JP5454961B2 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、心電同期再構成(ECG gated reconstruction)の可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置に関する。

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、被検体を透過したＸ線の強度に基づいて、被検体についての情報を画像により提供するものであり、疾病の診断、治療や手術計画等を初めとする多くの医療行為において重要な役割を果たしている。

動きの速い心臓検査においては、心電同期スキャンが行われる。心電同期スキャンとは、スキャンと並行して心電図同期信号（トリガ信号、Ｒ波信号）や心電図波形信号（ＥＣＧ信号）を収集し、データ収集後、心電図波形信号などを用いて心拍位相に同期した画像を得ることである。

最近では、心臓検査において、心電情報を利用して特定位相のみＸ線曝射をすることで被曝低減を図ることが試みられている。

しかしながら、特開２０００−３４２５７７号公報では、Ｘ線曝射期間をどのように決めるのか示されていない。また特開２０００−５１２０８号公報では、スキャン前に収集された１心拍分のＲ−Ｒ波間隔（心拍周期）を用いて、スキャン時のＸ線曝射期間を決めている。これは、心拍周期が一定の心臓ファントムに対して適用できるかもしれない。しかしながら、実際の被検体（患者）の心拍周期は不安定であり、スキャン前であっても数心拍分の心拍周期は一定ではなく、１心拍分の心拍周期だけを採用してＸ線曝射期間を決めるのは現実的ではない。また数秒〜数十秒間行われる心臓検査において、スキャン時の複数の心拍周期全てが、スキャン前の１心拍周期と完全に同一にならない。このため、操作者が再構成したい位相には、Ｘ線が曝射されず（データが得られず）、逆に不要な期間のデータが収集されてしまう恐れがある。

また、上述の通り、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、被検体を透過したＸ線の強度に基づいて、被検体についての情報を画像により提供するものであり、疾病の診断、治療や手術計画等を初めとする多くの医療行為において重要な役割を果たしている。Ｘ線コンピュータ断層撮影装置を使った動きの速い特に心臓検査では、画像の時間分解能の向上が重要な課題の一である。その課題に対する直接的な対処法としては、Ｘ線管の１回転あたりの時間の短縮、つまりスキャンの高速化にある。このスキャンの高速化により、心電図に同期してスキャンを行い心拍周期内の特定期間のデータだけを収集するいわゆる心電同期スキャン法が効果的に機能する。特定期間に限定してＸ線を発生し、又は特定期間にＸ線の強度を高く変調する。それにより連続的にＸ線を照射するよりも被曝線量の低減を図っている。

しかし、不整脈等を原因として、所望する心拍時相の画像再構成に必要な投影データが収集されていない、または投影データが高ＳＮ比で収集されていないという事態が起こることがある。この事態では、再構成画像の画質劣化が生じる。場合によっては、再スキャンが必要となる場合もある。また、再構成前に上記事態を確認する術がない。

本発明の目的は、心電同期再構成の可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置において、画像再構成に必要な投影データの一部欠落を防止することにある。

本発明のある局面は、Ｘ線を発生するＸ線源、Ｘ線源に印加するための高電圧を発生する高電圧発生部と、投影データを発生するために被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器を有し、被検体の心電図同期信号又は心電図波形信号に同期してスキャンを行う心電同期スキャン手段と、断層像を再構成するための特定位相を含む第1の期間に比較的高線量のＸ線を発生し、被検体の心拍周期のうちの第1の期間以外の第２の期間に比較的低線量のＸ線を発生するＸ線強度変調制御と比較的高Ｘ線量のＸ線を定常的に維持するＸ線定常制御とをスキャンと並行して得られた被検体の心拍数又は前記心電図波形信号のあるＲ波から次のＲ波までのＲ−Ｒ間隔に応じて切り替える制御部とを備えるＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供する。

本発明の第１実施形態によるＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図。 第１実施形態において、高Ｘ線期間を示す図。 図１の操作部から手動で設定される心拍数の変動範囲を示す図。 図１のシステム制御部により自動で設定される心拍数の変動範囲を示す図。 図１の再構成処理部によるセグメントのオーバーラップを示す図。 本発明の実施形態によるＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図。 図１のＸ線管の概略図。 本実施形態によるスキャンとその前後処理の処理手順を示すフローチャート。 図７の補足説明図。 図５のＸ線出力制御エキスパートシステムによるスキャン中の画面例を示す図。 図７のＳ２２において心拍数差が上限心拍数差を超過したときのＸ線変調制御停止動作を示す図。 図５のＸ線出力制御エキスパートシステムによるＳ２４のスキャン終了後の確認画面例を示す図。

（第１実施形態）
以下、図面を参照して本発明によるＸ線コンピュータ断層撮影装置の第１実施形態を説明する。なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線管とＸ線検出器とが一体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状又は平面状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。また、１スライスの断層像データを再構成するには、被検体の周囲１周、約３６０°分の投影データ（フル再構成法）が、またハーフ再構成法でも１８０°＋α（α；ファン角）分の投影データが必要とされる。本実施形態では、動きの速い心臓等の撮影に有効なハーフ再構成法を採用する。

また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよいが、ここでは、前者の間接変換形として説明する。また、本発明では、一管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であっても、多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。

図１は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の概略構成を示している。このＸ線コンピュータ断層撮影装置は、被検体（患者）Ｐに関する投影データを収集するための架台装置（スキャン部）１、被検体Ｐを乗せるための寝台装置３、架台装置１及び寝台装置３を制御すると共に架台装置１によって収集されたデータに基づく画像再構成処理や画像表示等を行うコンソール２を備える。

架台装置１は、Ｘ線管１０１、Ｘ線検出器１０２、回転フレーム１０３、高電圧発生装置１０４、架台駆動装置１０５、データ収集装置１０７を収容する筐体を備える。筐体は、被検体Ｐを挿入するための診断用開口部を有する。Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０２は、架台駆動装置１０５により回転駆動されるリング状の回転フレーム１０３に搭載される。ここでは、回転フレーム１０３の回転軸をＺ軸と定義する。Ｚ軸を中心とした回転座系において、Ｘ線管１０１の焦点からＸ線検出器１０２の検出面中心を結ぶＺ軸に直交する軸をＸ軸と定義する。Ｙ軸はＺ軸とＸ軸とにともに直交する。

回転フレーム１０３は、スキャン制御部２０１の制御の下、架台駆動装置１０５により回転する。この回転フレーム１０３の回転に伴って、Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０２とが被検体Ｐの周囲を回転する。スキャン制御部２０１の制御の下、高電圧発生装置１０４からＸ線管１０１に高電圧が印加されたとき、Ｘ線管１０１からＸ線が発生する。Ｘ線管１０１から発生し、被検体を透過したＸ線は、Ｘ線検出器１０２で検出され、データ収集装置１０７に投影データとして収集される。寝台装置３の天板３０２は、寝台駆動装置３０１により移動される。スキャン制御部２０１は、回転フレーム１０３の回転と、天板３０２の移動とを制御する。この制御により、回転フレーム１０３の定速回転中に天板３０２の連続的な移動を同期して行わせることができる。これにより、Ｘ線管１０１（Ｘ線源）が被検体Ｐに対して相対的に螺旋状に移動し、その螺旋軌道上の複数位置で投影データを収集するいわゆるヘリカルスキャンを実現することができる。

本実施形態では、一例として、多列検出器の同時収集であるマルチヘリカルスキャンにより得られた投影データを処理する場合について説明するが、本実施形態は天板３０２が静止した状態で連続的に投影データを収集する、いわゆるダイナミックスキャン、ある位置で天板３０２が静止した状態で１回転分の投影データを収集し、その後天板３０２が移動して停止した後、次の位置で１回転分の投影データを収集する動作を繰り返すコンベンショナルスキャンに適用することもできる。

回転フレーム１０３は筐体同様に中央部に開口部を有する。スキャン時には、その開口部に寝台装置３の天板３０２上に載置された被検体Ｐが挿入される。心電計１０６は、被検体Ｐに取り付けた電極から心電信号を検出するためのものであって、被検体Ｐの心臓から生じる微弱な電流を検出し、検出された電流の時間変化を心電図として出力する。なお、後述するように本実施形態では、システム制御部２１２において、心電計１０６にて得られた心電図情報（Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波、本実施形態ではＲ波）に基づいて心拍数を求めているが、心電計１０６にて心電情報を収集し、システム制御部２１２において心電図及び心拍数を求めても良い。また図１では、心電計１０６は、架台装置１の一部として示しているが、架台装置１とは独立に構成しても良く、心電計１０６からの心電図情報又は心電信号を収集する機能、投影データ記憶部２０３などの記憶部に心電信号を記憶できる機能を備えれば良い。

Ｘ線管１０１の陰極−陽極間には高圧発生装置１０４から管電圧が印加され、またＸ線管１０１のフィラメントには高圧発生装置１０４からフィラメント電流（管電流）が供給される。管電圧の印加及びフィラメント電流の供給によりＸ線管１０１の陽極のターゲットからＸ線が発生する。

