CN100518652C - X射线计算机断层摄影装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种X射线计算机断层摄影装置，具备：产生X射线的X射线源(101)；产生用于施加于X射线源的高电压的高电压产生部(104)；为产生投影数据而检测透过被检体后的X射线的X射线检测器(102)；将投影数据与被检体的心电图数据关联起来存储的存储部(203)；按照操作者的指令设定特定的心跳相位的设定部(212)；重建部(206)，根据在跨多个心跳周期的、以特定的心跳相位为中心的多个特定期间内收集的多个投影数据集，重建断层像；期间扩展部(207)，根据被检体的心率变动范围，扩展特定期间；和控制部(212)，为了在扩展后的特定期间内以较高线量产生X射线，在扩展后的特定期间以外的其他期间内以较低线量产生X射线或停止产生X射线，控制高电压产生部。

Description

X射线计算机断层摄影装置

相关申请的交叉引用

本申请基于并主张2005年9月7日提交的在先日本专利申请No.2005-259614和2005年9月30日提交的No.2005-285863的优先权，其全部内容通过引用结合在本申请中。

技术领域

本发明涉及一种可以进行心电同步重建(ECG门控重建：ECGgated reconstruction)的X射线计算机断层摄影装置。

背景技术

X射线计算机断层摄影装置根据透过被检体的X射线的强度，利用图像提供关于被检体的信息，在以疾病诊断、治疗和手术计划等为代表的多种医疗行为中起着重要的作用。

在运动快的心脏检查中，进行心电同步扫描。所谓心电同步扫描，是与扫描并行地收集心电图同步信号(触发信号、R波信号)和心电图波形信号(ECG信号)等，在数据收集后，使用心电图波形信号，得到与心跳相位同步的图像。

最近，在心脏检查中，尝试通过利用心电信息仅对特定相位进行X射线曝射来实现受曝射的减少。

但是，特开2000-342577号公报中未示出如何确定X射线曝射期间。另外，在特开2000-51208号公报中，使用在扫描前收集的1次心跳期间的R-R波间隔(心跳周期)，来确定扫描时的X射线曝射期间。这也许可适用于心跳周期恒定的心脏人体模型。但是，实际被检体(患者)的心跳周期是不稳定的，即使在扫描前，几次心跳期间的心跳周期也不是恒定的，仅采用1次心跳期间的心跳周期来确定X射线曝射期间是不现实的。另外，在几秒～几十秒间进行的心脏检查中，扫描时的多个心跳周期与扫描前的1个心跳周期都不是完全相同的。因此，可能在操作者想要重建的相位没有曝射X射线(没有取得数据)，相反却收集了无用期间的数据。

另外，如上所述，X射线计算机断层摄影装置根据透过被检体的X射线的强度，利用图像提供关于被检体的信息，在以疾病诊断、治疗和手术计划等为首的多种医疗行为中起着重要作用。尤其在使用X射线计算机断层摄影装置的、运动快的心脏检查中，提高图像的时间分辨率是一个重要课题。对该课题的直接处理方法是缩短X射线管每次旋转的时间，即实现扫描的高速化。通过该扫描的高速化，与心电图同步地进行扫描、仅收集心跳周期内的特定期间的数据的所谓心电同步扫描法有效地发挥作用。限定于特定期间内产生X射线，或在特定期间内使X射线的强度变高地对其进行调制。由此，与连续地照射X射线相比，实现受曝射射线量的降低。

但是，由于心率不齐等原因，有时发生没有收集所期望的心跳时间相位的图像重建所需的投影数据，或者没有以高SN比收集投影数据的情况。在该情况下，重建图像的画质恶化。根据情况，有时必须重新扫描。而且，没有在重建前确认上述情况的技术。

发明内容

本发明的目的在于，在可以进行心电同步重建的X射线计算机断层摄影装置中，防止图像重建所需的投影数据的一部分丢失。

根据本发明的第一方面，提供一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：X射线源，产生X射线；X射线检测器，为了产生投影数据，检测透过被检体后的X射线；存储部，将所述投影数据与所述被检体的心电图数据关联起来存储；设定部，根据操作者的指令设定特定心跳相位；重建部，根据在跨多个心跳周期的多个特定期间内收集的多个投影数据集来重建图像；确定部，根据所述被检体的特定心跳相位和心率变动范围，确定以高X射线量扫描所述被检体的第一期间；和控制部，控制所述X射线源的管电流，以便在所述第一期间内以较高射线量产生X射线，在所述第一期间以外的第二期间内以较低射线量产生X射线或停止产生X射线。

根据本发明的第二方面，提供一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：存储部，存储从被检体收集到的心电信息；设定部，设定所述被检体的所要重建的心跳相位；X射线源，向被检体曝射X射线；高电压产生部，向所述X射线源施加高电压；X射线检测器，检测透过所述被检体后的X射线；重建部，根据由所述检测器检测出的投影数据，重建由所述设定部设定的心跳相位的图像；以及控制部，控制所述X射线源的管电流，以便以高X射线量扫描由所述设定部设定的心跳相位范围，并在下述范围内以低X射线量扫描或停止产生X射线：该范围是通过响应作为触发并与扫描并行获得的心电图，从心电图周期中排除所述心跳周期范围后得到的。

根据本发明的第三方面，提供一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：用于扫描被检体的架台，具有向被检体曝射X射线的X射线源、以及检测透过所述被检体后的X射线的X射线检测器；存储部，存储从被检体收集到的心电图；设定部，设定重建所述被检体的断层像的心跳相位范围；重建部，根据所述检测器检测出的投影数据，重建由所述设定部设定的心跳相位范围中的特定相位的断层像；以及控制部，控制所述X射线源的管电流，以便将与所述扫描并行取得的心电图作为触发，以高X射线扫描由所述设定部设定的心跳相位范围，并以低X射线量扫描所述心电周期中除去所述心跳相位范围后的范围或停止产生X射线。

根据本发明的第四方面，提供一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：扫描部，一边调制X射线量一边进行螺旋扫描；重建部，与所述螺旋扫描并行，根据投影数据，利用扇形束重建来接连不断地重建断层像，并在所述螺旋扫描结束之后，根据投影数据，利用锥形束重建来重建图像；以及显示部，显示与所述螺旋扫描并行、利用所述扇形束重建接连不断地重建的断层像，并在所述螺旋扫描结束之后，显示利用所述锥形束重建所重建的图像。

根据本发明的第五方面，提供一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：用于扫描被检体的扫描部，具有向被检体曝射X射线的X射线源、以及检测透过所述被检体后的X射线的X射线检测器；存储部，存储与所述扫描并行地从被检体收集到的心电图；设定部，设定想要重建所述被检体的图像的心跳相位；重建部，根据由所述检测器检测出的投影数据，重建由所述设定部设定的心跳相位的图像；和控制部，控制所述X射线源的管电流，以便根据与所述扫描并行地收集到的心电图，在包含由所述设定部设定的心跳相位的规定范围内提高X射线量，并在除去该规定范围的范围内降低X射线量或停止产生X射线。

根据本发明的第六方面，提供一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：用于扫描被检体的扫描部，具有向被检体曝射X射线的X射线源、以及检测透过所述被检体后的X射线的X射线检测器；存储部，存储在所述扫描前以及与所述扫描并行地从被检体收集到的心电图信息；设定部，设定想要重建所述被检体的图像的心跳相位；重建部，根据由所述检测器检测出的投影数据，重建由所述设定部设定的心跳相位的图像；和控制部，控制所述X射线源的管电流，以便将存储于所述存储部中的、与所述扫描并行取得的心电图信息作为触发，在根据存储于所述存储部中的、在所述扫描前收集到的多个心率而确定的规定范围内提高X射线量，并在除去该规定范围的范围内降低X射线量或停止产生X射线。

根据本发明的第七方面，提供一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备X射线源，产生X射线；X射线检测器，为了产生投影数据，检测透过被检体后的X射线；存储部，将所述投影数据与所述被检体的心电图数据关联起来存储；相加处理部，在跨多个心跳周期的、以特定的心跳相位为中心的多个特定期间内收集到的多个投影数据集之间，把视角相同的投影数据加权相加；和重建部，根据所述加权相加后的多个投影数据集，重建图像。

根据本发明的第八方面，提供一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：X射线源，产生X射线；X射线检测器，为了产生投影数据，检测透过被检体后的X射线；特定期间设定部，按照操作者的指示，在所述被检体的心跳周期内设定特定期间；重建部，根据在所述特定期间内收集到的投影数据，重建图像；扩展处理部，根据与图像重建所需的投影数据的角度范围相对应的时间宽度，扩展所述特定期间；和控制部，按照所述扩展后的特定期间，控制来自所述X射线管的X射线的产生/停止或强度调制。

根据本发明的第九方面，提供一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：X射线源，产生X射线；X射线检测器，为了产生投影数据，检测透过被检体后的X射线；存储部，将所述投影数据与所述被检体的心电图数据关联起来存储；设定部，根据操作者的指令设定特定心跳相位；重建部，根据在跨多个心跳周期的多个特定期间内收集的多个投影数据集来重建图像，其中所述特定期间与所述特定心跳相位相对应；期间扩展部，根据所述被检体的心率变动范围，扩展每个所述特定期间；和控制部，控制所述X射线源的管电流，以便以较高射线量产生X射线，并在所述扩展后的特定期间以外的期间内以较低射线量产生X射线或停止产生X射线。

