻ｔ２とｔ３との間では、そのＸ線管電流ｍＡ２を一定に保たせる。そして、時刻ｔ３では、Ｘ線管電流ｍＡ２とし、時刻ｔ３とｔ５との間では、その大きなＸ線管電流ｍＡ２から、小さなＸ線管電流ｍＡ１に減少させる。なお、この時、ヘリカルピッチが小さくなるとＸ線管電流も小さくなる。ここでは、ヘリカルピッチとＸ線管電流の比が一定またはほぼ一定になるように制御するのがよい。そして、時刻ｔ５では、小さいＸ線管電流ｍＡ１に戻す。

このように、図２０に示すように、断層像の画質を、通常のコンベンショナルスキャン、ヘリカルスキャンにて得られる画質に近づけるように、中央処理装置３が、Ｘ線管電流を調整する。そして、図２１に示すように、加減速時にＸ線被曝をより少なくするように、中央処理装置３が、Ｘ線管電流を調整すると共に、断層像の画質を維持するように、Ｘ線管電流を調整する。そして、図２２に示すように、断層像の時間分解能を一定に保つように、中央処理装置３が、Ｘ線管電流を調整する。

上記の例では、まず、断層像の画質の変数であるヘリカルピッチ、画像再構成に使用されるデータ量の変数の制御を、まず、第１に優先して調整した後に、Ｘ線管電流の調整を行っている。このように、スカウト像より得られたｚ方向のＸ線管電流値の変化テーブルに対応するために、まず、第１にＸ線管電流という断層像の画質を制御する変数を使う。なお、この場合の他に、Ｘ線管電流以外のその他の画質を制御する変数を優先して調整し、それらの変数の調整により、始めに得られたスカウト像からのｚ方向のＸ線電流値の変化テーブルを補正後にＸ線管電流の調整を行って、Ｘ線ＣＴ装置の自動露出機能を実現することもできる。

図２０，図２１，図２２に示した実施形態についての処理の流れを、以下に示す。

図２０，図２１，図２２に示した実施形態の可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンにおいては、中央処理装置３が、図２３に示すように、それぞれの処理を実施する。

まず、ステップＡ１１では、図２３に示すように、スカウト像より各ｚ方向のプロファイル面積を求め、各ｚ方向位置の最適なＸ線管電流値を求める。

つぎに、ステップＡ１２では、図２３に示すように、ｚ＝ｚｓとする。ただし、ｚ方向開始座標をｚｓとする。

つぎに、ステップＡ１３では、図２３に示すように、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の動作制御パターンより、各ｚ方向位置のヘリカルピッチを求める。

つぎに、ステップＡ１４では、図２３に示すように、動作制御パターンより、各ｚ方向位置の画像再構成に使用されるデータ範囲を求める。

つぎに、ステップＡ１５では、図２３に示すように、動作制御パターンで決められたヘリカルピッチ、画像再構成に使用されるデータ範囲より、使用されるデータ量を考慮し、最適なＸ線管電流値を補正する。

つぎに、ステップＡ１６では、図２３に示すように、ｚの位置のＸ線管電流は出力できるかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ１７へ行き、ＮＯであればステップＡ１８へ行く。

つぎに、ステップＡ１７では、図２３に示すように、ｚ＝ｚ＋Δｚとする。

つぎに、ステップＡ１８では、図２３に示すように、投影データ空間チャネル方向フィルタリングを行う。

つぎに、ステップＡ１９では、図２３に示すように、ｚ≧ｚｅかを判断し、ＹＥＳであれば処理を終了し、ＮＯであればステップＡ１３へ戻る。ただし、ｚ方向終点座標をｚｅとする。

なお、上記の例では、Ｘ線管電流よりも優先して制御する断層像の画質の変数として、ヘリカルピッチ、画像再構成におけるＸ線投影データの使用する範囲の長さ以外の画質の変数を用いても同様な効果を出せる。

以上のように、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１００によれば、実施形態１と実施形態２と同様に、多列Ｘ線検出器、または、フラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器を有するＸ線ＣＴ装置において、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンを実施する際に、Ｘ線自動露出機能において、Ｘ線管球の管電流上限値に制限があっても、その上限値に左右されずに、常に、最適なノイズ標準値を満足するような断層像の画質を実現できる。また、画像に影響を与える複数の変数に優先度を付けて、優先度に基いて画像に影響を与える複数の変数を順番に調整することによって、最適な画質を実現できる。

