使用X线CT装置的心脏断层图像制作方法及装置 【技术领域】
本发明涉及一种使用X线CT装置的心脏断层图像制作方法及装置，尤其涉及进行螺旋扫描、由多列型检测器(多切片型检测器)在检测投影数据的方式的X线CT装置中、应用追溯心电描记(retrospectiveElectrocardiography，以下记作追溯ECG)门摄影方法制作心脏的断层图像的方法和装置。
背景技术
一般来说，人体的心脏，由于其脉动，在使用X线CT装置进行摄影时，在断层像上会出现动作假影(motion artifact)，成为诊断上不理想的图像。为了不产生动作假影，需要把扫描速度设定在1个心跳周期以下，为高速。但是，人体的心脏的心跳数，根据人体、另外即使同一人体还根据当时的肉体的状态及精神的状态而不同，在现在的第三代的CT系统的扫描地机构中，使其扫描速度在上述所有的心跳周期以下的高速是困难的。因此，与心跳周期不同步地拍摄，在得到投影数据后组合与心跳时相相同的数据、再构成图像的方法公开在特开2001-137232号公报中。它是测定被检体的心电周期，并对该测定的心电周期以非同步的角速度扫描被检体的心脏而取得投影数据，由时间不连续的投影数据的分段，制作被检体的心脏的断层图像。所制作的图像，是相当于心电周期选择的部分，例如相当于比较静止的部分的图像。
但是，在于上述特开2001-137232号公报中公开的心脏拍摄方法中，没有涉及以下两点。
其之一，是具有多列型X线检测器(多切片型检测器)，进行使X线源和上述X线检测器在被检体的周围旋转的同时、移动被检体而拍摄的螺旋扫描，为了在投影角度方向(视点方向)收集时间不连续的投影数据，有在被检体的体轴方向(切片方向)发生对于图像再构成所需要的投影数据的不连续的区域的情形。在对于再构成投影数据存在不连续区域的时候，由于所希望的切片位置的投影数据不足，所以当按此进行再构成处理、制作图像时就得到假影或者显著劣质的图像。
另一个，是在于上述心跳周期和扫描周期之间有相位错开的时候，具有在投影角度方向上对再构成所需要的数据不足、不能制作再构成图像的情形。
另外，一般地，在观察心脏的脉动的时候，以往是微调整扫描时间、取得扫描周期和心跳周期的同步，将由在上述特开2001-137232号公报等中公开的心脏断层像及、或多个心脏断层像得到的三维图像，按心跳时相的顺序，采取连续地显示而为动像的方法。然而，根据使X线发生源和X线检测器在被检体的周围旋转扫描的机械精度，在能够微调整的扫描时间的范围是有界限的，另外，在上述的以往技术中，由于是分割1个心跳、使在各个心跳时相中的图像并列的动像，所以很难得到顺畅的动像。
在这里，本发明的目的在于、首先，提供一种即使由具有多列型检测器的X线CT装置进行螺旋扫描、也没有切片方向的投影数据的不连续区域，能够得到降低由心脏的脉动带来的动作假影的任意的切片位置的心脏断层像的心脏断层图像制作方法及装置。
进而，在本发明中，其目的在于还提供一种即使在于心跳周期和扫描周期之间产生相位的错位的时候，也能够消除对再构筑所需要的投影角度方向的数据数的不足，得到由心脏的脉动带来的动作假影少的心脏断层像，并且比以往能够得到顺畅的心脏断层动像的心脏断层图像制作方法及装置。
【发明内容】
为了达到上述目的，本发明的使用X线CT装置的心脏断层图像制作方法，是由在被检体的切片方向上具有多列的X线检测器的X线CT装置进行螺旋扫描、使用由所述X线检测器检测的投影数据制作所述被检体的心脏的断层图像的方法，其特征在于，由下述步骤构成：测定被检体的心电图信息的步骤、由所述螺旋扫描的各扫描求出对断层图像的再构成所需要的投影数据的分割数的步骤、基于在测定所述投影数据分割数和所述心电图信息的步骤得到的心电图周期来收集相同心跳时相的分割投影数据并形成对断层图像的再构成所需要的投影数据的步骤、在所述形成的投影数据的所述被检体的切片方向，对不连续的区域进行插补，形成连续投影数据的步骤、使用所述连续投影数据制作所述被检体的心脏的断层图像的步骤。求出所述投影数据分割数的步骤，包括求出所述螺旋扫描的扫描周期与从所述心电图信息得到的心电图周期同步的扫描数，计算对在该同步的扫描数内的各扫描中的断层图像的再构成所需要的投影数据的分割数的步骤。
在形成所述连续投影数据的步骤中，具有对所述被检体的体轴方向的投影数据的不连续区域、以180度相对向位置关系并以心跳时相相同的投影数据进行插补的插补方法或由使用所述不连续区域附近的心跳时相相同的投影数据的插补进行插补的插补方法，通过这些插补方法形成在所述被检体的体轴方向连续的投影数据。用于使用所述不连续区域附近的心跳时相相同的投影数据的插补的投影数据，也可以对所述不连续区域附近的心跳时相相同的投影数据进行加权而获得。
根据上述的心脏断层图像制作方法，由于能够消除在螺旋扫描中的投影数据的不连续性，所以由此得到的心脏断层图像，能够成为由心脏的脉动带来的移动假影(动作假影)少的良好的图像。