本发明的其它目的和优点将由下述的描述阐明，并且一部分从该描述是显而易见的，或可以通过实践发明来获得。通过下面具体指出的手段和结合可实现并获得本发明的目的和优点。

附图说明

引入并构成说明书一部分的附图图示出本发明目前最佳的实施例，并与上述的一般性描述和下述最佳实施例的详细描述一起，解释发明的原理。

图1是表示本发明实施方式1的X射线计算机断层摄影装置的结构的图。

图2A是表示在实施方式1中练习时心率的时间变化的图。

图2B是表示在实施方式1中扫描时心率的时间变化的图。

图2C是表示以图2B的心率的时间变化上的、练习时的最大心率为基准的心跳相位的位置的图。

图2D是表示以图2B的心率的时间变化上的、练习时的最小心率为基准的心跳相位的位置的图。

图2E是表示本实施方式中高X射线期间的图。

图3A是表示从图1操作部手动设定的心率的变动范围的图。

图3B是表示由图1的***控制部自动设定的心率的变动范围图。

图4是表示由图1的重建处理部产生的分段(segment)的重叠的图。

图5是表示本发明实施方式的X射线计算机断层摄影装置的结构的图。

图6是图1的X射线管的概略图。

图7是表示本实施方式的扫描及其前后处理的处理过程的流程图。

图8是图7的补充说明图。

图9是表示利用图5的X射线输出控制专家***进行的扫描中的画面示例的图。

图10是表示在图7的S22中，心率差超过上限心率差时X射线调制控制停止动作的图。

图11是表示利用图5的X射线输出控制专家***的S24扫描结束后的确认画面实例图。

具体实施方式

(实施方式1)

下面，参照附图说明本发明的X射线计算机断层摄影装置的实施方式1。X射线计算机断层摄影装置包括：X射线管和X射线检测器一体地绕被检体周围旋转的旋转/旋转(ROTATE/ROTATE)型；将多个检测元件排列成环状或平面状、仅X射线管绕被检体周围旋转的固定/旋转(STATIONARY/ROTATE)型等各种类型，任意一种类型都可适用本发明。这里，作为现在占主流的旋转/旋转型进行说明。另外，为了重建1层(slice)的断层像数据，需要被检体周围1周约360度大小的投影数据(全重建法)，并且，即使是半重建法，也需要180度+α(α：扇形角)大小的投影数据。在本实施方式中，采用对运动快的心脏等的摄影有效的半重建法。

另外，作为将入射X射线变换成电荷的机制，主流是用闪烁器等荧光体将X射线变换成光、进而用光电二极管等光电变换元件将该光变换成电荷的间接变换形，以及利用由X射线生成半导体内的电子空穴对并向其电极移动的光导电现象的直接变换形。作为X射线检测元件，可采用两者中的任意一种方式，但这里，作为前者的间接变换形进行说明。另外，无论是一管球型的X射线计算机断层摄影装置、还是多管球型X射线计算机断层摄影装置，都可适用本发明。这里，作为一管球型进行说明。

图1表示本实施方式的X射线计算机断层摄影装置的概略结构。该X射线计算机断层摄影装置具备：用于收集关于被检体(患者)P的投影数据的架台装置(扫描部)1；用于放置被检体P的床装置3；和控制台2，控制架台装置1及床装置3，并根据由架台装置1收集到的数据，执行图像重建处理和图像显示等。

架台装置1具备X射线管101、X射线检测器102、旋转支架103、高电压产生装置104、架台驱动装置105、以及收容数据收集装置107的框体。框体具有用于***被检体P的诊断用开口部。X射线管101和X射线检测器102安装在由架台驱动装置105旋转驱动的环状的旋转支架103上。这里，将旋转支架103的旋转轴定义为Z轴。在以Z轴为中心的旋转坐标系中，将从X射线管101的焦点连接X射线检测器102的检测面中心的、与Z轴正交的轴定义为X轴。Y轴与Z轴和X轴都正交。

旋转支架103在扫描控制部201的控制下，由架台驱动装置105旋转。伴随该旋转支架103的旋转，X射线管101和X射线检测器102绕被检体P周围旋转。在扫描控制部201的控制下从高电压产生装置104向X射线管101施加高电压时，从X射线管101产生X射线。从X射线管101产生并透过被检体后的X射线由X射线检测器102检测，并作为投影数据收集在数据收集装置107中。床装置3的床板302由床驱动装置301移动。扫描控制部201控制旋转支架103的旋转和床板302的移动。通过该控制，可在旋转支架103的恒速旋转过程中同步地进行床板302的连续移动。由此，可实现X射线管101(X射线源)相对于被检体P螺旋状地移动、在其螺旋轨道上的多个位置收集投影数据的所谓螺旋扫描。

在本实施方式中，作为一个例子，说明处理通过多列检测器同时收集的多路螺旋扫描得到的投影数据的情况，但本实施方式也可以适用于在床板302静止的状态下连续地收集投影数据的所谓动态扫描，还可适用于常规扫描，即在床板302在某位置静止的状态下收集旋转1次的投影数据，然后在床板302停止移动后，在下一位置重复收集旋转1次的投影数据的动作。

旋转支架103与框体同样地在中央部具有开口部。扫描时，向该开口部中***载置于床装置3的床板302上的被检体P。心电计106用于从安装在被检体P上的电极检测心电信号，检测从被检体P的心脏产生的微弱电流，作为心电图输出检测到的电流随时间的变化。另外，如后所述，在本实施方式中，在***控制部212中根据利用心电计106得到的心电图信息(P波、Q波、R波、S波、T波，本实施方式中为R波)求出心率，但也可以用心电计106收集心电信息，在***控制部212中求心电图及心率。另外，在图1中，心电计106表示为架台装置1的一部分，但也可与架台装置1独立地构成，只要具备收集来自心电计106的心电图信息或心电信号的功能、可在投影数据存储部203等存储部中存储心电信号的功能即可。

从高电压产生装置104向X射线管101的阴极-阳极间施加管电压，并从高电压产生装置104向X射线管101的灯丝提供灯丝电流(管电流)。通过施加管电压和提供灯丝电流，从X射线管101的阳极靶产生X射线。

X射线检测器102用于检测透过被检体P后的X射线。X射线检测器102可以是多层型(多列型)、单层型(一列型)中的任意一种，但这里，作为受曝射减少效果比后述的X射线调制功能大的多层型检测器进行说明。X射线检测器102沿通道方向(近似于Y轴方向)以及被检体的层方向(Z轴方向)分别设置多个检测X射线的检测元件。例如，多个X射线检测元件沿通道方向并排设置例如约600～1000个，沿层方向并排设置24列～256列等。在本实施方式中，构成为具有0.5mm×0.5mm的正方形受光面的多个X射线检测元件沿通道方向排列1000个、沿层方向排列64列的多列检测器。各检测元件具有闪烁器和光电二极管芯片(未图示)。X射线检测器102既可适用于沿层方向排列有均匀尺寸的检测元件的多层型检测器，也可适用于沿层方向排列有多个尺寸不同的检测元件的不均匀间距的多层型检测器。

数据收集装置(DAS(data acquisition system))107将检测器102输出到每个通道的信号变换成电压信号，放大并变换成数字信号。该数据(也称为纯原始数据)被提供给架台装置1外部的控制台2。控制台2的预处理部202对数据收集装置107输出的数据(纯原始数据)实施偏差校正、基准校正、灵敏度校正等校正处理。预处理后的纯原始数据通常称为原始数据。这里，将纯原始数据和原始数据总称为“投影数据”。

投影数据使表示数据收集时的X射线管101的旋转角度的视角(VIEW)、表示通道号、列号(根据情况为床板302的位置)的各代码相关联，与心电计106的心电图数据(心电信号)一起存储于控制台2的投影数据存储部203中。使投影数据与心电信号(或心电图信息)相关联(本领域技术人员也称为建立同步)。投影数据和心电信号可以物理地或个别地存储于1个或2个以上的存储媒体的一个中，也可在1个存储媒体中具有投影数据、心电信号各自的存储区域。

除了上述预处理部202及投影数据存储部203，控制台2还具有扫描控制部201、图像重建处理部206、检查计划设定部207、图像存储部209、显示部210、***控制部212。

图像重建处理部206根据存储于存储部203中的心电图信号(或由***控制部212求出的心率)、投影数据，执行心电同步重建。图像重建处理部206具备半重建功能、分段重建功能作为心电同步重建。

在半重建中，需要X射线管覆盖180度+α(α是扇状X射线的扇形角)的投影数据群。在分段重建法中，投影数据群由多个投影数据集(也称为多个分段)构成。多个投影数据集分别对应于多个心跳周期。多个投影数据集分别是在以检查计划设定部207指定的特定心跳相位(重建中心相位)为中心的、具有规定时间宽度的特定期间内收集的投影数据的集合。

例如，在“期望的特定心跳相位：65％”、“分段重建”、“分段数(投影数据集数)：3”的情况下，从连续的或离散的3个心跳周期中选择在以65％的心跳相位为中心的规定期间内收集的3个投影数据集。3个投影数据集覆盖180度+扇形角。

如图4所例示的那样，在3个投影数据集(分段)A、B、C间产生部分重叠时，即在多个分段之间存在相同视角(X射线管的角度)的投影数据时，图像重建处理部206不是针对每个视角选择任意一方的投影数据，而是针对每个视角使一个分段的投影数据和另一个分段的投影数据加权相加。对应于心率相对地确定权值。心率越低，权值越高，心率越高，权值越低。即，心跳期间越长，权值越高，心跳期间越短，权值越低。由此可取得减少运动伪影的效果。例如，由下式确定权值。根据在分段A的数据收集时的心率HRA和在与分段A部分重叠的分段B的数据收集时的心率HRB，分段A的投影数据的权值WA为：