なお、本実施形態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３次元画像再構成法でもよい。さらに、他の３次元画像再構成方法でもよい。または２次元画像再構成でも良い。

本実施形態では、ヘリカルスキャンの場合について記載しているが、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、シネスキャンの場合でも、同様に効果を出すことができる。

本実施形態は、走査ガントリ２０を傾斜させない場合について記載しているが、走査ガントリ２０を傾斜させた状態でスキャンを実施する、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。

本実施形態は、生体信号にＸ線投影データ収集が同期しない場合について記載しているが、生体信号、特に、心拍信号に同期させても同様な効果を出すことができる。

また、本実施形態では、多列Ｘ線検出器、または、フラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器を有するＸ線ＣＴ装置について記載しているが、１列のＸ線検出器を有するＸ線ＣＴ装置においても、同様の効果を出せる。
なお、本実施形態においては、撮影テーブル１０のクレードル１２をｚ方向に動かすことにより、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を実現している。しかし、走査ガントリ２０または走査ガントリ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。

また、本実施形態では、各列ごとに係数が異なった列方向（ｚ方向）フィルタの係数を、各チャネルの前処理された、またはビームハードニング処理されたＸ線投影データの列方向に重畳することにより、画質のばらつきを調整することによって、各列において均一なスライス厚とし、アーチファクトの発生を防止し、ノイズが少ない画質を実現している。これには、様々なｚ方向フィルタ係数が考えられるが、いずれも同様の効果を出すことができる。

本実施形態では、医用Ｘ線ＣＴ装置について記載しているが、産業用Ｘ線ＣＴ装置、または、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適用できる。

図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置を示すブロック図である。 図２は、Ｘ線発生装置（Ｘ線管）および多列Ｘ線検出器をｘｙ平面で見た説明図である。 図３は、Ｘ線発生装置（Ｘ線管）および多列Ｘ線検出器をｙｚ平面で見た説明図である。 図４は、被検体撮影の流れを示すフロー図である。 図５は、本発明の一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の画像再構成の概略動作を示すフロー図である。 図６は、前処理の詳細を示すフロー図である。 図７は、３次元画像再構成処理の詳細を示すフロー図である。 図８は、再構成領域上のラインをＸ線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。 図９は、Ｘ線検出器面に投影したラインを示す概念図である。 図１０は、投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を再構成領域上に投影した状態を示す概念図である。 図１１は、再構成領域上の各画素の逆投影画素データＤ２を示す概念図である。 図１２は、逆投影画素データＤ２を画素対応に全ビュー加算して逆投影データＤ３を得る状態を示す説明図である。 図１３は、円形の再構成領域上のラインをＸ線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。 図１４は、Ｘ線ＣＴ装置の撮影条件入力画面を示す図である。 図１５は、３次元ＭＰＲ表示・３次元表示の例を示す図である。 図１６においては、（ａ）が、一定Ｘ線管電流の場合を示す図である。（ｂ）が、ｘｙ平面内のＸ線管電流変更の場合を示す図である。（ｃ）が、ｚ方向のＸ線管電流変更の場合を示す図である。（ｄ）が、ｘｙｚ３次元Ｘ線管電流変更の場合を示す図である。 図１７においては、（ａ）が、Ｘ線管のＸ線管電流に制限がない場合を示す図である。（ｂ）が、Ｘ線管のＸ線管電流に制限がある場合のヘリカルピッチの変更を示す図である。 図１８は、Ｘ線管電流不足をヘリカルピッチまたは投影データ空間チャネル方向フィルタで補うＸ線自動露出機能のフロー図である。 図１９においては、（ａ）が、被検体において腕と肺野部とを含む部分についての断層像を示す図である。（ｂ）が、チャネル方向フィルタリングによるＸ線管電流値の調整を示す図である。 図２０は、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンのヘリカルピッチ・使用データ回転数・Ｘ線管電流の関係の例１を示す図である。 図２１は、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンのヘリカルピッチ・使用データ回転数・Ｘ線管電流の関係の例２を示す図である。 図２２は、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンのヘリカルピッチ・使用データ回転数・Ｘ線管電流の関係の例３を示す図である。 図２３は、画像再構成に使用されるデータ量を考慮してＸ線管電流を決めるＸ線自動露出機能を示す図である。