进而，在形成所述连续投影数据的步骤中，通过设置求出所述分割投影数据的数据宽度的步骤并对所述分割投影数据的前部投影角度和分割投影数据数及数据宽度中的至少1个进行调整，使与任意的心跳时相相等并形成图像再构成所需要的投影角度范围的投影数据。
通过较宽地设定所述分割投影数据的数据宽度并实施对各个分割投影数据的境界附近的数据的加权处理、对相邻的分割投影数据的境界部分相加而使其相互重合、来形成对所述图像再构成所需要的投影角度范围的投影数据。
另外，通过移动所述分割投影数据的前部投影角度，形成任意的心跳时相的投影数据，形成多个所述分割投影数据的前部投影角度的移动量仅以任意的投影角度而不同的投影数据，并通过对它们分别进行图像再构成，而制作多个在任意的时间间隔的心跳时相中的心脏断层像。进而，制作多个在任意的时间间隔的心跳时相中的心脏断层像的步骤，包括：对于由所述分割投影数据求出的图像再构成所需要的多个投影数据、在所述被检体的切片方向实施加权处理的步骤、对于实施所述加权处理的多个投影数据的每一个进行图像再构成、得到切片位置不同的多个心脏断层像的步骤、由所述多个心脏断层像实施内插或外插的插补处理而得到任意的切片位置的心脏断层像的步骤。进而，制作多个在任意的时间间隔的心跳时相中的心脏断层像的步骤，包括：对于由所述分割投影数据求出的图像再构成所需要的多个投影数据、进行使用内插或外插的切片方向的插补、而得到任意的投影数据的步骤、对于该任意的投影数据进行图像再构成、得到任意的切片位置的心脏断层像的步骤。通过使用由上述的方法形成的投影数据再构成心脏断层像，即使在于被检体的心跳周期和螺旋扫描的扫描周期之间产生相位的错位的时候，由于能够适当地调整分割投影数据数和数据宽度，所以能够得到动作假影少的心脏断层像。
在形成所述连续投影数据的步骤中，由与所收集的心跳时相相应的分割投影数据形成任意的切片位置的投影数据，并通过由这些投影数据制作心脏断层像而得到心脏断层动像。另外，在形成所述连续投影数据的步骤中，使所得到的任意的心跳时相的心脏断层像、按各个心跳时相形成在所述被检体的切片方向集合多个的投影数据，并由这些投影数据得到心脏的三维图像，通过对这些三维图像按心跳时相的顺序显示而得到心脏的三维图像的动像。另外，本发明的使用X线CT装置的心脏断层图像制作装置，是由在被检体的切片方向上具有多列的X线检测器的X线CT装置进行螺旋扫描、使用由所述X线检测器检测的投影数据制作所述被检体的心脏的断层图像的装置，其特征在于，包括：测定被检体的心电图信息的心电图信息测定装置、由所述螺旋扫描的各扫描求出对断层图像的再构成所需要的投影数据的分割数的装置、基于所述投影数据的分割数和由所述心电图信息测定装置测定的心电图周期，收集相同心跳时相的分割投影数据，并形成对断层图像的再构成所需要的投影数据的装置、在所述形成的投影数据的所述被检体的切片方向，对不连续的区域进行插补，形成连续投影数据的连续投影数据形成装置、使用所述连续投影数据制作所述被检体的心脏的断层图像的图像制作装置、显示所述制作的断层图像的显示装置。求出所述投影数据的分割数的装置，包括求出所述螺旋扫描的扫描周期与从所述心电图信息测定装置得到的被检体的心电图周期同步的扫描数，计算对在该同步的扫描数内的各扫描中的断层图像的再构成所需要的投影数据的分割数的装置。所述连续投影数据形成装置，具有对所述被检体的切片方向的投影数据的不连续区域、以180度相对向位置关系并以心跳时相相同的投影数据进行插补的插补装置或对所述被检体的切片方向的投影数据的不连续区域、由使用该不连续区域附近的心跳时相相同的投影数据进行插补的插补装置。
用于所述插补的投影数据，对所述不连续区域附近的心跳时相相同的投影数据进行加权而获得。
通过这样的构成，由于能够消除在螺旋扫描时的投影数据的不连续性，所以由此得到的心脏断层图像，为由心脏的脉动带来的动作假影少的良好的图像。
进而，其特征在于，所述连续投影数据形成装置，通过设置求出所述分割投影数据的数据宽度的装置并对所述分割投影数据的前部投影角度和分割投影数据数及数据宽度中的至少1个进行调整，使与任意的心跳时相相等并形成图像再构成所需要的投影角度范围的投影数据，也可以通过较宽地设定所述分割投影数据的数据宽度并实施对各个分割投影数据的境界附近的数据的加权处理、对相邻的分割投影数据的境界部分进行相加而使其相互重合、来形成对所述图像再构成所需要的投影角度范围的投影数据。另外，通过移动所述分割投影数据的前部投影角度，也能够形成任意的心跳时相的投影数据，形成多个所述分割投影数据的前部投影角度的移动量仅以任意的投影角度而不同的投影数据，并通过对它们分别进行图像再构成，而制作多个在任意的时间间隔的心跳时相中的心脏断层像。制作多个在所述任意的时间间隔的心跳时相中的心脏断层像的装置，包括：对于由所述分割投影数据求出的图像再构成所需要的多个投影数据、在所述被检体的切片方向实施加权处理的装置、对于实施所述加权处理的多个投影数据的每一个进行图像再构成、得到切片位置不同的多个心脏断层像的装置、由所述多个心脏断层像实施内插或外插的插补处理而得到任意的切片位置的心脏断层像的装置，另外，还包括：对于由所述分割投影数据求出的图像再构成所需要的多个投影数据、进行使用内插或外插的切片方向的插补、而得到任意的投影数据的装置、对于该任意的投影数据进行图像再构成、得到任意的切片位置的心脏断层像的装置。