WA＝((HRA+HRB)-HRA)/(HRA+HRB)＝HRB/(HRA+HRB)

分段B的投影数据的权值WB如下：

WB＝((HRA+HRB)-HRB)/(HRA+HRB)＝HRA/(HRA+HRB)

例如，在收集分段A时的心率是90bps、收集分段B时的心率是75bps时，将分段A的投影数据的权值WA设定为0.45，将分段B的投影数据的权值WB设定为0.55。

权值不限于与心率对应。例如，使权值与相对于图像重建所需的角度范围(180度+α)、投影数据集各自所占的比例相对应。适用于比例较高的投影数据集内的投影数据的权值设定得比适用于比例较低的投影数据集内的投影数据的权值高。例如，在收集分段A时的心率是90bps、收集分段B时的心率是75bps时，将分段A的投影数据的权值WA设定为0.3，将分段B的投影数据的权值WB设定为0.7。

在本实施方式中，分段重建的分段数可由检查计划设定部207设定，但设为根据从心电计106(或存储部203)取得的平均心率、或由***控制部212取得的平均心率和扫描速度(旋转支架103的旋转速度)等自动地确定。

图像重建处理部206根据所选择或所收集的投影数据集重建图像。图像重建处理部206可具备扇形束重建处理功能或锥形束重建处理功能其中之一，但在本实施方式中，具备扇形束重建处理功能及锥形束重建处理功能这两者，使用由检查计划设定部207设定的重建处理功能中的至少一个，重建断层像等图像。

并且，在本实施方式中，在由检查计划设定部207设定了锥形束重建处理时，图像重建处理部206与螺旋扫描并行，使用扇形束重建，无论由检查计划设定部207指定的、所要重建的心跳相位如何(在上述例子中不只是65％，还包含其他相位，即0～100％的投影数据)，都根据收集到的投影数据，连接不断地重建断层像。

然后，图像重建处理部206在螺旋扫描结束后或在后台，根据为了重建上述重建对象的心跳相位的断层像而选择的投影数据，利用锥形束重建来重建断层像(或3维图像)。由此，显示部210可跟踪螺旋扫描，几乎实时地显示断层像，在螺旋扫描结束后，可显示比实时显示的断层像更严密的图像。

在本实施方式中，如后所述，在扫描过程中变更(调制)X射线量，但操作者在实际中难以判断扫描中X射线量是否被变更。在本实施方式中，由于使用计算量少的扇形束重建、与扫描并行地对投影数据进行重建处理，所以可几乎实时地重建断层像。断层像的图像SD随着X射线量的调制而变化。由于操作者通常是X射线技师，所以根据实时地显示的断层像的图像SD的变化可识别X射线量的调制。另外，通过在扫描结束后在显示部210上显示虽然计算量多、但为正确的断层像的、通过锥形束重建得到的断层像，可利用比扇形束重建法更正确的断层像进行诊断。

与扫描并行地进行扇形束重建的对象的投影数据可以是由检查计划设定部207指定的全部检测元件列收集的投影数据，但为了提高计算速度，最好是使X射线检测器102的1列的检测元件列(例如层方向的中央列，如果是64列的多路检测器，则为中央的32列或33列)的投影数据、或X射线检测器102的多列的检测元件列的投影数据(例如层方向的中央多个列。如果是64列的多路检测器，则为中央的第31列、第32列、第33列、第34列)相加后得到的数据。另外，为了与扫描并行地实现实时重建，也可以替代进行上述的扇形束重建，不是根据由检查计划设定部207设定的数据收集方式的全部检测元件列的数据、而是根据其中一部分列(1列或多列)的检测元件列的数据，通过锥形束重建处理，重建断层像。基于这样的一部分检测元件列的数据的锥形束重建处理也可提高计算速度。

锥形束重建处理最好是利用例如被称为Feldkamp法的重建方法，进行基于投影数据的图像重建。Feldkamp重建法是将在层方向(Z轴方向)上较宽的对象区域视为多个三维像素(voxel)集合体，为了产生X射线吸收系数的3维分布数据(以下称为“体数据(多个三维像素数据立体(3维)集合而成)”)，而以扇形束卷积反投影法(convolution backprojection)为基础改进后的近似重建法。即，Feldkamp重建法将数据视为扇形投影数据进行卷积，然后沿相对于旋转中心轴对应于实际锥形角倾斜的光线进行反投影。另外，作为锥形束重建处理，也可3维地处理投影数据，进行锥形平行(コンパラ)变换(重新排列成平行波束)，根据重新排列后的投影数据，进行3维反投影。

另外，扇形束重建处理例如利用扇形束卷积反投影法，在反投影中，假定X射线(光线)正交于X射线管101的旋转轴(假定由方向垂直于Z轴方向的X射线得到投影数据)，根据投影数据重建图像。

重建后的断层像暂时存储于图像存储部209中，并在显示部210上显示。或者，根据操作者的指示，变换成任意断面的断层像、来自任意方向的投影像、通过润色处理产生的特定脏器的3维表面图像等所谓的虚拟3维图像数据，并经由图像存储部209，在显示部210上显示。

检查计划设定部207具备键盘、各种开关和鼠标等，具有用于由操作者设定检查计划的用户接口功能。检查计划设定部207具有用于支持检查计划的显示部(相对于显示部210独立或一体)，在显示部210上显示的设定画面上选择、生成检查计划。作为检查计划而设定的参数包括用于收集检查对象部位、程序、被检体(患者)的数据的扫描条件、用于进行图像重建的重建条件、显示重建后的图像时的显示条件、呼吸练习时或扫描期间的声音的产生定时等。

设定对象的检查对象部件包括头部、胸部、腹部、腰部、下肢等，但在本实施方式中，在检查计划设定部207的设定画面上显示多个检查对象部位，从其中选择胸部(如果选择对象中有心脏，则为心脏)。

作为程序，包括从扫描起到图像重建为止的程序、从扫描起到图像传送为止的程序、从扫描起到图像记录为止的程序等，但在本实施方式中，由检查计划设定部207选择从扫描起到图像显示为止的程序。

作为扫描条件，包括扫描类型、表示扫描的收集方式的数据收集方式、重建范围、与心电同步扫描有关的条件等。在本实施方式中，作为扫描类型，准备常规扫描、螺旋扫描、动态扫描这3种。在本实施方式中，用层数×层厚表示数据收集方式，事先存储“64×0.5”、“32×0.5”这2种条件，在检查计划设定部207中可选择任意一种。这里，选择“64×0.5”，即由0.5mm用检测元件列同时收集64层。预先存储的数据收集方式不限于上述2种，也可以是3种以上。另外，就数值而言，如果X射线检测器102的结构不同，则当然不同。重建范围也被称为扫描期间，在本实施方式中，在检查计划设定部207中输入、设定开始位置、结束位置。

在本实施方式中，作为与心电同步扫描有关的条件，在检查计划设定部207中设定与所要重建的心跳相位、心率变动范围、心电同步重建模式(半重建/分段重建中的任意一种)、螺旋螺距、标准扫描期间的X射线量有关的条件等。在选择了常规扫描以及动态扫描时不设定螺旋螺距。心率(Heart rate)也可表示为每1分钟期间内换算的心率、从某个R波起到下一个R波为止的间隔(R-R间隔)。这里，将心率变动范围称为心率变动范围。

重建心跳相位以“％”或“msec(毫秒)”设定。“％”是在心电图上设某个R波的位置为0％、下一个R波的位置为100％，用0～100％使从R波起到下一个R波为止的期间标准化，从而表现该期间的位置。“msec”表现以R波为基准的延迟时间(扫描延迟时间)。在本实施方式中，由检查计划设定部207用％进行设定，在***控制部212中在扫描前自动变换成延迟时间，扫描控制部201在扫描过程中以延迟时间ms为基准来进行控制。

所要重建的心跳相位例如是操作者想要重建的中心相位，使用检查计划设定部207的键盘等以任意的数值输入，或在显示画面上显示扫描前收集到的心电图，并通过映射到心电图上来进行设定。作为设定心跳相位，为减少运动伪影，最好为65～85％当中的任意一个。在本实施方式中，由检查计划设定部207设定75％作为所要重建的心跳相位。

心率变动范围也可由操作者使用检查计划设定部207，以数值输入例如70～80bpm。也可以如图3A所示，在表示时间和心率关系的曲线上用线形游标设定。以数值输入心率变动范围时，最好在显示画面上显示扫描前多次心跳的心率代表值(例如呼吸练***均值、最大心率、最小心率中的任意一个或组合等)作为参考信息。由此，操作者可有效地设定心率变动范围。另外，在表示时间和心率关系的曲线上进行设定时，可以如图3A所示与心电图并列地显示，也可以不显示心电图。

另外，心率变动范围也可以不是如上所述由操作者输入或设定，而是象80～100bpm等那样事先默认确定范围。

并且，如图3B所示，心率变动范围也可以由***控制部212根据扫描前的多次心跳的心率的上述代表值自动地确定。例如，将由***控制部212求出的呼吸练***均值或中央值为中心的例如20或30bpm的范围确定为心率变动范围。

另外，心率变动范围也可实现如下的半自动化：在显示部上默认显示在***控制部212中求出的扫描前的心率集中适当的心率变动范围(例如最小心率、最大心率)，并由操作者使用键盘等进行编辑。