Ｘ線検出器１０２は、被検体Ｐを透過したＸ線を検出するためのものである。Ｘ線検出器１０２は、マルチスライス型（多列型）、シングルスライス型（一列型）のいずれでも良いが、ここでは後述するＸ線変調機能より被曝低減効果の大きいマルチスライス型検出器として説明する。Ｘ線検出器１０２は、Ｘ線を検出する検出素子がチャンネル方向（Ｙ軸方向に近似）及び被検体のスライス方向（ｚ軸方向）にそれぞれ複数設けられている。例えば、複数のＸ線検出素子が、チャンネル方向に例えば約６００〜１０００個、スライス方向に２４列〜２５６列など並設される。本実施形態では、０．５ｍｍ×０．５ｍｍの正方の受光面を有する複数のＸ線検出素子が、チャンネル方向に１０００個、スライス方向に６４列配列された多列検出器とする。各検出素子は、シンチレータと、フォトダイオードォトチップ（図示せず）とを有している。Ｘ線検出器１０２は、均等サイズの検出素子がスライス方向に配列されたマルチスライス型検出器、サイズの異なる検出素子がスライス方向に複数配列された不均等ピッチのマルチスライス型検出器のどちらでも適用可能である。

データ収集装置（ＤＡＳ（ｄａｔａ ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ）１０７は、検出器１０２からチャンネルごとに出力される信号を電圧信号に変換し、増幅し、さらにディジタル信号に変換する。このデータ（純生データともいう）は架台装置１の外部のコンソール２に供給される。コンソール２の前処理部２０２は、データ収集装置１０７から出力されるデータ（純生データ）に対してオフセット補正、レファレンス補正、感度補正等の補正処理を施す。前処理された純生データは一般的に生データと称する。ここでは、純生データと生データを総称して「投影データ」とする。

投影データは、データ収集時のＸ線管１０１の回転角度を表すビュー(VIEW)、チャンネル番号、列番号（場合によっては天板３０２の位置）を表す各コードを関連付けられ、心電計１０６の心電図データ（心電信号）とともにコンソール２の投影データ記憶部２０３に記憶される。投影データと心電信号（或いは心電図情報）とは関連付けられている（当業者では同期付けられているとも言う）。投影データと心電信号とは、物理的に或いは個別に１つ又は２つ以上の記憶媒体のいずれに記憶しても良く、１つの記憶媒体に投影データ、心電信号それぞれの記憶領域を持っても良い。

コンソール２は、上記前処理部２０２及び投影データ記憶部２０３とともに、スキャン制御部２０１、画像再構成処理部２０６、検査計画設定部２０７、画像記憶部２０９、表示部２１０、システム制御部２１２を有する。

画像再構成処理部２０６は、記憶部２０３に記憶された心電図信号（或いはシステム制御部２１２にて求められた心拍数）、投影データに基づいて心電同期再構成を行う。画像再構成処理部２０６は、心電同期再構成としてハーフ再構成機能、セグメント再構成機能を備える。

ハーフ再構成では、Ｘ線管が１８０度＋α（αは扇状Ｘ線のファン角）の範囲をカバーする投影データグループを要する。セグメント再構成法では、投影データグループは、複数の投影データセット（複数のセグメントともいう）から構成される。複数の投影データセットは、複数の心拍周期にそれぞれ対応する。複数の投影データセット各々は、検査計画設定部２０７により指定された特定の心拍位相（再構成中心位相）を中心とした所定の時間幅を有する特定期間内に収集された投影データの集合である。

例えば、「所望される特定の心拍位相：６５％」、「セグメント再構成」、「セグメント数（投影データセット数）：３」の場合は、連続した又は離散した３心拍周期から６５％の心拍位相を中心とした所定期間内に収集した３つの投影データセットを選択する。３つの投影データセットは、１８０度＋ファン角度をカバーする。

図４に例示するように、３つの投影データセット（セグメント）Ａ，Ｂ，Ｃ間で部分的にオーバーラップが生じる場合、つまり複数のセグメント間で同じビュー（Ｘ線管の角度）の投影データが存在している場合、画像再構成処理部２０６は、いずれか一方の投影データをビュー毎に選択するのではなく、一方のセグメントの投影データと、他方のセグメントの投影データとを、ビュー毎に加重加算する。重みは心拍数に応じて相対的に決定される。心拍数が低いほど高い重みを付け、心拍数が高いほど低い重みを付ける。つまり、心拍期間が長いほど高い重みを付け、心拍期間が短いほど低い重みを付ける。それによりモーションアーチファクトを低減する効果が奏され得る。例えば重みは次の式で決定される。セグメントＡの投影データに対する重みＷＡは、セグメントＡのデータ収集時の心拍数ＨＲＡと、セグメントＡと部分的にオーバーラップするセグメントＢのデータ収集時の心拍数ＨＲＢとにより
ＷＡ＝（（ＨＲＡ＋ＨＲＢ）−ＨＲＡ）／（ＨＲＡ＋ＨＲＢ）
＝ＨＲＢ／（ＨＲＡ＋ＨＲＢ）
セグメントＢの投影データに対する重みＷＢは、次の通りである。

ＷＢ＝（（ＨＲＡ＋ＨＲＢ）−ＨＲＢ）／（ＨＲＡ＋ＨＲＢ）
＝ＨＲＡ／（ＨＲＡ＋ＨＲＢ）
例えば、セグメントＡを収集したときの心拍数が９０ｂｐｓで、セグメントＢを収集したときの心拍数が７５ｂｐｓのとき、セグメントＡの投影データに対する重みＷＡは、０．４５、セグメントＢの投影データに対する重みＷＢは、０．５５に設定される。

重みは心拍数に対応することには限定されない。例えば、画像再構成に要する角度範囲（１８０＋α）に対して投影データセット各々が占める割合に、重みを対応付ける。割合が比較的高い投影データセット内の投影データに対して適用される重みは、割合が比較的低い投影データセット内の投影データに対して適用される重みよりも、高く設定する。例えば、セグメントＡを収集したときの心拍数が９０ｂｐｓで、セグメントＢを収集したときの心拍数が７５ｂｐｓのとき、セグメントＡの投影データに対する重みＷＡは、０．３、セグメントＢの投影データに対する重みＷＢは、０．７に設定される。

なお、本実施形態では、セグメント再構成のセグメント数は、検査計画設定部２０７により設定されても良いが、心電計１０６（又は記憶部２０３）から取得された平均心拍数、或いはシステム制御部２１２により取得された平均心拍数とスキャン速度（回転ベース１０３の回転速度）等に基づいて自動的に決定されるものとする。

画像再構成処理部２０６は、選択或いは集められた投影データセットに基づいて画像を再構成する。画像再構成処理部２０６は、ファンビーム再構成処理機能或いはコーンビーム再構成処理機能のいずれか１つを備えるものでも良いが、本実施形態では、ファンビーム再構成処理機能及びコーンビーム再構成処理機能の両方を備え、検査計画設定部２０７により設定された再構成処理機能の少なくともいずれかを用いて断層像などの画像を再構成する。

さらに本実施形態では、検査計画設定部２０７によりコーンビーム再構成処理が設定された場合、画像再構成処理部２０６は、ヘリカルスキャンに並行して、ファンビーム再構成を用いて、検査計画設定部２０７により指定された再構成する心拍位相によらず（上記の例では６５％だけでなく、その他の位相を含む、すなわち０〜１００％の投影データ）、収集された投影データに基づいて断層像を次々と再構成する。

そして画像再構成処理部２０６は、ヘリカルスキャン終了後に或いはバックグランドで、上記再構成対象の心拍位相の断層像を再構成するために選択された投影データに基づいてコーンビーム再構成により断層像（或いは３次元画像）を再構成するものとする。これにより、表示部２１０では、ヘリカルスキャンに追従して断層像をほぼリアルタイムに表示し、ヘリカルスキャン終了後に、リアルタイム表示される断層像より厳密な画像を表示することができる。

本実施形態では、後述するように、スキャン中にＸ線量を変更（モジュレート）するが、操作者は実際にスキャン中にＸ線量が変更されているか否かを判断することが難しい。本実施形態では、投影データを、計算量の少ないファンビーム再構成を用いてスキャンと並行して再構成処理するため、ほぼリアルタイムに断層像を再構成することができる。断層像の画像ＳＤはＸ線量の変調に伴い変化する。操作者は一般的にＸ線技師であるため、リアルタイムに表示される断層像の画像ＳＤの変化によりＸ線量の変調を認識ことができる。また計算量が多いものの正確な断層像であるコーンビーム再構成により得られた断層像をスキャン終了後に表示部２１０に表示することにより、ファンビーム再構成法より正確な断層像により診断を行うことができる。

なお、スキャンと並行してファンビーム再構成される対象の投影データは、検査計画設定部２０７にて指定された全ての検出素子列で収集される投影データとしても良いが、Ｘ線検出器１０２の１列分の検出素子列（例えば、スライス方向の中央列、６４列のマルチ検出器であれば中央の３２列又は３３列）の投影データ、或いはＸ線検出器１０２の複数列分の検出素子列の投影データ（例えば、スライス方向の中央複数列。６４列のマルチ検出器であれば中央の３１列目、３２列目、３３列目、３４列目）を加算したデータが計算スピードを向上させるために好ましい。またスキャンに並行してリアルタイム再構成を実現するために、上述のようなファンビーム再構成を行うに代わりに、検査計画設定部２０７により設定されたデータ収集形態の全ての検出素子列ではなく、その中の一部の列（１列又は複数列）の検出素子列のデータに基づいてコーンビーム再構成処理により断層像を再構成しても良い。このような一部の検出素子列のデータに基づくコーンビーム再構成処理でも計算速度を向上させることができる。