通过使用由上述的方法形成的投影数据再构成心脏断层像，即使在于被检体的心跳周期和螺旋扫描的扫描周期之间产生相位的错位的时候，由于能够适当地调整分割投影数据数和数据宽度，所以能够得到动作假影少的心脏断层像。
所述连续投影数据形成装置，进而，由与所收集的心跳时相相应的分割投影数据形成任意的切片位置的投影数据，并通过由这些投影数据制作心脏断层像而得到心脏断层动像。
进而，使所得到的任意的心跳时相的心脏断层像、按各个心跳时相形成在所述被检体的切片方向集合多个的投影数据，由这些投影数据得到心脏的三维图像并进行显示，通过对所述三维图像按心跳时相的顺序显示，能够得到心脏的三维图像的动像。
【附图说明】
图1是表示具有本发明的心脏用追溯ECG门拍摄功能的X线CT装置的系统构成图。
图2是心电图波形的说明图。
图3是追溯ECG门说明图。
图4是追溯ECG门说明图。
图5是说明本发明的流程的说明图。
图6是用螺旋扫描和X线检测器列为多列时的追溯ECG门的说明图。
图7是追溯ECG门的说明图。
图8是插补方法的说明图。
图9是用螺旋扫描和X线检测器列为多列时的追溯ECG门的说明图。
图10是不连续投影数据的说明图。
图11是不连续投影数据的说明图。
图12是不连续区域的插补说明图。
图13是表示在本发明中的投影数据形成装置的分割投影数据收集的一例的图。
图14是表示在本发明中的投影数据形成装置的分割投影数据收集的另一例的图。
图15是表示在本发明中的投影数据形成装置的分割投影数据收集的又另一例的图。
图16是表示在本发明中的投影数据形成装置和图像处理装置进行的处理的流程图。
图17是详细说明图16中所示的处理的图。
图18是详细说明图16中所示的处理的图。
图19是详细说明图16中所示的处理的图。
图20是表示具有在本发明中的投影数据形成装置中的任意的心跳时相的分割投影数据收集的一例的图。
【具体实施方式】
以下，按照附图对本发明的理想实施例进行详细说明。
《系统构成》
图1是表示具有本发明的心脏用ECG门功能的X线CT装置的系统构成图。使用本发明的X线CT装置的心脏断层图像制作方法及装置，具有：进行X线照射和检测的扫描仪门体部202，和从由该扫描仪门体部202检测的测量数据、制作投影数据的投影数据形成装置207，和将所制作的投影数据处理为CT图像信号的图像处理装置208，和输出CT图像的显示装置205。
上述扫描仪门体部202，具有：旋转圆盘209，和搭载于该旋转圆盘209上的X线管201，和安装在该X线管201上、控制X线束的方向用的准直仪210，和夹住被检体214并搭载于与上述X线管201相对向的上述旋转圆盘209上、检测透过上述被检体214的X线强度的X线检测器204。该X线检测器204，具有：通过将检测元件以多列排列在被检体的体轴方向、可同时取得多个位置的投影数据的多列检测器(多切片检测器)。另外，该旋转圆盘209，通过旋转驱动装置211而进行旋转，该旋转驱动装置211，由测定控制装置212控制，该测定控制装置212，对应于由输入装置215输入设定的扫描条件、由计算机213操作控制。进而，上述的投影数据形成装置207，为了取得被检体214的心电图波形而与心电图计206连接。
使用以上说明了其概略构成的本发明的X线CT装置的、心脏断层图像制作方法和装置，以在床203上让被检体躺下的状态，从X线管201照射X线。该X线由准直仪210获得方向性并被X线检测器204检测，但这时，通过使上述的旋转圆盘209在患者的周围旋转，边改变照射X线的方向(边扫描)，边使用X线检测器204检测X线。该被检测出的测量数据和由心电图计206测量的被检体214的心电图信息被转送到投影数据形成装置207中，使用心脏用ECG门拍摄方法形成投影数据，进而，由图像处理装置208再构成CT图像，该被再构成的心脏断层图像被显示在显示装置205上。
在图2中表示了用于在以后的实施例中说明的心电图的波形的名称。在心电图中将值非常高的波称为R波、将其前后的波称为Q、S波。有关详细说明请参照医学类的专业书。本发明是在图1构成的X线CT装置、即进行螺旋扫描并由多列型检测器检测投影数据的方式的X线CT装置上，应用追溯ECG门拍摄方法，制作心脏断层图像的发明，但关于构成本发明基本的追溯ECG门拍摄方法的原理，从具有单一列检测器的X线CT装置进行正常扫描的情形进行说明。
