JP2006187453A - X-ray ct apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、X線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関する。 The present invention relates to an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus.
従来、被検体にＸ線を照射するX線発生装置と、Ｘ線発生装置から照射され被検体を透過したＸ線を検出して投影データを得るX線検出器とを１組とするデータ収集系を、複数備えるX線CT装置が知られている（たとえば、特許文献1参照）。
しかし、従来は、X線CT装置は、一列のX線検出器を用いているため、被検体の断層像を同時に複数の撮影条件で得ることができない点、スキャンを高速化することが困難な点などの問題があった。 Conventionally, however, the X-ray CT apparatus uses a single row of X-ray detectors, so that it is difficult to obtain a tomographic image of a subject under a plurality of imaging conditions at the same time, and to increase the scanning speed. There were problems such as points.
そこで、本発明の目的は、効率よくデータ収集を行え、スキャンを高速化することが容易に可能なX線CT装置を提供することにある。
また、本発明の別の目的は、複数の各々異なる撮影条件で同時に撮影可能なX線CT装置を提供することにある。
また、本発明の別の目的は、z軸方向のデータ収集分解能向上、画質向上、無駄被曝領域の縮小化を効率良く実施することにある。
Therefore, an object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus that can efficiently collect data and can easily increase the scanning speed.
Another object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus that can simultaneously perform imaging under a plurality of different imaging conditions.
Another object of the present invention is to efficiently improve the data collection resolution in the z-axis direction, improve the image quality, and reduce the waste exposure area.
上記目的を達成するために、本発明は以下のX線CT装置を提供する。
第1の観点では、本発明は、被検体にＸ線を照射するＸ線発生装置と、前記Ｘ線発生装置から照射され前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出して投影データを得る検出器チャネルを複数列含み前記検出器チャネルが2次元マトリクス構造に配置されたＸ線検出器とが前記被検体の周囲を回転するデータ収集系を備えるデータ収集手段と、前記データ収集手段により得られる投影データに基づいて、前記被検体の断層像を画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成手段により画像再構成された前記被検体の画像を表示する表示手段とを有し、前記データ収集手段は、データ収集系を複数備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第1の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、被検体の周囲を回転し、前記被検体にＸ線を照射するX線発生装置と、前記Ｘ線発生装置から照射され前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出して投影データを得るX線検出器とを含み、前記被検体の周囲の回転方向に沿って前記Ｘ線発生装置が複数配置されているデータ収集手段と、前記データ収集手段により得られる投影データに基づいて、前記被検体の断層像を画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成手段により画像再構成された前記被検体の画像を表示する表示手段とを有し、前記Ｘ線検出器は、前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出するX線検出器チャネルを複数含み、前記Ｘ線発生装置が前記被検体の周囲の回転方向に沿って前記X線検出器チャネルがマトリクス構造に配置されているため、スキャンを高速化することができる。
In order to achieve the above object, the present invention provides the following X-ray CT apparatus.
In a first aspect, the present invention relates to an X-ray generator that irradiates a subject with X-rays, and detection for obtaining projection data by detecting the X-rays irradiated from the X-ray generator and transmitted through the subject. An X-ray detector in which a plurality of detector channels are arranged and the detector channels are arranged in a two-dimensional matrix structure, a data acquisition means comprising a data acquisition system rotating around the subject, and obtained by the data acquisition means Image reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the subject based on projection data, and display means for displaying the image of the subject reconstructed by the image reconstruction means, The data collection means provides an X-ray CT apparatus comprising a plurality of data collection systems.
In the X-ray CT apparatus according to the first aspect, an X-ray generator that rotates around the subject and irradiates the subject with X-rays, and the X-ray generator that is irradiated from the X-ray generator and passes through the subject. An X-ray detector that detects X-rays to obtain projection data, and includes a data collection unit in which a plurality of the X-ray generation devices are arranged along a rotation direction around the subject, and the data collection unit Image reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the subject based on the obtained projection data; and display means for displaying the image of the subject reconstructed by the image reconstruction means. The X-ray detector includes a plurality of X-ray detector channels that detect the X-rays that have passed through the subject, and the X-ray generator detects the X-ray along a rotation direction around the subject. Are arranged in a matrix structure It is possible to speed up order, the scan.
第2の観点では、本発明は、前記データ収集手段が前記投影データを得る撮影条件を設定する撮影条件設定手段を有し、前記撮影条件設定手段は、前記データ収集手段の前記Ｘ線発生装置およびX線検出器の各々について独立に撮影条件を設定することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第2の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、複数のX線発生装置およびマトリクス構造X線検出器からなるデータ収集系において、各々異なった管電圧などの撮影条件でスキャンが同時に行なえる設定手段を持つため、X線管電圧を各々のデータ収集系で変えることにより、得られた複数断層像よりそのエネルギー差分データを用いエネルギー差分による被検体のエネルギー特性情報を得ることができる。
In a second aspect, the present invention includes imaging condition setting means for setting imaging conditions for the data collection means to obtain the projection data, and the imaging condition setting means is the X-ray generator of the data collection means. An X-ray CT apparatus is provided in which imaging conditions are set independently for each of the X-ray detectors.