在本实施方式中，设为由操作者使用检查计划设定部207以数值输入、设定心率变动范围。最好是在该设定前，检查计划设定部207在显示画面上起动用于设定与心电同步扫描有关的条件的导航画面，至少与心率变动范围的输入栏一起，显示所有重建的心跳相位的输入栏、与X射线量有关的条件的输入栏、心电同步重建模式(半重建/分段重建)的选择栏、上述代表值信息显示栏。由此，操作者可识别并输入与心电同步扫描有关的条件和其他条件，所以可防止误操作。

作为与标准扫描期间的X射线量有关的条件，包括管电流、管电压等，操作者在检查计划设定部207中输入例如管电压135kv、管电流350mA等数值。通常，管电流由灯丝电流控制。

所谓标准扫描期间，是指以在特定心跳相位的设定中使用的心跳周期为基准，根据被检体的心率的变动范围，扩展了以特定心跳相位为中心的具有规定时间宽度的分段期间后的期间。或者，所谓标准扫描期间，是指根据被检体的心率的变动范围，扩展了针对被检体以平均心跳周期为基准设定的分段期间后的期间。另外，将分段期间定义为收集重建断层像所需的投影数据集的期间。

具体地说，标准扫描期间的始点与对应于最大心率(最短心跳周期)的分段期间的始点一致，标准扫描期间的终点与对应于最小心率(最长心跳周期)的分段期间的终点一致。

在该标准扫描期间的范围内将X射线维持为高射线量。即使被检体的心率变动，也允许维持高射线量。从标准扫描期间的任意时刻都可取出高SNR的投影数据集。可以根据高SNR的投影数据集产生高画质的断层像。

为方便说明而使用了标准扫描期间这样的表述，也可表述为第1期间等。以下将在心跳期间内除去标准扫描期间的期间称为低射线量扫描期间(或第2期间)。另外，第2期间也可以是停止产生X射线的期间。

另外，在检查计划设定部207中也可以输入标准扫描期间以及低X射线量扫描期间这两者的管电压及管电流(这时，最好限制成不能设定低X射线量扫描期间的管电流值比标准X射线扫描期间的管电流值大的管电流值)。在本实施方式中，设定标准扫描期间的管电压、管电流。由此，可防止操作者的误操作，并且减轻操作者的负担。

另外，作为重建条件，检查计划设定部207输入重建方式(扇形束重建/锥形束重建)、重建层厚、重建间隔等。在本实施方式中，设定扇形束重建作为重建方式。

另外，检查计划设定部207设定窗口等级、窗口宽度等作为图像显示条件。

这样，由检查计划设定部207设定的检查计划被发送给***控制部212。***控制部212具有用于实现由检查计划设定部207设定的检查计划的程序，控制扫描控制部201、投影数据存储部203、图像重建处理部206等。利用该***控制部212的统括控制，实现从扫描到图像重建的一系列程序。

***控制部212从存储部203读出与扫描同步地由心电计106收集的心电图数据(心电信号)，从心电图数据中抽出例如R波。另外，***控制部212从存储部203读出在扫描开始前由心电计106收集的心电图数据，求出多次心跳的心率(心率)。进而，***控制部212根据多次心跳的心率，取得上述代表值(心率的平均值、最大心率、最小心率等)。

进而，***控制部212根据由检查计划设定部207设定的、所要重建的心跳相位及心率范围(心率变动范围)，确定使用在该设定部207中设定的管电流值进行扫描的标准X射线量扫描期间(扫描所要重建的心跳相位及裕度/误差范围时的管电流值的期间)、和以比该扫描期间低的管电流值进行扫描的低X射线量扫描期间(比标准X射线量扫描期间的管电流值低的管电流值的期间)。最好是利用从R波的延迟时间来计算标准X射线量扫描期间及以低X射线量扫描期间。另外，***控制部212可以根据检查计划设定部207设定的、所要重建的心跳相位及心率变动范围，计算标准X射线量扫描期间以及低X射线量扫描期间，但最好是具有存储部，根据由检查计划设定部207设定的、所要重建的心跳相位及心率变动范围，确定标准X射线量扫描期间以及低X射线量扫描期间，其中该存储部用于使标准X射线量扫描期间以及低X射线量扫描期间与所要重建的心跳相位及心率范围相关联地存储。

这里，使用图2详细地说明标准X射线量扫描期间(设定管电流值的期间)以及低X射线量扫描期间(进行调制的低管电流值的期间)的确定方法。

图2A表示在扫描前例如呼吸练习时的心率(心率)的变化，图2B表示实际扫描被检体时的心率的变化，图2C以实际扫描时收集的R波为基准，表示在扫描前得到的最大心率的心电图，图2D以实际扫描时收集的R波为基准，表示在扫描前得到的最小心率的心电图。另外，图中涂黑的方形标记表示所要重建的心跳相位。

如图2B所示，设扫描时的心率变化为60bpm、60bpm、83bpm、83bpm、83bpm。当设操作者想要进行图像重建的相位为R波的75％时，理想的是仅对涂黑的方形标记以标准X射线量(图2E中的300mAs的X射线量)曝射X射线，对其他期间不曝射X射线。但是，无法正确地知道扫描时的心率在扫描前如何变化。

因此，本方法根据在扫描前收集的多个周期的心率，预测扫描期间的心率的误差范围。这里，如图2A所示，由于扫描前的练习时的心率变化为60bpm、60bpm、83bpm、83bpm、90bpm，所以扫描时的心率变动可预测为最大心率是90bpm，最小心率是60bpm。尤其是，由于呼吸练习期间与实际扫描时同样地由被检体进行屏息，所以使用呼吸练习期间多个周期的心率来预测扫描时的心率变动范围、即最大心率及最小心率是有效的。

然后，根据在扫描中同步收集的心电信息对R波进行拾波，以该R波为基准，设最大心率90bpm的重建心跳相位的75％为标准扫描期间的开始位置，设最小心率60bpm的重建心跳相位的75％为标准扫描期间的结束位置，其余的确定为低X射线量扫描期间。这些开始位置、结束位置换算为从R波的延迟时间。标准扫描期间的X射线量(或者，包含管电流值及管电压值中的至少管电流值的、与X射线量有关的条件)适用由检查计划设定部207设定的管电流值。低X射线量扫描期间的X射线量或与X射线量有关的条件也可根据标准扫描期间的设定条件自动地确定。具体地说，低X射线量扫描期间的X射线量或与X射线量有关的条件预定为标准扫描期间的X射线量或与X射线量有关的条件的约1/3～1/2(例如在标准扫描期间的设定管电流值为300mAs、设定管电压值为135KV时，使低X射线量扫描期间的管电流值为设定管电流值的1/3:100mAs，管电压值与设定管电压值相等为135KV)，或将低X射线量扫描期间的与X射线量有关的条件预定为固定值(例如，管电流值为90mAs、管电压值为125KV)。

在图2的例子中说明了使用最大心率、最小心率的期间设定方法，但心率变动范围不限于最大心率、最小心率，如上所述，当让也可适用从在扫描前求出的全部心率中去掉最大和最小的几个心率后的最大心率和最小心率、离在扫描前求出的平均值或中央值规定范围(例如若设平均值为70bpm，则为其前后10bpm的60～80bpm)等各种值。

另外，本实施方式说明的是可以在检查计划设定部207中对心率变动范围设定任意范围的例子，但也可以是在操作者输入的数值范围或线形游标的范围比阈值大时，使得不能确定该范围(确定检查计划)，以便不能使用该调制。这是因为，实际的患者在扫描时，心率变动范围很少超过15～30bpm，心率变动范围大的患者被推测为产生心率不齐，所以最好是不直接使用那样的值。

***控制部212根据如上所述确定的标准扫描期间、或标准扫描期间和低X射线量扫描期间，向扫描控制部201提供用于控制X射线量的调制的X射线控制信号。例如，在X射线控制信号为LOW(低)电平时，从高电压产生装置104向X射线管101施加低射线量用的管电压、管电流，并从X射线管101产生低X射线量的X射线。另一方面，由于在X射线控制信号为HIGH(高)电平时，从高电压产生装置104向X射线管101施加高射线量用的管电压、管电流(这里是由检查计划设定部207设定的管电压值、低管电流值)，所以从X射线管101产生高X射线量的X射线。***控制部212在低X射线量扫描期间，将X射线控制信号设置成LOW电平，另一方面，在标准扫描期间，将X射线控制信号设置成HIGH电平。由此，X射线在低X射线量扫描期间以低射线量曝射，在标准扫描期间以高射线量曝射，所以即使在扫描中被检体的心率变动，也可确实地得到重建所期望的心跳相位所必需的投影数据，并且可实现不用于诊断的期间的低受曝射化。

另外，如上所述，***控制部212进行控制，以便在标准扫描期间用高X射线量扫描、在低X射线量扫描期间用低X射线量扫描，但高电压产生装置104提供给X射线管101的管电流等(或X射线量)不是从低X射线量扫描期间向标准扫描期间急剧地转换。即***控制部212如图2E所示，在低X射线量扫描期间和标准扫描期间之间具有过渡期间，来自高电压产生装置104的管电流等(或X射线量)慢慢地变化。另外，***控制部212进行控制，以便除了由检查计划设定部207设定的情况外，使低X射线量扫描期间的管电流不在预定的阈值(管电流值)以下。这是为了在从低X射线量扫描期间向标准扫描期间急剧地增加管电流、或相反地从标准扫描期间向低X射线量扫描期间急剧地降低管电流时，防止由于向X射线管101或高电压产生装置104造成过负荷而引起的故障的要因。