图3是在扫描中载置被检体的床203静止的状态、并且X线检测器为1列时的追溯ECG门拍摄方法的说明图。如图3所示，在扫描周期为1秒、被检体的心跳周期(R-R时间)为0.75秒的时候，在3扫描后(如果以心跳记述为4心跳后)，扫描时相和心跳时相相同。由于在3扫描周期中心脏反复重复4次心跳，所以心跳时相相同、投影数据在3扫描中存在4次。在追溯ECG门中，可以将心跳时相相同、投影角度不同的数据收集1扫描周期部分。由于现在从4心跳周期收集1个扫描周期部分的投影数据，所以每1心跳周期所收集的投影数据，如果以投影角度表现、能以π/2每部分进行收集。
即，在第1周期中发生心电图波形R1、R2，在第2周期中发生R3，在第3周期中发生R4、R5。心脏的动作，其在扩张时为接近静止的状态，这是在心电图波形R1～R5发生时。以该时刻分别为起始点，以投影角度制作每π/2的投影数据，对它们按投影角度的顺序联系在一起，这时，可以得到一个心脏的几乎静止的投影数据。图3的a、b、c、d的投影数据分别表示以R1、R2、R3、R4为起点、按每π/2拍摄时的部分投影数据。这样实行，则可制作图4(a)所示的投影数据。该数据，从每R波后π/2各心跳周期来进行收集并且投影角度全都不同。即，以扫描π/2的投影角度的时间，与扫描360度时等价。如图4(b)所示，a、b的部分，从第1扫描周期收集数据，d的部分从第3扫描周期收集数据，c的部分从第2扫描周期收集数据。即，图4(a)是将图3的部分投影数据a、b、c、d按投影角度0～2π的顺序排列制作一个投影数据的图。从而按心电图波形R1、R4、R3、R2、R5的顺序，使部分投影数据a、b、c、d排列。图4(b)是表示收集部分投影数据a、b、c、d、构成一个心脏的投影数据的例子，对于投影角度0～2π，最初的π/2，即，0～π/2为部分投影数据a，接着，π/2～π为部分投影数据d，然后，c和d，分别是位于π～3π/2和3π/2～2π的部分投影数据，由此制作一个投影数据。
该追溯ECG门(在图3的例)，以扫描π/2的投影角度的时间，扫描了360度，所以理论的扫描时间以0.25秒拍摄，即使1个扫描1秒左右的现在的第3代CT，也能够高速地进行心脏的拍摄。另外，根据扫描时间和心跳时间也可以进行更高速的扫描。
图5表示进行心脏拍摄时的大致的流程。首先在步骤1中，基于扫描时间和被检体的心跳数，求出在步骤3需要的扫描周期。即，在步骤1中，根据图3所示的扫描时间1秒和被检体心跳数0.75秒，作为需要扫描数，决定扫描和心跳同步的扫描数＝3，和投影数据分割数＝1/4分割〔图4(a)，(b)〕。在步骤2中，基于在步骤1求出的扫描数进行拍摄。
在步骤3中，投影数据形成装置207，以从被检体214得到的心电图信息(图3的R1～R5)为基础，从各扫描周期收集与心跳时相一致的投影数据(图3的a～d)。在步骤4中，以从步骤3得到的投影数据为基础，在图像处理装置208中形成再构成处理的图像。该图像，构成为心脏宛如看起来像停止似的断层像。
《投影数据不连续的应对》
作为使用本发明的第1实施例的X线CT装置的心脏断层图像制作方法及装置，下面，对于由将图3的追溯ECG门拍摄方法用于在扫描中床动作的螺旋扫描时的投影数据的不连续性所产生的假影少的心脏断层像的心脏断层图像制作方法及装置进行说明。
(1)投影数据的不连续区域窄的情形
图6是检测器为4列的多列检测器的情形，是扫描周期为1秒、心跳周期为0.75秒的情形，是投影数据的不连续区域窄的情形。
图的纵轴表示载置被检体的床的直线移动方向(是被检体的体轴方向，称为Z轴方向)，横轴表示投影角度。检测器的轨迹描绘出检测器的中心。螺旋扫描间距，使用在1个扫描结束时，一个检测器部分的床移动的间距1。即，在第3扫描结束时的1列检测器的位置，与第1扫描(投影角度为零时)的4列检测器的位置相同。由于假设在图6中床被固定、X线源及X线检测器动作(实际上X线源及X线检测器不动作、床移动)来进行说明，所以X线检测器的轨迹能够表现为等待倾斜的直线。
在图6中，也与图3相同，在心跳时相相同并收集投影数据时，为图6的斜线表示的区域。
由于图6的情形也是在扫描周期中，心跳周期是出现4次，因此，如果收集π/2部分的投影数据，则可以得到1个扫描部分的投影数据。在图6的情况下，由于使用4列检测器，所以收集的投影数据，等待检测器部分的宽度，将此在图中用斜线的长方形表示。既，如果是在长方形内，可以通过在任意的断面位置、由附近的检测器得到投影数据的投影数据间的插补来计算。即，扫描是1个周期1秒，投影角度是0～2π。进行3周期这样的扫描，按每个心电图波形R1～R4，得到投影数据a、b、c、d。
在图7中，为了对由图6的各扫描得到的投影数据、以1个扫描部分描绘出，将长方形向第1扫描内平行移动来表现。即，在投影角度0～2π之间，投影数据为按a、b、c、d的顺序排列的状态。在图7中，从各周期收集的投影数据，进行阶段状地描绘，这是因为进行螺旋扫描而收集的数据在被检体床的直线移动方向(Z方向)错开。例如，在图7所示的切片位置SP的投影数据，无论是什么样的投影角度，由于被包含在以斜线所示的长方形内，所以可以进行计算。插补的方法，如图8所示，只要使用根据单纯的距离的分量的线性插补等就能够实现。