In the X-ray CT apparatus according to the second aspect, in the data acquisition system composed of a plurality of X-ray generators and a matrix structure X-ray detector, setting means that can simultaneously perform scanning under different imaging conditions such as tube voltage Therefore, by changing the X-ray tube voltage in each data acquisition system, it is possible to obtain the energy characteristic information of the subject by the energy difference using the energy difference data from the obtained multiple tomographic images.
第3の観点では、本発明は、第１または第２の観点に記載の前記X線発生装置と前記X線検出器とは、前記被検体の周囲を回転する平面であるxy平面内の円周方向に沿って、互いが交互になるように配置されていることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第3の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、複数のデータ収集系がXY平面上に円周上にX線発生装置とX線検出器が交互に効率よく並べられているので、空間利用効率のよい走査ガントリが実現でき、効率よくデータ収集が行え、高速に断層像撮影が行える。
In a third aspect, the present invention provides the X-ray generator and the X-ray detector according to the first or second aspect, wherein the X-ray detector is a circle in the xy plane that is a plane that rotates around the subject. Provided is an X-ray CT apparatus characterized by being arranged so as to alternate with each other along a circumferential direction.
In the X-ray CT apparatus according to the third aspect, since a plurality of data acquisition systems are arranged on the XY plane on the circumference, the X-ray generator and the X-ray detector are arranged alternately and efficiently. A good scanning gantry can be realized, data can be collected efficiently, and tomographic imaging can be performed at high speed.
第4の観点では、本発明は、第３の観点に記載の前記データ収集手段は、前記データ収集系を奇数個含むことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第4の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Nが奇数の場合は、走査ガントリ内の配置を効率良くすることができ、効率よくデータ収集が行え、高速に断層像撮影が行える。
In a fourth aspect, the present invention provides an X-ray CT apparatus characterized in that the data collection means according to the third aspect includes an odd number of the data collection systems.
In the X-ray CT apparatus according to the fourth aspect, when N is an odd number, the arrangement in the scanning gantry can be efficiently performed, data can be collected efficiently, and tomographic imaging can be performed at high speed.
第5の観点では、本発明は、第２から第４までの観点のいずれかに記載の前記撮影条件設定手段は、前記Ｘ線発生装置の各々が前記Ｘ線を照射する際における管電圧の条件を、各々が異なるように独立に設定し、前記画像再構成手段は、前記複数の異なる管電圧により得られた投影データごとに、前記被検体の断層面の画像を再構成して複数の画像を画像再構成し、複数の画像同士間で演算を行ない、被検体のエネルギー特性情報を求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第5の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、異なった管電圧などの撮影条件の画像同士の演算により、エネルギー差分が行なえ、被検体のエネルギー特性情報が得られる。
In a fifth aspect, the present invention provides the imaging condition setting means according to any one of the second to fourth aspects, wherein the X-ray generator radiates the tube voltage when each of the X-ray generators irradiates the X-ray. The conditions are set independently so that each is different, and the image reconstruction means reconstructs an image of the tomographic plane of the subject for each projection data obtained by the plurality of different tube voltages. Provided is an X-ray CT apparatus characterized in that an image is reconstructed, calculation is performed between a plurality of images, and energy characteristic information of a subject is obtained.
In the X-ray CT apparatus according to the fifth aspect, an energy difference can be obtained by calculating images of imaging conditions such as different tube voltages, and energy characteristic information of the subject can be obtained.
第6の観点では、本発明は、第５の観点に記載の前記画像再構成手段は、前記複数の画像間で減算を行って差画像を求め、前記差画像に基づいて前記被検体のエネルギー特性情報を求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第6の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、異なった管電圧の撮影条件の画像同士の差画像により、エネルギー差分が行なえ、被検体のエネルギー特性情報が得られる。
In a sixth aspect, the present invention provides the image reconstruction means according to the fifth aspect, wherein a difference image is obtained by performing subtraction between the plurality of images, and the energy of the subject is determined based on the difference image. An X-ray CT apparatus characterized by obtaining characteristic information is provided.
In the X-ray CT apparatus according to the sixth aspect, the energy difference can be obtained from the difference image between the imaging conditions of different tube voltages, and the energy characteristic information of the subject can be obtained.
