放射线断层像摄影装置

摘要

本发明的放射线断层像摄影装置，具备：放射线检出单元，其从被检体周围的多个方向照射放射线，并检出来自多个方向的透过被检体的放射线；卧床，其搭载被检体，并可以使被检体朝着其体轴方向移动；再构成参数设定单元，其对包含使卧床向体轴方向移动的移动量在内的、用于再构成被检体的图象的再构成参数进行设定；再构成观察范围计算单元，其在每个根据设定的再构成参数再构成的空间位置所决定的再构成运算中，计算对于所需的至少一个数据段而言的再构成观察范围；基准段位置的设定单元，其对于求出的再构成观察范围，根据由被检体的动态解析而获得的相位信号，设定基准段位置；有效段计算单元，其通过规定的加权函数，作为有效段，求出包含设定的基准段位置在内的数据段；以及图象编制单元，其通过对求出的有效段进行再构成来编制图象。既能提高时间分辨率又能降低无用辐射。

权利要求

1.一种放射线断层像摄影装置，其特征在于，具备：

放射线检出单元，该单元利用放射线源从被检体周围的多个方向照射放射线，并检出来自多个方向的透过所述被检体的放射线；

卧床，该卧床搭载所述被检体，并可以使所述被检体朝着其体轴方向移动；

再构成参数设定单元，该单元对包含使所述卧床向体轴方向移动的移动量在内的、用于再构成所述被检体的图象的再构成参数进行设定；

再构成观察范围计算单元，该单元在每个根据所述设定的再构成参数再构成的空间位置所决定的再构成运算中，计算对于所需的至少一个数据段而言的再构成观察范围；

基准段位置的设定单元，该单元对于所述求出的再构成观察范围，根据由所述被检体的动态解析而获得的相位信号，设定基准段位置；

有效段计算单元，该单元通过规定的加权函数，作为有效段，求出包含所述设定的基准段位置在内的数据段，该有效段计算单元，具备：有效段数计算单元，该单元计算所述设定的基准段位置存在于再构成观察范围的有效段数；段宽计算单元，该单元按照所述计算出的各有效段数，根据其邻接数据段具有的范围，求出由所述基准段位置规定的有效段的宽度；和加权函数计算单元，该单元根据所述求出的有效段的宽度和所述设定的基准段位置，计算出对所述相位信号相等的数据段的图象再构成的参与度高、且所述有效段在各相位与相对相位之间的加权之和成为相等的加权函数；以及图象编制单元，该单元通过对所述求出的有效段进行再构成来编制图象。

2.如权利要求1所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述基准段位置的设定单元，根据以规定的周期运动的被检体的一部分的运动信息，设定与该周期中的规定相位对应的基准段的位置。

3.如权利要求2所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述再构成参数设定单元，具备显示信息的单元，该信息可用于进行与所述运动信息的周期中的规定相位对应的基准段的位置的设定。

4.如权利要求1所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述段宽计算单元，使所述有效段在π的自然数倍的范围内再配置后，使各有效段的宽度，在各有效段对应的基准段的位置和与其邻接的基准段位置之间的间隔成为一定的比率，并且，对位于靠近所述再构成观察范围的始端或终端中任一方的位置的有效段的宽度进行调整，以便使其宽度与所述一定的比率无关，不从所述再构成观察范围伸出。

5.如权利要求1所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述加权函数，是对于所述各有效段而言，将各有效段的基准段位置作为中心，具有各有效段的宽度以上的宽度的加权函数。

6.如权利要求1所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述加权函数中，邻接的有效段具有0～100％中的某一个的重叠率，在所述再构成观察范围中，加权值的合计是1。

7.如权利要求1所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：在邻接的有效段大致一致时，所述加权函数，是使用两者的段且给它们的加权值的合计成为1的加权函数。

8.如权利要求1所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述加权函数，是使所述有效段的加权返回再配置前的2π以上的区域后求出的加权函数。

9.如权利要求1所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：还具备再构成滤波单元，该单元对所述有效段进行再构成滤波；

所述图象编制单元，编制对所述再构成滤波后的有效段进行再构成的图象。

10.如权利要求1所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述图象编制单元，在所述再构成前，进行锥角修正。

11.如权利要求1所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述图象编制单元，在所述再构成前，进行将X线束形状由扇形替换成平行的替换处理。

12.如权利要求1所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述图象编制单元，采用通过所述加权函数进行的加权三维倒投影法进行再构成后，编制图象。

13.如权利要求1所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述放射线检出单元，在被检体的体轴方向，具有多个检出器列；

所述有效段计算单元，在列方向的放射线检出单元的至少一个单侧，外插插补用所述多个检出器列获得的数据。

14.一种放射线断层像摄影装置，其特征在于，具备：

放射线源，该放射线源具有照射放射线的放射线发生装置、和控制所述放射线发生装置的控制装置；

放射线检出单元，该单元隔着被检体，与所述放射线发生装置相对配置，检出透过所述被检体的放射线，输出放射线透过数据；

旋转单元，该单元搭载所述放射线源及所述放射线检出单元，并可以旋转；

周期运动数据输入单元，该单元接收计测所述被检体的周期运动后获得的周期运动数据的输入；

再构成观察范围决定单元，该单元根据所述输入的周期运动，决定数据再构成观察范围；

基准段位置计算单元，该单元计算位于表示所述周期运动数据中包含的所述被检体的活动较大的相位的基准信号之前的任意相位的基准段位置；

再配置单元，该单元在π的自然数倍范围内，在与所述基准段位置对应的相位上，再配置所述再构成观察范围中包含的基准段位置；

段设定单元，该单元给各所述再配置的基准段位置设定段，并使其始端部或终端部与该再配置的基准段位置一致；

加权函数计算单元，该单元计算出在再配置的各相位中邻接的段的加权之和成为一定且连续变化的加权函数；以及图象编制单元，该单元根据求出的所述放射线透过数据，进行再构成运算处理。

15.如权利要求14所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述段设定单元，设定段中心位置是相当于所述始端部或终端部的基准段位置之后或之前的相位，在该基准段位置再配置时，位于邻接的基准段位置，终端部或始端部是所述段中心位置的再配置时之后或之前的相位，在该段中心位置再配置时，邻接的基准段位置的段；

所述加权函数计算单元，在所述各段中，计算所述段中心位置的加权最高、所述各段的始端部及终端部的加权最低的加权函数。

16.如权利要求14所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述加权函数计算单元，生成使用线性函数或非线性函数的加权函数。

17.一种放射线断层像摄影装置，其特征在于，具备：

放射线源，该放射线源具有照射放射线的放射线发生装置、和控制所述放射线发生装置的控制装置；

放射线检出单元，该单元隔着被检体，与所述放射线发生装置相对配置，检出透过所述被检体的放射线，输出放射线透过数据；

旋转单元，该单元搭载所述放射线源及所述放射线检出单元，可以旋转；

周期运动数据输入单元，该单元接收计测所述被检体的周期运动后获得的周期运动数据的输入；

再构成观察范围决定单元，该单元根据所述输入的周期运动，决定再构成观察范围；

基准段位置计算单元，该单元计算位于表示所述周期运动数据中包含的被检体的活动较大的相位的基准信号之前的任意相位的基准段位置；

再配置单元，该单元在π的自然数倍范围内，在与第1基准段位置及第2基准段位置对应的相位上，再配置所述再构成观察范围中包含的所述第1基准段位置及第2基准段位置；

段设定单元，该单元通过设定，使所述再配置的第1基准段位置为段中心位置，使与所述第1基准段位置邻接的第2基准段位置为始端部或终端部中的至少一个；

加权函数计算单元，该单元计算出在再配置的各相位中邻接的段的加权之和成为一定且连续变化的加权函数；以及图象编制单元，该单元根据加权后的所述放射线透过数据，进行再构成运算处理。

18.如权利要求17所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述加权函数计算单元，生成使用线性函数或非线性函数的加权函数。

19.一种放射线断层像摄影装置，其特征在于，具备：

放射线检出单元，该单元以规定的摄影速度，从被检体的周围，检出透过所述被检体的放射线；

卧床，该卧床搭载所述被检体；

摄影速度控制单元，该单元可以设定所述放射线检出单元的所述规定的摄影速度；

图象编制单元，该单元处理所述检出的放射线，变换成数据段，进行断层图象化；

心率变动计测单元，该单元计测所述被检体的心率数和心率变动量；

基准心率变动运算单元，该单元根据所述心率变动计测单元计测的心率数和心率变动量，求出基准心率数和基准心率变动量；以及摄影速度选择单元，该单元根据所述基准心率变动运算单元输出的所述基准心率数和所述基准心率变动量，选择摄影速度，作为所述规定的摄影速度，向所述摄影速度控制单元输出。

20.如权利要求19所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述基准心率变动运算单元，由所述心率变动计测单元计测的心率数的至少一部分的平均值或将所述心率数的至少一部分直方图化时的重心值、中央值及加权相加值中的某一个，决定所述基准心率数。

21.如权利要求19所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述基准心率变动运算单元，由所述心率变动计测单元计测的心率数的至少一部分的最大值与最小值的间隔或将所述心率数的至少一部分直方图化时的宽度、半值宽度及十分之一的宽度中的某一个，决定所述基准心率变动量。

22.如权利要求19所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述摄影速度选择单元，存储按照各所述摄影速度决定的心率数与实效时间分辨率的相关函数，使用被按照不同的摄影速度存储的以所述基准心率数作为中心的所述基准心率变动量的范围内的心率数的相关函数，求出实效时间分辨率。

23.如权利要求19所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述摄影速度选择单元，将套用相关函数后获得的一系列的实效时间分辨率中最低的实效时间分辨率，作为最低时间分辨率，按照各不同的摄影速度求出它，选择所述最低时间分辨率成为最高的摄影速度。

24.如权利要求19所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述摄影速度选择单元，按照不同的摄影速度求出套用相关函数后获得的一系列的实效时间分辨率的变动宽度，作为时间分辨率变动宽度，选择所述时间分辨率变动宽度成为最小的摄影速度。

25.如权利要求19所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述摄影速度选择单元，套用相关函数后获得的一系列的实效时间分辨率，按照不同的摄影速度，将以横轴为心率数纵轴为心率数的发生频度的直方图的重心值作为基准，计数所述实效时间分辨率出现的频度，将所述实效时间分辨率的重心值和所述出现频度的加权平均值作为平均时间分辨率，选择所述平均时间分辨率成为最高的摄影速度。

26.如权利要求19所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述摄影速度选择单元，在下述3种摄影速度中，具有2个以上相同的摄影速度时，选择该摄影速度：将套用相关函数后获得的一系列的实效时间分辨率中最低的实效时间分辨率，作为最低时间分辨率，按照各不同的摄影速度求出它，所述最低时间分辨率成为最高的摄影速度；

按照不同的摄影速度求出套用相关函数后获得的一系列的实效时间分辨率的变动宽度，作为时间分辨率变动宽度，所述时间分辨率变动宽度成为最小的摄影速度；

套用相关函数后获得的一系列的实效时间分辨率，按照不同的摄影速度，将以横轴为心率数纵轴为心率数的发生频度的直方图的重心值作为基准，计数所述实效时间分辨率出现的频度，将所述实效时间分辨率的重心值和所述出现频度的加权平均值作为平均时间分辨率，所述平均时间分辨率成为最高的摄影速度。

27.如权利要求19所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述心率变动计测单元，是心电图仪或根据所述检出的放射线计算被检体的活动量的活动量抽出单元。

28.如权利要求19所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：还具备取代所述心率变动计测单元计测的心率数和心率变动量，可以从外部输入成为所述基准心率数和所述基准心率变动量的运算的基础的变迁数据的装置。

29.如权利要求19所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：还具备可以使所述放射线检出单元和所述卧床中的至少一个，向被检体的体轴方向相对移动的移动单元；所述摄影速度控制单元，与所述移动单元连动后，进行摄影。

30.一种放射线断层像摄影装置，其特征在于，具备：

放射线源，该放射线源具有照射放射线的放射线发生装置、和控制所述放射线发生装置的控制装置；

放射线检出单元，该单元隔着被检体，与所述放射线发生装置相对配置，检出透过所述被检体的放射线，输出放射线透过数据；

旋转单元，该单元搭载所述放射线源及所述放射线检出单元，并可以旋转；

第1图象编制单元，该单元根据所述放射线透过数据，进行再构成运算处理；

周期运动数据输入单元，该单元接收计测所述被检体的周期运动后获得的周期运动数据的输入；

再构成基准位置计算单元，该单元根据所述周期运动数据，计算表示进行再构成的任意的周期相位位置的再构成基准位置；

重要度计算单元，该单元根据表示所述被检体的特征量或所述放射线发生装置通过所述再构成基准位置的时刻，计算所述再构成基准位置计算单元计算出的各再构成基准位置的重要度；

抽出范围计算单元，该单元计算抽出范围，并与按照各所述再构成基准位置计算出的重要度对应，使越是重要度高的再构成基准位置，越扩大所述放射线透过数据的抽出范围；

以及

第2图象编制单元，该单元根据求出的所述抽出范围中包含的所述放射线透过数据，进行再构成运算处理。

31.如权利要求30所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述重要度计算单元，根据所述再构成基准位置中包含的所述周期运动的周期、从所述放射线发生装置通过所述再构成基准位置的时刻起到各自的所述再构成基准位置为止的时间间隔、以及所述再构成基准位置包含的所述被检体的周期运动的规律性中的至少一个，计算重要度。

32.如权利要求30所述的放射线断层像摄影装置，其特征在于：所述抽出范围计算单元，对被所述重要度计算单元计算的各再构成基准位置的重要度，进行规定的加权后，求出抽出范围。

说明书

放射线断层像摄影装置

技术领域

[0001] 本发明涉及放射线断层像摄影装置，特别涉及旨在拍摄心血管及呼吸系统等在被检体中进行周期运动的部位的放射线断层像摄影装置。

[0002] 此外，本申请是以根据日本国专利法的专利申请的特愿2004-177903号、特愿2004-206814号、特愿2004-304357号、特愿2004-359873号作为基础，依据巴黎公约主张优先权的申请，为了享受这些申请的利益而进行了参照和援用。

背景技术

[0003] X线CT装置，是一种放射线断层像摄影装置，使搭载了X线管和X线检出器的旋转部一边在被检体的周围旋转，一边照射X线，用X线检出器检出透过被检体的身体的X线。 [0004] 在该X线CT装置中，采用下述手法，将所需的心相位中的心脏的X线透过数据收集齐全后，进行心脏摄影。

[0005] 使心相位与旋转方向的角度(以下称作“观察(view)角”)在每次旋转中都不相同地收集数据。

[0006] 根据上述收集的“观察角”数据，进行插补后求出所需的数据。

[0007] 在这里，所谓“所需的心相位”，例如是心脏的活动比较稳定的即将进入心脏收缩期前的一段。由于可以在被检体的周围收集至少来自180°方向的X线透过数据后编制断层像，所以旋转部在多次旋转中从180°以上的方向收集所需的心相位的数据。 [0008] 在X线CT装置中，进行上述的心脏摄影时，如果一次能够获得许多投影像，就能够用比较短的摄影时间获得X线透过数据。在较短的摄影时间内取得数据，就可以抑制被X线等放射线辐射的量，对被检体来说是最好不过的。作为一次获得许多投影像的方法，有一种方法使用不仅在观察方向上，而且在被检体的体轴方向上也扩大的锥形波束状的X线。使X线检出元件与锥形波束状X线的投影面对应，不仅在旋转方向——观察方向，而且在旋转轴方向——体轴方向也排列许多。

[0009] 专利文献1公布了使用这种锥形波束X线CT装置，将包含目的的心相位的X线透过数据分解成数据段，将它们多个组合后，再构成某个断面中的心脏断层像的技术。 [0010] 此外，所谓“数据段”，是指某个心相位中的在包含X线透过数据的方向上连续的连续数据，其旋转轴方向的长度和观察方向长度，依存于摄影速度及心率数、卧床进给速度等。

[0011] 采用专利文献1记述的使用锥形波束状X线的螺旋轨道扫描器进行心脏摄影时，用于再构成断层像的数据段数，被一定化成与各观察角度的范围对应的段数中的最小数。 [0012] 专利文献1：特开2003-93378号公报

[0013] 在专利文献1中，由于与各观察角度的范围对应的段数被一定化成最小数，所以加快卧床进给速度后，在规定的时间内获得的数据段的旋转轴方向的长度和观察方向长度都变长，数据段的数量减少，结果导致时间分辨率下降。

[0014] 另一方面，使卧床进给速度缓慢、提高冗余性后，因为再构成使用的段数被一定化成最小的数据段数，所以再构成不使用的段数增加，该段的利用率下降，有可能使被检体的无效被辐射量增大。

发明内容

[0015] 本发明的放射线断层像摄影装置，具备：放射线检出单元，该单元在利用放射线源从被检体的周围的多个方向照射放射线时，检出来自多个方向的透过所述被检体的放射线；卧床，该卧床搭载所述被检体，可以使所述被检体朝着其体轴方向移动；再构成参数设定单元，该单元设定包含为了再构成所述被检体的图象而使所述卧床向体轴方向移动的移动量的再构成参数；再构成观察范围计算单元，该单元根据所述设定的再构成参数，计算对于每个再构成空间位置决定的再构成运算所需的至少一个数据段而言的再构成观察范围；基准段位置的设定单元，该单元对于所述求出的再构成观察范围，根据所述被检体的动态解析获得的相位信号，设定基准段位置；有效段计算单元，该单元对于包含所述设定的基准段位置的数据段，通过规定的加权函数，作为有效段求出；图象编制单元，该单元再构成所述求出的有效段后编制图象。

[0016] 这样，能够提供可以提高时间分辨率和降低无效被辐射量的放射线断层像摄影装置。

[0017] 另外，所述有效段计算单元，还可以进而具备：有效段数计算单元，该单元计算所述设定的基准段位置存在于再构成观察范围的有效段数；段宽计算单元，该单元按照所述计算出的有效段数，根据其邻接数据段具有的范围，求出用所述基准段位置规定的有效段的宽度。

[0018] 进而，所述有效段计算单元使用的规定的加权函数，可以是对所述相位信号相等的数据段的图象再构成的参与度，高于所述求出的有效段的宽度和所述设定的基准段位置，而且与所述有效段相对的数据段的加权之和成为相等的加权函数。