在图8中，为了说明而去掉了图7的π～3π/2的部分的投影数据，这时，由3列和4列检测器计算所希望的切片位置的投影数据。即，图8(a)是通过第3列的检测器80和第4列的检测器81，根据周知的一般的线性插补方法，计算切片位置83的图。另外图8(b)是表示计算切片位置83’的例子，是将检测器的轨迹80’和81’之间例如设置为1.0，将切片位置83’和轨迹80’之间的分量例如设定在w＝0.4，将切片位置83’和轨迹81’之间的分量例如设定在w＝0.6，来计算切片位置的方法的图。图7的切片位置70是这样计算出的例。
在图6、7中，表现至第3扫描，在图9中进一步将在扫描时能够收集的投影数据向第1扫描内平行移动表示。如果继续进行扫描，如图9所示，可以计算出在各个切片位置心跳时相相同投影而角度不同的投影数据。即，投影数据a、b、c、d，分别是相当于第1周期～第3周期的投影数据，e、f、g、h是表示相当于第4～第6周期的投影数据的符号。这时，切片位置90～93，由于跨越任何的投影数据，所以在任意的切片位置都能够制作图像数据。
(2)投影数据的不连续区域宽的情形
下面，说明心跳等不同的情形。在扫描周期1秒、心跳周期0.8秒、螺旋扫描间距为1的例中，以扫描4周期、心跳周期中以5周期同步。这时所收集的投影数据，分别各为2π/5。在本发明中收集的投影数据的宽度等，由投影数据形成装置207实行。
如在图6、7、8所说明的那样，在将上述的例用图表现时，是如图10所示的那样。要计算图10的切片位置SP的投影数据时，在2π/5～4π/5的区间，在长方形中不包含断位置，不能够计算投影数据，产生投影数据的不连续区域110。这时，就不能进行投影数据的计算。
即使在图9的例中也产生不连续的区域，但由于与图10的例比较，这个区间非常窄，所以在各个切片位置可以进行投影数据的计算。在图10中，由于不连续的区间的宽度宽，所以在各个切片位置可以进行投影数据的计算。在图10中，由于不连续区间的宽度宽，所以要增加许多不可能计算的切片位置。在图11中出示了其极端的例子，并假定扫描周期为1秒、心跳周期为0.9秒的情形。在图11的情况下，所收集的投影数据的宽度为π/5，需要的投影数据为9周期。当然进行9周期扫描勉强能够收集1个扫描部分的投影数据，但当在该9个扫描周期之间进行螺旋扫描的时候，由于被检体床不断移动，所以如图11所示，投影数据的不连续区域110会显著变大。因此在所希望的切片位置不可能进行投影数据的计算。
在本发明中，如以下那样解决了上述的不理想情况。在图12(a)中表示以1秒扫描、心跳周期为0.8秒反复重复时的追溯ECG门扫描法。从图12(a)中也可以清楚地看到，例如在切片位置SP1，在4π/5～6π/5(不连续区域A)的区间产生投影数据的不连续区域。
另外，在切片位置SP2，在8π/5～2π(不连续区域B)的区间产生投影数据的不连续区域。由于在有投影数据的不连续时就不能计算所希望的切片位置的投影数据，所以按此进行再构成处理、求出图像时就会得到假影或明显劣质的图像。
如在图12(a)中所示，4π/5～6π/5和8π/5～2π，处于180相对关系。所谓相对关系，是指透过相同区域的X线路径，其X线的入射相互错开180度的关系。即，180相对数据在被检体床静止的扫描中，理论上是完全相同的。
在图12(a)中的相对关系中，为了使用螺旋扫描，即使是相对关系，但由于该被检体床位置(切片位置)不同，所以也不能呈现相同。然而，通过以180度相对的投影数据置换不连续区域来消除不连续区域是非常有效的修正方法。原因是在追溯ECG门拍摄中，为了尽量抑制心脏的动作假影，以收集心跳时相相同的投影数据为前提。因此，在于图12(a)所示的不连续区域A置换某个投影数据的时候，是180度相对位置关系，并且，必须使用心跳时相相同的投影数据。由于在图12(a)所示的四方的斜线区域全部为心跳时相相同的数据，所以由此，如果使用处于相对关系的投影数据，是180度相对位置关系，并且，使用心跳时相相同的投影数据。
处于上述的相对关系并且在不连续区域填入心跳时相相同的投影数据的例是图12(b)。在图12(b)中，通过填入处理而消除了不连续区域，在切片位置SP1可以进行投影数据的计算。另外，相反地在不连续区域B，虽然8π/5～2π的区间是不连续的，但其也处于180度相对关系，由填入4π/5～6π/5的数据来解决，可以计算切片位置SP2的投影数据。另外，在投影数据形成装置内的存储器中，图表化心跳周期和分割投影数据数的关系，也可以参照此而求出分割投影数据。
上述虽然使用处于相对关系的投影数据，但对切片位置SP1的不连续区域的投影数据，从四方斜线区域C和D、由线性插补计算，也可以进行投影数据的计算。根据使用上述180度相对数据的方法，虽然可靠性低，但可使用心跳时相相同的数据，可以说适用于心脏拍摄。
另外，在上述的说明中，采用处于180度相对关系、心跳时相相同的数据的方法，是采用使用相邻的投影数据、通过线性插补等求出的方法，但不管哪种，由于使用了心跳时相相同的数据，所以所得到的心脏断层像能够得到心脏的动作假影少的图像。