コーンビーム再構成処理は、例えばＦｅｌｄｋａｍｐ法と呼ばれる再構成方法を利用して、投影データに基づく画像再構成を行うのが好ましい。Ｆｅｌｄｋａｍｐ再構成法は、スライス方向（Ｚ軸方向）に広い対象領域を複数のボクセルの集合体として扱って、Ｘ線吸収係数の３次元的分布データ(以下「ボリュームデータ(複数のボクセルデータが立体的（３次元的）に集合したもの)」という。)を発生するために、ファンビーム・コンボリューション・バックプロジェクション法をもとに改良された近似的再構成法である。つまり、Ｆｅｌｄｋａｍｐ再構成法は、データをファン投影データとみなして畳み込み、そしてバックプロジェクションは、回転中心軸に対して実際のコーン角に応じた斜めのレイに沿って行なわれる。なお、コーンビーム再構成処理として、投影データを３次元的に扱い、コーンパラ変換を行い（平行ビームに並べ替え）、並べ替えられた投影データに基づいて３次元逆投影を行っても良い。

またファンビーム再構成処理は、例えばファンビーム・コンボリューション・バックプロジェクション法を利用したもので、バックプロジェクションで、Ｘ線（レイ）がＸ線管１０１の回転軸対して直交するものと仮定（投影データがＺ軸方向に垂直方向のＸ線により得られたと仮定）して、投影データに基づいて画像再構成する。

再構成された断層像は、画像記憶部２０９に一旦記憶されて、表示部２１０に表示される。或いは、操作者の指示により任意断面の断層像、任意方向からの投影像、レンダリング処理による特定臓器の３次元表面画像等のいわゆる疑似３次元画像データに変換されて、画像記憶部２０９を介して表示部２１０に表示される。

検査計画設定部２０７は、キーボードや各種スイッチ、マウス等を備え、操作者が検査計画を設定するためのユーザインターフェース機能を有する。検査計画設定部２０７は、検査計画を支援するための表示部（表示部２１０に対して独立或いは合体したもの）を有し、表示部２１０に表示される設定画面上で検査計画を選択・作成する。検査計画として設定されるパラメータは、検査対象部位、シーケンス、被検体（患者）のデータを収集するためのスキャン条件、画像再構成を行うための再構成条件、再構成された画像を表示する際の表示条件、呼吸練習時やスキャン間の音声の発生タイミング等がある。

設定対象の検査対象部位は、頭部、胸部、腹部、腰部、下肢などがあるが、本実施形態では、検査計画設定部２０７の設定画面上に複数の検査対象部位を表示し、その中から、胸部（選択対象に心臓があれば心臓）を選択するものとする。

シーケンスとしては、スキャンから画像再構成までのシーケンス、スキャンから画像転送までのシーケンス、スキャンから画像記録までのシーケンス等があるが、本実施形態では、スキャンから画像表示までのシーケンスを検査計画設定部２０７により選択する。

スキャン条件としては、スキャンタイプ、スキャンの収集形態を示すデータ収集形態、再構成範囲、心電同期スキャンに関する条件などがある。本実施形態では、スキャンタイプとして、コンベンショナルスキャン、ヘリカルスキャン、ダイナミックスキャンの３種類が用意される。本実施形態では、データ収集形態をスライス数×スライス厚で示し、「６４×０．５」、「３２×０．５」の２種類の条件を記憶しておき、検査計画設定部２０７においていずれかを選択可能とする。ここでは、「６４×０．５」、すなわち６４スライスを０．５ｍｍ用の検出素子列で同時収集する、を選択するものとする。予め記憶されたデータ収集形態は上記の２種類に限らず、３種類以上でも良い。また数値についてもＸ線検出器１０２の構造が異なれば、当然異なる。再構成範囲はスキャン期間とも呼ばれるもので、本実施形態では検査計画設定部２０７において開始位置、終了位置を入力・設定するものとする。

本実施形態では、検査計画設定部２０７において心電同期スキャンに関する条件として、再構成する心拍位相、心拍数変動範囲、心電同期再構成モード（ハーフ再構成／セグメント再構成のいずれか）、ヘリカルピッチ、標準スキャン期間のＸ線量に関する条件等を設定する。なお、ヘリカルピッチは、コンベンショナルスキャン及びダイナミックスキャンが選択された場合は、設定されない。心拍数(Ｈｅａｒｔ ｒａｔｅ)は、１分間当たりに換算した心拍数、あるＲ波から次のＲ波までの間隔（Ｒ−Ｒ間隔）と示しても良い。

再構成心拍位相は、「％」又は「ｍｓｅｃ」で設定する。「％」は、心電図上、あるＲ波の位置を０％とし次のＲ波の位置を１００%として、Ｒ波から次のＲ波までの期間を０〜１００％で規格化したものであり、当該期間の位置を表現したものである。「ｍｓｅｃ」は、Ｒ波を基準とした遅れ時間（スキャン遅延時間）を表現したものである。本実施形態では、検査計画設定部２０７により％で設定し、システム制御部２１２においてスキャン前に遅延時間に自動変換し、スキャン制御部２０１はスキャン中、遅延時間ｍｓを基準に制御するものとする。

再構成する心拍位相は、例えば操作者が再構成をしたい中心位相であり、検査計画設定部２０７のキーボード等を用いて任意の数値で入力されるか、或いは表示画面にスキャン前に収集された心電図を表示し、心電図上にマーキングすることで設定する。設定心拍位相としては、モーションアーチファクトを軽減するために６５〜８５％のいずれかが望ましい。本実施形態では、検査計画設定部２０７により、再構成する心拍位相として７５％を設定するものとする。

心拍数変動範囲は、操作者により検査計画設定部２０７を用いて例えば７０〜８０ｂｐｍのように数値で入力されても良いし、図３Ａに示すように、時間と心拍数の関係を示すグラフ上にラインカーソルで設定されても良い。心拍数変動範囲が数値で入力される場合は、スキャン前における数心拍の心拍数の代表値（例えば、呼吸練習期間すなわち音声発生期間や検査計画設定時の中央値、平均値、最大心拍数、最小心拍数のいずれか又は組み合わせなど）を表示画面に参考情報として表示するのが望ましい。これにより、操作者は心拍数変動範囲を効率的に設定することができる。また時間と心拍数との関係を示すグラフにて設定される場合は、図３Ａに示すように心電図と並列に表示させても良いし、心電図を表示しなくても良い。

また心拍数変動範囲は、上述のように操作者により入力や設定が行われず、８０〜１００ｂｐｍなどのように予めデフォルトで範囲が決められておいても良い。

図３Ｂに示すように、さらに心拍数変動範囲は、システム制御部２１２により、スキャン前における数心拍の心拍数の上記代表値に基づいて自動的に決定されても良い。例えば、システム制御部２１２により求められた呼吸練習期間或いは検査計画設定時の最大心拍数と最小心拍数を心拍数変動範囲として決定したり、スキャン前に求められた心拍数の中から上位及び下位の数個の心拍数を除いた最大心拍数と最小心拍数を心拍数変動範囲として決定したり、スキャン前に求められた平均値又は中央値を中心とした例えば２０又は３０ｂｐｍの範囲を心拍数変動範囲と決定する。

また心拍数変動範囲は、システム制御部２１２において求めたスキャン前の心拍数セットのうち適切な心拍数変動範囲（例えば最小心拍数、最大心拍数）をデフォルトで表示部に表示させ、操作者がキーボード等を用いて編集するような半自動化にしても良い。

本実施形態では、操作者により検査計画設定部２０７を用いて心拍数変動範囲を数値で入力・設定するものとする。この設定前に検査計画設定部２０７は、表示画面に心電同期スキャンに関する条件を設定するためのナビ画面を起動し、心拍数変動範囲の入力欄と共に、再構成する心拍位相の入力欄、Ｘ線量に関する条件の入力欄、心電同期再構成モード（ハーフ再構成／セグメント再構成）の選択欄、上記代表値情報表示欄を少なくとも表示するのが好ましい。これにより、操作者は心電同期スキャンに関する条件と、他の条件とを識別して入力することができるため、誤操作を防止することができる。

標準スキャン期間のＸ線量に関する条件としては、管電流、管電圧等があり、操作者は検査計画設定部２０７において、例えば管電圧１３５ｋＶ、管電流３５０ｍＡなどの数値を入力する。一般的には、管電流は、フィラメント電流により制御される。

標準スキャン期間とは、特定の心拍位相の設定に用いた心拍周期を基準として、特定の心拍位相を中心とした所定の時間幅を有するセグメント期間を、被検体の心拍数の変動範囲に基づいて拡張した期間である。または、標準スキャン期間とは、被検体の関して平均的な心拍周期を基準として設定したセグメント期間を、被検体の心拍数の変動範囲に基づいて拡張した期間である。なお、セグメント期間は、断層像を再構成するのに要する投影データセットを収集する期間として定義される。