[0019] 另外，本发明首选的实施方式，具备：放射线源，该放射线源具有照 射放射线的放射线发生装置，和控制所述放射线发生装置的控制装置；放射线检出单元，该单元隔着被检体，与所述放射线发生装置相对配置，检出透过所述被检体的放射线，输出放射线透过数据；旋转单元，该单元搭载所述放射线源及所述放射线检出单元，可以旋转；周期运动数据输入单元，该单元接收计测所述被检体的周期运动后获得的周期运动数据的输入；再构成观察范围决定单元，该单元根据所述输入的周期运动，决定再构成观察范围；基准段位置计算单元，该单元计算位于表示所述周期运动数据包含的所述被检体的活动较大的相位的基准信号之前的任意相位的基准段位置；再配置单元，该单元在π的自然数倍范围内，在与所述基准段位置对应的相位上，再配置所述再构成观察范围包含的基准段位置；段设定单元，该单元给各所述再配置的基准段位置设定段，以便使其始端部或终端部与该基准段位置一致；加权函数计算单元，该单元计算使所述再配置的各相位中，给邻接的段加权之和成为一定地连续变化的加权函数；图象编制单元，该单元根据所述求出的所述放射线透过数据，进行再构成运算处理。

[0020] 这样，由于在各段的终端设置基准段，所以容易排除心脏的跳动等体动较大的相位，还能够适应不同的被检体的个体差，从而能够提供可以抑制活动加工品对图象的影响的放射线断层像摄影装置

[0021] 另外，本发明首选的实施方式，具备：放射线检出单元，该单元以规定的摄影速度，从被检体的周围，检出透过所述被检体的放射线；卧床，该卧床搭载所述被检体；摄影速度控制单元，该单元可以设定所述放射线检出单元的所述规定的摄影速度；图象编制单元，该单元处理所述检出的放射线，变换成数据段，进行断层图象化；心率变动计测单元，该单元计测所述被检体的心率数和心率变动量；基准心率变动运算单元，该单元根据所述心率变动计测单元计测的心率数和心率变动量，求出基准心率数和基准心率变动量；摄影速度选择单元，该单元根据所述基准心率变动运算单元输出的所述基准心率数和所述基准心率变动量，选择摄影速度，作为所述规定的摄影速度，向所述摄影速度控制单元输出。 [0022] 这样，能够提供即使被检体的心率等被检体的动态信息在摄影条件设定时和实际的摄影时不同，也可以按照心率数等的变动倾向，将时间分辨率最佳化的放射线断层像摄影装置。

[0023] 另外，本发明首选的实施方式，具备：放射线源，该放射线源具有照射放射线的放射线发生装置，和控制所述放射线发生装置的控制装置；放射线检出单元，该单元隔着被检体，与所述放射线发生装置相对配置，检出透过所述被检体的放射线，输出放射线透过数据；旋转单元，该单元搭载所述放射线源及所述放射线检出单元，可以旋转；第1图象编制单元，该单元根据所述放射线透过数据，进行再构成运算处理；周期运动数据输入单元，该单元接收计测所述被检体的周期运动后获得的周期运动数据的输入；再构成基准段位置计算单元，该单元根据所述周期运动，计算表示进行再构成的任意的周期相位位置；重要度计算单元，该单元根据表示所述被检体的特征量或所述放射线发生装置通过所述再构成基准位置的时刻，计算所述再构成基准段位置计算单元计算出的各再构成基准段位置的重要度；抽出范围计算单元，该单元计算抽出范围，以便与各所述再构成基准段位置计算出的重要度对应，越是重要度高的再构成基准段位置，越扩大所述放射线透过数据的抽出范围；第2图象编制单元，该单元根据所述求出的所述抽出范围包含的所述放射线透过数据，进行再构成运算处理。

[0024] 这样，能够提供有利于提高收集多个心率等的动态中同时相的分割摄影数据之际的时间分辨率或空间分辨率的放射线断层像摄影装置。

[0025] 依据本发明，既能提高时间分辨率又能降低无用辐射。

附图说明

[0026] 图1(a)是表示采用本发明的X线CT装置的结构的方框图，(b)是X线CT装置的结构的主要部位放大图。

[0027] 图2是表示采用本发明的X线CT装置的动作的流程图。

[0028] 图3(a)是关于再构成观察范围的计算，来自一个方向的说明图；(b)是关于再构成观察范围的计算，来自另一个方向的说明图。

[0029] 图4是表示本发明的X线CT装置中的R波信号和段位置的关系的一个例子的示意图，(a)表示R波信号，(b)表示段位置。

[0030] 图5是表示采用本发明的X线CT装置中的再构成观察范围和有效段数的关系的一个例子的示意图。

[0031] 图6(a)、(b)、(c)表示第1实施方式中的全再构成时的再构成观察范围内的段的再配置和加权调整的示意图。

[0032] 图7(a)、(b)、(c)表示第1实施方式中的加权函数的编制方法的示意图。 [0033] 图8表示第1实施方式中的加权函数的图形，(a)表示重叠率为100％时的示意图，(b)表示重叠率为50％时的示意图，(c)表示重叠率为0％时的示意图。

[0034] 图9是讲述扇形波束和并行波束之间的替换(rebinning)的示意图，(a)表示扇形波束，(b)表示并行波束。

[0035] 图10是表示X线CT装置中的圆形轨道扫描和螺旋轨道扫描的示意图，(a)表示圆形轨道扫描，(b)表示螺旋轨道扫描。

[0036] 图11(a)、(b)、(c)是作为X线CT装置的一个例子，沿着旋转轴显示表示X线CT装置中的多列X线检出器、X线源和旋转轴上的检波视准厚度的示意图。

[0037] 图12是讲述台进给速度的快慢差异造成的冗余性的图形。

[0038] 图13(a)、(b)、(c)、(d)是表示第1实施方式中的半再构成时的再构成观察范围内的加权函数的编制方法的示意图。

[0039] 图14是表示第4实施方式以前的现有技术涉及的段加权的示意图，(a)表示R波信号，(b)表示段基准位置。

[0040] 图15是表示第4实施方式的X线CT装置的结构的整体示意图。

[0041] 图16是表示第4实施方式的X线CT装置的结构的方框图。

[0042] 图17是表示圆形轨道扫描时及螺旋轨道扫描时的X线焦点的轨迹的示意图，(a)表示圆形轨道扫描，(b)表示螺旋轨道扫描。

[0043] 图18是表示X线检出器12的结构的示意图，(a)表示单限幅，(b)表示多限幅。 [0044] 图19是表示用视准仪聚焦的X线的厚度的示意图。

[0045] 图20是表示进行观察方向的加权的方法的流程图。

[0046] 图21是表示采用绝对法的基准段位置计算方法的示意图，(a)表示R波信号，(b)表示段基准位置。

[0047] 图22是表示采用相对法的基准段位置计算方法的示意图，(a)表示R波信号，(b)表示段基准位置。

[0048] 图23(a)是表示段加权的计算方法的示意图，是将基准段位置与实际的相位对应后表示的图形，(b)是表示段加权的计算方法的示意图，是将基准段位置在0～2π的范围内再配置的图形。

[0049] 图24(a)是表示扇形波束和并行波束的180度再构成的示意图，(b)是表示并行波束中的180度再构成的示意图。

[0050] 图25(a)是三维再构成(X-Y平面)说明图，(b)是三维再构成(X-Z平面)说明图。

[0051] 图26(a)是表示第4实施方式的段加权和现有技术涉及的段加权的比较的示意图，(b)是将(a)的现有技术涉及的段加权的中心位置靠近第4实施方式的段加权的中心位置地位移后表示的示意图。

[0052] 图27(a)是为了讲述始端基准位置法而绘制的示意图，是表示再配置后的基准段位置和加权函数的图形；(b)是为了讲述始端基准位置法而绘制的示意图，是表示将求出的加权函数配置到再配置前的观察位置的状态的图形。

[0053] 图28(a)是为了讲述终端基准位置法而绘制的示意图，是表示再配置后的基准段位置和加权函数的图形；(b)是为了讲述终端基准位置法而绘制的示意图，是表示将求出的加权函数配置到再配置前的观察位置的状态的图形。

[0054] 图29(a)是为了讲述中心-始端基准位置法而绘制的示意图，是表示再配置后的基准段位置和加权函数的图形；(b)是为了讲述中心-始端基准位置法而绘制的示意图，是表示将求出的加权函数配置到再配置前的观察位置的状态的图形。

[0055] 图30(a)是为了讲述中心-终端基准位置法而绘制的示意图，是表示再配置后的基准段位置和加权函数的图形；(b)是为了讲述中心-终端基准位置法而绘制的示意图，是表示将求出的加权函数配置到再配置前的观察位置的状态的图形。

[0056] 图31(a)是为了讲述对再构成观察范围的限制进行的对应处理而绘制的示意图，是表示再配置后的基准段位置和加权函数的图形；(b)是为了讲述对再构成观察范围的限制进行的对应处理而绘制的示意图，是将(a)的加权函数修正成收纳在再构成观察范围内的图形；(c)是为了讲述对再构成观察范围的限制进行的对应处理而绘制的示意图，是表示在再配置前的观察位置配置修正后的加权函数的图形。

[0057] 图32(a)是为了讲述再配置相位位于相同的基准位置时的对应处理而绘制的示意图，是表示删除再配置后的基准段位置中，到再构成观察范围的中心较远的基准段位置的状态的图形；(b)是为了讲述再配置相位位于相同的基准位置时的对应处理而绘制的示意图，是表示删除到再构成观察范围的中心较远的基准段位置后生成加权函数的状态的图形；(c)是为了讲述再配置相位位于相同的基准位置时的对应处理而绘制的示意图，是表示在再配置前的观察位置配置基准段位置和加权函数的图形。

[0058] 图33是表示第5实施方式涉及的X线CT装置的结构的方框图。

[0059] 图34是表示第5实施方式涉及的X线CT装置的心电同步再构成的流程图。 [0060] 图35(a)是为了讲述2个摄影速度之间中的心率变动宽度和实效时间分辨率的一种相互关系而绘制的曲线图，是表示的0.7秒扫描(时间分辨率相对较高)的图形；(b)是为了讲述2个摄影速度之间中的心率变动宽度和实效时间分辨率的一种相互关系而绘制的曲线图，是表示的0.9秒扫描(时间分辨率相对较低)的图形。

[0061] 图36(a)是为了讲述其它的2个摄影速度之间中的心率变动宽度和实效时间分辨率的一种相互关系而绘制的曲线图，是表示的0.5秒扫描(时间分辨率相对较高)的图形；(b)是为了讲述2个摄影速度之间中的心率变动宽度和实效时间分辨率的一种相互关系而绘制的曲线图，是表示的1.1秒 扫描(时间分辨率相对较低)的图形。

[0062] 图37(a)是为了讲述与段对应的加权和实效时间分辨率的关系而绘制的图形，是表示矩形加权的图形；(b)是为了讲述与段对应的加权和实效时间分辨率的关系而绘制的图形，是表示梯形加权时的图形。

[0063] 图38(a)是讲述采用第5实施方式的基准心率数和基准心率变动量的决定方法的图形，表示实际心率波形；(b)是讲述采用第5实施方式的基准心率数和基准心率变动量的决定方法的图形，表示实际心率波形的直方图；(c)是讲述采用第5实施方式的基准心率数和基准心率变动量的决定方法的图形，表示基准心率变动量(半值宽度)；(d)是讲述采用第5实施方式的基准心率数和基准心率变动量的决定方法的图形，表示基准心率变动量。 [0064] 图39(a)是表示采用第5实施方式的使用了最低时间分辨率的扫描时间的决定方法的图形，表示使用最低时间分辨率的情况(0.7秒扫描时)；(b)是表示采用第5实施方式的使用了最低时间分辨率的扫描时间的决定方法的图形，表示使用最低时间分辨率的情况(0.9秒扫描时)。

[0065] 图40(a)表示X线CT装置中的螺旋轨道扫描和圆形轨道扫描的示意图，表示圆形轨道扫描的焦点轨迹；(b)表示X线CT装置中的螺旋轨道扫描和圆形轨道扫描的示意图，表示螺旋轨道扫描的焦点轨迹。

[0066] 图41(a)是表示X线CT装置中的单列X线检出器、多列X线检出器和旋转轴上的检波准直厚的示意图，表示单列X线检出器的检波准直厚；(b)是表示X线CT装置中的单列X线检出器、多列X线检出器和旋转轴上的检波准直厚的示意图，表示多列X线检出器的检波准直厚。

[0067] 图42(a)是表示采用第6实施方式的使用了时间分辨率变动宽度的扫描时间的决定方法的图形，表示使用时间分辨率变动宽度的情况(0.7秒扫描时)；(b)是表示采用第6实施方式的使用了时间分辨率变动宽度的扫描时间的决定方法的图形，表示使用时间分辨率变动宽度的情况(0.9秒扫描时)。

[0068] 图43(a)是表示采用第7实施方式的使用了平均时间分辨率的扫描时间的决定方法的图形，表示使用平均时间分辨率的情况(0.7秒扫描时)；(b)是表示采用第7实施方式的使用了平均时间分辨率的扫描时间的决定方法 的图形，表示使用平均时间分辨率的情况(0.9秒扫描时)。

[0069] 图45是表示第8实施方式涉及的X线CT装置的方框图。

[0070] 图46是表示使用图45所示的X线CT装置，为了获得断层像而进行的处理的流程图。

[0071] 图47是表示可以由心电图仪获得的心电波形的一个例子的示意图。

[0072] 图48是表示基准位置计算单元计算出的再构成基准位置的一个例子的示意图。 [0073] 图49是表示基准位置计算单元计算出的再构成基准位置的一个例子的示意图。 [0074] 图50表示重要度计算单元计算出重要度的例子的示意图。

[0075] 图51表示重要度计算单元计算出重要度的例子的示意图。

[0076] 图52表示重要度计算单元计算出重要度的例子的示意图。

[0077] 图53(a)、(b)是表示将心电波形8101和段8102的重要度互相关联后显示的画面显示例的示意图。

[0078] 图54是表示加权显示例的示意图。

[0079] 图中：

[0080] 1：X线管；2：视准仪；3：X线检出器；4：前置放大器；5：卧床；6：旋转驱动装置；7：中央控制装置；8：图像处理装置；9：显示装置；10：输入装置；11：准直仪控制装置；12：
X线控制装置；13：高电压发生装置；20：扫描控制单元；30：心率变动计测单元；51～56：
R波；61～69：段位置；70：再构成观察范围；80：加权函数；81：数据段编制单元；82：再构成观察范围计算单元；83：基准段位置计算单元；84：有效段决定单元；85：再配置加权单元；86：图象编制单元；401：X线CT装置；402：被检体；410：扫描器；411：X线发生装置；
4111：高压开关组件；4112：高电压发生装置；4113：X线控制装置；412：X线检出器；4121：
前置放大器；413：视准仪；4131：视准仪控制装置；414：驱动装置；415：扫描器控制装置；
416：中央控制装置；420：卧床；421：卧床控制装置；422：卧床移动计测装置；430：操作组件；431：运算装置；4311：再构成运算装置；4312：图象处理装置；4313：存储装置；432：输出入装置；4321： 显示装置；4322：输入装置；433：电源·信号线；440：心电图仪；501：X线管；502：视准仪；503：X线检出器；504：前置放大器505：卧床；506：旋转驱动装置；507：
中央控制装置；508：图象处理装置；509：显示装置；510：输入装置；511：准直仪控制装置
512：X线控制装置513：高电压发生装置；514：高压开关组件；516：卧床控制装置；517：卧床移动计测装置；520：摄影速度控制单元；530：心率变动计测单元；540：基准心率变动运算单元；550：摄影速度选择单元；801：X线CT装置；810：；811：X线管球；812：X线检出器；813：旋转盘；814：视准仪；815：旋转驱动装置；820：图象处理装置；821：鼠标；822：计算机；823：显示装置；830：测定控制装置；840：心电图仪；850：患者表；860：被检体。 具体实施方式

[0081] 下面，参照附图，讲述本发明首选的实施方式。

[0082] (第1实施方式)

[0083] 图1是表示本发明涉及的X线CT装置的一个例子——使用锥形波束状X线的多限幅X线CT装置的整体结构图。图1的X线CT装置，是所谓移动-移动方式(第3代)扫描方式的产品。

[0084] 图1的X线CT装置，具备X线管1、准直仪2、作为X线检出单元的X线检出器3、前置放大器4、卧床5、实行规定的摄影速度的旋转驱动装置6、中央控制装置(CPU)7、图象处理装置8、显示装置9、输入装置10、准直仪控制装置11、X线控制装置12、高电压发生装置13、扫描控制单元20、心率变动计测单元30。但是，心率变动计测单元30未必被本发明涉及的X线CT装置的结构包含，也可以另行从外部连接。

[0085] X线CT装置，在摄影时按照以下步骤动作。高电压发生装置13产生输入装置10经由X线控制装置12指令的电力。该产生的电力，被用规定的管电压和管电流，供给X线管1。X线管1接收管电压和管电流后，放射出电子束，将它打到目标靶上，产生X线。用X线管1产生的X线，被 用准直仪2聚光到被检体的摄影部位上后，照射卧床5上的被检体。透过被检体的X线，作为透过X线数据，被X线检出器3收集。收集的透过X线数据，被发送给图象处理装置8，再构成被检体的断层像，用显示装置9显示再构成的断层像。此外，在摄影之际，搭载着X线管1和X线检出器3的探头，通常在被检体的周围旋转。控制其旋转动作的，是旋转驱动装置6，在旋转的同时，经由CPU7，移动控制卧床5，从而可以进行圆形轨道扫描及螺旋轨道扫描。

[0086] 图1的结构中，本发明的特征的部分，是输入装置10和图象处理装置8。在图象处理装置8中，包含数据段编制单元81、再构成观察范围计算单元82、基准段位置计算单元83、有效段决定单元84、再配置加权单元85及图象编制单元86。关于它们的结构，将在后文详述。

[0087] 接着，根据图2，讲述使用图1的X线CT装置，进行心电同步再构成的动作的概要。 [0088] 心电同步摄影后，在步骤S201中，由输入装置10输入的再构成参数，被发送给图象处理装置8。图象处理装置8的数据段编制单元81，从心电同步摄影取得的透过X线数据中，抽出数据段(以下将数据段简称为“段”)。

[0089] 在步骤S202中，图象处理装置8的再构成观察范围计算单元82，求出与所述再构成参数中的FOV对应的再构成观察范围及与象素位置对应的再构成观察范围。再构成观察范围，是π的自然数倍的范围。

[0090] 被心电同步摄影的规定的心相位的摄影数据，成为段。

[0091] 在步骤S203中，图象处理装置8内的基准段位置计算单元83，求出所有的段位置。根据该位置信息，进行以下的处理。

[0092] 在步骤S204中，图象处理装置8内的有效段决定单元84，将步骤S202求出的再构成观察范围和在步骤S203求出的段位置重叠，只将再构成观察 范围内的段位置作为有效段位置，取得基准段位置。