《对于心跳周期和扫描周期之间相位错开的投影数据的最佳化和再构成》
接着，作为使用本发明的第二实施例的X线CT装置的心脏断层图像制作方法和装置，是在收集由上述说明的本发明得到的连续区域的投影数据、即在从各扫描周期收集心跳时相的对应的投影数据的时候，通过对应于心跳周期和扫描周期之间相位错开而将投影数据最佳化，进而可以得到假影少的心脏断层像(2维图像)、3维图像和4维图像(动像)，下面，对这样的本发明的心脏断层图像制作方法和装置进行说明。
另外，用于本发明的心脏断层图像制作的X线检测器204，是通过将检测元件多个排列在被检体的体轴方向、可同时取得多个位置的投影数据的多切片检测器，扫描方式是螺旋扫描。
如在图1说明的那样，以在被检体床203上让被检体214躺下的状态，从X线管201照射X线。该X线由准直仪210得到方向性并被X线检测器204检测，但这时，通过使上述的旋转圆盘209在被检体的周围旋转，来进行边改变照射X线的方向(边扫描)边使用X线检测器204检测X线。该被检测出的测量数据被转送到投影数据形成装置207中，在这里，由被心电图计206测量的被检体的心电图信息(参照上述图2和有关记载)和从测定控制装置212得到的拍摄条件来形成动作假影少的投影数据。另外，这样得到的投影数据，进一步由图像处理装置208再构成为CT图像，对显示装置205输出在以下详述的3维或4维(动像)图像。
(1)投影数据的收集
图13是扫描周期和心跳周期的比为6∶7的例子。另外，在该图13(A)中，表示了在X线CT装置的投影数据形成装置207中的分割投影数据收集的时间。另外，在图13(B)中，表示了对在上述图13(A)中所示的再构成所需要的「180度+扇角240度」的期间的分割投影数据收集时间的放大图。该图13(A)的横轴是时间(t)，另外，其纵轴是被检体床(参照图1中的符号203)的直线移动方向(Z轴)的位置。
另外，在该横轴的下方，图示了从心电图计206给出的ECG信号，表示在时间方向(t)的心跳动的位置。而且，这时的拍摄条件，是螺旋间距为1、4列的检测器并假定扫描周期和心跳周期的比为6∶7的情形。在这里，把螺旋间距定义为对于Z轴方向的检测元件配置间距的比。
在该图13(A)的纵轴上，表示4根斜线进行螺旋扫描时的旋转中心处的4个检测元件的轨迹。另外，检测元件的中心轨迹上的粗线，表示在上述的实施例已说明的、心跳时相相等的分割投影数据，在这里，令各个分割数据为a1、a2、a3、a4。另外，在这里，为了容易理解分割投影数据的收集方法，表示了在第1次扫描收集后的投影数据，并且被图13(B)的下方的4个划分的方形，是收集后的投影数据的放大图，被划分的各个部分，表示被收集的各个分割投影数据，并且，在图中，明确示出了各个分割投影数据的检测器数据、从扫描开始给出的扫描数和投影角范围。
这样，很明确，在扫描周期和心跳周期的比为6∶7时，第1列检测器的第1扫描投影角0～60度的分割投影数据a1、第2列检测器的第2扫描投影角60～120度的分割投影数据a2、第3列检测器的第3扫描投影角120～180度的分割投影数据a3和第4列检测器的第4扫描投影角180～240度的分割投影数据a4，分别在ECG信号中是同范围的分割投影数据，从具有相同数据宽度的4个分割投影数据，在对图像再构成所需要的180度上加上X线源的扇角的投影角度(约240度)部分的投影数据的收集是成功的。
通过对使用上述的算法而收集的投影数据进行图像再构成，可以得到时间分辨力是扫描时间的6分之1、且动作假影少的再构成图像。另外，在上述图13的拍摄条件中，从根本上可以形成动作假影少的投影数据，所以将该拍摄条件在这里作为理想的条件。
但是，能够应用在上述图13中所说明的投影数据收集法的条件，限于扫描周期和心跳周期的比为6∶7的情况，当在与此比不同的条件下应用上述图13的投影数据收集法的时候，不能够收集心跳时相相等的分割投影数据，不可能得到动作假影少的再构成图像。
作为对于上述问题点的对策，例如机械地变更扫描时间，也可以接近理想的条件，但是，在由机械的变更能够微调整的扫描时间的范围有界限，因此，不能够收集心跳时相相等的分割投影数据，不可能得到动作假影少的再构成图像。
在这里，在本发明中，提出了通过根据被检体的心跳周期来调整对分割投影数据的分割数和分割投影数据宽度，可得到动作假影少的再构成图像的投影数据收集法。
首先，对分割投影数据的分割数和分割投影数据宽度的计算方法进行阐述。设分割投影数据宽度为Sv(view)、扫描时间为St(s)、1个心跳周期为Cc(s)、拍摄图像数为Vw(view)、收集分割投影数据数为Sn、对再构成所需要的图像数为Hv、检测器列数为Dn，则分割投影数据宽度Sv和收集分割投影数据数Sn，能够由下述(1)、(2)式求出。
Sv＝|St-Cc|×(Vw/St) ……(1)
Sn＝Hv/Sv (小数位四舍五入) ……(2)