具体的には、標準スキャン期間の始点は、最大心拍数（最短心拍周期）に対応するセグメント期間の始点に一致され、標準スキャン期間の終点は、最小心拍数（最長心拍周期）に対応するセグメント期間の終点に一致される。

この標準スキャン期間にわたってＸ線を高線量に維持する。被検体の心拍数が変動しても、それを許容できる。標準スキャン期間のどこからでも高ＳＮＲの投影データセットを取り出すことができる。高ＳＮＲの投影データセットから高画質の断層像を発生することができる。

説明の便宜上、標準スキャン期間という表現を用いており、第１の期間などと表現しても良い。なお、以下、心拍期間内で標準スキャン期間を除く期間を、低線量スキャン期間（又は第２の期間）と称する。

また、検査計画設定部２０７において、標準スキャン期間及び低Ｘ線量スキャン期間の両方の管電圧及び管電流を入力するようにしても良い（この場合、低Ｘ線量スキャン期間の管電流値が標準Ｘ線スキャン期間の管電流値より大きな管電流値を設定できないよう制限するのが望ましい）。本実施形態では標準スキャン期間の管電圧、管電流を設定する。これにより、操作者の誤操作を防止し且つ操作者の負担を軽減することができる。

また検査計画設定部２０７は、再構成条件として、再構成方式（ファンビーム再構成／コーンビーム再構成）、再構成スライス厚、再構成間隔などを入力する。本実施形態では、再構成方式としてコーンビーム再構成を設定したものとする。

また検査計画設定部２０７は、画像表示条件として、ウインドウレベル、ウインドウ幅などを設定する。

このように検査計画設定部２０７にて設定された検査計画は、システム制御部２１２に送信される。システム制御部２１２は、検査計画設定部２０７により設定された検査計画を実現させるためのプログラムを有し、スキャン制御部２０１、投影データ記憶部２０３、画像再構成処理部２０６などを制御する。このシステム制御部２１２の統括的制御によりスキャンから画像再構成までの一連のシーケンスが実現される。

システム制御部２１２は、スキャンに同期して心電計１０６にて収集される心電図データ（心電信号）を、記憶部２０３から読み出して、心電図データから例えばＲ波を抽出する。またシステム制御部２１２は、スキャン開始前に心電計１０６にて収集された心電図データを、記憶部２０３から読み出して、心拍数（心拍数）を複数心拍分求める。さらにシステム制御部２１２は、複数心拍分の心拍数から、上述の代表値（心拍数の平均値、最大心拍数、最小心拍数など）を取得する。

さらにシステム制御部２１２は、検査計画設定部２０７により設定された再構成する心拍位相及び心拍数の範囲（心拍数変動範囲）に基づいて、当該設定部２０７に設定された管電流値を用いてスキャンする標準Ｘ線量スキャン期間（再構成する心拍位相及びマージン／誤差範囲をスキャンする時の管電流値の期間）と、当該スキャン期間より低管電流値にてスキャンする低Ｘ線量スキャン期間（標準Ｘ線量スキャン期間の管電流値より低管電流値の期間）とを決定する。標準Ｘ線量スキャン期間及び低Ｘ線量スキャン期間は、Ｒ波から遅延時間で計算されるのが好ましい。なお、システム制御部２１２は、検査計画設定部２０７により設定された再構成する心拍位相及び心拍数変動範囲に基づいて標準Ｘ線量スキャン期間及び低Ｘ線量スキャン期間を計算するものでも良いが、再構成する心拍位相及び心拍数の範囲に対して標準Ｘ線量スキャン期間及び低Ｘ線量スキャン期間が関連付けられて記憶する記憶部を有し、検査計画設定部２０７により設定された再構成する心拍位相及び心拍数変動範囲に従って標準Ｘ線量スキャン期間及び低Ｘ線量スキャン期間を決定することが望ましい。

ここで、標準Ｘ線量スキャン期間（設定管電流値の期間）及び低Ｘ線量スキャン期間（変調させる低管電流値の期間）の決定方法について、図２を用いて詳細に説明する。

図２（ａ）は、スキャン前、例えば呼吸練習時の心拍数（心拍数）の変化を示し、図２（ｂ）は、被検体を実際にスキャンしている時の心拍数の変化を示し、図２（ｃ）は、スキャン前に得られた最大心拍数の心電図を、実際にスキャンしている時に収集されたＲ波を基準として示し、図２（ｄ）は、スキャン前に得られた最小心拍数の心電図を、実際にスキャンしている時に収集されたＲ波を基準として示したものである。なお、図中の白抜きの四角マークは、再構成する心拍位相を示す。

図２（ｂ）に示す通り、スキャン時の心拍数は、６０ｂｐｍ、６０ｂｐｍ、８３ｂｐｍ、８３ｂｐｍ、８３ｂｐｍと変化したとする。操作者が画像再構成したい位相がＲ波から７５％とすると、白抜きの四角マークのみに標準Ｘ線量（図２（ｅ）中の３００ｍＡでのＸ線量）でＸ線が曝射され、その他の期間にはＸ線が曝射されないことが理想的である。しかしながら、スキャン時における心拍数はスキャン前にはどのように変化するか正確には分からない。

そこで、本方法では、スキャン前に収集した複数周期分の心拍数から、スキャン期間の心拍数の誤差範囲を予測する。ここでは、図２（ａ）に示す通り、スキャン前の練習時の心拍数は、６０ｂｐｍ、６０ｂｐｍ、８３ｂｐｍ、８３ｂｐｍ、９０ｂｐｍと変化しているので、スキャン時の心拍数の変動は、最大心拍数は９０ｂｐｍ、最小心拍数は６０ｂｐｍであると予測できる。特に、呼吸練習期間は実際のスキャン時と同様に被検体が息止めを行うので、呼吸練習期間の複数周期分の心拍数を用いて、スキャン時の心拍数変動範囲、すなわち最大心拍数及び最小心拍数を予測することは有効である。

そして、スキャン中に同期収集される心電情報からＲ波をピックアップし、このＲ波を基準にして、最大心拍数９０ｂｐｍの再構成心拍位相７５％を標準スキャン期間の開始位置とし、最小心拍数の６０ｂｐｍの再構成心拍位相７５％を標準スキャン期間の終了位置、残りを低Ｘ線量スキャン期間と決定する。これら開始位置、終了位置は、Ｒ波からの遅延時間として換算する。標準スキャン期間のＸ線量（若しくは、管電流値及び管電圧値のうち少なくとも管電流値を含むＸ線量に関する条件）は、検査計画設定部２０７にて設定された管電流値を適用する。低Ｘ線量スキャン期間のＸ線量若しくはＸ線量に関する条件は、標準スキャン期間の設定条件に従って自動的に決定されても良い。具体的には、低Ｘ線量スキャン期間のＸ線量若しくはＸ線量に関する条件は、標準スキャン期間のＸ線量若しくはＸ線量に関する条件の約１／３〜１／２（例えば標準スキャン期間の設定管電流値が３００ｍＡ、設定管電圧値が１３５ＫＶの場合、低Ｘ線量スキャン期間の管電流値を設定管電流値の１／３：１００ｍＡ、管電圧値を設定管電圧値と等しく１３５ｋＶ）と予め決めておく、或いは低Ｘ線量スキャン期間のＸ線量に関する条件を固定値（例えば、管電流値を９０ｍＡ、管電圧値を１２５ｋｖ）と予め決定しておく。

なお図２の例では、最大心拍数、最小心拍数を用いた期間設定方法について説明したが、心拍数変動範囲は、最大心拍数、最小心拍数に限らず、上述した通り、スキャン前に求められた全心拍数の中から上位及び下位の数個の心拍数を除いた最大心拍数と最小心拍数、スキャン前に求められた平均値又は中央値から所定の範囲（例えば平均値が７０ｂｐｍとすると、その前後１０ｂｐｍの６０〜８０ｂｐｍ）、など種々の値を適用できるのは言うまでも無い。

また本実施形態では、心拍数変動範囲を検査計画設定部２０７において任意の範囲を設定可能な例を説明しているが、操作者が入力した数値の範囲又はラインカーソルの範囲が、閾値より大きくなった場合、本変調が使用できないように当該範囲を確定（検査計画を確定）できないようにするのが良い。これは、実際の患者がスキャン時に心拍数変動範囲が１５〜３０ｂｐｍを超えることは少なく、心拍数変動範囲の大きい患者は不整脈などを起こしていると推測されるため、そのような値をそのまま用いるのは好ましくないからである。