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線検出器または２次元Ｘ線エリア検出器
２５…ＤＡＳ（データ収集装置）
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
３０…スリップリング
ｄｐ…Ｘ線検出器面
Ｐ…再構成領域
ｐｐ…投影面
ＩＣ…回転中心（ＩＳＯ）
ＣＢ…Ｘ線ビーム
ＢＣ…ビーム中心軸
Ｄ…回転中心軸上での多列Ｘ線検出器幅

Claims (5)

1. Ｘ線管と、前記Ｘ線管に相対しＸ線を検出するＸ線検出器とを、被検体の体軸方向であるｚ方向に沿った方向を軸にして被検体の周囲に回転させながら被検体をｚ方向に移動させて、前記Ｘ線管に前記被検体へＸ線を照射させ、前記被検体を透過したＸ線を前記Ｘ線検出器に検出させるヘリカルスキャンを実施することによって、Ｘ線投影データを収集するＸ線データ収集手段と、
   前記Ｘ線データ収集手段によって収集されたＸ線投影データを画像再構成して断層像を得る画像再構成手段と、
   前記断層像を得るための条件としてＸ線管電流値を含む２種以上の変数を設定する機能を含む撮影条件設定手段と
   を有するＸ線ＣＴ装置において、
   前記撮影条件設定手段は、前記断層像の画像ノイズが前記ｚ方向において略一定となるように前記Ｘ線の照射位置に応じた前記Ｘ線管電流値の所望値を求め、前記Ｘ線管電流値の所望値が、所定の基準範囲に含まれる前記Ｘ線の照射位置に対し、当該Ｘ線管電流値の所望値を設定する第１の機能と、前記第１の機能で求められたＸ線管電流値の所望値が、前記所定の基準範囲より大きい前記Ｘ線の照射位置に対し、前記所定の基準範囲に含まれる前記Ｘ線管電流値の所望値より小さいＸ線管電流値を設定すると共にヘリカルスキャンにおけるヘリカルピッチを、前記略一定の画像ノイズとなるように前記Ｘ線の照射位置に応じた所望値に設定する第２の機能を含むことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. Ｘ線管と、前記Ｘ線管に相対しＸ線を検出するＸ線検出器とを、被検体の体軸方向であるｚ方向に沿った方向を軸にして被検体の周囲に回転させながら被検体をｚ方向に移動させて、前記Ｘ線管に前記被検体へＸ線を照射させ、前記被検体を透過したＸ線を前記Ｘ線検出器に検出させるヘリカルスキャンを実施することによって、Ｘ線投影データを収集するＸ線データ収集手段と、
   前記Ｘ線データ収集手段によって収集されたＸ線投影データを画像再構成して断層像を得る画像再構成手段と、
   前記断層像を得るための条件としてＸ線管電流値を含む２種以上の変数を設定する機能を含む撮影条件設定手段と
   を有するＸ線ＣＴ装置において、
   前記撮影条件設定手段は、前記Ｘ線投影データのノイズがビュー方向において略一定となるように前記Ｘ線の照射位置に応じた前記Ｘ線管電流値の所望値を求め、前記Ｘ線管電流値の所望値が、所定の基準範囲に含まれる前記Ｘ線の照射位置に対し、当該Ｘ線管電流値の所望値を設定する第１の機能と、前記第１の機能で求められたＸ線管電流値の所望値が、前記所定の基準範囲より大きい前記Ｘ線の照射位置に対し、前記Ｘ線管電流値の所望値より小さいＸ線管電流値を設定すると共にヘリカルスキャンにおけるヘリカルピッチを、前記略一定のノイズとなるように前記Ｘ線の照射位置に応じた所望値に設定する第２の機能を含むことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
3. 請求項１または２に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記第２の機能は、前記ヘリカルスキャンにおけるヘリカルピッチを前記Ｘ線の照射位置に応じた所望値に設定した前記Ｘ線の照射位置において、Ｘ線管電流値を一定に設定することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
4. 請求項１または２に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記第２の機能は、前記ヘリカルスキャンにおけるヘリカルピッチを前記Ｘ線の照射位置に応じた所望値に設定した前記Ｘ線の照射位置において、Ｘ線管電流値を前記所望値に設定したヘリカルピッチに伴った値に設定する
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
   
5. 請求項１から請求項４のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記第２の機能において、前記Ｘ線管電流及びヘリカルピッチ以外の２つ以上の前記変数が、それぞれの変数に優先度をつけて設定されることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。

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