以下，对各种例子进行详细说明。
图14是扫描周期和心跳周期的比为36∶43的情况。
图14所示的内容，与上述图13相同。但是，拍摄条件为假设螺旋间距1、4列检测器，扫描周期和心跳周期的比为36∶43的情况。
该比与在上述说明的理想的条件比较，仅X线源201移动10度所需要的时间，是心跳周期比扫描时间长的情况。另外，设所收集的分割投影数据分别为b1、b2、b3、b4。
在扫描周期和心跳周期的比为36∶43的时候，对第1列检测器的第1扫描投影角0～70度的分割投影数据b1、第2列检测器的第2扫描投影角70～140度的分割投影数据b2、第3列检测器的第3扫描投影角140～210度的分割投影数据b3和第4列检测器的第4扫描投影角210～240度的分割投影数据b4进行组合，并收集在图像再构成所需要的180度上加上X线源的扇角的投影角度(约240度)部分的投影数据(参照图14(B)的放大图)。
该图14的分割投影数据收集法，与上述图13的情况比较，其特征是，将分割投影数据b1、b2、b3的数据宽度分别各增加10度，另外，将b4的数据宽度仅减少b1、b2、b3的数据宽度的增加角度的合计的30度、为30度。另外，将b1、b2、b3的分割投影数据开始角度，分别各增加10度、20度、30度，由此，b1、b2、b3、b4分别为心跳时相相等的分割投影数据(参照图14(A)最下段的ECG信号(心跳信号))。
如该图14所示，通过对使用调整分割投影数据的数据宽度的分割投影数据收集法而收集的投影数据、进行图像再构成，可以得到时间分解能力为扫描时间的36分之7、且动作假影少的再构成图像。
在上述图14中，表示了扫描时间和心跳周期的比为36∶43的情况(与理想的条件比较，仅对X线源移动10度所需要的时间，心跳周期比扫描时间长的时候)的分割投影数据收集法，但即使在扫描时间和心跳周期的差大的时候，同样通过改变收集的分割投影数据的数和该数据宽度，也可以收集心跳时相相等的投影数据。
在图15中，表示了扫描时间和心跳周期的比为18∶23的时候(与理想的条件比较，仅X线源移动20度所需要的时间，心跳周期比扫描时间长的时候)的分割投影数据收集法。另外，在这里，为了避免说明的重复，仅图示放大图，并将分割投影数据分别设为c1、c2、c3。并且，对这些分割投影数据c1、c2、c3的数据宽度分别各增加20度，通过将所收集的分割投影数据减少到3个，仍然与上述同样地，可以得到动作假影少的投影数据。
通过对使用调整该图15的分割投影数据的数据宽度的分割投影数据收集法而收集的投影数据、进行图像再构成，可以得到时间分解能力为扫描时间的9分之2、且动作假影少的再构成图像。
另外，即使在于以上所述的图13～图15说明以外的扫描周期和心跳周期之比的情况，与上述相同，通过对应被检体的心跳周期、调整分割投影数据的宽度和分割投影数据数并收集心跳时相相等的分割投影数据，可以制作动作假影少的再构成图像。
但是，在过于离开理想的条件(即，扫描周期和心跳周期的比为6∶7)的条件下利用本发明时，所得到的分割投影数据数变少，并且，分割投影数据宽度也变大，所得到的再构成图像的动作假影变多。因此，为了得到动作假影更少的再构成图像，就要预先接近理想的条件地设定测定时的扫描时间，这样来利用本发明是理想的。
另外，在进行分割投影数据收集时，由于在分割投影数据的境界部分心跳时相急剧地变化，所以在制作心脏断层像时产生动作假影。为了解决此现象，可以考虑较宽地设定各个分割投影数据的数据宽度，对各个分割投影数据的境界附近的数据进行附加权处理，加上相邻的分割投影数据的境界部分使相互重合等方法。
另外，即使在心律不齐等患者的心跳动不规则的时候，通过使用由心电图计得到的心跳动的信息(即，上述的ECG信号)调整分割投影数据的数据宽度、收集起来的数据数，可以利用本发明。
(2)图像再构成
接着，对上述得到的投影数据制作后的图像再构成法，使用图16、17、18、19进行说明。即，为了得到任意的切片位置的心脏断层像，需要对所制作的投影数据实施几个处理。首先，在图16中，表示了直到获得了心脏断层像的处理流程。如上所示，通过从被检体的心跳数、拍摄条件求出分割投影数据的分割数、数据宽度(步骤11)、收集分割投影数据来制作投影数据(步骤12)。另外，在上述说明的图13、14、15中，表示了一个投影数据的收集方法的例，然而在实际上，也可以进行切片位置不同的多个投影数据的收集。
在这里，对该多个投影数据的制作，在以下使用图17进行说明。
首先，在图17中，表示了在上述图13所示的理想的条件中的投影数据的制作方法的例子。由4列的检测器的数据制作断面范围不同的3个投影数据。设所得到的投影数据为R1、R2、R3，分别对所收集起来的分割投影数据，表示了所使用的检测器数据、从扫描开始的扫描数和投影角范围。另外，以第1扫描为基准，对其以前的扫描用负表示。
下面说明为了由此3个投影数据而获得在某切片位置的心脏断层像的2种方法。