***控制部212除了对扫描控制部201进行X射线量调整的控制之外，还统括进行旋转支架103的旋转控制、床板302的移动控制，为此向扫描控制部201提供控制信号。接收到该信号后，扫描控制部201根据控制信号执行各种控制，收集投影数据。将投影数据与视角、X射线检测器102的通道号、列号和心电信号(心电图数据)相关联地暂时存储于投影数据存储部203中。图像重建处理部206对存储于投影数据存储部203中的投影数据，与扫描并行地使用扇形束重建法，连接不断地重建断层像数据，在扫描结束之后(或在后台)使用锥形束重建法，重建全部扫描期间的断层像数据。由图像重建处理部206重建的断层像数据经由图像存储部209提供给显示部210，并在显示部210上显示。

下面，说明这样构成的X射线计算机断层摄影装置的动作。

使用本实施方式的X射线计算机断层摄影装置的心脏检查大致按呼吸练习、检查计划设定、扫描、图像重建、其他处理这样的流程进行。

首先，操作者在扫描前使被检体进行呼吸练习。呼吸练习时在被检体上安装电极，用心电计106确认正在正确地收集心电图信号。操作者如果可确认心电计106收集心电图信号，则按照设置于本装置中的呼吸练习功能进行呼吸练习。操作者使用检查计划设定部207设定屏息时间。接着，在操作者使用检查计划设定部207指示开始后，从架台装置1产生“请吸气”、“请屏息”、“请停止”等声音。心电计106收集声音产生期间、即呼吸练习期间的心电信息，发送到控制台2。控制台2将接收到的心电信息经由存储部203发送到***控制部212。***控制部212求出在呼吸练习期间每1个周期(R波-R波之间)的心率。

接着，操作者在设置于本装置中的检查计划支持功能中制定被检体心脏检查的检查计划。具体地说，在检查计划设定部207中，选择胸部(选择对象中如果有心脏，则为心脏)作为检查对象部位。在选择心脏作为检查对象部位后，在检查计划设定部207的设定画面上显示心脏用的详细参数支持信息。操作者一边参照该支持信息，一边使用检查计划设定部207的键盘、鼠标等输入扫描条件、重建条件等。作为扫描条件，输入和设定扫描类型(这里是螺旋扫描)、数据收集方式(由0.5mm用的检测元件列同时收集64层/由1.0mm用的检测元件列同时收集32层)、作为重建范围的开始位置和结束位置、与心电同步扫描有关的条件等。作为重建条件，包括重建方式(扇形束重建法/锥形束重建法)、重建层数、重建层厚等。在本实施方式中，选择扇形束重建法作为重建方式。

作为与心电同步扫描有关的条件，设定所要重建的心跳相位、心率变动范围、重建模式(半重建/分段重建)、螺旋螺距、扫描速度、与标准扫描范围的X射线量有关的条件(管电流、管电压)。

选择这样的检查计划并点击确认按钮后，与所选择的检查计划有关的信息被传送到***控制部212。

***控制部212根据由检查计划设定部207设定的、所要重建的心跳相位及心率变动范围，确定标准X射线量扫描期间及低X射线量扫描期间。***控制部212求出标准X射线量扫描期间及低X射线量扫描期间作为从R波的延迟时间。

在操作者确认正在用心电计106收集心电图信号后，由检查计划设定部207进行检查开始指示。接收到该开始指示信号后，***控制部212控制扫描控制部201、投影数据存储部203、图像重建处理部206等。

扫描控制部201控制架台驱动装置105及床驱动装置301，架台驱动装置105使旋转支架103旋转，使其达到由检查计划设定部207设定的扫描速度，床驱动装置301将床板302移动至扫描开始位置之前(螺旋扫描的助跑位置)。

然后，在旋转支架103的速度达到设定速度后，床驱动装置301使床板302沿层方向(Z轴方向)滑动。在床板302的滑动速度达到恒定时，从高电压产生装置104向X射线管101提供由检查计划设定部207设定的管电压、管电流，从而曝射X射线。

当从高电压产生装置104向X射线管101提供管电压、管电流时，***控制部212执行如下处理。

***控制部212从存储部203读出与扫描同步地用心电计106收集的心电图数据(心电信号)，根据心电图数据(心电信号)连接不断地对R波进行拾波。然后，***控制部212根据同步收集的心电信号的R波、所确定的标准扫描期间以及低X射线量扫描期间中的从R波的延迟时间，将用于X射线量调制控制的X射线控制信号发送到扫描控制部201。扫描控制部201在标准扫描期间中的从R波的延迟时间内，发送表示HIGH电平的X射线控制信号，以曝射高X射线量，在低X射线量扫描期间中的从R波的延迟时间内发送表示LOW电平的X射线控制信号，以曝射低X射线量。

高电压产生装置104接收来自扫描控制部201的X射线控制信号，如果该信号是HIGH电平，则将检查计划设定部207所设定的管电压、管电流提供给X射线管101。另一方面，如果来自扫描控制部201的X射线控制信号是LOW电平，则高电压产生装置104例如使管电压与HIGH电平相同，并提供管电流值为HIGH电平的约1/3的管电流。由此，在标准扫描期间(期间)从X射线管101曝射高X射线量的X射线，在低X射线量扫描期间(期间)曝射低X射线量的X射线。在从标准扫描期间向低X射线量扫描期间移动时，在过渡期间内管电流(X射线量)慢慢下降，在低X射线量期间达到上述1/3的管电流值(X射线量)，另一方面，在从低X射线量扫描期间向标准扫描期间移动时，在过渡期间内管电流(X射线量)慢慢上升，在标准扫描期间达到设定的管电流值(X射线量)。

这样，在检查计划设定部207所设定的数据收集方式下，由心电计106进行的心电信号的收集与螺旋扫描并行执行，在螺旋扫描中调制(调制)X射线量。

透过被检体后的X射线在X射线检测器102中被检测，并变换成模拟电信号的投影数据，由数据收集电路107变换成数字电信号的投影数据之后，经由未图示的数据传送部发送到预处理部202，接受各种校正处理。

使投影数据与表示数据收集时的X射线管101的旋转角度的视角(VIEW)、通道号、列号等相关联，并与心电计106的心电图数据(心电信号)一起存储于控制台2的投影数据存储部203中。

图像重建处理部206与螺旋扫描并行地根据由检查计划设定部207所设定的数据收集方式(全部检测元件列)中的一部分检测元件列收集的投影数据，进行实时重建，连续地重建断层像，显示部210连续地显示重建后的断层像。然后，图像重建处理部206在螺旋扫描结束之后或在后台，对与检查计划设定部207指定的所要重建的心跳相位相关的数据(这里是利用分段重建收集的同一心跳相位的投影数据)进行加权，使用锥形束重建，以设定图像间距以及设定图像层厚来重建由检查计划设定部207设定的重建范围内的多个断层像，显示部210显示锥形束重建后的断层像。

这样，在本实施方式中，当在心电同步扫描中调制X射线量时，通过不仅扫描重建所指定的重建心跳相位所需的期间，而且在设定X射线条件下扫描余裕期间，即使被检体的心率(R-R间隔)有变动，也可实现被检体的受曝射的减少，并且可以以操作者期望的X射线量(即期望的S/N图像)得到重建心跳相位的投影数据。

另外，在本实施方式中，通过根据在扫描前收集的多个心率及操作者指定的重建心跳相位来确定标准扫描期间，可进行预测了扫描时的心率变动、即误差范围的扫描，所以可实现被检体的受曝射的减少，确实得到操作者期望的重建心跳相位的数据。

另外，在本实施方式中，根据呼吸练习期间的多个心率确定标准扫描期间。由于扫描时与呼吸练习期间同样地进行屏息，所以可高精度地预测心率的变动范围。

另外，在本实施方式中，从在扫描前收集的多个心率中对最大心率及最小心率进行拾波，用作心率变动范围，所以可提高扫描时的心率变动范围的预测精度。

另外，在本实施方式中，可以由操作者仅设定标准扫描期间以及低射线量扫描期间当中的标准扫描期间的X射线条件(管电压及管电流)，所以可防止在标准扫描期间设定低X射线用的X射线条件、在低射线量扫描期间设定高X射线用的X射线条件这样的差错。

另外，在本实施方式中，与螺旋扫描并行，根据由检查计划设定部207设定的数据收集方式的全部检测元件列当中的一部分检测元件列收集的投影数据，进行实时重建，连续地重建断层像，并在显示部210上连续地显示重建后的断层像，在螺旋扫描结束后或在后台，根据与由检查计划设定部207指定的所要重建的心跳相位有关的投影数据，使用锥形束重建来重建断层像。由此，操作者可实时地确认断层像，所以可根据图像SD的变化，确认是否正在进行X射线量的调制。另外，在扫描结束后，可根据正确的断层像进行诊断。

并且，在本实施方式中，通过在标准扫描期间和低X射线量扫描期间之间设置过渡期间、或者设置限制以使低X射线量扫描期间的管电流不在某值以下，可避免对X射线管101等施加过度负荷，所以可防止故障。

本发明不限定于上述实施方式，在实施阶段，可在不脱离其要旨的范围内使构成要素变形来付诸具体实施。另外，可以利用上述实施方式中公开的多个构成要素的适当组合，来形成各种发明。也可以从实施方式中示出的全部构成要素中删除几个构成要素。

例如，在上述实施方式中，在标准扫描期间以设定X射线条件的X射线量来扫描，在低X射线量扫描期间以比标准扫描期间(设定X射线条件)低的X射线量来扫描，但也可以在低X射线量扫描期间停止、遮蔽曝射在被检体上的X射线，或在低X射线量扫描期间设置X射线量为零的期间。