[0093] 在步骤S205中，图象处理装置8内的再配置加权单元85进行调整，使上述有效段位置至少被归纳到180°范围内。

[0094] 在步骤S206中，再配置加权单元85进行调整，使以基准段位置为中心的加权函数至少被归纳到180°范围内。再配置加权单元85，在再构成观察范围中的对应的相位上，再配置基准段位置。接着进行加权，以便使最终再构成的图象的时间分辨率成为最佳状态。该加权是为了使再构成观察范围内的各相位中的数据齐全而进行的，旨在插补再配置的数据段而进行加权。就是说，再配置加权单元85在180°的范围内再配置基准段位置的同时，还对再配置的基准段位置进行加权。此外，在本实施方式中，作为同时进行再配置和加权的单元，讲述再配置加权单元85。但是也可以分为再配置单元和加权单元。

[0095] 最后，在步骤S207中，图象处理装置8内的图象编制单元86，将在步骤S206中编制的加权函数，分配给每个段，进行加权三维再构成。

[0096] 以下，详细讲述图2的流程图的步骤。此外，以下的讲述，作为摄影完毕后进行。另外，以下所谓的“段”，是指在某个心相位中包含X线透过数据的观察方向上连续的连续数据，其长度(以下称作“段宽”)依存于摄影速度及心率数、卧床进给速度等。另外，所谓“段位置”，是指再构成某个心相位中的断层像而使用的段的观察方向的代表位置，大多情况下大致位于段宽的中央。

[0097] (步骤S201)输入再构成参数

[0098] 用户使用输入装置10，输入再构成参数。

[0099] 作为输入装置10，例如有鼠标及键盘、触摸屏及麦克风等声音输入装置。在再构成参数中，例如有FOV、关心区域(ROI)、再构成图象尺寸、卧床进给速度、再构成的心相位、半再构成及段再构成等再构成模式、段宽索引、再构成限幅间隔及再构成滤波器函数。但并非输入所有的参数。

[0100] (步骤S202)求出再构成观察范围所谓“再构成观察范围”，是按照再构成的空间位置决定、可用于再构成的一个或多个数据段的总延长距离。在现有技术中，对于断层像整体，一律决定用于再构成的段数。但在本实施方式中，同样与下述的FOV对应，决定段数。 [0101] 如前所述，用图1(b)的数据段编制单元81编制的段的再构成观察范围，由再构成观察范围计算单元82求出。

[0102] 下面，利用图3，讲述与FOV对应的再构成观察范围的计算。图3(a)和(b)分别是包含X线管1和X线检出器3的旋转部的剖面图，表示出Y-Z轴平面上和X-Y轴平面上的主要部位的位置关系。设检出器元件尺寸(体轴Z方向)为dapp、检出器列数为row、X线源-旋转中心间距离为SOD、X线源-检出器间距离为SID、卧床进给速度为T、有效视场为FOV、有效运算视场为FOM、有效视场的最大值为FOVmax时，FOM就成为下列公式1所示。此外，在这里，FOVX和FOVY，分别是图3(b)中的FOV的X轴和Y轴的成分。

[0103] [数学式1]

[0104] 但是，FOM＞FOVmax时，定为FOM＝FOVmax。这样，再构成观察范围R[rad]，例如可以通过下列公式2求出。

[0105] [数学式2]

[0106]

[0107] 此外，上述再构成观察范围的计算方法，归根结底只是一个例子，它并不局限于此。另外，由于再构成观察范围随着再构成算法的体轴方向的运算精度而变，所以不局限于一个值。

[0108] (步骤S203)计算基准段位置

[0109] 在步骤S203中，根据通过对心电图仪及其它的X线CT装置获得的摄影数据进行动态解析后获得的收缩开始信号例如心电图仪的R波，及在上述步骤S202中求出的再构成观察范围的最大值，决定段位置。如上所述，图1(b)的基准段位置计算单元83，决定段位置。

[0110] 以下，讲述收缩开始信号是心脏的R波的情况。根据R波，求出与要再构成的心相位对应的段位置。

[0111] 例如，如图4(a)及图4(b)及，要将再构成的心相位作为R波信号51～56之间的间隔的各自的70％时，由图1(a)的输入装置10预先输入“70％”的值。于是，基准段位置计算单元83，将邻接的R波51～56之间的各自的相位间隔的70％位置，作为基准段位置61～65决定。在这里，在图4(a)中，R波51和52和53之间以及54和55之间，大致是等间隔。另一方面，R波53及R波54和R波55及R波56之间，比较狭窄，但即使这时，也可以将各自的邻接的R波间隔的70％的位置作为基准段位置。

[0112] (步骤S204)计算段数

[0113] 在步骤S204中，根据上述收缩开始信号和最大观察宽度，按照各语音元素(ボクセル)位置或FOV，求出有效段数。如前所述，图1(b)的有效段决定单元84，如图5所示，将基准段位置套用到步骤S202求出的再构 成观察范围70中。然后，有效段决定单元84将表示再构成观察范围70包含的基准段位置的信号61、62、63、64、及65，作为有效段位置取得。

[0114] 在这里，在现有技术中，不是按照各语音元素位置或FOV，单独计算有效段位置数，而是遍及断层像整体、例如图3(a)的FOVmax，使用同一个段位置数，进行图象再构成。 [0115] 在本实施方式中，具有下述特点：如果有在FOV内能够利用的冗余性高的段位置，就将该数据作为有效段位置，一个不漏地用于再构成，从而能够尽量提高时间分辨率。 [0116] (步骤S205)计算段宽

[0117] 如上所述，图1(b)的再配置加权单元85，在步骤S205中，在2π(360°)范围内，折返配置基准段位置，参照邻接的基准段位置的间隔，调整段宽。此外，折返范围并不局限于2π(360°)，只要是Nπ(N为1以上的自然数)就行。以下，将图6作为一个例子，讲述段宽的计算。

[0118] 假设获得图6(a)的那种X线透过数据。图6(a)的基准段位置(有效段位置)65～69，例如与在图5中被认为是有效段的基准段位置61～65对应。在这里，将L0和L1分别称作“始端段容许最大宽度”和“终端段容许最大宽度”。始端段容许最大宽度L0，是再构成观察范围70的始端部和与该始端部邻接的基准段位置65的距离。另外，终端段容许最大宽度L1，是再构成观察范围70的终端部和与该终端部邻接的基准段位置69的距离。此外，参照图6(d)和图7(a)，该距离成为后文讲述的基准段位置中对加权的宽度和形状而言的临界值(限界条件)。

[0119] 接着，如图6(b)所示，按照2π(360°)折返，在某个2π(360°)的再构成范围内配置再构成观察范围70内的基准段位置(有效段位置)。在配置之际，一边使观察相位(或旋转相位)一致，一边配置。以下，将这样一边使观察相位(或旋转相位)一致，一边移动基准段位置，把Nπ (N为1以上的自然数)的X线透过数据收集齐全的行为，称作“再配置”。该再配置时，在具有大致相同的观察相位(或旋转相位)的基准段位置时，可以选择靠近再构成观察范围70的中心的基准段位置。因为靠近再构成观察范围70的中心的基准段位置，能够使用锥形波束的旋转轴即z轴方向扩大的锥角小的状态的X线，所以不容易产生加工品的缘故。或者还可以对于上述大致相同的心相位的段的两者，进行和成为1的加权后合成。因为通过加权，能够缓和加工品的缘故

[0120] 接着，如图6(c)所示，再配置加权单元85，将包含各基准段位置(有效段位置)65～69的各段的基准段宽w1、w2、w3、w4，作为邻接的基准段位置间的间隔的二分之一决定。此外，由图可知，各段包含的基准段位置，并不局限于位于该段宽的中央。 [0121] 接着，如图6(d)所示，再配置加权单元85调整它们的段宽，以便将位于再构成观察范围70的端部的段，收纳到再构成观察范围70中。这时，进行调整，以免使前文所述的始端段容许最大宽度L0和终端段容许最大宽度L1超过再构成观察范围70。如图6(a)所示，始端段容许最大宽度L0相当于到基准段位置65和再构成观察范围70的始端部为止的距离。

[0122] 基准段位置65的加权超过L0地扩大后，就超过再构成观察范围70。如果超过后，由于超出要再现的限幅厚度的数据混入，所以空间分辨能下降，对画质产生不良影响。但是，要牺牲空间分辨能、提高时间分辨能时，以及空间分辨能的劣化不成问题时，未必非要避免基准段位置65的加权超过L0地扩大的状态。

[0123] 同样，如图6(a)所示，终端段容许最大宽度L1相当于到基准段位置69和再构成观察范围70的终端部为止的距离。基准段位置69的加权超过L1地扩大后，就超过再构成观察范围70。如果超过后，由于超出要再现的限幅厚度的数据混入，所以空间分辨能下降，对画质产生不良影响。但是，和上述始端段容许最大宽度L0一样，要牺牲空间分辨能、提高时间分辨能 时，以及空间分辨能的劣化不成问题时，未必非要避免基准段位置65的加权超过L0地扩大的状态。

[0124] 在图6(c)中，段宽w1从上述再配置的2π向左方伸出，另外，段宽w2从上述再配置的2π向右方伸出。在这里，在使基准段宽w1的宽度变窄、使基准段宽w2的宽度相应变宽，连接段w1和段w2后作为旋转数据时，进行调整，以便使它们在不从始端段容许最大宽度L0超越的范围中一致。这种调整的结果，如图6(d)所示，段宽被全部收纳到2π的范围中。

[0125] (步骤S206)编制观察方向的加权函数

[0126] 如上所述，图1(b)所示的再配置加权单元85，在继步骤S205之后的步骤S206中，根据上述步骤S205决定的段位置和段宽，生成对心相位相等的段的图象再构成的参与度变高、而且与相对相位数据的加权之和成为相等的加权。这时，每个段的加权，如图7(a)所示，使其端部分别在w14、w43、w35、w52、w21重叠地决定。图7表示该决定方法。 [0127] 图7(a)是将加权函数与图6(b)重叠后显示的图形。首先，再配置加权单元85将用图6(a)讲述的始端段容许最大宽度L0和终端段容许最大宽度L1，落入图7(a)内。这时，再配置加权单元85使L0的左端部和再构成观察范围70的始段部吻合。同样，再配置加权单元85使L1的右端部和再构成观察范围70的终段部吻合。接着，再配置加权单元85调整加权的重叠宽度w21、w14、w35、w43及w52，决定最终的段宽W1～W5。前已叙及，使L0的左端部和L1的右段部与再构成观察范围70的始段部及终段部吻合，是为了提高空间分辨能而必不可少的条件。此外，在要牺牲空间分辨能、提高时间分辨能时，以及空间分辨能的劣化不成问题时，未必非要避免基准段位置的加权超过始端段容许最大宽度L0及终端段容许最大宽度L1地扩大的状态。

[0128] 接着，讲述加权函数的重叠率。图7(a)表示加权函数的重叠率约为40％时的状态。图8以基准段位置65和68为中心，讲述其它的加权重叠率。 图8(a)表示加权函数的重叠率为100％时的状态，图8(b)表示加权的重叠率为50％时的状态，进而图8(c)表示加权的重叠率为0％时的状态。在图8(a)的重叠率为100％的状态中，加权到达基准段位置65和68为止，加权的重叠宽度w14成为基准段位置65和68之间的全体。

[0129] 在图8(b)的重叠率为50％的状态中，加权到达基准段位置65和68的中间为止，加权函数的重叠宽度w14成为基准段位置65和68之间的距离的一半。但是，如上所述，重叠宽度w14是一半时，其交点位置就可能在不超过基准段位置65和68的范围内左右移动。在图8(c)的重叠率为0％的状态中，在基准段位置65和68的中间，矩形的加权相接，加权的重叠宽度w14不具有成为基准段位置65和68的之间的中点的距离。以上，讲述了加权的形状的差异，但是扩大加权的重叠宽度后，能够减少段间的数据不连续性，能够增加数据量，可以减少噪声。但是相反，由于参与段的时间宽度增大，所以实效的时间分辨能降低若干。特别是在段数按照位置变化时，由于产生噪声的不匀，所以最好使重叠宽度成为图8(a)所示的100％。此外，加权的重叠率，既可以在段间一定，也可以在每个段中变更。 [0130] 在这里，可以进一步加权，从而使Nπ范围的加权中，段宽狭窄的时间分辨能良好的范围的参与率变高。其结果，虽然噪声增多，但是能够重点使用时间分辨能良好的部分，降低时间分辨能不好的数据的参与率。然后，如图7(b)所示，使上述再配置的段和上述编成加权一起返回图6(a)所示的再配置前的2π以上的区域。进而，如图7(c)所示，将各段加权函数沿着时间轴拼接后，编制在最终的带加权的倒投影中使用的观察方向的加权函数
80。

[0131] (步骤S207)带加权的锥形波束再构成

[0132] 图1(b)的图象编制单元86，使用在步骤S206中编制的加权函数，采用观察方向的带加权的三维再构成、例如现有的带加权的锥形波束倒投影算法，进行再构成。以下，以并行波束-锥形波束倒投影为例，讲述所述再构成。

[0133] (1)锥角修正在本实施方式中，利用软件进行锥角修正。具体地说，按照到旋转轴的距离，修正再构成图象上的数据。通过该修正，能够减少光束向旋转轴方向的倾斜。在这里，作为坐标系，使用并行波束的观察角Φ、以X线源为中心的圆筒检出器上的并行波束沟道方向位置t、并行波束中的垂直与光束的轴(旋转轴方向)v的三要素，将滤波器修正前的数据作为Ppara(Φ，t，v)，滤波器修正后的数据作为fPpara(Φ，t，v)，再构成滤波器函数作为g(t)。这时，再构成滤波器处理使用卷积法后，参照图3，能够成为以下的公式3所示。式中，锥角修正用 的部分承担。锥角修正，最好在对多个检
出器列进行再构成滤波器处理时，在再构成滤波器处理之前进行，如果在某个X线检出器
3的每个列中进行再构成滤波器处理，既可以在下列公式3的再构成滤波器处理之前进行，也可以在再构成滤波器处理之后进行。以下，表示在某个X线检出器3的每个列中进行再构成滤波器处理的情况。作为锥角修正，包括费耳德坎普(Feldkamp)在内，可以应用在众所周知的三维倒投影法中使用的锥角修正。

[0134] [数学式3]

[0135] (2)替换处理(rebinning)为了实现运算的高速化，将从图9(a)所示的那种旋转轴方向看，被扇形照射的X线束(以下称作“扇形波束”)，都替换成图9(b)所示的那种平行的X线束(以下称作“并行波束”)。在这里需要注意的是，实际的摄影用扇形波束进行的这一点。所谓“并行波束”，是指就象用并行的X线进行了摄影那样地替换数据的结果。例如，图9(a)的X线束41和图9 (b)的X线束41共同，图9(a)的X线束42和图9(b)的X线束42共同。在这里，将这样并行替换了用各种观察角收集的X线束的光束，称作“并行波束”。此外，在进行该替换之际，在来自正反方向的光束可以置换的X线CT装置中也能够利用这种共同的性质。上述的替换处理，也被称作“重置(rebinning)”。用Pfan(β、α、v)表示扇形波束，用并行波束表示后，替换处理能够用下列公式4表示。式中：α是旋转方向的扇形波束张开角度(扇形波束沟道方向)，β是扇形波束的观察角度，v是并行波束中的垂直于波束的轴(旋转轴方向)。

[0136] [数学式4]Ppara(φ，t，v)＝Pfan(φ+α，α，v)...(4)其中

[0137] (3)滤波器修正(再构成滤波)为了修正X线透过数据的模糊，采用再构成滤波器。再构成滤波器，例如能够通过对合运算实现。用无滤波器实行在步骤S207中进行的那种倒投影处理后，可以获得的像对于F(x，y)而言，和重叠了具有 的点扩散函数的滤波器的情况同样，成为模糊的像。因此，在再构成前，实行高域强调滤波器处理和，修正X线透过数据的模糊，就是该再构成滤波器的作用。在所述再构成滤波器中，存在着两种滤波器：在实际空间进行对合运算的卷积法(实际空间滤波)和在傅立叶空间进行乘法运算的傅立叶法(傅立叶空间滤波)。实际空间滤波，是在实际空间进行的傅立叶变换的滤波器函数的对合处理；傅立叶空间滤波，则是使用傅立叶变换，变换成傅立叶空间，与滤波器函数(空间频率滤波器)相乘后，实施傅立叶反变换的处理。它们都是数学性地等值，但是在运算时间高速的傅立叶空间进行的滤波器处理，更理想。

[0138] 作为再构成使用的具体的滤波器，例如有契普·洛根(Shepp and Logan)滤波器及拉玛夏多兰(Ramachandran and Lakshminarayanan)滤波器。或者，还可以根据临床的经验，从根据临床的经验修正了这些滤波器函数的结果中选择后使用。

[0139] 将并行X线透过数据作为Ppara(Φ，t，v)，滤波器修正后的并行X线透过数据作为fPpara(Φ，t，v)，再构成滤波器函数作为G(ω)后，采用傅立叶法的傅立叶空间滤波器，就能够如下列公式5所示。

[0140] [数学式5]

[0141]

[0142] 另一方面，如果将G(ω)的傅立叶反变换g(t)作为下列公式6，那么采用卷积法的实际空间滤波器，就成为下列公式7。

[0143] [数学式6]

[0144]

[0145] [数学式7]

[0146]

[0147] 在这里，为了简单起见，将滤波器的应用方向作为t方向，但也可以在组合t方向、Φ方向和v方向的高次元方向上应用滤波器。

[0148] 另外，X线透过数据，本来是不连续的离散的数据。因此，为了将X线透过数据作为离散的数据计算，例如可以使用和在带加权的螺旋修正再 构成中使用的滤波器修正等同样的众所周知的方法。

[0149] (步骤S207)带加权的三维倒投影

[0150] 图1(b)的图象编制单元86，也实行继步骤6后的步骤7。如图3(b)所示，设再构成语音元素为I(x1，y1，z1)、并行波束的相位角度为Φ、光束张开角度为α、X线源-旋转中心间距离为SOD、检出器上扫描器每旋转一周的X线源对被检体而言的相对移动距离为T、以X线源为中心的园筒检出器上的v轴方向位置为V、沟道方向的位置为t1时，以下的公式8成立。

[0151] [数学式8]

[0152]

[0153] 在带加权的三维倒投影中，将实际上应该离散处理的X线透过数据及再构成图象作为连续的数据处理。因此，为了近似地求出三维图象化中不足的数据，需要使用拉格朗日(Lagrange)插补等众所周知的插补法，组合相位方向(时间方向、Φ方向)、检出器列方向(v方向)及检出器沟道方向(t方向)的插补。此外，为了缩短运算时间，能够减少插补方向(维)。另外，在高密度地再取样中，可以选择最接近的数据。通过以上的一系列的处理，能够再构成所需的心相位中的心脏的图象。