さて、システム制御部２１２は、上述のように決定された標準スキャン期間、或いは標準スキャン期間と低Ｘ線量スキャン期間とに従って、Ｘ線量の変調を制御するためのＸ線制御信号をスキャン制御部２０１に対して供給する。例えば、Ｘ線制御信号がＬＯＷレベルのときは、高電圧発生装置１０４からＸ線管１０１に低線量用の管電圧、管電流が印加され、低Ｘ線量のＸ線がＸ線管１０１から発生する。一方、Ｘ線制御信号がＨＩＧＨレベルのときには、高電圧発生装置１０４からＸ線管１０１に高線量用の管電圧、管電流（ここでは検査計画設定部２０７にて設定された管電圧値、低管電流値）が印加されるので、高Ｘ線量のＸ線がＸ線管１０１から発生する。システム制御部２１２は、低Ｘ線量スキャン期間には、Ｘ線制御信号をＬＯＷレベルにセットし、一方、標準スキャン期間には、Ｘ線制御信号をＨＩＧＨレベルにセットする。これにより、Ｘ線は、低Ｘ線量スキャン期間には低線量で曝射され、標準スキャン期間には高線量で曝射されるので、スキャン中被検体の心拍数が変動しても、所望する心拍位相を再構成するのに必要な投影データを確実に得ることができ、且つ診断に供しない期間の低被曝化を図ることができる。

なお、システム制御部２１２は、上述の通り、標準スキャン期間に高Ｘ線量、低Ｘ線量スキャン期間に低Ｘ線量でスキャンするように制御しているが、高電圧発生装置１０４からＸ線管１０１に供給される管電流など（或いはＸ線量）は、低Ｘ線量スキャン期間から標準スキャン期間へ急激に切り替えない。すなわちシステム制御部２１２は、図２（ｅ）に示す通り、低Ｘ線量スキャン期間と標準スキャン期間との間に移行期間を有し、高電圧発生装置１０４からの管電流など（或いはＸ線量）を徐々に移り変える。またシステム制御部２１２は、低Ｘ線量スキャン期間の管電流を、検査計画設定部２０７にて設定される場合を除いて、予め定められた閾値（管電流値）以下にならないよう制御する。これは、管電流を低Ｘ線量スキャン期間から標準スキャン期間へ急激に高くしたり、逆に標準スキャン期間から低Ｘ線量スキャン期間に急激に低くすると、Ｘ線管１０１や高電圧発生装置１０４に過負荷を与えことによる故障の要因を防止するためである。

システム制御部２１２は、スキャン制御部２０１に対してＸ線量調整の制御の他、回転フレーム１０３の回転制御、天板３０２の移動制御を統括的に行うために、スキャン制御部２０１に対して制御信号を供給する。これを受け、スキャン制御部２０１は制御信号に従って各種制御を行い、投影データが収集される。投影データは、投影データ記憶部２０３にビュー、Ｘ線検出器１０２のチャンネル番号、列番号、そして心電信号（心電図データ）に関連付けられ一時的に記憶される。画像再構成処理部２０６は、投影データ記憶部２０３に記憶される投影データを、スキャンと並行してファンビーム再構成法を用いて断層像データを次々と再構成し、スキャン終了後に（若しくはバックグランドで）コーンビーム再構成法を用いて全スキャン期間の断層像データを再構成する。画像再構成処理部２０６により再構成された断層像データは、画像記憶部２０９を介して表示部２１０に供給され、表示部２１０に表示される。

次に、このように構成されたＸ線コンピュータ断層撮影装置の動作を説明する。

本実施形態のＸ線コンピュータ断層撮影装置を用いた心臓検査は、大別して、呼吸練習、検査計画設定、スキャン、画像再構成、その他処理という流れで行われる。

まず操作者は、スキャン前に被検体に呼吸練習をさせる。呼吸練習にあたって被検体に電極を取り付け、心電図信号を正確に収集していることを心電計１０６にて確認する。操作者は心電計１０６が心電図信号を収集することを確認できれば、呼吸練習を本装置に設けられた呼吸練習機能に従って行う。操作者は、検査計画設定部２０７を用いて息止め時間を設定する。つづいて、操作者が検査計画設定部２０７を用いて開始を指示すると、架台装置１から、「息を吸って下さい」、「息をとめて下さい」、「やめて下さい」などの音声が発生される。心電計１０６は、音声発生期間、すなわち呼吸練習期間の心電情報を収集し、コンソール２に送信する。コンソール２では、受信した心電情報を記憶部２０３を介してシステム制御部２１２に送信する。システム制御部２１２は、呼吸練習期間における１周期毎（Ｒ波−Ｒ波間）の心拍数を求める。

次に操作者は、本装置に設けられた検査計画支援機能において被検体の心臓検査の検査計画をたてる。具体的には、検査計画設定部２０７において、検査対象部位として胸部（選択対象に心臓があれば心臓）を選択する。検査対象部位として心臓を選択されると、検査計画設定部２０７の設定画面上には心臓用の詳細パラメータ支援情報が表示される。操作者は、この支援情報を参照しながら、検査計画設定部２０７のキーボード、マウスなどを用いて、スキャン条件、再構成条件などを入力する。スキャン条件としては、スキャンタイプ（ここではヘリカルスキャン）、データ収集形態（６４スライスを０．５ｍｍ用の検出素子列で同時収集する／３２スライスを１．０ｍｍ用の検出素子列で同時収集する）、再構成範囲としての開始位置、終了位置、心電同期スキャンに関する条件などを入力・設定する。再構成条件としては、再構成方式（ファンビーム再構成法／コーンビーム再構成法）、再構成スライス数、再構成スライス厚等がある。本実施形態では再構成方式としてはコーンビーム再構成法を選択する。

心電同期スキャンに関する条件としては、再構成する心拍位相、心拍数変動範囲、再構成モード（ハーフ再構成／セグメント再構成）、ヘリカルピッチ、スキャン速度、標準スキャン範囲のＸ線量に関する条件（管電流、管電圧）が設定される。

このような検査計画が選択され、確認ボタンがクリックされると、選択された検査計画に関する情報がシステム制御部２１２に転送される。

システム制御部２１２は、検査計画設定部２０７により設定された再構成する心拍位相及び心拍数変動範囲に従って標準Ｘ線量スキャン期間及び低Ｘ線量スキャン期間を決定する。システム制御部２１２は、標準Ｘ線量スキャン期間及び低Ｘ線量スキャン期間をＲ波からの遅延時間として求める。

操作者は心電計１０６にて心電図信号を収集されていることを確認すると、検査計画設定部２０７により検査開始指示を行う。この開始指示信号を受けて、システム制御部２１２は、スキャン制御部２０１、投影データ記憶部２０３、画像再構成処理部２０６などを制御する。

スキャン制御部２０１は、架台駆動装置１０５及び寝台駆動装置３０１を制御し、架台駆動装置１０５は検査計画設定部２０７にて設定されたスキャン速度に到達するように回転フレーム１０３を回転し、寝台駆動装置３０１は天板３０２をスキャン開始位置の直前（ヘリカルスキャンの助走位置）まで移動する。

そして、回転フレーム１０３のスピードが設定スピードに到達すると、寝台駆動装置３０１は天板３０２をスライス方向（ｚ軸方向）にスライドをする。天板３０２のスライドスピードが一定になったときに、検査計画設定部２０７で設定された管電圧、管電流が高電圧発生装置１０４からＸ線管１０１へ供給され、Ｘ線が曝射される。

高電圧発生装置１０４からＸ線管１０１へ管電圧、管電流が供給されるにあたって、システム制御部２１２は次のような処理を行う。

システム制御部２１２は、スキャンに同期して心電計１０６にて収集される心電図データ（心電信号）を、記憶部２０３から読み出して、心電図データ（心電信号）からＲ波を次々にピックアップする。そしてシステム制御部２１２は、同期収集された心電信号のＲ波、決定された標準スキャン期間及び低Ｘ線量スキャン期間におけるＲ波からの遅延時間に基づいて、Ｘ線量変調制御のためのＸ線制御信号をスキャン制御部２０１に送信する。スキャン制御部２０１は、標準スキャン期間におけるＲ波からの遅延時間に高Ｘ線量が曝射されるようにＨＩＧＨレベルを示すＸ線制御信号を送信し、低Ｘ線量スキャン期間におけるＲ波からの遅延時間に低Ｘ線量が曝射されるようにＬＯＷレベルを示すＸ線制御信号を送信する。

高電圧発生装置１０４は、スキャン制御部２０１からのＸ線制御信号を受け、当該信号がＨＩＧＨレベルであれば検査計画設定部２０７により設定された管電圧、管電流をＸ線管１０１に供給する。一方、高電圧発生装置１０４は、スキャン制御部２０１からのＸ線制御信号がＬＯＷレベルであれば、例えば、管電圧をＨＩＧＨレベルと同一としをＨＩＧＨレベルの約１／３の管電流値の管電流を供給する。これによりＸ線管１０１から標準スキャン期間（期間）に高Ｘ線量のＸ線が曝射され、低Ｘ線量スキャン期間（期間）に低Ｘ線量のＸ線が曝射される。標準スキャン期間から低Ｘ線量スキャン期間へ移るときは、移行期間で徐々に管電流（Ｘ線量）が下がり、低Ｘ線量期間で上記１／３の管電流値（Ｘ線量）となり、一方、低Ｘ線量スキャン期間から標準スキャン期間へ移るときは移行期間に徐々に管電流（Ｘ線量）が上がり、標準スキャン期間で設定された管電流値（Ｘ線量）となる。

このようにして、心電計１０６による心電信号の収集と、検査計画設定部２０７にて設定されたデータ収集形態でヘリカルスキャンとが並行に行われ、ヘリカルスキャン中にＸ線量が変調（モジュレート）される。