另外，在上述实施方式中，说明了由检查计划设定部207设定、或由***控制部212确定心率变动范围。但心跳变动范围不一定需要设定、确定。取而代之，可以由检查计划设定部207不仅以所要重建的心跳相位为中心相位，而且输入、设定余裕相位，或根据所要重建的心跳相位来确定余裕相位。由此，可对至少1个心率中的重建中心相位所需的数据额外地以高X射线量进行扫描，所以即使在扫描中存在少许心率变动，也可实现受曝射的减少，同时重建所期望的重建中心相位的图像，从而可省去输入、设定心率变动范围的劳动。

另外，也可以不根据呼吸练习等时的扫描前的心电信息来设定心率变动范围，而是根据在扫描过程中收集的1次心跳以上的心率，确定心率变动范围(或直接确定标准扫描期间)。

另外，也可以根据扫描前及扫描时两者的心电信息，确定心率变动范围。在***控制部212根据在扫描过程中并行收集的心电信息求出的心率超过扫描前确定的心率变动范围时，此后即使在扫描途中也不进行X射线调制，而是维持设定管电流、管电压的X射线量。由此，即使万一患者在扫描中产生心率不齐等时，也可得到所要重建的心跳相位的数据。

并且，也可以不象本实施方式那样由操作者输入心率变动范围，而是由***控制部212根据在扫描前收集并存储于存储部203中的心电数据，来计算多个周期的心率，自动地设定心率变动范围。这时，以自动设定的心率变动范围作为基准的心率不限于最大心率、最小心率，也可以是平均值或中央值。

另外，也可以不将心率变动范围(例如最大心率、最小心率)中与重建心跳相位一一对应的期间确定为标准扫描期间，而是以设定管电流值扫描向标准扫描期间增加了若干裕量(例如百分之几、几msec)后的期间。

另外，在检查计划设定部207的显示部上，限定显示与屏息练习期间的一部分心率(例如从屏息开始的几次心跳、屏息结束之前的几次心跳)有关的信息，或限定显示一部分心跳相位的心电图。然后，使操作者参照该显示来设定心率或想要重建的心跳相位。如图3所示，心率具有在屏息开始之后心率最大，然后慢慢降低，临近屏息结束时达到最小HR的倾向。因此，若如本变形例那样构成，则操作者在对应于最大心率或最小心率的心电图上设定重建心跳相位，所以只要考虑比最大心率低的误差/比最小心率高的误差即可。这时，***控制部212对于标准扫描期间中，设由操作者指定的心率或心电图为最大心率，低于其10～20bpm的心率计算为最小心率，将对应于最大心率的时刻确定为标准扫描期间的开始时刻，将对应于计算出的最小心率的时刻确定为结束时刻。在显示屏息结束之前的几次心跳的心率或心电图时，设由操作者指定的心率或心电图为最小心率，高于其10～20bpm的心率计算为最大心率，将对应于最小心率的时刻确定为标准扫描期间的结束时刻，将对应于计算出的最大心率的时刻确定为开始时刻。

并且，在本实施方式中示出标准扫描期间的X射线量(或管电流值)为恒定，但也可多阶段地改变标准扫描期间的X射线量。例如，也可以设标准扫描期间中规定视角(例如45度-135度、225度-270度)为高一些的X射线量(管电流值)，其他视角(例如315度-45度、135度-225度)低一些，根据通过用于重建范围定位用搜索(スカウト)像的搜索扫描收集到的投影数据，多阶段地设定标准扫描期间的管电流值。

另外，在本实施方式中，根据标准扫描期间的设定管电流值确定低X射线量扫描期间的管电流值，或由检查计划设定部207设定，但不限于此。例如，在根据通过用于在心脏扫描前谋求造影剂流入定时的预扫描、即在射线量比心脏扫描低的心脏的上流侧(例如颈部)进行的监视扫描而得到的投影数据，实时重建断层像，并在显示部210上显示CT值或来自屏蔽(マスク)像的增加值时，也可决定成设监视扫描的管电流值为下限，设标准扫描期间的设定管电流值为上限，在上限和下限之间改变低X射线量扫描期间的管电流值。由此，操作者可以不需确定标准扫描期间、监视扫描期间以及低X射线量扫描期间的3种管电流值，所以可减轻操作者的X射线条件的劳动。

并且，在本实施方式中，收集2次心跳以上的分段(片(パツチ))进行分段重建，但由于心率、旋转速度等的关系而可能会收集不需要的片。例如，可在第1心跳、第2心跳、第4心跳这3个分段中收集半扫描大小(108度+扇形角)的投影数据时，第3心跳与第1心跳的一部分和第2心跳的一部分重叠，但为了收集第4心跳的分段的投影数据，对第3心跳的心跳相位也曝射了X射线。这种情况下，***控制部212进行控制以便以标准扫描期间的管电流值对第1心跳、第2心跳、第4心跳这3个分段(心跳相位)进行扫描，但以低射线量扫描的管电流值对第3心跳的分段(心跳相位)进行扫描。即，***控制部212在分段重建中，在分段间的重叠部分大时，对于至少1个以上分段(心跳相位)，不是确定为标准扫描期间，而是确定为低X射线量扫描期间。换言之，在多次收集同一视角(片)的数据时，将多次中的至少1次不设为标准扫描期间，而设为低X射线量扫描期间。由此，可实现被检体的受曝射的进一步降低。

(实施方式2)

下面，参照附图说明本发明的X射线计算机断层摄影装置(也称为X射线CT或CT扫描仪)的第2实施方式。X射线计算机断层摄影装置包括：X射线管和放射线检测器一体地绕被检体周围旋转的旋转/旋转(ROTATE/ROTATE)型；和将多个检测元件排列成环状，仅X射线管绕被检体周围旋转的固定/旋转(STATIONARY/ROTATE)型等各种类型，任意一种类型都可适用本发明。这里，作为当前占主流的旋转/旋转型进行说明。

另外，重建法包括全重建法、半重建法、分段重建法。这些重建法重建1层断层像数据所需的角度范围不同。将X射线管旋转重建1层断层像数据所需的角度范围所需的时间称为时间分辨率。全重建法为了重建1层断层像数据，需要在X射线管旋转360度的期间内收集到的投影数据。半重建法为了重建1层断层像数据，需要在X射线管旋转(180度+α)的期间内收集到的投影数据。α表示X射线的扩展角，即扇形角。分段重建法是在分段数为n时，从连续或离散的n个心跳周期中收集{(180/n)度+α/n}范围内的投影数据，并凑齐(180度+α)大小的投影数据的方法，提供该分段重建法的时间分辨率作为X射线管旋转{(180/n)度+α/n}的角度范围所需的时间。本发明可适用于任意一种重建方式。这里，以半扫描法为例来说明。

另外，在将入射X射线变换成电荷的机制中，主流是用闪烁器等荧光体将X射线变换成光、进而用光电二极管等光电变换元件将该光变换成电荷的间接变换形，以及利用由X射线生成半导体内的电子空穴对并向其电极移动的光导电现象的直接变换形。作为X射线检测元件，可采用上述任意一种方式，但这里，作为前者的间接变换形进行说明。另外，近年来，想要在旋转环上安装X射线管和X射线检测器的多个对的所谓多管球型X射线计算机断层摄影装置的产品化正在进行，其周边技术的开发也正在进行。无论是以前的一管球型X射线计算机断层摄影装置，还是多管球型X射线计算机断层摄影装置，本发明可适用于任意一种。这里，作为一管球型进行说明。

图5示出本实施方式的X射线计算机断层摄影装置的结构。该X射线计算机断层摄影装置具有为了收集与被检体有关的投影数据而构成的架台1。架台1具有X射线管10和多通道型X射线检测器23。将X射线管10和多通道型X射线检测器23按夹着中央部分的开口部、互相相对的位置关系，安装于由架台驱动装置25旋转驱动的圆环形的旋转支架12上。在扫描时，将载置于床2的床板2a上的被检体P***开口部中。为了检测被检体P的心电图，在被检体P上安装心电计22。

与多通道型X射线检测器23相邻设置参照X射线检测器24。未透过被检体的X射线射入参照X射线检测器24中。参照X射线检测器24检测由X射线管10产生后几乎未受衰减的X射线的输出强度，并产生其数据(以下称为X射线输出数据)。参照X射线检测器24可替换成可产生表示X射线输出强度的X射线输出数据的其他构成要素，例如测量X射线管10的管电流的电流计(图6的11-1)，或测量X射线管10的灯丝电流的电流计(图6的11-2)。

如图6所示，在玻璃管10-1内的置于真空状态下的阴极10-3和阳极10-2之间，由高电压产生器21的管电压产生部21-1施加高电压(管电压)。从高电压产生器21的灯丝电流产生部21-2向X射线管10的灯丝10-4提供灯丝电流。由于灯丝电流的供给而产生的热电子在高电压下加速，与阳极10-2的钨靶碰撞，从而产生X射线。

返回图5。通常被称为DAS(data acquisition system)的数据收集装置26将从检测器23输出到每个通道的信号变换成电压信号，放大并进而变换成数字信号。将该数据提供给架台外部的计算机单元3。

计算机单元3的预处理单元34对从数据收集装置26输出的数据(原始数据)实施灵敏度校正等校正处理，输出投影数据。将该投影数据发送给计算机***3的投影数据存储装置37，与时间代码一起存储。心电计22的心电图数据也存储于投影数据存储装置37中。