[0154] 另外，本实施方式讲述了使用锥形波束状X线的多限幅X线CT装置的螺旋轨道扫描的情况。但本发明并不局限于此，在圆形轨道扫描中也能够应用。

[0155] 使用多列检出器，进行图10(b)所示的螺旋轨道扫描时，例如可以进行下述摄影控制，以便在检出器的第1列对某个断层面，从某个观察角度收集了X线透过数据后，第2列对该相同的断层面，从某个观察角度收集X线透过数据，同样从第3列起到第n列为止，同样对该断层面，从某个 观察角度继续收集X线透过数据收集数据。

[0156] 一般来说，用多列检出器进行螺旋轨道扫描时，可以进行下述摄影控制，以便使检出器上的不同的检出器列，分别从各自的观察角度检出某个规定的断层面的透过X线。这时，如果使用所述插补，其结果就可以获得和采用图9(a)的圆形轨道扫描，从各种观察角度检出透过X线相同的效果。

[0157] 在本实施方式中，使用上述多列检出器，进行螺旋轨道扫描，从而可以一次在多个断面上取得来自许多观察方向的规定心相位的段。可是，使用上述多列检出器，进行圆形轨道扫描时，也可以在多个断面上取得来自许多观察方向的规定心相位的段，和上述一样，可以应用本发明。

[0158] 另外，在本实施方式中，采用使用了X线的断层像摄影装置，但并不局限于此，在使用伽玛线、中子线、阳电子、电磁能及光的断层像摄影装置中，也能够应用。另外，扫描方式也可以是第1代、第2代、第3代、第4代中的某一种方式，并没有限定，对于搭载多个X线源的多管球CT、阴极扫描CT及电子束CT也同样能够使用。另外，检出器形状也可以在将X线源作为中心的圆筒表面上配置的检出器、平面检出器、将X线源作为中心的球面上配置的检出器、将旋转轴作为中心的圆筒表面上配置的检出器等哪种检出器中都能够应用。 [0159] 至此，讲述了采用以上的那种流程，利用螺旋轨道扫描，进行心电同步再构成时的效果。图11(a)表示卧床进给速度比图11(b)慢的状态，图11(b)表示卧床进给速度比图11(c)慢的状态。它们是从一个方向上观察被检体的图形，附记着与冗余性即摄影数据的收集完毕无关，在多次计测相同部分之际的计测次数。在图11(a)中，计测次数从3次到5次不等。在图11(b)中，侧部的计测次数是2，中心部的计测次数是3次。在图11(c)中，中心部的计测次数处于1次～3次之间。就是说，卧床进给速度越慢，冗余性就整体性地增加。
这时，X线的照射时间变长，所以被辐射量增大。另一方面，移动台进给变慢后，由于单位时间的计测次数增 加，所以段数增加。

[0160] 采用现有技术后，时间分辨率取决于摄影图象中的最小的计测次数、即最小的段数。就是说，因为在图11(a)中，计测次数是3次到5次，所以段数成为3～5，可以获得与最小的段数3个对应的时间分辨率。但是由于卧床进给速度慢，所以被辐射量大。同样，在图11(b)中，由于计测次数是2～3次，所以可以获得与最小的段数2个对应的时间分辨率。但是由于卧床进给速度比图11(a)快，所以被辐射量小。同样，在图11(c)中，由于计测次数是1～3次，所以可以获得与最小的段数1个对应的时间分辨率，被辐射量比图11(b)进一部减少。就是说，卧床进给速度越慢，时间分辨率越高，可以获得提高画质的优点，但其反面，冗余性和无效被辐射量却要增大。这样，产生了与理想的效果背离的结果。 [0161] 另一方面，采用本实施方式后，关于FOV内，将计测的数据全部用于再构成。就是说，在图11(a)中，FOV内的段数，由于将3～5个全部使用，所以与现有技术的统一成为最小数3个后使用的情况相比，得到提高。在图11(b)中，由于FOV内的段数使用3个，所以FOV内的时间分辨率，与现有技术的使用最小数2个的情况相比，得到提高。在图11(c)中，由于FOV内的段数使用1～3个，所以FOV内的时间分辨率，与现有技术的使用最小数1个的情况相比，得到提高。

[0162] 另外，图12表示出采用本实施方式的圆形轨道扫描时的计测次数的一个例子。采用本实施方式后，在FOV内，使用段数2～4个再构成。由于采用现有技术后，能够获得与最小的段数2个对应的时间分辨率，所以FOV内的时间分辨率，与现有技术相比，得到提高。 [0163] 综上所述，采用本发明后，由于采用尽量使用摄影的数据的结构，所以能够一边减少无效被辐射量，一边在摄影数据的范围内尽量提高时间分辨率。因此，能够用较低的无效被辐射量再构成心脏的冠动脉终端等活动剧烈而且细微的部分后进行图象化。 [0164] (第2实施方式)

[0165] 第2实施方式，按照和在第1实施方式中讲述的图2的步骤S201～步骤S204大致相同的步骤。因此，除非特别指出，使用的参照记号和在第1实施方式中使用的相同。在第1实施方式中，是有关在2π(360°)的范围进行关于图6的再配置的全部再构成；而在第2实施方式中，则是通过在π(180°)的范围进行的半再构成来进行。以下，参照图2和图13，讲述第2实施方式。

[0166] 在图2的步骤S205中，计算段宽。首先，假设到步骤S204为止，获得了图13(a)的那种X线透过数据。图13(a)的基准段位置65～69，例如是与在图5中被认为是有效段位置的基准段位置61～65对应的段数据。在这里，L0和L1和第1实施方式一样，分别是始端段容许最大宽度和终端段容许最大宽度。始端段容许最大宽度L0，是再构成观察范围70的始端部和在其附近的基准段位置的距离。另外，终端段容许最大宽度L1，是再构成观察范围70的终端部和在其附近的基准段位置的距离。该距离成为后文讲述的基准段位置中对加权的宽度和形状而言的临界值(限界条件)。接着，如图6(b)所示，按照π(180°)折返，进行在某个π(180°)的再构成观察范围70内配置再构成观察范围70内的基准段位置的再配置。在进行再配置之际，一边使观察相位(或旋转相位)一致，一边配置。 [0167] 进行该再配置时，在有大致相同的心相位的段时，可以选择靠近再构成观察范围的中心的段。因为靠近再构成观察范围的中心的段，能够使用锥形波束的旋转轴即z轴方向扩大的锥角小的状态的X线，所以不容易产生加工品的缘故。或者还可以对于上述大致相同的心相位的段的两者，进行和成为1的加权后合成。因为通过加权，能够缓和加工品的缘故。在这里，基准段位置68和69，大致位于相同的观察相位(或旋转相位)。因此，比较靠近再构成观察范围的中心的基准段位置、即在图13(a)中，因为基准段位置68比基准段位置69靠近再构成观察范围的中心，所以在图13(c)中，就将基准段位置68用于再构成，而不将基准段位置69用于再构成。 此外，在图13(c)中，各段包含的基准段位置，并不局限于位于该段宽的中央。

[0168] 接着，如图13(d)所示，调整这些段宽，以便使位于再构成观察范围的端部的段，收纳到观察范围内。这时，进行调整，以免使前文叙及的始端段容许最大宽度L0和终端段容许最大宽度L1超过再构成观察范围70。如图13(a)所示，始端段容许最大宽度L0相当于到基准段位置65和再构成观察范围70的始端部为止的距离。基准段位置65的加权超过L0地扩大后，就超过再构成观察范围70。如果超过后，由于超出要再现的限幅厚度的数据混入，所以空间分辨能下降，对画质产生不良影响。

[0169] 但是，要牺牲空间分辨能、提高时间分辨能时，以及空间分辨能的劣化不成问题时，未必非要避免基准段位置65的加权超过L0地扩大的状态。同样，如图13(a)所示，终端段容许最大宽度L1相当于到基准段位置69和再构成观察范围70的终端部为止的距离。基准段位置69的加权超过L1地扩大后，就超过再构成观察范围70。如果超过后，由于超出要再现的限幅厚度的数据混入，所以空间分辨能劣化。但是，要使时间分辨能比空间分辨能的提高大时，以及空间分辨能的劣化不成问题时，未必非要避免基准段位置65的加权超过L0地扩大的状态。

[0170] 在本实施方式中，因为在图13(c)中删除了基准段位置69，所以不需要注意不使段的加权从终端段容许最大宽度L1伸出，只要调整成不使基准段位置65的加权从始端段容许最大宽度L0伸出就行。在图13(c)中，由于段宽w1从上述某个2π向左边伸出，所以使段宽w1的宽度变窄。进行这种调整的结果，如图13(d)所示，段宽全部收纳到2π的范围中。然后，经过和第1实施方式的步骤S206和S207同样的处理，进行再构成。 [0171] 采用本实施方式后，由于再构成所需的段，是从180°方向，所以能够根据进一步减少被辐射量的摄影收集的段，进行图象再构成，这时也能够最大限度地有效利用摄影的数据，能够提高时间分辨率。因此，能够使被 辐射量和时间分辨率的关系最佳化。 [0172] 另外，在本实施方式中，采用使用了X线的断层像摄影装置，但并不局限于此，在使用伽玛线、中子线、阳电子、电磁能及光的断层像摄影装置中，也能够应用。 [0173] (第3实施方式)

[0174] 第3实施方式，与第1实施方式中的步骤S202的处理不同，但是其它的步骤和第1实施方式相同，所以对于该部分不再赘述。以下，讲述和第1实施方式的差异。此外，使用的参照记号，除非特别指出，都和第1实施方式的相同部分对应。

[0175] 在现有技术中，对于整个断层像一律决定再构成使用的段；在第1实施方式中，按照FOV计算再构成观察范围70；而在本实施方式中，却按照各象素计算再构成观察范围70。 [0176] 在图3(a)和(b)中，设再构成象素位置为I(xi、yi、zi)、X线源的位置为S(xs、ys、zs)、检出器的列数为row后，再构成观察范围的宽度R[rad]，例如就成为下列公式9所示。

[0177] [数学式9]

[0178]

[0179] 在这样求出的再构成观察范围70内进行再构成，也由于在邻接的象素之间再构成观察范围70不会发生很大的变化，所以也很少产生人工品。此外，用公式9表示的上述再构成观察范围70的计算方法，归根结底只是一个例子，它并不局限于此。另外，由于再构成观察范围70随着再构成算法 的体轴方向的运算精度而变，所以不局限于一个值。 [0180] 采用本实施方式后，取代使图象限幅厚度加厚、体轴方向的精度下降，能够使用更广的再构成观察范围70。例如在噪声较多时，虽然有意识地增加限幅厚度，能够减少噪声。但是这时，如果采用本实施方式，按照各象素广泛决定再构成观察范围70后，就能够进一步提高时间分辨率。就是说，可以获得虽然空间分辨率不高，但是时间分辨率高、噪声较少的图象。

[0181] 此外，在公式9中，将row作为检出器的列数讲述。例如4列检出器时，row＝4。可是，如果使用众所周知的外插插补，将来自4列检出器的数据前后各插补一列后编制，能够作为6列。或者还可以将外侧的检出器列的数据，作为包含一列相同的数据后扩展。经过这种外插及扩展后，如果在前后增加假设的检出器列，由于增加心相位的时间轴方向的数据，所以能够进一步提高时间分辨率。进而，还可以对不足一列的0.5列等小数倍的列宽进行外插及附加，这在时间轴方向的数据稍微不足时非常有效。

[0182] 另外，在本实施方式中，采用使用了X线的断层像摄影装置，但并不局限于此，在使用伽玛线、中子线、阳电子、电磁能及光的断层像摄影装置中，也能够应用。 [0183] (第4实施方式)

[0184] 第4实施方式，是抽出心电同步(ECG)再构成中的X线透过数据——能够进一步减少活动加工品的X线透过数据的抽出方法。首先将本实施方式涉及的X线透过数据抽出方法和现有技术进行比较。

[0185] 现有技术，例如特开2002-330961号公报公布了将心电波形的R波作为基准，在大致相同的心时相中，从多个心跳中收集摄影的扫描器及观察不同的X线透过数据的X线CT装置。根据这样收集的X线透过数据，进行图象再构成，从而能够提高时间分辨率。图14表示现有技术中的X线透过数据抽出方法。

[0186] 图14(a)表示由心电图仪获得的心电数据中，有心电波形的R波信号的相位191R、192R、193R…。在第1实施方式～第3实施方式的再构成中，如图19(b)所示，将心电波形的R波信号的相位191R、192R、193R…作为基准，将偏置的位置191c、192c、193c…作为中心，生成加权191、192、193…。因此，加权191、192、193…跨越心电波形包含的P波及R波那样活动较大的相位的可能性大。因此，存在着容易产生起因于跨越活动较大的相位(用虚线包围的相位)的加工品的问题。进而，为了求出加权而决定基准位置之际，对于最佳的偏置量，还存在着个体差的问题。

[0187] 第4实施方式涉及的X线CT装置，就是针对上述问题研制的，在ECG再构成中，能够使用和现有技术同等的心电信息，减少活动加工品，而且能够与最佳的偏置量存在的个体差对应。

[0188] 图15是表示本实施方式应用的X线CT装置的结构的整体示意图，图16是表示图15的X线CT装置的结构的方框图。

[0189] 图15的X线CT装置401，主要通过电源·信号线433将扫描器410和操作组件430互相连接后构成。另外，X线CT装置401还具备放置被检体402的卧床420，与作为观察被检体402的周期运动的单元——心电图仪440连接。

[0190] 扫描器410具备：由X线发生装置411、高压开关组件4111、高电压发生装置4112、X线控制装置4113构成的X线源；放置被检体402的卧床420；隔着被检体402与X线源相对配置的X线检出器412；将用X线检出器412检出的X线变换成电流后放大，作为X线透过数据，向运算装置431输出的前置放大器4121。另外，扫描器410还具备：在X线源和被检体402之间配置，限制X线的视准仪413；由视准仪控制装置4131构成的限制单元。进而，还具备使位于被检体402的外周的扫描器410朝着圆周方向旋转的驱动装置414、扫描器控制装置415和控制它们的中央控制装置416。

[0191] 操作组件430具备：根据心电图仪440获得的心电数据及前置放大器4121获得的X线透过数据，再构成图象的运算装置431；具有由鼠标等指示器件及键盘构成的输入装置4322及显示装置4321的输出入装置432。运算装置431具备：根据X线透过数据信号(X线透过数据)，进行倒投影运算的再构成运算装置4311；进行其它图象处理的图象处理装置4312；存储数据的存储装置4313。

[0192] 操作者利用输入装置4322，输入摄影条件(即卧床移动速度、管电流、管电压、限幅位置)或再构成条件(即再构成高画质模式、再构成高速模式、再构成间隔、再构成FOV、图象尺寸等)后，中央控制装置416根据该摄影条件，将摄影所需的控制信号发送给X线控制装置4113、卧床控制装置421及扫描器控制装置415。然后，X线CT装置401在接收摄影起动信号后，开始摄影。开始摄影后，控制信号由X线控制装置4113发送给高电压发生装置4112，通过高压开关组件4111做媒介，将高电压外加给X线发生装置411。然后，X线发生装置411将X线照射被检体402。

[0193] 与此同时，扫描器控制装置415向驱动装置414发送控制信号。这样，X线发生装置411、X线检出器412及前置放大器4121就在被检体402的外周，朝着圆周方向旋转。 [0194] 另一方面，在进行圆形轨道扫描(动态扫描)时，卧床控制装置421使被检体402乘坐的卧床420静止后进行X线摄影。另外，在进行螺旋轨道扫描(螺旋扫描)时，卧床控制装置421使X线发生装置411等的周轴方向平行移动。这时，平行移动的卧床420的移动速度，被卧床移动计测装置422计测后，输入运算装置431。另外，在透视(拍摄被检体402的平面透视像)时，在使X线发生装置411、X线检出器412及前置放大器4121静止的状态下，只使卧床420移动。

[0195] 由X线发生装置411照射的X线，其照射区域被视准仪413等限制单元限制。而且，透过被检体402的X线，被X线检出器412检出。用X线检出器412检出的X线，变换成电流后，用前置放大器4121放大，作为X线透过数据信号，输入运算装置431。 [0196] 运算装置431内的再构成运算装置4311，根据输入运算装置431的X线透过数据信号，进行再构成处理，生成再构成图象。图象处理装置4312，对再构成图象进行图象处理，图象处理过的再构成图象，在被存入存储装置4313的同时，还作为CT图象在显示装置4321上显示。

[0197] 心电图仪440，安装在被检体402的胸部。心电图仪440计测被检体402的心脏跳动，生成心率数据。该心率数据，被输入运算装置431。

[0198] 图17是表示X线焦点的轨迹的示意图。图17(a)表示圆形轨道扫描时的X线焦点的轨迹，图17(b)表示螺旋轨道扫描时的X线焦点的轨迹，圆形轨道扫描时，X线焦点在XY平面上描绘圆形轨道。螺旋轨道扫描时，X线焦点的投影像在XY平面上，一边描绘圆形轨道，一边在Z轴上移动。

[0199] 图18是表示X线检出器412的结构的示意图。图18(a)是被单列检出器型CT装置(单限幅X线CT装置)使用的X线检出器412，只将检出器排成一列后形成。图18(b)是被多列检出器型CT装置(多限幅X线CT装置)使用的X线检出器412，将检出器排成多列后形成。图18(b)是8列即8限幅的X线检出器412。

[0200] 图19是表示用视准仪聚焦的X线的厚度的示意图。在图19(a)的单列检出器型CT装置及图19(b)的多列检出器型CT装置中，在被X线检出器412安装的选择器作用下，在旋转轴位置中，X线被聚焦成相当于检测视准厚度(限幅厚度)的厚度。

[0201] 下面，使用图20，讲述在上述的X线CT装置401中，收集相同的心时相的X线透过数据，生成心脏的再构成图象的方法。

[0202] (步骤S2001)

[0203] 操作者使用具有和扫描器410、扫描器控制装置415、运算装置431通信的单元的输入装置4322，例如鼠标、键盘、触摸屏、声音输入装置(麦克风)，输入最大段数、卧床移动速度(或螺旋间距、冗余度、被辐射量、时间分辨率)(S2001)。还输入其它的再构成参数，例如有FOV(像素位置)、再构成矩阵数、再构成模式(全部再构成、半再构成)。输入的参数还可以输入初始值。

[0204] (步骤S2002)

[0205] 利用心电图仪440，取得被检体402的心率数(S2002)。

[0206] (步骤S2003)

[0207] 根据步骤S2002取得的心率数，决定扫描速度(S2003)。

[0208] (步骤S2004)

[0209] 以该扫描速度及操作者输入的卧床移动速度，拍摄被检体402(S2004)。 [0210] (步骤S2005)