被検体を透過したＸ線は、Ｘ線検出器１０３において検出されアナログ電気信号の投影データに変換され、データ収集回路１０７でディジタル電気信号の投影データに変換された後、図示しないデータ伝送部を介して、前処理部２０２に送られ、各種補正処理を受ける。

投影データは、データ収集時のＸ線管１０１の回転角度を表すビュー(VIEW)、チャンネル番号、列番号等が関連付けられ、心電計１０６の心電図データ（心電信号）とともににコンソール２の投影データ記憶部２０３に記憶される。

画像再構成処理部２０６は、ヘリカルスキャンと並行して、検査計画設定部２０７にて設定されたデータ収集形態（全検出素子列）のうち一部の検出素子列で収集される投影データに基づいて、リアルタイム再構成を行い、断層像を次々と再構成し、表示部２１０は次々に再構成された断層像を表示する。そして、画像再構成処理部２０６は、ヘリカルスキャン終了後に或いはバックグランドで、検査計画設定部２０７により指定された再構成する心拍位相に関係するデータ（ここでは、セグメント再構成にて集められた同一心拍位相の投影データ）に対して重み付けを行い、コーンビーム再構成を用いて、検査計画設定部２０７にて設定された再構成範囲における複数の断層像を、設定画像ピッチ及び設定画像スライス厚で再構成し、表示部２１０はコーンビーム再構成された断層像を表示する。

このように本実施形態では、心電同期スキャンにおいてＸ線量を変調させるにあたり、指定された再構成心拍位相を再構成するのに必要な期間だけでなく、マージン期間を設定Ｘ線条件でスキャンすることにより、被検体の心拍数（Ｒ−Ｒ間隔）の変動があっても、被検体への被曝低減を図りつつ、再構成心拍位相の投影データを操作者が所望するＸ線量（すなわち所望するＳ／Ｎの画像）で得ることができる。

また本実施形態では、スキャン前に収集された複数の心拍数及び操作者が指定した再構成心拍位相に基づいて標準スキャン期間を決定することにより、スキャン時の心拍数の変動すなわち誤差範囲を予測したスキャンを行うことができるので、被検体への被曝低減を図りつつ操作者が所望とする再構成心拍位相のデータを確実に得ることができる。

また本実施形態では、呼吸練習期間の複数の心拍数に基づいて標準スキャン期間を決定している。スキャン時には呼吸練習期間と同様に息止めを行うので、心拍数の変動範囲の予測を精度良く行うことができる。

また本実施形態では、スキャン前に収集された複数の心拍数の中から、最大心拍数及び最小心拍数をピックアップし、心拍数変動範囲として用いているので、スキャン時の心拍数変動範囲の予測精度を向上させることができる。

また本実施形態では、操作者により標準スキャン期間及び低線量スキャン期間のうち、標準スキャン期間のＸ線条件（管電圧及び管電流）を設定するだけで良いので、標準スキャン期間に低Ｘ線用のＸ線条件、低線量スキャン期間に高Ｘ線用のＸ線条件を設定するという間違いを防止することができる。

また本実施形態では、ヘリカルスキャンと並行して、検査計画設定部２０７にて設定されたデータ収集形態の全検出素子列のうち一部の検出素子列で収集される投影データに基づいて、リアルタイム再構成を行い、断層像を次々と再構成し、表示部２１０に次々に再構成された断層像を表示し、ヘリカルスキャン終了後に或いはバックグランドで、検査計画設定部２０７により指定された再構成する心拍位相に関係する投影データに基づいてコーンビーム再構成を用いて断層像を再構成する。これにより、操作者はリアルタイムに断層像を確認することができるので、画像ＳＤの変化によりＸ線量の変調が行われているか否かを確認することができる。またスキャン終了後に正確な断層像により診断を行うことができる。

更に本実施形態では、標準スキャン期間と低Ｘ線量スキャン期間との間に移行期間を設けることや、或いは低Ｘ線量スキャン期間の管電流をある値以下にならないよう制限を設けることにより、Ｘ線管１０１などへの過度な負荷を避けることができるので、故障を防止することができる。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。

例えば、上記実施形態では、標準スキャン期間に設定Ｘ線条件のＸ線量でスキャンし、低Ｘ線量スキャン期間に標準スキャン期間（設定Ｘ線条件）に比べて低Ｘ線量でスキャンしているが、低Ｘ線量スキャン期間に被検体に曝射されるＸ線を停止・遮蔽したり、或いは低Ｘ線量スキャン期間にＸ線量ゼロの期間を設けても良い。

また上述の実施形態では、心拍数変動範囲を、検査計画設定部２０７にて設定することやシステム制御部２１２にて決定することを説明したが、心拍変動範囲は必ずしも設定・決定する必要はない。これに代わり、検査計画設定部２０７にて再構成する心拍位相を中心位相だけでなくマージン位相を入力・設定したり、或いは再構成する心拍位相に基づいてマージン位相を決定しても良い。これにより、少なくとも１つの心拍数における再構成中心位相に必要なデータに対して若干余分に高Ｘ線量でスキャンすることができるので、スキャン中に少々の心拍数変動があったとしても、被曝低減を図りつつ所望する再構成中心位相の画像を再構成することができ、心拍数変動範囲を入力・設定の手間を省くことができる。

また呼吸練習時などのスキャン前の心電情報から心拍数変動範囲を設定しないで、スキャン中に収集される１心拍以上の心拍数に基づいて、心拍数変動範囲（若しくは直接、標準スキャン期間）を決定しても良い。

またスキャン前及びスキャン時の両方の心電情報に従って心拍数変動範囲を決定しても良い。システム制御部２１２により、スキャン中に並行して収集された心電情報に従って求められた心拍数が、スキャン前に決定された心拍数変動範囲を超えた場合、その後は、スキャン途中であってもＸ線変調をしないで設定管電流・管電圧のＸ線量を維持する。これにより、万一、患者がスキャン中に不整脈などを起こしたときにでも、再構成する心拍位相のデータを得ることができる。

さらに本実施形態のように操作者が心拍数変動範囲を入力するのではなく、システム制御部２１２が、スキャン前に収集され記憶部２０３に記憶された心電データに基づいて複数周期分の心拍数を計算し、心拍数変動範囲を自動的に設定するのでも良い。この際、自動設定される心拍数変動範囲の基準となる心拍数は、最大心拍数、最小心拍数に限らず、平均値や中央値でも良い。

また心拍数変動範囲（例えば最大心拍数、最小心拍数）における再構成心拍位相と１対１に対応する期間を標準スキャン期間と決定しないで、標準スキャン期間に若干のマージン（例えば、数パーセント、数ｍｓｅｃ）を加えた期間を設定管電流値でスキャンするようにしても良い。

また検査計画設定部２０７の表示部に、息止め練習期間の一部の心拍数（例えば息止め開始から数心拍分、息止め終了から直前の数心拍）に関する情報に限定して表示、或いは一部の心拍位相の心電図に限定して表示する。そして操作者にこの表示を参照させながら、心拍数や再構成したい心拍位相を設定させる構成としても良い。図３に示す通り、心拍数は息止め開始直後に心拍数が最大で、徐々に低くなり、息止め終了間近で最小ＨＲになる傾向がある。このため本変形例のように構成すれば、操作者は、最大心拍数或いは最小心拍数に対応する心電図で再構成心拍位相を設定することになるので、最大心拍数低くなる誤差／最小心拍数より高くなる誤差を考えれば良い。この場合、システム制御部２１２は、標準スキャン期間を、操作者により指定された心拍数又は心電図を最大心拍数とし、その１０〜２０ｂｐｍ低い心拍数が最小心拍数と計算し、最大心拍数に対応する時刻を標準スキャン期間の開始時刻、計算された最小心拍数に対応する時刻を終了時刻と決定する。息止め終了から直前の数心拍の心拍数や心電図が表示されている場合は、操作者により指定された心拍数又は心電図を最小心拍数とし、その１０〜２０ｂｐｍ高い心拍数が最大心拍数と計算し、最小心拍数に対応する時刻を標準スキャン期間の終了時刻、計算された最大心拍数に対応する時刻を開始時刻と決定する。

更に、本実施形態では、標準スキャン期間のＸ線量（或いは管電流値）を一定で示したが、標準スキャン期間のＸ線量を複数段階に変化させても良い。例えば、標準スキャン期間のうち所定ビュー（例えば４５−１３５度、２２５度―２７０度）を若干高めのＸ線量（管電流値）とし、その他のビュー（例えば３１５度−４５度、１３５度―２２５度）は若干低めとしたり、再構成範囲位置決め用のスカウト像のためのスカウトスキャンにより収集された投影データに基づいて、標準スキャン期間の管電流値を複数段階に設定しても良い。

また本実施形態では、低Ｘ線量スキャン期間の管電流値を、標準スキャン期間の設定管電流値に基づいて決定したり、或いは検査計画設定部２０７にて設定しているが、これらに限らない。例えば、心臓のスキャンに先立って造影剤流入タイミングを図るためのプリキャン、すなわち心臓スキャンより低線量の心臓の上流側（例えば頸部）においてモニタリングスキャンで得られた投影データに基づいて断層像をリアルタイム再構成して、ＣＴ値やマスク像からの増加した値を表示部２１０に表示する場合、モニタリングスキャンの管電流値を下限とし、標準スキャン期間の設定管電流値を上限とし、低Ｘ線量スキャン期間の管電流値を上限と下限の間で変化するように決めても良い。これにより、操作者は、標準スキャン期間、モニタリングスキャン期間、及び低Ｘ線量スキャン期間の３種類の管電流値を決定しなくて良いので、操作者のＸ線条件の手間を軽減することができる。