关于第1个方法，与上述图16一起，使用图18进行说明。该图18的纵轴表示切片方向位置，求用虚线表示的切片位置的心脏断层像。为此，首先，分别对于3个投影数据R1、R2、R3进行Z轴方向的加权处理(上述图16的步骤13)，由此，制作某切片位置的投影数据。接着，分别对处理后的投影数据R1’、R2’、R3’进行图像再构成(步骤14)，得到切片位置不同的3个心脏断层像。并且，由最终得到的3个心脏断层像img1、img2、img3使用内插、或外插的插补处理(Z轴方向插补处理)(步骤15)，能够得到任意的切片位置的心脏断层像img。
接着，关于第2个方法，使用图19进行说明。由在此方法中制作的3个投影数据R1、R2、R3，进行使用内插、或外插的切片方向的插补，得到任意的切片位置的投影数据R’(Z轴方向插补处理)(上述图16的步骤16)。然后，通过对投影数据R’进行图像再构成(步骤17)，能够得到任意的切片位置的心脏断层像img。
进而，使用图20，说明形成在操作者指示的任意的心跳时相中的、对图像再构成所需要的投影角度范围的投影数据的手法。该图20，表示与上述图13同样的条件的、各心跳时相的分割投影数据的收集方法，即，摄影条件是假定螺旋间距1、4列检测器、扫描周期和心跳周期之比为6∶7的情形。如上所述，在此理想的条件下，心跳时相相等，使用数据宽度相等的4个分割投影数据可以得到动作假影少的再构成图像。
在图中，在最上方表示心电图波形(ECG)，在其下方，对将1个心跳分割成7个心跳时相的时候的各个心跳时相、以从A到G的英文字母表示。在其下方，用带状的方形图示了4个检测器的各个投影数据，并对1个扫描、由分割投影数据的投影角度宽度来划分，对各分割投影数据按投影角度小的顺序用从1到6的数字表示。另外，为了容易解分割投影数据收集方法，图示出了第2列检测器的投影数据从第2扫描收集，第3列检测器的投影数据从第3扫描收集，第4列检测器的投影数据从第4扫描收集的情形。
另外，由此图可知，由于是在设扫描周期和心跳周期之比为6∶7的条件下，所以随着扫描进行，各检测器的分割投影数据1～6的心跳时相错开1个心跳时相。另外，在图的最下方，图示了分割投影数据后的投影数据。例如，在形成A的心跳时相的投影数据的时候，收集纵向直列地排列的4个分割投影数据(由双线围住的部分)，可以得到对图像再构成所需要的投影数据。另外，同样对B、G的心跳时相也图示了投影数据形成的例子。
接着，作为形成任意的心跳时相的投影数据的一例，考虑形成具有心跳时相A和心跳时相B的正好中间的心跳时相的投影数据。这时，首先，使各个检测器的投影数据中的分割投影数据的前头投影角度、向X线源的前进方向仅移动分割投影数据的投影角度范围的一半的角度(30度)。将每个检测器中的前部投影角度变更后的投影数据，表示在变更前的投影数据列的下方，使各分割投影数据为1.5、2.5、...6.5。
在此情况下，与形成上述的心跳时相A的投影数据的情况相同，通过收集分割投影数据的前部投影角度的移动后的分割投影数据，能够形成心跳时相A和心跳时相B的中间的心跳时相中的投影数据。将收集后的投影数据在该图20的下方作为心跳时相A～B的投影数据而图示。另外，用同样的收集方法，可以收集心跳时相B和心跳时相C的中间的心跳时相的投影数据等、各心跳时相的中间的心跳时相的投影数据。
这样，说明了通过移动分割投影数据的前部投影角度、收集各心跳时相的中间的心跳时相的投影数据的方法，但按照这样的作法可知，通过改变移动分割投影数据的前部投影角度的移动量，可以形成任意的心跳时相的投影数据。
另外，还可知制作多个分割投影数据的前部投影角度移动量仅为任意的投影角度的、不同的投影数据，并通过对它们分别进行图像再构成，可以制作多个任意的时间间隔的心跳时相中的心脏断层像。
(3)3维图像和4维图像(动图像)的制作
由上述的方法在被检体的体轴方向(Z轴方向、即切片方向)不同的多处位置，制作任意的时间间隔的心跳时相中的再构成图像，并通过将具有相同心跳时相的再构成图像在体轴方向集合，能够制作任意的时间间隔的心跳时相中的心脏整体的断层图像、即三维图像。
通过将这样得到的三维图像按心跳时相顺序显示在显示装置(参照图1的符号205)上，能够得到不间断地顺畅地跳动的心脏的三维动像、即四维图像。
(在产业上利用的可能性)
如以上详细的说明，根据本发明，由于能够消除螺旋扫描时的投影数据的不连续性，所以由此得到的心脏断层图像，可以是由心脏的跳动带来的移动假影(动作假影)少的良好的图像。
另外，即使在被检体的心跳周期和螺旋扫描的扫描周期之间产生相位错开时，由于能够适当地调整分割投影数据数和数据宽度等，所以能够得到动作假影少的心脏断层图像。进而可在被检体的体轴方向不同的多处位置，制作任意时间间隔的心跳时相中的再构成图像，并通过将具有相同心跳时相的再构成图像在体轴方向集合，能够制作任意的时间间隔的心跳时相中的心脏的三维图像。
并且，通过将这样得到的三维图像按心跳时相的顺序显示在显示装置上，能够得到不间断地顺畅地跳动的心脏的三维动像、即四维图像。