[0211] 运算装置431，计算每个象素再构成可能使用的观察范围的最大值(S2005)。所谓“再构成观察范围”，在锥形波束再构成中是参与再构成的X线透过数据的观察范围。 [0212] 在再构成观察范围的决定方法中，有与FOV对应的再构成观察范围的计算方法和与象素位置对应的再构成观察范围的计算方法。与FOV对应的再构成观察范围，能够利用下列公式求出。

[0213] [数学式10]

[0214] FOM＝((FOV.x/2)^2+(FOV.y/2)^2)^(1/2)

[0215] dapp：检出器元件尺寸(体轴方向)、row：检出器列数、SOD：X线源-旋转中心间距离、SID：X线源-检出器间距离、T：卧床移动速度、 FOV：有效视场为、FOM：有效运算视场为FOM，将最大有效视场定为FOVmax

[0216] (式中，FOM＞FOVmax(最大FOV)时，FOM＝FOVmax)

[0217] 这样，就能够利用数学式11，计算再构成观察宽度[rad]。

[0218] [数学式11]

[0219] 再构成观察宽度＝CalcViewWidth_FOM(FOM)

[0220] 在数学式12中，示出一个具体的例子。

[0221] [数学式12]

[0222] 再构成观察宽度＝dapp*(row-1)*(SOD-FOM/2)*2π/(SID*T)

[0223] -arcsin(FOM/(2*SOD))*2

[0224] 与象素位置对应的再构成观察范围，能够利用下列公式求出。

[0225] 和上述同样定义，进而设再构成象素位置为(xi、yi、zi)，X线源的位置为(xs、ys、zs)后，再构成观察宽度[rad]可以利用数学式13计算。

[0226] [数学式13]

[0227] 再构成观察宽度＝CaicViewWidth_PixeL(xi，yi，zi)

[0228] 在数学式14中，示出一个具体的例子。

[0229] [数学式14]

[0230] (再构成观察宽度)＝dapp*(row-1)*(((xi-xs)^2

[0231] +(yi-zs)^2)^(1/2))*2π/(T*SID)

[0232] 上述计算方法。只是一个例子，并不局限于此。具体的说，它随着再构成算法的体轴方向运算精度而变，所以不局限于上式。X线检出器列数，能够使用外插及最近列扩展。另外，再构成观察宽度也可以预先决定成规定的扫描次数例如3圈(0～6π)。

[0233] (步骤S2006)

[0234] 操作者根据由心电图仪440获得的心电信息所包含的R波信息，输入决定段的基准位置(基准段位置)的指标——例如段移位索引、段移位组 件(相对法、绝对法)、段移位顺序(终端指定法等)、段宽索引等(S2006)。

[0235] (步骤S2007)

[0236] 根据步骤S2006输入的指标，计算基准段位置(S2007)。

[0237] 在基准段位置的计算方法中，有绝对法和相对法。另外，不局限于绝对法及相对法，还可以使用众所周知的其它方法。

[0238] 上述所谓“绝对法”，是根据来自基准信号(由心电图仪440获得的心电数据所包含的R波)的绝对时间，计算基准段位置的方法。绝对时间的值，由操作者决定。下面，根据图21，讲述采用绝对法的基准段位置计算方法。图21是表示采用绝对法的基准段位置计算方法的示意图。

[0239] 将R波信号、段移位顺序、段移位索引、段移位组件作为基准，计算基准段位置。例如，在段移位顺序为终端指定法、段移位组件为绝对法、段移位索引为-0.1[sec]时，基准段位置(这时是段后端位置)，成为图21的471表示的位置、即比R波470早0.1秒的位置。

[0240] 接着，根据图22，讲述采用相对法的基准段位置计算方法。图22是表示采用相对法的基准段位置计算方法的示意图。所谓“相对法”，是根据将从一个基准信号(R波)到邻接的基准信号(R波)为止的时间间隔作为100％时的相对位置，计算基准段位置的方法。相对位置的值，由操作者决定。将R波信号、段移位顺序、段移位索引、段移位组件作为基准，计算段位置。例如，在段移位顺序为终端指定法、段移位组件为相对法、段移位索引为RR间隔的70％时，基准段位置(这时是段后端位置)，成为对于R波480而言，邻接的R波480、480之间的0.7间隔位置、481a、481b、481c…。

[0241] (步骤S2008)

[0242] 根据心电信息(R波)和在步骤S2005中求出的再构成观察范围，计 算与象素位置(FOV)对应的有效段数(S2008)。

[0243] 有效段数(再构成使用的段数)，作为表示位于再构成观察范围的段位置的信号的数。关于有效段数的计算方法，将在后文中根据图23讲述。

[0244] (步骤S2009)

[0245] 在Nπ范围内，再配置基准段位置。然后，根据再配置的基准段位置，求出段宽(S2009)。具体的说，在完全再构成中，在360°的范围内折返(再配置)配置位于再构成观察范围90中的基准段位置；在半再构成中，在180°的范围内折返(再配置)配置位于再构成观察范围90中的基准段位置。根据接近的基准段位置、再构成观察范围90，计算段宽。关于段宽的计算方法，将在后文中根据图23讲述。

[0246] (步骤S2010)

[0247] 根据各基准段位置，求出加权函数，以便使段的中心位置的参与率变高，在各相位和相对相位的加权之和相等(S2010)。

[0248] 在各相位中，拼接各段的加权，从而生成最终的观察方向的加权函数。关于每个段的加权的生成，将在后文中根据图23讲述。

[0249] (步骤S2011)

[0250] 使用步骤S2010编制的加权函数，采用现有的带加权的锥形波束倒投影算法或带加权的2D倒投影算法进行再构成(S2011)。以下，是使用从扇形波束向并行波束的替换处理的倒投影的例子。

[0251] 首先，讲述二维再构成。首先按照数学式6，计算倒投影的观察范围。 [0252] [数学式15]

[0253] Be(z)＝Bs(z)+2πF

[0254] 式中，2πF：再构成数据宽度

[0255] 接着，抽出用数学式15计算的观察范围的X线透过数据，按照数学式16，进行由扇形波束向并行波束的替换的替换处理(Rebnning)。

[0256] [数学式16]

[0257] Ppara(φ，t，v)＝Pfan(φ+α，α，v)

[0258] 式中，Ppara(Φ，t，v)：并行波束

[0259] fPpara(Φ，t，v)：扇形波束

[0260] 下面，根据图24，讲述半扫描时的扇形波束再构成向并行波束再构成。图24(a)表示扇形波束中的180度再构成，图24(b)表示并行波束中的180度再构成。应用上述数学式16，将图24(a)的S1、S2变换成图24(b)的S1、S2。

[0261] 接着，按照数学式17，对变换成并行波束的X线透过数据，朝着检出器沟道方向进行再构成滤波处理(Recon Filtering)。

[0262] 图25(a)是X-Y平面中的三维再构成说明图，表示出再构成滤波处理使用的SOD、Φ、X-Y平面上的X线源轨迹S(Φ)。另外，图25(b)是X-Z平面中的三维再构成说明图，表示出再构成图象I(XI，YI，ZI)和X-Z平面上的X线源轨迹S(Φ)的关系。

[0263] [数学式17]

[0264]

[0265] 式中，SOD：X线源-旋转中心间距离

[0266] SID：X线源-检出器间距离

[0267] F：再构成数据宽度

[0268] G(t’)：再构成滤波器

[0269] 接着，按照数学式18，对滤波处理后的X线透过数据，沿着波束的路线，进行带加权的2D倒投影处理(Backproujection)。

[0270] [数学式18]

[0271]

[0272] 式中，I(XI，YI，ZI)：再构成图象

[0273] W(Φ-Bs(zI))：步骤S206求出的加权函数

[0274] 接着，讲述锥形波束再构成时的加权再构成处理。

[0275] 首先，按照数学式19，计算倒投影的观察范围。

[0276] [数学式19]

[0277] Be(x，y，z)＝Bs(x，y，z)+2πF

[0278] 式中，2πF：再构成数据宽度

[0279] 接着，抽出用数学式19计算的观察范围的X线透过数据，按照数学式 20，进行由扇形波束向并行波束的替换的替换处理(Rebnning)。

[0280] [数学式20]

[0281] Ppara(φ，t，v)＝Pfan(φ+α，α，v)

[0282] 式中，Ppara(Φ，t，v)：并行波束

[0283] fPpara(Φ，t，v)：扇形波束

[0284] 接着，按照数学式21，对变换成并行波束的X线透过数据，朝着检出器沟道方向进行再构成滤波处理(Recon Filtering)。

[0285] [数学式21]

[0286]

[0287] 式中，SOD：X线源-旋转中心间距离

[0288] SID：X线源-检出器间距离

[0289] F：再构成数据宽度索引

[0290] G(t’)：再构成滤波器

[0291] 接着，按照数学式22，对滤波处理后的X线透过数据，沿着波束的路线，进行带加权的2D倒投影处理(Backproujection)。

[0292] [数学式22]

[0293]

[0294] 式中，I(XI，YI，ZI)：再构成图象

[0295] W(Φ-Bs(zI))：步骤S206求出的加权函数

[0296] 此外，在上述实施方式中，利用锥形波束倒投影法计算。但是也可以采用三维拉顿变换法计算。

[0297] 下面，根据图23，讲述上述的基准段位置的计算及段加权的生成。图23(a)是将基准段位置与实际的相位对应后表示的图形，图23(b)是将基准段位置在0～2π的范围内再配置的图形。

[0298] 图23(a)的再构成观察范围90，表示步骤S2005计算出的再构成观察范围。另外，基准段位置911、912、913、914、915、916、917，表示步骤S2007计算出的基准段位置。在图23(a)中，再构成观察范围90包含的基准段位置(以下称作“有效段位置”)，有911、912、
913、914、915、916、917等7个。这样，步骤S2008计算出的段数就成为7。将这些有效段位置在0～2π的范围内再配置。这时，段相位重叠时，选择锥角小的段(靠近再构成观察范围的中心的段)。在图23(a)中，有效段位置(1)和(6)的段相位重叠。这时，选择有效段位置(6)。图23(b)表示再配置的结果。图23(b)的有效段位置(1)～(7)，与图23(a)的有效段位置(1)～(7)对应。

[0299] 接着，根据进行了再配置的有效段位置，求出各段的段终端位置、段中心位置、段始端位置、段宽。以下，以计算与有效段位置(5)对应的段(以下称作“段5”)的段中心位置、段始端位置、段宽为例，进行讲述。

[0300] 首先，将有效段位置(5)设定成段终端位置。接着，决定段5的段中心位置。段中心位置，定为与有效段位置(5)邻接、而且位于比有效段位置(5)靠前的相位的有效段位置(3)。另外，段始端位置定为位于比段中心位置(在该例中是有效段位置(3))更靠前、而且与段中心位置邻接的有效段位置(6)。

[0301] 这样，段5被作为段中心是有效段位置(3)、段宽w5为始端是有效段位置(6)、终端是有效段位置(5)的范围求出。同样，对于所有的有效段位置，求出段始端位置、段中心位置、段宽。

[0302] 接着，给各段编制加权。图23(b)的山型的实线926、923、925、927、922、924、926，是加权。加权926，是对有效段位置(6)而言的加权；923、925、927，是对基准段位置(3)、(5)、(7)而言的加权。

[0303] 下面，以加权925为例，讲述加权的方法。

[0304] 对于各段而言的加权，设定成在该段中，使段中心位置最高，而且段始端位置及段终端位置最低。对于段5而言，设定成使相当于段中心位置的有效段位置(3)最高的加权“1”，相当于段始端位置及段终端位置的有效段位置(6)及有效段位置(5)最低的加权“0”。然后，有效段位置(6)、(3)、(5)之间的相位，使用线性函数，从而生成山型的加权925——加权“0”、“1”、“0”。对于其它的加权，也同样生成。然后，在再配置的各相位中，生成使给邻接的段加权之和成为一定的连续变化的加权函数。例如，对于段5而言，使从有效段位置(6)起到有效段位置(3)为止的加权925，和与段5邻接的段3的加权923之和，对于各相位而言，连续地成为“1”地设定。同样，生成使从有效段位置(6)起到有效段位置(3)为止的加权925，和与段5邻接的段7的加权927之和，对于各相位而言，始终成为加权“1”地连续变化的加权函数。

[0305] 如图23(a)所示，将这样生成的加权，展开成实际的相位。然后，将图23(a)所示的对各相位而言的加权，和与该相位对应的X线透过数据重叠，进行倒投影处理和图象再构成处理。

[0306] 以上，讲述了完全再构成的情况。半再构成时，也可以在0～π的范围内再配置，同样编制加权函数。

[0307] 此外，在本实施方式中，使用线性函数计算加权函数。但是也可以使用非线性函数生成加权函数，从而减少段间的不连续性。

[0308] 接着，根据图26，比较本实施方式涉及的段加权和现有技术的段加权。图26是表示本实施方式和现有技术的比较的示意图。

[0309] 在图26(a)中，R波信号的a相位前的相位，被作为基准段位置912、913、914…表示。现有技术的段加权1321、1322、1323…，设定成使基准段位置912、913、914…成为最高的加权。本发明的段加权，生成将基准段位置912、913、914…作为终端的段加权922、923、924…。

[0310] 图26(b)是使图26(a)中的现有技术的段加权的中心位置(922、923、924…)靠近本实施方式的加权中心地移动的图形。如图26(b)中用虚线包围的部位所示，现有技术的段加权，包含活动较大的相位(用虚线包围的部位)地进行再构成，而采用本实施方式的段后，不包含活动较大的相位地进行再构成。

[0311] 这样，本实施方式的段和现有技术的段，段中心位置各不相同，但段宽同等。就是说，可以说本实施方式是在和现有技术同等的心率相位，不使用动作较大的相位拍摄的X线透过数据的加权。

[0312] 接着，讲述本实施方式的变形。

[0313] 首先，根据图27，讲述在基准段位置重叠、决定始端位置的实施方式。在这里，图27是表示在段上重叠、决定始端位置的实施方式的示意图。

[0314] 再配置后的基准段位置(始端基准位置)，是图27(a)的131～134。在象本发明的这种将段的始端作为基准段位置的方法(以下称作“始端基准法”)中，基准段位置位于各段的观察位置较小的位置。象132和134那样，再配置后的基准段位置重叠时，删除(不使用)到再构成观察范围的 中心较远的段的信号(在这里是134)。在始端基准法中，将邻接的观察较大一侧的基准段位置作为段中心位置，进而将与基准段位置邻接的观察较大一侧的基准段位置作为终端基准位置，生成在段中心位置中的加权变高、端部基准位置(始端、终端)的加权变低的加权。在这里，在图27(a)的再配置的范围中，需要使相同的相位的加权的总和，在观察中成为一定地生成加权。将获得的加权配置到再配置前的观察位置后，得到图27(b)所示的最终的加权函数。在决定该段的始端位置时，有上述的相对法及绝对法。在图27(b)中，根据相对法，将131～134所示的始端位置作为RR信号的70％位置决定。但是也可以根据绝对法，即决定成到R信号例如0.3sec。

[0315] 接着，根据图28，讲述在段上重叠、决定终端位置的实施方式。在这里，图28是表示在基准段位置重叠、决定始端位置的实施方式的示意图。再配置后的基准段位置(终端基准位置)，是图28(a)的141～144。在象本发明的这种将段的终端作为基准段位置的方法(以下称作“终端基准法”)中，基准段位置位于各段的观察位置较大的位置。象142和144那样，再配置后的基准位置重叠时，删除(不使用)到再构成观察范围的中心较远的段的信号(在这里是144)。在终端基准法中，将邻接的观察较小一侧的基准位置作为段中心位置，进而将与段中心位置邻接的观察较小一侧的基准段位置作为始端基准位置，生成在段中心位置中的加权变高、端部基准位置(始端、终端)的加权变低的加权。在这里，在图28(a)的再配置的范围中，需要使相同的相位的加权的总和，在观察中成为一定地生成加权。将获得的加权配置到再配置前的观察位置后，得到图28(b)所示的最终的加权函数。此外，和始端基准法一样，在决定该段的终端位置时，可以采用相对法及绝对法。在图28(b)中，根据相对法，将134～144所示的始端位置作为RR信号的70％位置决定。但是也可以根据绝对法，即决定成到R信号例如0.3sec。

[0316] 再接着，根据图29，讲述在基准段位置上重叠、决定段中心位置和始端基准位置的实施方式。在这里，图29是表示在段上重叠、决定段中心位 置及始端基准位置的实施方式的示意图。再配置后的段中心位置，是图29(a)的151C～154C；始端基准位置是151S～154S。在象本发明的这种将段的中心和始端作为基准段位置的方法(以下称作“中心-始端基准法”)中，始端基准位置位于各段的观察位置较小的位置，段中心位置位于比它大的位置。象152C和154C那样，再配置后的基准段位置重叠时，删除(不使用)到再构成观察范围的中心较远的段的信号(在这里是154C)。在中心-始端基准法中，将邻接段中心位置的观察较大一侧的段中心位置作为终端基准位置，生成在段中心位置中的加权变高、端部基准位置(始端、终端)的加权变低的加权。在这里，在图29(a)的再配置的范围中，需要使相同的相位的加权的总和，在观察中成为一定地生成加权。将获得的加权配置到再配置前的观察位置后，得到图29(b)所示的最终的加权函数。

[0317] 再接着，根据图30，讲述在段上重叠、决定段中心位置和终端基准位置的实施方式。在这里，图30是表示在基准段位置上重叠、决定段中心位置及终端位置的实施方式的示意图。再配置后的段中心位置，是图30(a)的161C～164C；终端基准位置是161E～163E。在象本发明的这种将段的中心和终端作为基准段位置的方法(以下称作“中心-终端基准法”)中，终端基准位置位于各段的观察位置较大的位置，段中心位置位于比它小的位置。象162C和164C那样，再配置后的基准位置重叠时，册除(不使用)到再构成观察范围的中心较远的段的信号(在这里是164C)。在中心-终端基准法中，将邻接段中心位置的观察较小一侧的基准段位置作为始端基准位置，生成在段中心位置中的加权变高、端部基准位置(始端、终端)的加权变低的加权。在这里，在图30(a)的再配置的范围中，需要使相同的相位的加权的总和，在观察中成为一定地生成加权。将获得的加权配置到再配置前的观察位置后，得到图30(b)所示的最终的加权函数。

[0318] 再接着，根据图31，讲述对采用始端基准法(图27)、终端基准法(图28)、中心-始端基准法(图29)、中心-终端基准法(图30)决定的加权函数，进行的处理。这是为了防止起因于在再构成观察范围的外侧残留的加权的加工品(但是，图31的处理只适用于外插后不编制数据时)。