さらに、本実施形態では、２心拍以上のセグメント（パッチ）の集めてセグメント再構成を行うが、心拍数、回転スピード等の関係から不要なパッチを収集する恐れがある。例えば、１心拍目、２心拍目、４心拍目の３セグメントでハーフスキャン分（１８０度＋ファン角度）の投影データを集めることはできる場合、３心拍目が１心拍目の一部と２心拍目の一部にオーバーラップしてしまうが、４心拍目のセグメントの投影データを収集するために３心拍目の心拍位相にもＸ線を曝射してしまう。このような場合、システム制御部２１２は、１心拍目、２心拍目、４心拍目の３セグメント（心拍位相）については標準スキャン期間の管電流値でスキャンを行うが、３心拍目のセグメント（心拍位相）については低線量スキャンの管電流値でスキャンを行うよう制御する。つまり、システム制御部２１２は、セグメント再構成において、セグメント間でのオーバーラップ部分が大きい場合は、少なくとも１以上のセグメント（心拍位相）については、標準スキャン期間と決定しないで低Ｘ線量スキャン期間と決定する。換言すると、同一ビュー（パッチ）のデータを複数回収集する場合は、複数回のうち少なくとも１回を標準スキャン期間としないで低Ｘ線量スキャン期間とする。これにより、被検体に対する更なる被曝低減を図ることができる。

（第２実施形態）
以下、図面を参照して本発明によるＸ線コンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ又はＣＴスキャナともいう）の第２実施形態を説明する。なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線管と放射線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ROTATE/ROTATE）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（STATIONARY/ROTATE）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。

また、再構成法には、フル再構成法、ハーフ再構成法、セグメント再構成法がある。これら再構成法は、１スライスの断層像データを再構成するのに必要な角度範囲が相違する。なお、Ｘ線管が、１スライスの断層像データを再構成するのに必要な角度範囲を回転するのに要する時間を、時間分解能という。フル再構成法は、１スライスの断層像データを再構成するのに、Ｘ線管が３６０°回転する間に収集された投影データを必要とする。ハーフ再構成法は、１スライスの断層像データを再構成するのに、Ｘ線管が（１８０°＋α）回転する間に収集された投影データを必要とする。なお、αはＸ線の広がり角、つまりファン角を表す。セグメント再構成法は、セグメント数がｎであるとき、｛（１８０／ｎ）°＋α／ｎ｝の範囲の投影データを連続する又は離散するｎの心拍周期の中から集めてきて、（１８０°＋α）分の投影データを揃える方法であり、このセグメント再構成法の時間分解能は、Ｘ線管が｛（１８０／ｎ）°＋α／ｎ｝の角度範囲を回転するのに要する時間として与えられる。いずれの再構成方式にも本発明を適用可能である。ここでは、ハーフスキャン法を例に説明する。

また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよいが、ここでは、前者の間接変換形として説明する。また、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本発明では、従来からの一管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であっても、多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。

図５は本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示している。このＸ線コンピュータ断層撮影装置は、被検体に関する投影データを収集するために構成された架台１を有する。架台１は、Ｘ線管１０と多チャンネル型Ｘ線検出器２３を有する。Ｘ線管１０と多チャンネル型Ｘ線検出器２３は、架台駆動装置２５により回転駆動される円環形状の回転フレーム１２に、中央部分の開口部を挟んで互いに対向する位置関係で、搭載される。スキャンに際しては、開口部に、寝台２の天板２ａ上に載置された被検体Ｐが挿入される。被検体Ｐの心電図を検出するために、被検体Ｐには心電計２２が装着される。

多チャンネル型Ｘ線検出器２３に隣接して参照Ｘ線検出器２４が設置される。参照Ｘ線検出器２４には、被検体を透過しないＸ線が入射する。参照Ｘ線検出器２４は、Ｘ線管１０で発生されて、ほとんど減衰を受けていないＸ線の出力強度を検出し、そのデータ（以下、Ｘ線出力データという）を発生する。参照Ｘ線検出器２４は、Ｘ線の出力強度を表すＸ線出力データを発生することができる他の構成要素、例えばＸ線管１０の管電流を計測する電流計（図６の１１−１）、またはＸ線管１０のフィラメント電流を計測する電流計（図６の１１−２）に置き換えることができる。

図６に示すように、ガラス管１０−１内の真空状態に置かれた陰極１０−３と陽極１０−２との間には高電圧発生器２１の管電圧発生部２１−１により高電圧（管電圧）が印加される。Ｘ線管１０のフィラメント１０−４には高電圧発生器２１のフィラメント電流発生部２１−２からフィラメント電流が供給される。フィラメント電流の供給により発生した熱電子が高電圧下で加速され、陽極１０−２のタングステンターゲットに衝突することにより、Ｘ線が発生する。

図５に戻る。一般的にＤＡＳ(data acquisition system) と呼ばれているデータ収集装置２６は、検出器２３からチャンネルごとに出力される信号を電圧信号に変換し、増幅し、さらにディジタル信号に変換する。このデータ（生データ）は架台外部の計算機ユニット３に供給される。

計算機ユニット３の前処理ユニット３４は、データ収集装置２６から出力されるデータ（生データ）に対して感度補正等の補正処理を施して投影データを出力する。この投影データは計算機システム３の投影データ記憶装置３７に送られ、タイムコードとともに記憶される。投影データ記憶装置３７には、心電計２２の心電図データも記憶される。

計算機システム３は、上記前処理ユニット３４及び投影データ記憶装置３７とともに、システムコントローラ２９、入力器３９、ディスプレイ３８、スキャンコントローラ３０、再構成ユニット３６、Ｒ波検出部４２、Ｘ線出力制御エキスパートシステム４３、Ｘ線出力データ記憶部４１から構成される。再構成ユニット３６は、フル再構成処理、ハーフ再構成処理、セグメント再構成処理のいずれにも対応しているが、ここではハーフ再構成処理として説明する。Ｒ波検出部４２は、心電計２２の心電図データから特徴波として典型的にはＲ波を検出する機能と、そのＲ波の周期に基づいて被検体Ｐの心拍数を繰り返し計測する機能とを備えている。

Ｘ線出力データ記憶部４１は、上記参照Ｘ線検出器２４で発生されたＸ線出力データを、タイムコードとともに記憶する。

Ｘ線出力制御エキスパートシステム４３は、操作者から入力器３９を介して百分率表現で指定された画像再構成を所望する心拍時相に従って、被検体の心拍周期内に特定期間を時間（ミリ秒）表現で設定する機能とともに、この特定期間を、画像再構成に要する投影データの角度範囲に対応する時間幅（時間分解能）及びＸ線の立ち上がり時間に基づいて拡張処理する機能と、拡張処理された特定期間のデータをスキャンコントローラ３０に供給する機能とを有している。スキャンコントローラ３０は、拡張処理された特定期間のデータに基づいて、心電同期スキャンを実行する。つまり、心電図のＲ波を基準として特定期間にＸ線管１０からＸ線を発生し、特定期間以外の期間ではＸ線を停止する。または心電図のＲ波を基準として特定期間にＸ線管１０から比較的高い強度でＸ線を発生し、特定期間以外の期間では比較的低い強度でＸ線を発生する。Ｘ線の発生／停止又はＸ線の変調は、管電圧とフィラメント電流とのいずれか又は組み合わせにより制御される。ここではＸ線の変調として説明する。

なお、上記Ｘ線の立ち上がり時間は、Ｘ線強度がほぼゼロ値から予め決められた強度値（比較的高出力値）の例えば９０％の値に達するのに要する時間、又は予め決められた比較的低強度値から予め決められた強度値（比較的高出力値）の例えば９０％の値に達するのに要する時間として定義される。ここでは後者の例を説明する。

図７に示すように、システムコントローラ２９の制御のもとで、スキャン前の準備段階に、被検体による息止めの試行（練習）が実施され（Ｓ１１）、その息止めの試行期間をすくなくとも含む期間の心電図が、心電計２２により計測される。Ｒ波検出部４２において心電図に基づいてＲ波が検出される（Ｓ１２）。Ｒ波検出部４２では、Ｒ波の検出とともに、Ｒ波の間隔を心拍周期として計測し、息止めの試行期間中の最短心拍周期と最長心拍周期とが特定される。心電図は図９に例示するようにディスプレイ３８に表示される。この画面上で第１と第２の少なくとも２つの心拍位相が入力器３９を介して指定される（Ｓ１３）。第１の心拍位相から第２の心拍位相までの期間が、高ＳＮ比の投影データを収集して高画質の画像再構成を所望する期間である。典型的には、心拍位相は、単一の心拍周期の全体期間を百としたときの百分率（％）で指定される。例えば３０％と８０％が指定される。