计算机***3由上述预处理单元34和投影数据存储装置37以及***控制器29、输入器39、显示器38、扫描控制器30、重建单元36、R波检测部42、X射线输出控制专家***43、X射线输出数据存储部41构成。重建单元36对应于全重建处理、半重建处理、分段重建处理中的任意一种，但这里作为半重建处理进行说明。R波检测部42具备从心电计22的心电图数据中典型地检测R波作为特征波的功能；和根据该R波的周期，重复测量被检体P的心率的功能。

X射线输出数据存储部41与时间代码一起存储由上述参照X射线检测器24产生的X射线输出数据。

X射线输出控制专家***43具有如下功能：即，按照操作者经由输入器39以百分率表述所指定的、期望进行图像重建的心跳相位，在被检体的心跳周期内以时间(毫秒)表述来设定特定期间的功能，并且具有根据与图像重建所需的投影数据的角度范围相对应的时间宽度(时间分辨率)以及X射线的上升时间，对该特定期间进行扩展处理的功能；和将扩展处理后的特定期间的数据提供给扫描控制器30的功能。扫描控制器30根据扩展处理后的特定期间的数据，执行心电同步扫描。即，以心电图的R波为基准，在特定期间从X射线管10产生X射线，在特定期间以外的期间停止X射线。或者，以心电图的R波为基准，在特定期间从X射线管10以较高的强度产生X射线，在特定期间以外的期间以较低的强度产生X射线。利用管电压和灯丝电流中的任意一个或其组合来控制X射线的产生/停止或X射线的调制。这里，作为X射线的调制进行说明。另外，也可在特定期间以外的期间，停止产生X射线。

将上述X射线的上升时间定义为X射线强度从几乎为零的值开始达到预定强度值(较高输出值)的例如90％的值所需的时间，或从预定的较低强度值开始达到预定的强度值(较高的输出值)的例如90％的值所需的时间。这里说明后者的例子。

如图7所示，在***控制器29的控制下，在扫描前的准备阶段，实施被检体的屏息试验(练习)(S11)，由心电计22测量至少包含该屏息试验期间的期间的心电图。在R波检测部42中，根据心电图检测R波(S12)。R波检测部42在检测R波的同时，测量R波的间隔作为心跳周期，确定屏息试验期间中的最短心跳周期和最长心跳周期。心电图如图9所例示的那样在显示器38上显示。在该画面上，经由输入器39指定第1和第2至少这2个心跳相位(S13)。从第1心跳相位到第2心跳相位的期间是收集高SN比的投影数据、期望高画质的图像重建的期间。典型地，以设单一心跳周期的整个期间为一百时的百分率(％)来指定心跳相位。例如，指定30％和80％。

X射线输出控制专家***43将以百分率指定的期间变换成从R波的经过时间(毫秒)。如图8所示，首先，根据最短心跳周期确定对应于第1心跳相位(例如30％)的、从R波的经过时间(称为第1时刻)(S14)。另一方面，根据最长心跳周期确定对应于第2心跳相位(例如80％)的、从R波的经过时间(称为第2时刻)(S15)。

接着，X射线输出控制专家***43使期望用毫秒表现的高画质图像的、从第1时刻起至第2时刻的期间(特定期间)的始点(第1时刻)提前重建1层断层像数据所需的、这里是X射线管10旋转(180度+α)所需的时间(时间分辨率)“Δt(180度+α)”的1/2的时间(S16)。X射线输出控制专家***43进一步使该第1时刻提前预定的X射线上升时间(S17)。

同样地，X射线输出控制专家***43使期望以毫秒表现的高画质图像的、从第1时刻起至第2时刻的期间(特定期间)的终点(第2时刻)延迟时间分辨率“Δt(180度+α)”的1/2的时间(S18)。

这样，通过在根据最短心跳周期确定特定期间的始点、根据最长心跳周期确定终点的同时，根据时间分辨率和X射线上升时间来扩展该特定期间，可以在心电同步扫描中减少没有收集所期望的心跳相位的图像重建所需的投影数据、或者没有以预定的较高的SN比收集投影数据等情况的产生。

如图9所示，X射线输出控制专家***43在屏息试验期间的心电图上、在同一时间轴上显示从在S16中确定的第1时刻起到在S18中确定的第2时刻的期间(重建所需的数据范围)、以及从在S17中确定的第1时刻起到在S18中确定的第2时刻的期间(预定的X射线高输出期间)。前者的期间是要求高画质图像的期间，后者的期间表示以高强度输出X射线的预定期间。操作者可在画面上确认两期间的不一致。操作者通过操作输入器39，可在必要时扩展或缩短以高强度输出X射线的预定期间。另外，替代从在S16中确定的第1时刻起到在S18中确定的第2时刻的期间(重建所需的数据范围)，也可以显示利用由被检体的心电图或特定波形序列指示的百分率确定的期间(要求高画质图像的范围)。

从X射线输出控制专家***43向扫描控制器30提供由X射线输出控制专家***43确定的、与从第1时刻到第2时刻的期间有关的数据。扫描控制器30等待安装在输入器39上的触发按钮的操作，开始心电同步扫描(S19)。

扫描控制器30在心电同步扫描过程中进行X射线调制控制。扫描控制器30在从由R波检测器42检测出的R波脉冲开始经过规定时间后到达第1时刻的时刻，将X射线从低输出调制成高输出，并继续该高输出状态，直到从R波脉冲开始经过规定时间后到达第2时刻的时刻为止。扫描控制器30在从由R波检测器42检测出的R波脉冲开始经过规定时间后到达第2时刻的时刻，将X射线从高输出调制成低输出。在每个心跳周期重复这样的X射线输出调制控制。

在该心电同步扫描的继续期间中，将由数据收集装置26收集到的投影数据发送到计算机***3的投影数据存储装置37中，与时间代码一起存储。心电计22的心电图数据也存储于投影数据存储装置37中。另外，由参照X射线检测器24产生的X射线输出数据也与时间代码一起存储于X射线输出数据存储部41中(S21)。

在心电同步扫描的继续期间中，扫描控制器30在被检体的心率超过预定的上限心率时，或者之前心跳周期的心率比其前一个心跳周期的心率快、其差超过预定的上限心率差(例如19ppm)时，即之前心跳周期比其前一个心跳周期短得多时，此后中止X射线的输出调制控制(S22)。如图10所示，当前时刻之前的心跳周期Sn的心率是48，其前一个心跳周期Sn-1的心率是68，两者的心率差“20”超过了上限心率差“19”时，从此后的心跳周期Sn+1开始中止X射线的输出调制控制，稳定地维持X射线的高输出。通过该中止控制，即使产生心率不齐，也可避免数据丢失。

在满足从屏息开始经过规定时间等预定的扫描结束条件的时刻，结束扫描(S23)。

如图11所示，在扫描结束后，X射线输出控制专家***43显示存储于投影数据存储部37中的心电图数据，并依据时间代码，在同一时间轴上显示从在S16中确定的第1时刻到在S18中确定的第2时刻的期间(重建所需的数据范围)、以及在S21中根据存储于X射线输出数据存储部41中的X射线输出数据确定的、实际以高输出产生X射线的期间(确保高画质的期间)(S24)。另外，替代从在S16中确定的第1时刻到在S18中确定的第2时刻的期间(重建所需的数据范围)，也可显示利用由被检体的心电图或特定波形序列指示的百分率确定的期间(要求高画质图像的范围)。

X射线输出控制专家***43自动检测出根据在S13中指定的百分率并针对每个心跳周期确定的、期望高画质图像的期间部分偏离了在S21中根据存储于X射线输出数据存储部41中的X射线输出数据而确定的X射线的高输出期间(确保高画质的期间)的心跳周期(S25)。或者，也可以由操作者判断并手动指定该心跳周期。重建单元36除去在检测出的心跳周期内收集到的投影数据，进行图像重建(S26)。

根据本实施方式，可减少没有收集所期望的心跳相位的图像重建所需的投影数据、或者没有以预定的较高的SN比收集投影数据等情况的产生。

对本领域技术人员而言，其它优点和变更是显而易见的。因此，本发明在其较宽的方面不限于这里示出和描述的具体细节和代表性实施例。因此，在不脱离所附的权利要求及其等同方案所定义的总的发明构思的精神或范围的情况下，可进行各种变更。

Claims (43)

1、一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：

X射线源，产生X射线；

X射线检测器，为了产生投影数据，检测透过被检体后的X射线；

存储部，将所述投影数据与所述被检体的心电图数据关联起来存储；

设定部，根据操作者的指令设定特定心跳相位；

重建部，根据在跨多个心跳周期的多个特定期间内收集的多个投影数据集来重建图像；

确定部，根据所述被检体的特定心跳相位和心率变动范围，确定以高X射线量扫描所述被检体的第一期间；和

控制部，控制所述X射线源的管电流，以便在所述第一期间内以较高射线量产生X射线，在所述第一期间以外的第二期间内以较低射线量产生X射线或停止产生X射线。

2、根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述心率变动范围根据多次心跳的心率来确定。

3、根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述心率变动范围根据操作者指令来确定。

4、根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述心率变动范围根据在所述投影数据的收集前取得的多个心率中的代表值来确定。

5、根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

将所述心率变动范围确定在呼吸练习期间的最大心率和最小心率的范围内。

6、根据权利要求5所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述确定部根据所述被检体的心率变动范围扩展每个所述特定期间，

将所述扩展后的特定期间的始点设定在对应于所述最大心率的期间的始点，将所述扩展后的特定期间的终点设定在对应于所述最小心率的期间的终点。

7、根据权利要求6所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述控制部控制所述X射线源的管电流，以便在所述扩展后的特定期间和其他期间内调制从高电压产生装置提供给所述X射线源的管电流。