[0319] 图31(a)表示段中心位置位于基准段位置，作为段的始段基准位置位于再配置时邻接的前面的相位的基准段位置、终段基准位置位于再配置时邻接的后面的相位的基准段位置，设定段后生成加权的状态。生成的加权从再构成观察范围伸出时(这时，与基准位置171对应的加权(1)被修正成收纳在再构成观察范围内(图31)(b))。具体的说，v1是再构成观察范围的下限，由于加权(1)超过它，所以修正加权，以便将加权(1)始段位置作为v1，再配置相位的加权的总和成为一定(这时，与基准位置173对应的加权(3)被修正)。
这样，能够生成使加权(1)不超过始段位置v1，而且使再配置相位的加权的总和成为一定的加权(图31(c))。

[0320] 最后，根据图32，讲述再配置相位位于相同的基准位置时的措施。在象图32(a)中的182和184那样，再配置后的基准位置重叠时，删除(不使用)到再构成观察范围的中心较远的段的信号(在上述例子中是184)。然后，根据删除后再配置相位(图32(b))，生成加权，在再配置前的观察位置配置该加权后，得到最终的加权函数(图32(c))。这样，能够不使用由于到再构成观察范围的中心较远，所以锥角导致的误差较大的信号地设定段。 [0321] 采用本实施方式后，由于各段的终端部位于基准段位置，所以能够不利用相当于活动较大的相位的摄影数据，进行ECG再构成。因此，能够使用和现有技术同等的心电信息，减少活动加工品，而且能够与最佳的偏置量存在的个体差对应。

[0322] 另外，在本实施方式中，采用使用了X线的断层像摄影装置，但并不局限于此，在使用伽玛线、中子线、阳电子、电磁能及光的断层像摄影装置中，也能够应用。 [0323] (第5实施方式)

[0324] 第4实施方式，是取得使用了X线CT装置的心脏的再构成图象的方法。 [0325] X线CT装置，一边使搭载X线管和X线检出器的旋转部在被检体的周围旋转，一边照射X线，用X线检出器检出透过被检体的身体的X线。这时，使心时相和旋转方向的角度(以下称作“观察角”)在每次旋转中都不相同地收集X线透过数据。根据这样收集的数据，进行插补后求出所需的限幅位置的数据，从而能够收集齐全某个时相中的至少180°以上的心脏的X线透过数据。在这里，由于能够收集齐全至少来自180°方向的数据和进行编制，所以能够在旋转部旋转的期间，从180°以上的方向收集某个心时相的数据后编制断层像。此外，所谓“心时相”，例如是心脏的跳动比较稳定的心脏收缩期等。

[0326] 进行这种心脏摄影时，如上所述，为了使心时相和旋转方向的角度(以下称作“观察角”)在每次旋转中都不相同地收集X线透过数据，需要使心率周期和旋转部的旋转周期不一致地错开。如果心率周期和旋转部的旋转周期一致，那么无论旋转多少次，再构成图象化所需的数据也不能够收集齐全。可是，X线透过数据的收集效率及无效被辐射量的大小，却随着该错开的大小而变。

[0327] 在这里，在现有技术的例如特开2001-170044号公报中，考虑到上述收集效率及无效被辐射量，为了使上述心时相和观察角错开，而采用下述方法唯一性地决定摄影速度——旋转速度。就是说，用从检出器列数N减去1后的数和心率数B的乘积，除螺旋间距P和60的乘积，计算旋转速度R。根据该公布的技术，被检体的心率数被假定成一定后，计算旋转速度R。

[0328] 可是，心率一定、没有变动的情况，实际上非常罕见。心率变动后，就成为在用和当初设定的心率数不同的心率数下进行摄影，成为和与之适应的摄影速度错开。与最佳的摄影速度错开后，X线透过数据的收集效率及无效被辐射量的大小，就发生变化，决定画质的主要因素——时间分辨率也受到影响。

[0329] 因此，第5实施方式的X线CT装置，旨在即使摄影时的心率从摄影速度设定时的心率变动时，也能取得具有高时间分辨率的高画质的摄影图 象。

[0330] 以下，参照附图，讲述第5实施方式涉及的X线CT装置理想的实施方式。 [0331] 图33表示第5实施方式涉及的X线CT装置。X线CT装置，具备X线管501、准直仪502、作为放射线检出单元的X线检出器503、前置放大器504、卧床505、实行规定的摄影速度的旋转驱动装置506、中央控制装置507、图象处理装置508、显示装置509、输入装置510、准直仪控制装置511、X线控制装置512、高电压发生装置513、高电压开关组件514、摄影速度控制单元520、心率变动计测单元530、基准心率变动运算单元540及摄影速度选择单元550。但是，心率变动计测单元530未必被本实施方式涉及的X线CT装置的结构包含，也可以另行从外部连接。

[0332] 摄影时，高电压发生装置513产生由X线控制装置512指令的电力后，发送给高电压开关组件514，高电压开关组件514将规定的管电压和管电流，外加给X线管501。X线管501接收管电压和管电流后，放射出电子束等，将它打到目标靶上，产生X线。用X线管501产生的X线，被用准直仪502聚光到被检体的摄影部位上后，照射卧床505上的被检体。透过被检体的X线，作为透过X线数据，被X线检出器503收集。收集的透过X线数据，被发送给图象处理装置508后图象化，用显示装置509显示，从而用于诊断等。

[0333] 图33的结构中，本实施方式的特征部分是摄影速度控制单元520、心率变动计测单元530、基准心率变动运算单元540及摄影速度选择单元550。它们在摄影之前。根据心率变动信息，决定摄影速度。下面，简单讲述这些特征部分的关联事项。首先，由被检体的胸部获得的心率变动信息，由上述心率变动计测单元530在规定时间中收集。收集的数据，作为表示计测心率数和心率变动量的实际心率波形5101，发送给基准心率变动运算单元540。基准心率变动运算单元540根据上述实际心率波形5101，决定后文讲述的基准心率数和基准心率变动量5102。

[0334] 这样决定的基准心率数和基准心率变动量5102，被发送给摄影速度选择单元550。在摄影速度选择单元550中，在该基准心率数和基准心率变动量5102的范围内，选择将后文讲述的实效时间分辨率最佳化的摄影速度5103。这样选择的摄影速度5103，被摄影速度控制单元520设定。摄影速度控制单元520用该设定的摄影速度5103，驱动旋转驱动装置506。

[0335] 接着，根据图34的流程图，讲述采用本实施方式所实行的算法。

[0336] 摄影时，在步骤S3401中，由图33的输入装置510输入摄影必要的条件——摄影参数。

[0337] 在步骤S3402中，将图1的心率变动计测单元530安装在被检体上等后，取得心率变动信息。进而，这样取得的心率变动信息，被作为实际心率波形5101，发送给基准心率变动运算单元540。在这里，根据上述心率变动信息，作为心率数趋于稳定的范围，计算基准心率数和基准心率变动量5102。摄影速度选择单元550，接收这样计算的基准心率数和基准心率变动量5102。

[0338] 在步骤S3403中，摄影速度选择单元550，对于取决于基准心率数和基准心率变动量5102的心率变动范围，进行旨在从多个实效时间分辨率最佳化的摄影速度中决定一个的准备。就是说，进行实效时间分辨率的评价。该评价将后文讲述的最低时间分辨率、平均时间分辨率及时间分辨率变动宽度等，作为衡量尺度进行。

[0339] 在步骤S3404中，摄影速度选择单元550接着根据上述步骤S3403的实效时间分辨率的评价，决定最佳的摄影速度5103。

[0340] 在步骤S3405中，摄影速度控制单元520，使扫描器以步骤S3404决定的摄影速度5103实行扫描，X线检出器503收集由心率变动计测单元530 收集的心率变动信息集和透过X线数据。

[0341] 在步骤S3406中，根据步骤S3401输入的再构成参数，图象处理装置508心电同步再构成步骤S3405获得的透过X线数据和心率变动信息集。此外，在这里所谓的“心电同步再构成”，包含心电同步半再构成及心电同步段再构成，是对于由心率变动信息获得的心时相，一边使其以规定的时相差同步，一边进行再构成。

[0342] 在这里，揭示在现有技术中，被检体的心率变动后，就在和当初设想的心率数不同的心率数下进行摄影，从而导致实效时间分辨率降低、画质劣化的理由。本实施方式提供揭示该现象后，采用相应措施的方法。

[0343] 首先，讲述“时间分辨率”和“实效时间分辨率”这两个术语的差异。所谓“时间分辨率高”，是指用较短的时间拍摄动体，能够使动体随着时间的经过而出现的晃动较少。在现有技术中，摄影速度即扫描时间越短，时间分辨率越高。例如，在图35中，(a)的摄影速度是0.7秒扫描，(b)的摄影速度是0.9秒扫描。所以，数字小的0.7秒扫描，就能够用比0.9秒扫描短的时间取得相同范围的图象，从而使时间分辨率相对变高。

[0344] 另外，图36(a)和(b)的摄影速度，分别是0.5秒扫描和1.1秒扫描，同样数字较小的0.5秒扫描，能够使时间分辨率比1.1秒扫描相对变高。如果使以上的图35和图36的摄影速度一致时，时间分辨率就按照图36(a)的0.5秒扫描、图35(a)的0.7秒扫描、图35(b)的0.9秒扫描、图36(b)的摄1.1秒扫描的顺序，逐渐降低。

[0345] 可是，考虑到心率数的变动后，情况就发生变化。对于考虑心率变动时时间分辨率受到的影响，使用实效时间分辨率这一概念进行讲述。实效时间分辨率，是依存于心率数变化的量，在每个的心率数中，构成再构成图象的部分数据的取得时间中最长的量越长，实效时间分辨率越低。但它并不是决定了心率数后就能唯一性地决定的量，而是随着摄影速度(扫描时间)、检出器的列数、螺旋轨道扫描及圆形轨道扫描等的扫描方式及螺旋 间距等可以任意设定的各种摄影参数的一部分相应变化的量。

[0346] 图35和图36，是将使用某个列数的多列检出器、以某个螺旋间距进行螺旋轨道扫描时，每个摄影速度(扫描时间)的心率数[beat/min]和实效时间分辨率的关系曲线化的图形。比较图35中，某个被检体的心率数将A作为中心，以B和C的宽度变动时，心率数在A的位置的图35(a)的0.7秒扫描和图35(b)的0.9秒扫描的实效时间分辨率后，可知旋转部以图35(a)的0.7秒旋转一圈时的0.7秒扫描时的实效时间分辨率，比旋转部以图35(b)的0.9秒旋转一圈时的0.9秒扫描时高若干。

[0347] 可是，心率数在B的位置时，图35(b)的0.9秒扫描时的实效时间分辨率，比图35(a)的0.7秒扫描时高。心率数在C的位置时，图35(a)的0.7秒扫描时的实效时间分辨率，反而比图35(b)的0.9秒扫描时高。

[0348] 如果进一步详细观察(即比较图35(a)和图35(b)后)，结果如下。心率数为85附近～90附近，实效时间分辨率高的，是图35(b)的0.9秒扫描。心率数为90附近～95附近，实效时间分辨率大致相同。心率数为95附近～102[beat/min]附近，实效时间分辨率高的，是图35(a)的0.9秒扫描。心率数为102附近～106[beat/min]附近，实效时间分辨率高的，是图35(a)的0.9秒扫描。心率数为106附近～110[beat/min]附近，实效时间分辨率高的，是图35(a)的0.7秒扫描。

[0349] 同样，参照图36，对比扫描时间为(a)0.5秒扫描和(b)0.7秒扫描时的情况。在图36中，被检体的心率数[beat/min]在A的位置时，旋转部如(b)所示，以1.1秒旋转一圈时的1.1秒扫描时的实效时间分辨率，比(a)的0.5秒扫描时高。心率数在B的位置时，(a)的0.5秒扫描时和(b)的1.1秒扫描时的实效时间分辨率没有变化。心率数在C的位置时，(a)的0.5秒扫描时的实效时间分辨率，比(b)的1.1秒扫描时高。如果进一步详细观察，结果如下。心率数为86附近～92[beat/min]附近，实效时间分辨率高的，是(a)的0.5秒扫描。心率数为92附近～99[beat/min]附近，实效时间分辨率高的，是(b)的1.1秒扫描。心率数为99附近～104[beat/min]附 近，实效时间分辨率高的，是(a)的0.5秒扫描。

[0350] 综上所述，由于实效时间分辨率随着心率数而细微变动，所以如果忽视变动地决定扫描时间，就不能使实效时间分辨率最佳化。

[0351] 接着，详细讲述实效时间分辨率和时间分辨率的差异。前以叙及，在心电同步图象的再构成之际，如果没有收集最低来自180°的观察方向的摄影数据，就不能获得断层像。但是由于心脏始终跳动，所以在某个心时相中心脏保持几乎不跳动的期间非常短。为了在如此短的时间中，从各种观察角度取得X线透过数据，从而获得再构成所需的最低180°的数据集，旋转一圈的摄影是不够的，需要进行好几圈的摄影。在这里，将每圈获得的某个心时相对应的X线透过数据，称作“段”。

[0352] 这样获得的段，由于按照其内部位置，对应的目的心时相不同，所以给与目的心时相对应的段内位置附加较高的加权，给与目的心时相分离的段内位置附加较低的加权。这样，再构成图象的时间分辨率比较高。

[0353] 在给段加权之际，如图37(a)所示，对在段内的各位置的图象再构成的参与率相等时，即加权是矩形加权时，参与的时间宽度成为在时间上换算段宽的值。可是，如图37(b)所示，对在段内的各位置的参与率不同时，例如将加权作为梯形加权时，参与的时间宽度就成为附加给段的加权函数的半值宽度左右。这样，在图37(a)和图37(b)中，出现实效时间分辨率在段之间不同的现象。就是说，某个断层像的再构成所使用的加权的宽度未必一致。其结果，再构成断层像时，就以被段中的最差的实效时间分辨率、即以被最宽大的加权的宽度扯后腿的形态决定时间分辨率。此外，段彼此之间还往往一部分重叠，或者在不能获得目的的心时相中的目的的断面的目的的观察角度的段时，还往往根据附近的段通过插补求出，所以每个段的加权更加复杂，实效时间分辨率进而受到更加复杂的影响。以上，以在象心脏那样的动体的图象中，对起因于活动的画质下降影响最大的段作为代表，讲述了实效时间分辨率。

[0354] 接着，参照图33和图38，讲述“基准心率数”和“基准心率变动量”这两个术语的含义。基准心率变动运算单元540，从被检体取得实际心率波形，在摄影前决定摄影参数时，根据它求出基准心率数和基准心率变动量。实际心率波形，例如是图38(a)所示的那种波形，伴随着时间的经过而变动。质言之，基准心率数和基准心率变动量是由实际心率波形获得的平均化的心率数及其变动宽度，在它们的计算方法中，大致有两个方法。一个是直接解析实际心率波形，求出其平均值和变动量的方法；另一个是将实际心率波形做成直方图后进行解析的方法。关于这些方法，将在后文中详述。

[0355] 接着，参照图34，详细讲述本发明的本实施方式涉及的算法。本算法能够用图33中的基准心率变动运算单元540及摄影速度选择单元550实现。但并不局限于此，使中央控制装置507中实行上述算法的程序动作后也能实现。

[0356] 在步骤S3401中，由输入装置510输入摄影必要的条件——摄影参数。摄影参数包含的内容有：为了收集一枚图象化所需的数据而需要的摄影速度——扫描时间、关心区域的位置和范围、螺旋轨道扫描及圆形轨道扫描等扫描方式的选择、螺旋间距乃至卧床移动速度等。另外，再构成参数包含的内容有：关心区域的位置和范围、螺旋间距、再构成的图象尺寸、卧床移动速度、再构成的心时相、半再构成及段再构成等再构成模式、段宽索引、再构成限幅间隔、再构成滤波函数等。这时，也可以经由输入装置510输入包含卧床移动速度及螺旋间距的参数。作为输入装置510，可以使用鼠标及键盘、触摸屏及声音输入装置(麦克风)等。在步骤S3402中，取得各种条件下的基准心率数及基准心率变动量5102。步骤S3402，例如由图33的心率变动计测单元530和基准心率变动运算单元540实行。在这里，心率变动计测单元530例如是心电图仪。更重要的是，还能够如图33所示，取代心电波形，使用X线CT装置取得的计测数据5104。这时，能够省略心电图仪等多余的装置。为了取代心电波形，使用根据计测数据获得的动态信息，例如可以使用特开2003-204961号公报等众所周知的技术。或者还可以使用根据特开2004-313513号公报及其它图象摄影数据，掌握动态 信息的技术。

[0357] 可是，每个被检体摄影时的心率数及心率变动量不同。另外，根据摄影之前的凝神静气的练习中的心电波形的倾向所读出的心率数及心率变动量，也因被检体而异。因此，基准心率数和基准心率变动量5102在进行决定之际，如上所述，取得被检体的经时性的实际心率波形5101。由于使用的实际心率波形，是有限时间内的波形，所以以下称作“心率变动函数”。沿着上述的2种方法，准备心率变动函数及其直方图。

[0358] 此外，心率变动函数表示经过时间和心率数的关联，直方图则表示心率数和各心率数的发生频度——度数的关联。在步骤S3402中，基准心率变动运算单元540参照这样编制的心率变动函数或直方图，作为以下表示的(1)～(5)中一个，决定基准心率数[beat/sec]；作为以下表示的(6)～(10)中一个，决定基准心率变动量。

[0359] (1)将心率变动函数的平均值，作为基准心率数。

[0360] (2)将直方图的重心值，作为基准心率数。

[0361] (3)将直方图的中央值，作为基准心率数。

[0362] (4)将与直方图的度数对应的加权相加值，作为基准心率数。

[0363] (5)将直方图的度数为Th以上的重心值，作为基准心率数。

[0364] (6)将心率变动函数的变动宽度(最高心率数和最低心率数之差)，作为基准心率变动量。

[0365] (7)将直方图的宽度(最高心率数和最低心率数之差)，作为基准心率变动量。 [0366] (8)将直方图的半值宽度，作为基准心率变动宽度。

[0367] (9)将直方图的十分之一的宽度，作为基准心率变动宽度。

[0368] (10)将直方图的度数为Th以上的宽度(最高心率数和最低心率数之差)，作为基准心率变动宽度。

[0369] 图38(a)～(d)表示所述的组合的例子，在图38(a)中，根据被检体的实际监测结果，编制心率变动函数，如所述(1)所示，将其平均值作为基准心率数；如所述(6)所示，将其变动宽度作为基准心率变动量。在图38(b)中，根据被检体的实际监测结果，编制表示心率数及其发生次数——度数的关联的直方图，如所述(2)所示，将其重心值作为基准心率数；如所述(7)所示，将其宽度作为基准心率变动量。在图38(c)中，根据被检体的实际监测结果，编制表示心率数及其发生次数——度数的关联的直方图，如所述(2)所示，将其重心值作为基准心率数；如所述(8)所示，将其半幅值作为基准心率变动量。在图38(d)中，根据被检体的实际监测结果，编制表示心率数及其发生次数——度数的关联的直方图，如所述(3)所示，将其中央值作为基准心率数；如所述(7)所示，将其宽度作为基准心率变动量。此外，各被检体过去摄影时的心率数及心率变动量不同。进而，与被检体是谁无关，可以获得注入造影剂时的统计性的心率变动量。另外，假如保留着对于该被检体的过去的注入造影剂时的心率数及心率变动量，也可以使用那种数据。使用这些统计性的数据及过去的数据时，可以经由图33的输入装置510输入，或者由与中央控制装置507另行连接的存储单元读出。它们经由图33内的线5104及5105，发送给基准心率变动运算单元540。根据这些各种条件下的心率信息，决定该检查时适合该被检体的基准心率数和基准心率变动量5102。