Ｘ線出力制御エキスパートシステム４３は、百分率で指定された期間を、Ｒ波からの経過時間（ミリ秒）に変換する。図８に示すように、まず、第１の心拍位相（例えば３０％）に対応するＲ波からの経過時間（第１時刻という）が、最短心拍周期から決定される（Ｓ１４）。一方、第２の心拍位相（例えば８０％）に対応するＲ波からの経過時間（第２時刻という）が、最長心拍周期から決定される（Ｓ１５）。

次に、Ｘ線出力制御エキスパートシステム４３は、ミリ秒で表現された高画質画像を所望している第１時刻から第２時刻までの期間（特定期間）の始点（第１時刻）を、１スライスの断層像データを再構成するのに必要とされるここでは（１８０°＋α）をＸ線管１０が回転するのに要する時間（時間分解能）“Δｔ(180+α)”の１／２の時間だけ、早める（Ｓ１６）。Ｘ線出力制御エキスパートシステム４３は、この第１時刻を、予め決められているＸ線の立ち上がり時間だけさらに早める（Ｓ１７）。

同様に、Ｘ線出力制御エキスパートシステム４３は、ミリ秒で表現された高画質画像を所望している第１時刻から第２時刻までの期間（特定期間）の終点（第２時刻）を、時間分解能“Δｔ(180+α)”の１／２の時間だけ、遅らせる（Ｓ１８）。

このように特定期間の始点を最短心拍周期から決定し、終点を最長心拍周期から決定するとともに、この特定期間を時間分解能とＸ線立ち上がり時間とに基づいて拡張することにより、心電同期スキャンにおいて、所望する心拍時相の画像再構成に必要な投影データが収集されていない、または投影データが予定した比較的高いＳＮ比で収集されていないという事態の発生を軽減することができる。

図９に示すように、Ｘ線出力制御エキスパートシステム４３は、息止め試行期間の心電図に、Ｓ１６で決定された第１時刻からＳ１８で決定された第２時刻までの期間（再構成に必要なデータ範囲）と、Ｓ１７で決定された第１時刻からＳ１８で決定された第２時刻までの期間（予定されるＸ線高出力期間）とを、同じ時間軸上に表示する。前者の期間は、高画質画像が必要とされる期間であり、後者の期間はＸ線が高強度で出力される予定期間を表している。操作者は、両期間の不一致を画面上で確認することができる。操作者は、入力器３９の操作により、必要に応じてＸ線が高強度で出力される予定期間を拡張し、又は短縮することができる。なお、Ｓ１６で決定された第１時刻からＳ１８で決定された第２時刻までの期間（再構成に必要なデータ範囲）に代えて、被検体の心電図又は特定波形の系列から指示された百分率により特定した期間（高画質画像を必要としている範囲）を表示するようにしても良い。

Ｘ線出力制御エキスパートシステム４３で決定された第１時刻から第２時刻までの期間に関するデータがＸ線出力制御エキスパートシステム４３からスキャンコントローラ３０に供給される。スキャンコントローラ３０は、入力器３９に搭載されているトリガーボタンの操作を待って、心電同期スキャンを開始する（Ｓ１９）。

スキャンコントローラ３０は、心電同期スキャンの中でＸ線変調制御を行う。スキャンコントローラ３０は、Ｒ波検出部４２で検出されたＲ波パルスから所定時間経過して第１時刻に達した時点で、Ｘ線を低出力から高出力に変調し、その高出力状態をＲ波パルスから所定時間経過して第２時刻に達する時点まで継続する。スキャンコントローラ３０は、Ｒ波検出部４２で検出されたＲ波パルスから所定時間経過して第２時刻に達した時点でＸ線を高出力から低出力に変調する。このようなＸ線出力変調制御を心拍周期ごとに繰り返す。

その心電同期スキャンの継続期間中、データ収集装置２６で収集された投影データは計算機システム３の投影データ記憶装置３７に送られ、タイムコードとともに記憶される。心電計２２の心電図データも投影データ記憶装置３７に記憶される。また、参照Ｘ線検出器２４で発生されたＸ線出力データも、タイムコードとともにＸ線出力データ記憶部４１に記憶される（Ｓ２１）。

心電同期スキャンの継続期間中、スキャンコントローラ３０は、被検体の心拍数が予め決められた上限心拍数を超過したとき、または直前心拍周期の心拍数がその一つ前の心拍周期の心拍数よりも早くなって、その差が予め決められた上限心拍数差（例えば１９ｐｐｍ）を超過したとき、つまり直前心拍周期がその一つ前の心拍周期よりも極端に短くなったときは、それ以後はＸ線の出力変調制御を中止する（Ｓ２２）。図１０に示すように、現時点の直前の心拍周期Ｓｎの心拍数が４８であり、その一つ前の心拍周期Ｓn-1の心拍数が６８であり、それらの心拍数差“２０”が上限心拍数差“１９”を超過したとき、それ以後の心拍周期Ｓn+1からはＸ線の出力変調制御を中止して、定常的にＸ線の高出力を維持する。この中止制御により、不整脈が生じたとしてもデータ欠落を回避することができる。

息止めから所定時間経過等のあらけじめ決定されているスキャン終了条件が満たされた時点で、スキャンが終了される（Ｓ２３）。

図１１に示すように、スキャン終了後に、Ｘ線出力制御エキスパートシステム４３は、投影データ記憶部３７に記憶された心電図データを表示するとともに、Ｓ１６で決定された第１時刻からＳ１８で決定された第２時刻までの期間（再構成に必要なデータ範囲）と、Ｓ２１でＸ線出力データ記憶部４１に記憶されたＸ線出力データに基づいて特定した実際にＸ線が高出力で発生された期間（高画質が確保された期間）とを、タイムコードに従って同じ時間軸上に表示する（Ｓ２４）。なお、Ｓ１６で決定された第１時刻からＳ１８で決定された第２時刻までの期間（再構成に必要なデータ範囲）に代えて、被検体の心電図又は特定波形の系列から指示された百分率により特定した期間（高画質画像を必要としている範囲）を表示するようにしても良い。

Ｘ線出力制御エキスパートシステム４３は、Ｓ１３で指定された百分率から各心拍周期ごとに特定した高画質画像が所望された期間が、Ｓ２１でＸ線出力データ記憶部４１に記憶されたＸ線出力データに基づいて特定したＸ線の高出力期間（高画質が確保された期間）から一部でも外れている心拍周期を自動検出する（Ｓ２５）。または当該心拍周期を操作者が判断して手動で指定することもできる。再構成ユニット３６では、検出された心拍周期内に収集された投影データを除外して、画像再構成を行う（Ｓ２６）。

本実施形態によると、所望する心拍時相の画像再構成に必要な投影データが収集されていない、または投影データが予定した比較的高いＳＮ比で収集されていないという事態の発生を軽減することができる。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

１…架台装置（スキャン部）、２…コンソール、３…寝台装置、１０１…Ｘ線管、１０２…Ｘ線検出器、１０３…回転フレーム、１０４…高電圧発生装置、１０５…架台駆動装置、１０７…データ収集装置。

Claims (6)

1. Ｘ線を発生するＸ線源、前記Ｘ線源に印加するための高電圧を発生する高電圧発生部と、
   投影データを発生するために被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器を有し、前記被検体の心電図同期信号又は心電図波形信号に同期してスキャンを行う心電同期スキャン手段と、
   断層像を再構成するための特定位相を含む第1の期間に比較的高線量のＸ線を発生し、前記被検体の心拍周期のうちの前記第1の期間以外の第２の期間に比較的低線量のＸ線を発生するＸ線強度変調制御と、前記比較的高Ｘ線量のＸ線を定常的に維持するＸ線定常制御とを、前記スキャンと並行して得られた被検体の心拍数又は前記心電図波形信号のあるＲ波から次のＲ波までのＲ−Ｒ間隔に応じて切り替える制御部と、
   を備えたことを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
2. 前記比較的低線量のＸ線は、Ｘ線量がゼロであることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
3. 前記制御部は、前記スキャンと並行して得られた被検体の心拍数が予め心拍変動範囲内のとき前記Ｘ線強度変調制御を行い、前記スキャンと並行して得られた被検体の心拍数が予め心拍変動範囲を超えたとき前記Ｘ線定常制御を行うことを特徴とする請求項１又は２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
4. 前記制御部は、前記スキャン直前の被検体の第１の心拍周期の心拍数と当該第１の心拍周期の１つ前の第２の心拍数の差が予め定められた上限心拍数差内のとき前記Ｘ線強度変調制御を行い、前記第１の心拍数と前記第２の心拍数の差が前記上限心拍数差を超えたとき前記Ｘ線定常制御を行うことを特徴とする請求項１又は２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
5. 前記制御部は、前記Ｘ線強度変調制御中に前記被検体の心拍数が予め心拍変動範囲を超えたとき、前記Ｘ線強度変調制御を中止し前記Ｘ線定常制御に切り替えることを特徴とする請求項３記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
6. 前記制御部は、前記Ｘ線強度変調制御中に前記第１の心拍数と前記第２の心拍数の差が前記上限心拍数差を超えたとき、前記Ｘ線強度変調制御を中止し前記Ｘ線定常制御に切り替えることを特徴とする請求項１又は２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。

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