8、根据权利要求7所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述控制部依据操作者指示来确定所述扩展后的特定期间的管电流值，并根据所述扩展后的特定期间的管电流值，确定所述其他期间的管电流值。

9、根据权利要求7所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述控制部在所述扩展后的特定期间和所述其他期间之间，设置所述扩展后的特定期间的管电流值和所述其他期间的管电流值之间的管电流值的过渡期间。

10、根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

将所述特定心跳相位以及心率变动范围变换成以R波为基准的延迟时间，

所述控制部在变换后的延迟时间内控制所述X射线源的管电流。

11、根据权利要求3所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，还具备：

显示部，显示表示所述扫描前的心率的时间变化的曲线；和

操作部，用于在所述曲线上指定心率变动范围。

12、根据权利要求11所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述显示部显示表示至少包含最大心率或最小心率的一部分时间与心率的关系的曲线以及该表示至少包含最大心率或最小心率的一部分时间与心率的关系的曲线的对应期间的心电图。

13、根据权利要求7所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述控制部在与所述投影数据的收集并行取得的心率脱离所述心率的变动范围时，控制所述管电流，以便在所述其他期间内以所述高X射线量产生所述X射线。

14、根据权利要求7所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述控制部在收集所述投影数据之前进行用于谋求造影剂流入定时的预扫描时，控制所述高电压产生装置，以使所述其他期间的管电流值在所述扩展后的特定期间的管电流值和所述预扫描时的管电流值的范围内变化。

15、根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述重建部在所述多个投影数据集之间把视角相同的投影数据加权相加。

16、根据权利要求15所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述重建部对所述视角相同的投影数据适用与收集了所述投影数据的心跳周期的心率相对应的权值。

17、根据权利要求16所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

对在所述心率较高的心跳周期中收集到的投影数据适用的权值比对在所述心率较低的心跳周期中收集到的投影数据适用的权值低。

18、根据权利要求15所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述重建部对所述视角相同的投影数据适用与相对于图像重建所需的角度范围、所述投影数据集各自所占的比例相对应的权值。

19、根据权利要求18所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

对所述比例较高的投影数据集内的投影数据适用的权值比对所述比例较低的投影数据集内的投影数据适用的权值高。

20、根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述投影数据通过螺旋扫描收集，

与所述螺旋扫描并行，所述重建部根据所述X射线检测器的至少一部分投影数据，通过实时重建来连续地重建断层像，并在所述螺旋扫描结束后，根据投影数据，利用锥形束重建来重建图像。

21、一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：

存储部，存储从被检体收集到的心电信息；

设定部，设定所述被检体的所要重建的心跳相位；

X射线源，向被检体曝射X射线；

X射线检测器，检测透过所述被检体后的X射线；

重建部，根据由所述检测器检测出的投影数据，重建由所述设定部设定的心跳相位的图像；以及

控制部，控制所述X射线源的管电流，以便以高X射线量扫描向重建所述设定部设定的心跳相位所需的期间加上余裕期间后的第1期间，并以低X射线量扫描所述第1期间以外的第2期间或停止产生X射线。

22、一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：

用于扫描被检体的架台，具有向被检体曝射X射线的X射线源、以及检测透过所述被检体后的X射线的X射线检测器；

存储部，存储从被检体收集到的心电图；

设定部，设定重建所述被检体的断层像的心跳相位范围；

重建部，根据所述检测器检测出的投影数据，重建由所述设定部设定的心跳相位范围中的特定相位的断层像；以及

控制部，控制所述X射线源的管电流，以便将与所述扫描并行取得的心电图作为触发，以高X射线扫描由所述设定部设定的心跳相位范围，并以低X射线量扫描所述心电周期中除去所述心跳相位范围后的范围或停止产生X射线。

23、一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：

用于扫描被检体的扫描部，具有向被检体曝射X射线的X射线源、以及检测透过所述被检体后的X射线的X射线检测器；

存储部，存储与所述扫描并行地从被检体收集到的心电图；

设定部，设定想要重建所述被检体的图像的心跳相位；

重建部，根据由所述检测器检测出的投影数据，重建由所述设定部设定的心跳相位的图像；和

控制部，控制所述X射线源的管电流，以便根据与所述扫描并行地收集到的心电图，在包含由所述设定部设定的心跳相位的规定范围内提高X射线量，并在除去该规定范围的范围内降低X射线量或停止产生X射线。

24、根据权利要求23所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述控制部控制高电压产生部，以便使除去所述规定范围的范围内的X射线量不比规定值低。

25、一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：

用于扫描被检体的扫描部，具有向被检体曝射X射线的X射线源、以及检测透过所述被检体后的X射线的X射线检测器；

存储部，存储在所述扫描前以及与所述扫描并行地从被检体收集到的心电图信息；

设定部，设定想要重建所述被检体的图像的心跳相位；

重建部，根据由所述检测器检测出的投影数据，重建由所述设定部设定的心跳相位的图像；和

控制部，控制所述X射线源的管电流，以便将存储于所述存储部中的、与所述扫描并行取得的心电图信息作为触发，在根据存储于所述存储部中的、在所述扫描前收集到的多个心率而确定的规定范围内提高X射线量，并在除去该规定范围的范围内降低X射线量或停止产生X射线。

26、一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：

X射线源，产生X射线；

X射线检测器，为了产生投影数据，检测透过被检体后的X射线；

特定期间设定部，按照操作者的指示，在所述被检体的心跳周期内设定特定期间；

重建部，根据在所述特定期间内收集到的投影数据，重建图像；

扩展处理部，根据与图像重建所需的投影数据的角度范围相对应的时间宽度，扩展所述特定期间；和

控制部，按照所述扩展后的特定期间，控制来自所述X射线源的X射线的产生、停止或强度调制。

27、根据权利要求26所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述扩展后的特定期间内的X射线强度比所述扩展后的特定期间以外的期间的X射线强度高。

28、根据权利要求26所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

在所述扩展后的特定期间内产生X射线，在所述扩展后的特定期间以外的期间停止X射线。

29、根据权利要求26所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

将所述特定期间前后分别扩展与所述图像重建所需的投影数据的角度范围相对应的时间宽度的1/2的时间。

30、根据权利要求29所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述特定期间的始期除了提前与所述图像重建所需的投影数据的角度范围相对应的时间宽度的1/2的时间以外，还提前伴随所述X射线的产生或调制的所述X射线的上升时间或与此相当的时间。

31、根据权利要求26所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

与所述图像重建所需的投影数据的角度范围相对应的时间宽度是所述X射线源旋转对应于半重建法的、180度与扇形角相加的角度所需的时间。

32、根据权利要求26所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述特定期间的始期根据事先从所述被检体取得的多个心跳周期中的最短时间来确定，所述特定期间的终期根据事先从所述被检体取得的多个心跳周期中的最长时间来确定。

33、根据权利要求26所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

将所述特定期间的始期和终期设定为从心电图的特定波形起的经过时间。

34、根据权利要求26所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述特定期间设定部将由所述操作者以设整个所述心跳周期为一百时的百分率来指示的所述特定期间的始期和末期变换成从心电图的特定波形起的经过时间。

35、根据权利要求26所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述控制部在所述被检体的心率超过预先设定的上限数时，中止所述X射线的产生、停止或强度调制的控制。

36、根据权利要求26所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

所述控制部在所述被检体的心率的变动超过预先设定的上限数时，中止所述X射线的产生、停止或强度调制的控制。

37、根据权利要求34所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，还具备：

测量部，测量所述X射线源的输出或反映该输出的信号；和

存储部，将所述测量部的输出数据与对应时间取得的信息一起存储。

38、根据权利要求37所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

还具备下述部件：与对应于所述指示的百分率的、在重建中使用的数据范围、以及根据所存储的所述测量部的输出数据确定的、所述X射线产生或维持高强度的期间一起，显示所述被检体的心电图或所述特定波形的序列。

39、根据权利要求38所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

从图像重建处理中除去在下述心跳周期中收集到的投影数据：在该心跳周期中，在所述重建中使用的数据范围被从根据所存储的所述测量部的输出数据确定的、所述X射线产生或维持高强度的期间排除。

40、根据权利要求39所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

还具备指定部件，用于由操作者指定下述心跳周期：在该心跳周期中，在所述重建中使用的数据范围被从根据所存储的所述测量部的输出数据确定的、所述X射线产生或维持高强度的期间排除。

41、根据权利要求39所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

还具备用于自动抽取下述心跳周期的部件：在该心跳周期中，在所述重建中使用的数据范围被从根据所存储的所述测量部的输出数据确定的、所述X射线产生或维持高强度的期间排除。

42、根据权利要求37所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：

还具备下述部件：与根据所述被检体的心电图或所述特定波形的序列并利用所述指示的百分率来确定的期间、和根据所存储的所述测量部的输出数据确定的、所述X射线产生或维持高强度的期间一起，显示所述被检体的心电图或所述特定波形的序列。

43、一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：

X射线源，产生X射线；

X射线检测器，为了产生投影数据，检测透过被检体后的X射线；

存储部，将所述投影数据与所述被检体的心电图数据关联起来存储；

设定部，根据操作者的指令设定特定心跳相位；

重建部，根据在跨多个心跳周期的多个特定期间内收集的多个投影数据集来重建图像，其中所述特定期间与所述特定心跳相位相对应；

期间扩展部，根据所述被检体的心率变动范围，扩展每个所述特定期间；和

控制部，控制所述X射线源的管电流，以便以较高射线量产生X射线，并在所述扩展后的特定期间以外的期间内以较低射线量产生X射线或停止产生X射线。

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