[0370] 在本实施方式中，讲述了在图34的步骤S3403的选项中，运用机会最多的使用最低时间分辨率的例子。预先声明的是，上述选项中，除了上述 最低时间分辨率之外，还有时间分辨率变动宽度和平均时间分辨率。最低时间分辨率，适合于心率数逐渐变化等情况。时间分辨率变动宽度，则适合于心率比平常高容易紧张的人等。另外，平均时间分辨率，适合于有脉搏的突发变动时。

[0371] 步骤S3403和步骤S3404，例如利用图33的摄影速度选择单元550实行。对于多个扫描时间，将与心率数的变化对应的实效时间分辨率的相互关系曲线图化后，如已经讲述过那一部分那样，成为图39所示的折线。在图39中，只准备着(a)扫描时间0.7秒和(b)扫描时间0.9秒的曲线图。但是最好事先准备表现与3个以上的多个扫描时间等各种摄影参数对应的实效时间分辨率和心率的相互关系的曲线图。图39表示最低时间分辨率的计算方法，将步骤S3402决定的基准心率数及基准心率变动量3102套用到该相互关系中后，可以根据基准心率数及基准心率变动量，获得最低时间分辨率TRb。

[0372] 在步骤S3404中，在扫描时间0.7秒和0.9之间，比较采用上述方法求出的最低时间分辨率TRb。比较基准心率数A的周边规定的基准心率变动量B和C之间的最低时间分辨率TRb后，将最低的实效时间分辨率比较高的扫描时间，作为摄影时的扫描时间决定。 [0373] 就是说，在图39(a)的扫描时间为0.7[sec/rot]的情况下，心率数大约为85[beat/min]时，最低时间分辨率TRb(0.7)＝0.35[sec]；在图39(b)的扫描时间为
0.9[sec/rot]的情况下，心率数大约为85[beat/min]时，最低时间分辨率TRb(0.9)＝
0.23[sec]。就是说，由于TRb(0.7)＞TRb(0.9)，所以最低时间分辨率TRb比较高的扫描时间是0.9[sec/rot]。这样，就将扫描时间0.9[sec/rot]作为摄影参数设定。

[0374] 在步骤S3405中，根据步骤S3404决定的扫描时间、步骤S3401输入的摄影参数——螺旋间距，实行螺旋扫描。这时，一边使摄影观察位置和心电图波形的位置关联，一边进行摄影。

[0375] 在步骤S3406中，根据步骤S3401输入的再构成参数，心电同步再构成步骤S3405获得的摄影数据。此外，在这里所谓的“心电同步再构成”，包含心电同步半再构成及心电同步段再构成，是从对由心电图获得的心率周期而言，成为规定的扫描时间地错开后同步的X线透过数据中，抽出与目的心时相对应的数据后，进行图象再构成。

[0376] 采用本实施方式后，如上所述，能够决定可以将实效时间分辨率最佳化的摄影速度——扫描时间。象本实施方式那样，使用最低时间分辨率时，在心率变动宽度内，对画质下降影响最大的实效时间分辨率尽管少，也能够采用高的那个。使用该最低时间分辨率的方法，例如适合于心率数逐渐变化的情况。具体的说，是被检体由于紧张而使脉搏增加之类的情况以及投与了造影剂时。换言之，适合于一般性的心率变动宽度狭小的被检体。 [0377] 以上，以使用多列检出器，进行螺旋轨道扫描的情况为例，讲述了本实施方式。可是，本实施方式并不局限于螺旋轨道扫描，进行圆形轨道扫描时也同样能够应用。在这里，讲述无论哪种扫描方式都能应用本发明的情况。图40是对本发明中的圆形轨道扫描和螺旋轨道扫描，比较它们的焦点轨迹的图形。图40(a)表示圆形轨道扫描时的X线源的移动轨迹，图40(b)表示螺旋轨道扫描时的X线源的移动轨迹。在象图40(a)那样，用圆形轨道摄影时，进行滤波修正二维倒投影，能够正确再现X线源位置的图象。

[0378] 可是，在象图40(b)那样，用螺旋轨道摄影时，由于轨迹朝着体轴方向移动，所以焦点轨迹不成为封闭的曲线，在摄影端部位置中，出现数据的不连续性。就是说，将被离散性地处理的X线透过数据及再构成图象，作为连续的数据处理。因此，只进行滤波修正二维倒投影时，由于再构成使用的数据端部，在体轴方向上不连续性，所以产生条纹状的加工品。因此，对于象图40(b)那样用螺旋轨道获得的数据，进行数据插补等。这样，能够编制象图40(a)那样的圆形轨道数据。然后再进行滤波修正二维倒投影，就能够防止条纹状的加工品。

[0379] 这样地使用插补，能够获得减少不连续性的图象。在实际进行这种插补之际，使用拉格朗日(Lagrange)插补等插补法，通过相位方向及检出器列方向、检出器沟道方向等3个方向的插补后，离散性地求出。最好通过包含时间方向的插补的四方向插补后进行计算。 [0380] 综上所述，在螺旋轨道扫描和圆形轨道扫描中，都同样能够求出来自任意的断面层中的各种观察角度的规定的心时相的数据。而且，能够与圆形轨道扫描或螺旋轨道扫描等扫描方式无关地收集心率变动信息。

[0381] 另外，在本实施方式中，讲述了使用多列检出器的情况。但是本发明在使用单列检出器时也能应用。图41是朝旋转轴方向排列单列检出器和多列检出器的示意图。在图14(b)的多列检出器中，虽然每列的X线束的厚度(以下称作“检波准直厚”)，比图14(a)的单列检出器薄，但成为将宽度狭窄的单列检出器朝旋转轴方向排列多列的结构，作为包含多列的整体，能够在旋转轴方向上，一次拍摄更广大的范围。

[0382] 使用多列检出器，进行图41(b)所示的螺旋轨道扫描时，例如可以进行下述摄影控制：在检出器的第1列对某个断层面从某个观察角度收集X线透过数据后，第2列对该相同的断层面从某个观察角度收集X线透过数据，同样，从第3列起到第n列为止，同样对该断层面从某个观察角度继续收集数据。一般来说，用多列检出器进行螺旋轨道扫描时，可以进行扫描控制，以便使检出器上的不同的检出器列从各自的观察角度分别检出规定的断层面的透过X线。这时如果使用所述插补，结果就能获得和通过所述图41(a)的圆形轨道扫描，从各种观察角度检出透过X线的效果相同的效果。

[0383] 本实施方式使用上述多列检出器，进行螺旋轨道扫描，从而可以一次在多个断层面上取得来自多个观察角度的规定的心时相的段。可是，使用上述多列检出器，进行圆形轨道扫描时，在多个断层面上取得来自多个观察角度的规定的心时相的段的这一点上，是一样的。进而，使用上述多列 检出器，反复进行螺旋轨道扫描，虽然花费较多的时间，但是可以在许多断面上获得来自许多观察方向的规定的心时相的段。进而，使用上述多列检出器，反复进行圆形轨道扫描，虽然花费较多的时间，但是可以在许多断面上获得来自许多观察方向的规定的心时相的段。

[0384] 综上所述，组合螺旋轨道扫描和圆形轨道扫描及多列检出器和单列检出器后，也能根据本实施方式的叙述，实施本发明。

[0385] 此外，使用多列检出器时，断层摄影像的旋转轴方向的空间分辨率、即体轴方向分辨率，在很大的程度上依存于每列的X线束的厚度(检波准直厚)。就是说，检波准直厚越薄，越高体轴方向分辨率。因此，使用多列检出器时，能够在提高时间分辨率的基础上，还提高空间分辨率。

[0386] 采用本实施方式后，因为具备根据心率变动计测单元计测的心率数和心率变动量，选择摄影速度的摄影速度选择单元，所以即使拍摄具有实际摄影时的心率数和摄影条件设定时的心率数不同的倾向的被检体时，也可以按照心率数的变动倾向，选择能够将时间分辨率最佳化的摄影速度。这样，能够提高决定图象的画质的要素之一的时间分辨率。 [0387] 另外，与之相伴，还能够避免时间分辨率恶化导致的检查不良，排除再重新摄影的麻烦，提高检查效率，避免伴随着重新摄影的无效被辐射。

[0388] 另外，由于根据计测的心率数和心率变动量等，求出基准心率数和基准心率变动量，摄影速度选择单元根据它选择摄影速度，所以能够通过摄影速度做媒介，掌握基准心率数及基准心率变动量和实效时间分辨率的相互关系，能够合理地提高时间分辨率。另外，与之相伴，还能够进一步减少时间分辨率恶化导致的检查不良的机会。能够进一步改善重新摄影的麻烦，提高检查效率，避免无效被辐射。

[0389] 另外，因为作为计测的心率数和心率变动量的平均值或者将它们中的至少一部分直方图化时的重心值、中央值、加权相加值中的某一个，决定 所述基准心率数，所以容易决定基准心率数，能够迅速而且正确地选择最佳的摄影速度。

[0390] 另外，因为作为将运算的所述基准心率数的变动宽度或它的至少一部分直方图化时的宽度、半值宽度、十分之一的宽度中的某一个，决定基准心率变动量，所以容易决定基准心率数变动量，能够迅速而且正确地选择最佳的摄影速度。

[0391] 另外，使用每个摄影速度决定的心率数和实效时间分辨率的相关函数后，按照不同的摄影速度，将基准心率变动量的范围内的心率数，套用到所述相关函数内，求出实效时间分辨率后进行评价，所以能够通过摄影速度做媒介，将基准心率数及基准心率变动量和实效时间分辨率的相互关系定量化，能够更正确地提高时间分辨率。另外，与之相伴，能够进一步减少时间分辨率恶化导致的检查不良的机会。能够进一步改善重新摄影的麻烦，提高检查效率，避免无效被辐射。

[0392] 另外，由于将套用到所述相关函数内，获得的一系列的实效时间分辨率中最低的数据最低，作为最低时间分辨率，选择使它成为最高的摄影速度，所以在被检体由于紧张而使脉搏加快时，以及投与了造影剂时，也能够设定可以进一步提高时间分辨率的摄影速度。 [0393] 另外，由于心率变动计测单元是心电图仪，或根据所述检出的放射线求出动体的活动量的活动量抽出单元，所以在能够根据X线CT装置取得的数据，推定心率数及其变动量时，利用该功能后，即使没有心电图仪时，也能获得时间分辨率高的优异的图象。 [0394] 另外，具备可以从外部输入成为所述基准心率数和所述基准心率变动量的运算的依据的心率数和心率变动量的变迁数据的输入装置后，作为决定摄影速度时的参考，能够从外部输入造影剂注入后的统计性的心率数的变迁等，以及同一个被检体的过去的心率数变动数据。另外，即使不能够根据心电图仪等其它的心率变动计测单元及X线CT装置取得的数据，推 定心率数及其变动量时，也能获得时间分辨率高的优异的图象。

[0395] 另外，具备摄影时可以朝着被检体的体轴方向，使和放射线检出单元的相对性的位置移动的移动单元后，可以沿着被检体的体轴方向，取得心脏的图象，可以提高四维像、任意心时相中的三维像、任意断面中的二维像的画质。

[0396] 另外，在本实施方式中，采用使用了X线的断层像摄影装置，但并不局限于此，在使用伽玛线、中子线、阳电子、电磁能及光的断层像摄影装置中，也能够应用。 [0397] (第6实施方式)

[0398] 第6实施方式，是和第5实施方式一样，沿着图34的流程图，根据被检体的基准心率数和基准心率变动量，决定扫描时间的方法。但是图34的步骤S3403求出的时间分辨率变动宽度，和第1实施方式的最低时间分辨率不同。其他的装置结构和工序，和第5实施方式相同，不再赘述。此外，除非特别指出，和在第5实施方式中使用的相同的参照记号，表示相同的部分。

[0399] 使用时间分辨率变动宽度时，使用图42所示的相关函数。最好与摄影参数的组合对应，按照扫描时间，准备相关函数。

[0400] 在图34的步骤S3403中，时间分辨率变动宽度，如图42所示地决定。在由步骤S3402求出的基准心率数和基准心率变动量5102决定的范围中，使用求出实效时间分辨率的变动宽度TRw的时间分辨率变动宽度TRw理由，是为了避免如果在成为相同的断面的再构成图象的依据的多个段的实效时间分辨率，有很大的差异，它就会成为加工品出现。在X线CT装置中，最终的目的物是图象。再构成图象时，如果段的实效时间分辨率有较大的差异，图象就要恶化。就是说一个段具有异常高的实效时间分辨率，其它的段的实效时间分辨率如果不相称，时间分辨率就被具有较低的实效时间分辨率的段扯后腿。

[0401] 因此，在步骤S3401中，作为扫描时间，采用基准心率变动宽度内的实效时间分辨率的变动、即时间分辨率变动宽度TRw狭窄的段。下面，参照图42讲述步骤S3404。首先，求出与基准心率数A的周边规定的基准心率变动量B和C的范围对应的时间分辨率变动宽度TRw。例如在图42(a)中，基准心率范围中的实效时间分辨率的变动范围是0.08～0.35[sec]，该时间间隔——时间分辨率变动宽度TRw(0.7)是0.27[sec]。另外，在图42(b)中，基准心率变动量中的实效时间分辨率的变动范围是0.08～0.23[sec]，时间分辨率变动宽度TRw(0.9)是0.15[sec]。就是说，扫描时间为0.7[sec/rot]时，成为时间分辨率变动宽度TRw(0.7)＝0.27[sec]；扫描时间为0.9[sec/rot]时，成为时间分辨率变动宽度TRw(0.9)＝0.15[sec]。

[0402] 接着，判定哪一个是比较狭窄的时间分辨率变动宽度。在这里，因为TRw(0.7)＞TRw(0.9)，所以时间分辨率变动宽度比较狭窄的扫描时间是0.9[sec/rot]。这样，作为摄影参数，就设定扫描时间0.9[sec/rot]

[0403] 此外，在步骤S3404中，也可以根据步骤S3403求出的最低时间分辨率及时间分辨率宽度中的某一个，或者它们组合，决定摄影速度——扫描时间。

[0404] 采用本实施方式后，由于选择将基准心率数作为中心的基准心率范围内的实效时间分辨率的变动宽度成为最窄的摄影速度，所以图象的均质化和实效时间分辨率优异。 [0405] 例如，适合于在广泛的范围内心率数均匀分布的情况，以及容易紧张或者在极度的紧张下心率数变化比平常多的被检体，以及心脏特别弱的被检体。

[0406] 与第5实施方式的最低时间分辨率的情况相比，适合于心率变动较多的情况。 [0407] 另外，在本实施方式中，采用使用了X线的断层像摄影装置，但并不 局限于此，在使用伽玛线、中子线、阳电子、电磁能及光的断层像摄影装置中，也能够应用。 [0408] (第7实施方式)

[0409] 第7实施方式，在图34的步骤S3403中求出平均时间分辨率这一点，和第5实施方式及第6实施方式求出最低时间分辨率及时间分辨率变动宽度这一点不同。其他的装置结构和工序，和第5实施方式相同，不再赘述。此外，在本实施方式中，除非特别指出，和第5实施方式中使用的相同的参照记号，表示相同的部分。

[0410] 使用时间分辨率时，使用图43所示的相关函数。最好与摄影参数的组合对应，按照扫描时间，准备相关函数。

[0411] 在图34的步骤S3403中，平均时间分辨率，将重心值作为基准，使用与度数对应的加权值，进行实效时间分辨率的加权，将加权相加值作为摄影速度——摄影时的扫描时间决定。对与每个实效时间分辨率对应的心率数的出现频度加权后，将平均的实效时间分辨率作为平均时间分辨率TRm求出。使用平均时间分辨率时，选择与实效时间分辨率的最小值和最大值相差不远的中间性的值，将时间变动的影响抑制到最小限度，从而能够提高图象的画质。

[0412] 下面，参照图43，讲述平均时间分辨率的计算。在扫描时间0.7秒的情况下，基准心率范围为85～105[beat/min]的被检体时，设心率数85[beat/min]的度数为2、心率数90[beat/min]的度数为2、心率数95[beat/min]的度数为3、心率数100[beat/min]的度数为2、心率数105[beat/min]的度数为1、度数的总和为9。各心率的度数比，在心率数85[beat/min]时成为2/9，在心率数90[beat/min]时成为2/9，在心率数95[beat/min]时成为3/9，在心率数100[beat/min]时成为2/9，在心率数105[beat/min]时成为1/10。 [0413] 在这里，在扫描时间0.7[sec]的情况下，心率数85[beat/min]的实效时间分辨率为0.3[sec]、心率数90[beat/min]的实效时间分辨率为0.2[sec]、 心率数95[beat/min]的实效时间分辨率为0.08[sec]、心率数100[beat/min]的实效时间分辨率为0.1[sec]、心率数105[beat/min]的实效时间分辨率为0.08[sec]时，采用下述方法计算平均时间分辨率。

[0414] [数学式23]

[0415] 0.3*2/10+0.2*2/10+0.08*3/10+0.1*2/10+0.08*1/10＝0.152[sec]

[0416] 同样，在扫描时间0.9[sec]的情况下，相同的基准心率范围为85～105[beat/min]的被检体时，心率数85[beat/min]的实效时间分辨率为0.15[sec]、心率数90[beat/min]的实效时间分辨率为0.20[sec]、心率数95[beat/min]的实效时间分辨率为0.1[sec]、心率数100[beat/min]的实效时间分辨率为0.15[sec]、心率数105[beat/min]的实效时间分辨率为0.1[sec]时，采用下述方法计算平均时间分辨率。

[0417] [数学式24]

[0418] 0.15*2/10+0.20*2/10+0.1*3/10+0.15*2/10+0.1*1/10＝0.14[sec]

[0419] 就是说，扫描时间0.7[sec/rot]时，平均时间分辨率TRm(0.7)＝0.152[sec]；扫描时间0.9[sec/rot]时，平均时间分辨率TRm(0.9)＝0.14[sec]。

[0420] 在步骤S3404中，因为TRm(0.7)＞TRm(0.9)，所以判断平均时间分辨率比较高的扫描时间是0.9[sec/rot]。然后，将扫描时间0.9[sec/rot]作为摄影参数设定。 [0421] 使用平均时间分辨率TRm时，适合于具有脉搏突然加快等突发性的异常的被检体。

[0422] 此外，在步骤S3404中，根据步骤S3403计算的最低时间分辨率、平均时间分辨率及时间分辨率宽度中某一个或它们的组合，决定摄影速度——扫描时间。这时。在所述最低时间分辨率成为最高的摄影速度、所述时间分辨率宽度成为最窄的摄影速度和所述平均时间分辨率成为最高的摄影速度等3种摄影速度中，具有占大多数的摄影速度时，可以选择该摄影速度。

[0423] 采用以上的本实施方式后，计数实效时间分辨率在各规定范围中出现的频度，将其加权平均值，作为平均时间分辨率，选择它成为最高的摄影速度，从而能够设定可以进一步提高时间分辨率的摄影速度。

[0424] 另外，在所述3种实施方式(第5实施方式、第6实施方式、第7实施方式)中，讲述了使用X线的断层像摄影装置，但本发明并不局限于此，在使用伽玛线、中子线、阳电子、电磁能及光的断层像摄影装置中，也能够应用。另外，X线CT装置时，扫描方式也不限定第1代、第2代、第3代、第4代中的某一种方式，可以适用于螺旋轨道扫描及圆形轨道扫描中的任何一个。另外，对于搭载多个X线源的多管球CT、阴极扫描CT及电子束CT也同样能够使用。

[0425] 另外，检出器形状也可以在将X线源作为中心的圆筒表面上配置的检出器、平面检出器、将X线源作为中心的球面上配置的检出器、将旋转轴作为中心的圆筒表面上配置的检出器等哪种检出器中都能够应用。进而，检出器的列数也可以从单列到多列的各种形态中应用。

[0426] 另外，在本实施方式中，将实际上应该离散处理的X线透过数据及再构成图象作为连续的数据处理。因此可以使用拉格朗日(Lagrange)插补法，通过相位方向、检出器列方向(v方向)及检出器沟道方向等3个方向的插补，离散性地计算。这时，还可以通过包含时间方向的插补的4个方向的插补，进行计算。

[0427] 采用本实施方式后，即使拍摄具有实际摄影时的心率数和摄影条件设定时的心率数不同的倾向的被检体时，也可以按照心率数的变动倾向，选择能够将时间分辨率最佳化的摄影速度。这样，能够提高决定图象的画质的要素之一的时间分辨率。

[0428] 另外，与之相伴，还能够避免时间分辨率恶化导致的检查不良，排除再重新摄影的麻烦，提高检查效率，避免伴随着重新摄影的无效被辐射。

[0429] 另外，提高容易受到心率变动的影响的活动较大的冠动脉等的狭窄及钙化的抽出精度，可以获得优异的诊断效果。

[0430] 此外，在本实施方式中，采用使用了X线的断层像摄影装置，但并不局限于此，在使用伽玛线、中子线、阳电子、电磁能及光的断层像摄影装置中，也能够应用。 [0431] (第8实施方式)

[0432] 第4实施方式，是X线CT装置涉及的旨在拍摄特别是心血管及呼吸系统等被检体中进行周期运动的部位的方法。

[0433] 在用X线CT装置拍摄运动的身体部位时，在获得的断层像(再构成图象)中，出现起因于被检体的运动的加工品。为了减少这种加工品，通常使用心电图仪及呼吸传感器等活体传感器，混合进行采用将生理性的运动变换成电信号的机器的计测，使用获得的电信号，控制摄影，或者处理图象。将心脏作为对象的摄影，作为心电同步再构成法，已经广为人知。

[0434] 采用该方法后，将心电图仪计测的电信号附加到摄影数据(透过X线数据)上后收集，根据获得的摄影数据，进行图象再构成，能够获得任意的心时相中的心脏断层像。 [0435] 例如，特开2002-330961号公报公布了将心电波形的R波作为基准，在大致相同的心时相中，从多个心率收集拍摄的扫描及观察不同的摄影数据(以下称作“段”)的X线CT装置。根据这样收集的段，进行图象再构成后，能够提高时间分辨率。

[0436] 下面，根据图34，讲述采用上述的X线CT装置进行心电同步再构成中的段的抽出方法。图44表示出收集3个段的例子。根据再构成基准位置，在相同的时相，从再构成所需的摄影角度(大约180°+α，α：X线锥角度)收集摄影角度不同的摄影数据。在图44的例子中，将从基准a起的0～ 1/3π、从基准b起的π/3～2π/3、从基准c起的2π/3～π，作为抽出范围，收集段。另外，为了编制任意的限幅位置中的断层像，在由各检出器列获得的摄影数据之间实施插补处理，从而编制相同限幅位置的数据集，进行图象再构成。 [0437] 可是，将图象再构成心电信息作为基准，从多个心率中收集段时，收集到的所有的段未必适合于图象再构成。例如，从心率数较大的心率收集到的段，与从心率数较小的心率收集到的段相比，接受心率活动的影响的可能性大，成为产生活动加工品的原因。就是说，在收集到的多个段中，对于心电同步再构成而言的重要度，存在着离差。因此，收集到的段中，往往包含重要度低的段。这时，在编制的再构成图象中，存在着有可能出现活动加工品等使图象劣化的问题。

[0438] 因此，本实施方式涉及的X线CT装置，旨在解决上述问题，其目的在于提供有利于提高从多个心率收集相同的心时相的段时的时间分辨率或空间分辨率的X线CT装置。 [0439] 此外，在本实施方式中，所谓“再构成基准位置”，是指表示操作者编制的心脏图象的心时相位置的位置。

[0440] 另外，所谓“重要度”，是指根据再构成基准位置收集的摄影数据，参与再构成图象的参与度，相当于对于从摄影角度180°+α(α：X线的锥角度)收集的摄影数据而言的再构成基准位置中的摄影数据的参与度。就是说，某个摄影数据的重要度高，就意味着该摄影数据给与再构成图象(例如心脏图象)的画质的影响，比其它的摄影数据大。

[0441] 另外，所谓“周期运动的特征量”，是表示某个周期运动的特征的数值，例如是周期运动的周期，及使用波形表示周期运动时的波高的标准偏差等。

[0442] 下面，参照附图，详细讲述本发明涉及的X线CT装置的理想的实施方式。 [0443] 图45是表示采用本发明的一种实施方式的X线CT装置的结构的简要结构图。图45的X线CT装置801具备：进行X线照射及检出的扫描器探头部810；根据该扫描器探头部810检出的摄影数据，进行图象再构成运算的图象处理装置820；控制扫描器探头部810中的测定动作的测定控制装置830；使被检体860乘坐的患者台850。

[0444] 扫描器探头部810包括：照射X线的X线管球811；检出透过被检体860的X线，输出摄影数据的X线检出器812；搭载X线管球811及X线检出器812的旋转盘813。在X线管球811中，安装着控制X线束的方向的准直仪814。X线检出器812，是在被检体860的体轴方向n列排列多个检出器1、2、…n，从而能够同时取得多个位置(n限幅)的摄影数据的多限幅X线检出器。旋转盘813，在旋转驱动装置815的作用下旋转，该旋转驱动装置815被测定控制装置830控制。

[0445] 图象处理装置820具备：由键盘及鼠标等输入器件构成的鼠标821；与测定控制装置830连接，进行测定控制装置830的操作及控制的计算机822；由CRT及液晶显示装置构成的显示装置823。

[0446] X线管球811产生的X线强度，受测定控制装置830的控制，该测定控制装置830，被计算机822操作·控制。另外，计算机822与旨在取得被检体860的心电波形的心电图仪840连接。

[0447] 计算机822，具备基准位置计算单元822a、重要度计算单元822b、抽出范围计算单元822c。

[0448] 下面，根据图46，讲述使用X线CT装置801编制心脏图象的工序。图46是表示编制心脏图象的工序的流程图。以下，依次讲述其步骤。

[0449] (步骤S4601)

[0450] 利用X线CT装置801，拍摄包含被检体860的心脏的摄影范围。X线 CT装置801，在收集摄影数据的同时，还利用心电图仪840收集心电信息。

[0451] (步骤S4602)

[0452] 在根据步骤S4601收集的心电信息，进行心电同步再构成时，取得成为段的基准的信号。图47表示一般的心电波形的一个例子。通常大多将容易特定峰值位置的R波的位置作为基准信号使用，但也可以使用P波、Q波、S波、T波。

[0453] (步骤S4603)

[0454] 基准位置计算单元822a，根据在步骤S4602中取得的基准信号，计算再构成基准位置。图48是表示再构成基准位置的一个例子的图形，将R波作为基准信号，以将直到邻接的R波为止的时间间隔作为100％时的相对位置，决定再构成基准位置。相对位置的值，由操作者决定。图49是表示再构成基准位置的一个例子的图形，将R波作为基准信号，以到R波的绝对时间决定再构成基准位置。绝对时间的值，由操作者决定。

[0455] (步骤S4604)

[0456] 重要度计算单元822b，对在步骤S4603中计算的各再构成基准位置，计算重要度。 [0457] 图50表示根据1个心率周期计算重要度的例子。1个心率周期较长时，与较短时相比，心运动缓慢，在该期间拍摄的摄影数据，受心运动的影响较少。就是说，根据较长的1个心率周期之间包含的再构成基准位置收集的段，与较短的1个心率周期之间包含的再构成基准位置收集的段相比，适合于心电同步再构成。基于以上的观点，越是较长的1个心率周期包含的再构成基准位置，设定的重要度就越高。图6是表示心脏摄影中取得的心电波形的图形，Ra、Rb、Rc分别表示各自的心运动的1个心率周期。将在心电同步再构成中使用的再构成基准位置，作为基准a、基准b、基准c后，各自的再构成基准位置的重要度La、Lb、Lc，就可以用以下的[数学式25]表示。

[0458] [数学式25]

[0459] La＝Ra/(Ra+Rb+Rc)

[0460] Lb＝Rb/(Ra+Rb+Rc)

[0461] Lc＝Rc/(Ra+Rb+Rc)

[0462] 图51是表示根据从X线管球通过时刻起到再构成基准位置为止的时间间隔，计算重要度的一个例子。在体轴方向上具备多个X线检出器812的X线CT装置(多限幅CT装置)中，由于利用具有向体轴方向扩大的角(锥角)的X线，所以两端的X线检出器812检出的摄影数据，成为发生加工品的原因。

[0463] 如上所述，在心电同步再构成中，实施收集多个时刻拍摄的段后，再构成图象。但是从X线管球通过任意的再构成基准位置的时刻起，越是在时间上离得大的时刻拍摄的段，被靠近X线检出器812两端的X线检出器8 12拍摄的比例就越高，成为加工品的原因的可能性就越大。基于上述观点，从X线管球通过任意的再构成基准位置的时刻起，越是在时间上接近的再构成基准位置，越设定高的重要度。

[0464] 图51是表示心脏摄影中取得的心电波形的图形，Ta、Tb、Tc表示从X线管球通过任意的再构成基准位置的时刻起，在心电同步再构成中使用的到再构成基准位置、基准a、基准b、基准c为止的时间间隔。各再构成基准位置的重要度，可以用[数学式26]表示。 [0465] [数学式26]

[0466] La＝(1/Ta)/(1/Ta+1/Tb+1/Tc)

[0467] Lb＝(1/Tb)/(1/Ta+1/Tb+1/Tc)

[0468] Lc＝(1/Tc)/(1/Ta+1/Tb+1/Tc)

[0469] 图52表示根据心运动的规律计算重要度的一个例子。心电同步再构成，是利用心脏有规律地跳动的现象，提高时间分辨率的手法。

[0470] 可是，成为心脏检查的对象的患者，在心脏上具有某种疾病的可能性大，例如出现心房颤动时，心运动就有规律地出现紊乱。这时，在心房颤动中拍摄的段，因为不能保证心运动的规律，所以难以称作适合于心电同步再构成的段分割摄影数据。基于上述观点，越是有规律的心运动包含的再构成基准位置，越设定高的重要度。

[0471] 图52是表示心脏摄影中取得的心电波形的图形，示出将心电同步再构成使用的再构成基准位置作为基准a、基准b、基准c时，在基准c的周边出现心房颤动的例子。出现心房颤动时，在心电波形中，出现无规律的小波。确认这种心电波形的异常时，视作心运动的规律崩溃，将被心电波形异常的时间段包含的再构成基准位置(在图52中为基准c)的重要度设定成比其它的再构成基准位置小。心运动的规律，例如通过计算心电波形的波高的标准偏差后，进行评价。

[0472] 另外，作为其它的重要度的计算方法，例如有预先将患者的正常的心率波形临时速率化后存储，对各波形实施临时速率匹配的方法。然后，在重要度中反映其一致度。就是说，越是一致度高的心率包含的再构成基准位置，越要设定高的重要度。

[0473] 在上述图50、51、52中，根据某一个指标计算重要度，但也可以组合多个指标后计算重要度。另外，示出了根据心电波形自动计算重要度的方法，但也可以在显示装置823上显示心电波形，根据操作者的判断，以手动方式加以修正。

[0474] 下面，根据图53，讲述以手动方式修正重要度的方法。图53是表示将心电波形8101和段8102的重要度互相关联后显示的画面显示例的示意图。

[0475] 图53-(a)是表示抽出范围计算单元822c从再构成基准位置、基准a、基准b、基准c中收集了3个段的显示装置823中的画面显示例。另外，图53-(b)是表示操作者使用鼠标821删除有心房颤动部分的段后的结果的画面显示例。

[0476] 在图53-(a)中，相当于出现心房颤动的心率包含的基准b位置的段(2)，与再构成基准位置、基准a、b、c相比，心率的规律性低。因此，基准b的重要度显著低，或者低于预先设定的重要度的阈值。这时，收集基准a、c中的2个段。这样，能够除去重要度低的段后，进行图象再构成，提高画质。

[0477] 具体的说，操作者利用鼠标821，点击或拖动地指定段(2)的显示区域后，输入删除该显示区域的指令。于是，与该删除处理连动，基准a、基准c部分的段(1)(3)的重要度提高(即结合数据范围区域中的各段(1)(3)的比例变高)。组合该变更后的2个段(1)’及(3)’，编制结合后数据范围的区域。这样，可以按照重要度，调整收集的段数。 [0478] 此外，上述图50、51、52，都能够适用于使用单限幅X线CT装置及多限幅X线CT装置，进行动态扫描时的心电同步再构成。另外，在使用多限幅X线CT装置，进行螺旋扫描时的心电同步再构成中，通过图51的时刻，能够采用根据X线管球811通过图51的再构成基准位置的时刻，计算重要度的方法。

[0479] (步骤S4605)

[0480] 抽出范围计算单元822c，根据步骤S4604计算的重要度，计算段的抽出范围。 [0481] 抽出范围计算单元822c，根据给每个再构成基准位置设定的重要度，调整抽出范围。图54表示它的一个例子。图54表示基准a、b、c的重要度Ia、Ib、Ic的关系是Ia∶Ib∶Ic＝1∶2∶1时的抽出范围，与重要度的比一致，根据基准a、b、c，将抽出的段的数据宽度Wa、Wb、Wc的宽度调整成Wa∶Wb∶Wc＝1∶2∶1。这样，增加从重要度高的基准位置抽出的段的比例后，能够提高图象质量。

[0482] 此外，在图54中，将数据宽度Wa、Wb、Wc的比调整成和重要度Ia、 Ib、Ic的比相同。但是也可以对重要度进行任意的加权，计算数据宽度。加权既可以预先在图象处理装置820中设定，也可以由操作者随时输入加权。

[0483] 加权例如在Ia∶Ib∶Ic＝1∶2∶1时，给各重要度累乘系数0.5，求出Wa、Wb、Wc后，就成为Wa∶Wb∶Wc＝1∶1.4∶1，能够减少重要度对数据宽度的影响。这样，即使进行了过修正、即重要度的差过于大时，也能用适当的比例设定数据宽度。 [0484] 相反，在重要度的比是Ia∶Ib∶Ic＝1∶2∶1时，给各重要度累乘系数2，求出Wa、Wb、Wc后，就成为Wa∶Wb∶Wc＝1∶4∶1，能够加大重要度对数据宽度的影响。 [0485] (步骤S4606)

[0486] 收集抽出范围计算单元822c求出的段，根据汇集该段的结合后的数据，图象处理装置820进行再构成处理，生成再构成图象。

[0487] 在上述实施方式中，如图53所示，讲述了操作者使用鼠标821，修正抽出范围计算单元822c求出的再构成基准位置的实施方式。但是也可以根据心率数据，只在显示装置823上显示心率波形，操作者从该心率波形中，指定为了再构成图象而使用的心率相位，使用相当于该心率相位的段，进行图象再构成。

[0488] 进而，也可以组合表示各段的加权的加权显示。操作者利用鼠标821，点击或拖动想对加权进行加减的心率相位，指定区域。这时，可以调整成使给X线CT装置801加权的总和成为1。例如，选择2个心率相位时，增加一个心率相位的加权后，另一个心率相位的加权就减少，使X线CT装置801将2个心率相位加权的总和成为1。

[0489] 在本实施方式中，作为周期运动识别装置，使用心电图仪840，进行考虑到心运动的图象再构成。周期运动识别装置，可以使用其它的识别活体的周期运动的装置，例如脉搏传感器及呼吸传感器等。使用时呼吸传感器， 能够提高肺部区域的图象再构成的画质。另外，在心电同步再构成中，有将邻接的段相互重叠后，抑制时间性的不连续的方法，在该方法中也能够应用本发明。就是说，能够通过增加重要度高的段的参与率，从而调整段的数据的重叠的宽度及重叠手法，提高图象质量。

[0490] 采用本实施方式后，能够提供从多个心率收集相同的心时相的段之际，有利于提高时间分辨率或空间分辨率的X线CT装置。

[0491] 此外，在本实施方式中，采用使用了X线的断层像摄影装置，但并不局限于此，在使用伽玛线、中子线、阳电子、电磁能及光的断层像摄影装置中，也能够应用。 [0492] 本发明能够一边抑制X线的被辐射量，一边生成被检体的进行周期运动的部位的断层像。另外，在使用由注入被检体的药剂释放出的伽玛线、中子线、阳电子、电磁能及光，生成断层像时，能够更加有效地收集旨在生成断层像的数据。