第7の観点では、本発明は、第１から第６までの観点のいずれかに記載の前記データ収集手段は、Ｎ個の前記データ収集系を含み、前記Ｘ線発生装置と前記Ｘ線検出器とが前記被検体の周囲を３６０度／Ｎのみ回転して、それぞれの前記データ収集系ごとに前記投影データを収集し、前記画像再構成手段は、前記３６０度／Ｎの回転によってそれぞれの前記データ収集系ごとに得られた投影データに基づいて、画像再構成を行ない、前記被検体の断層像を1枚画像再構成することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第7の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、データ収集系N個分の360度／Nの回転した投影データを集めて再構成することにより1枚の断層像が作れ、効率よくデータ収集が行え、高速に断層像撮影が行える。
In a seventh aspect, the present invention provides the data collection means according to any one of the first to sixth aspects, comprising N data collection systems, wherein the X-ray generator and the X-ray detection The image is rotated by 360 degrees / N around the subject, and the projection data is collected for each of the data collection systems, and the image reconstruction means An X-ray CT apparatus is provided that performs image reconstruction on the basis of projection data obtained for each data acquisition system and reconstructs a single tomographic image of the subject.
In the X-ray CT apparatus in the seventh aspect, one tomogram can be created by collecting and reconstructing 360 degrees / N rotated projection data for N data collection systems, and data can be collected efficiently. High-speed tomography can be performed.
第8の観点では、本発明は、第１から第７までの観点のいずれかに記載の前記データ収集手段は、N個の前記データ収集系を含み、前記Ｘ線発生装置と前記Ｘ線検出器とが前記被検体の周囲を１回転して、それぞれの前記データ収集系ごとに前記投影データを収集し、前記画像再構成手段は、前記１回転によって得られた投影データを画像再構成して、前記被検体の画像をＮ枚画像再構成することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第8の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、データ収集系N個分の1回転の投影データを集めて再構成することにより、N枚の断層像が作れ、効率よくデータ収集が行え、高速に断層像撮影が行える。
In an eighth aspect, the present invention provides the data collection means according to any one of the first to seventh aspects, comprising N pieces of the data collection system, wherein the X-ray generator and the X-ray detection And the image collection means collects the projection data for each of the data collection systems, and the image reconstruction means reconstructs the projection data obtained by the one rotation. An X-ray CT apparatus is provided that reconstructs N images of the subject.
In the X-ray CT apparatus according to the eighth aspect described above, by collecting and reconstructing projection data for one rotation of N data collection systems, N tomographic images can be created, data can be collected efficiently, and the data can be collected at high speed. Tomography can be performed.
第9の観点では、本発明は、第１または第２の観点に記載の前記データ収集手段は、前記データ収集系を偶数個含み、前記偶数個のデータ収集系は回転平面xy平面に平行またはほぼ平行にありxy平面に垂直なz軸方向に隣り合いお互いに180度またはほぼ180度ずれた位置に配置されると共に、コンベンショナルスキャンを実施する際に、前記データ収集系が前記被検体の周囲を回転する回転平面ｘｙ平面に垂直なz方向を横からyz平面で見ると、ミッシングコーンがないまたは、少なくなるようにz方向に隣りあっていることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第9の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、偶数組のデータ収集系があり、2組のデータ収集系がXY平面では互いに向い合い、YZ平面では隣り合わせに配置されているので、ミッシングコーンのないデータ収集系から3次元画像再構成により、画質向上ができ、無駄被曝領域も小さくすることができる。
In a ninth aspect, the present invention provides the data collection unit according to the first or second aspect, wherein the data collection system includes an even number of data collection systems, and the even number of data collection systems is parallel to a rotation plane xy plane or Arranged in positions parallel to each other in the z-axis direction perpendicular to the xy plane and shifted from each other by 180 degrees or almost 180 degrees, and when performing a conventional scan, the data acquisition system is arranged around the subject. Provided is an X-ray CT apparatus characterized by having no missing cone or adjoining in the z direction when the z direction perpendicular to the rotation plane xy plane rotating from the side is seen from the yz plane from the side .
In the X-ray CT apparatus according to the ninth aspect, there are an even number of data acquisition systems, and two sets of data acquisition systems face each other on the XY plane and are arranged next to each other on the YZ plane, so there is no missing cone. By reconstructing 3D images from the data collection system, the image quality can be improved and the waste exposure area can be reduced.
第10の観点では、本発明は、第9の観点に記載の前記偶数個のデータ収集手段は、前記z方向に隣り合い、お互いに180度または、ほぼ180度ずれた位置にあり、前記z方向に０．５列分、または、Ｎ＋１／２列（Ｎは正整数）分、または、ほぼ0.5列分、または、ほぼN＋1/2列分お互いのX線検出器がずれるように配置されていることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第10の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、z方向に0.5列分またはN＋1／2列分、または、ほぼ0.5列分、または、ほぼN＋1/2列分ずれて配置された対向する多列X線検出器の投影データをz方向にインターリーブして3次元画像再構成することにより、特にコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）ではz方向に分解能が向上した画像が得られる。
In a tenth aspect, the present invention provides the even number of data collection means according to the ninth aspect, which are adjacent to each other in the z direction and are offset from each other by 180 degrees or approximately 180 degrees, and the z The X-ray detectors are arranged so that the X-ray detectors are shifted from each other by 0.5 columns, N + 1/2 columns (N is a positive integer), or approximately 0.5 columns, or approximately N + 1/2 columns. An X-ray CT apparatus is provided.
In the X-ray CT apparatus according to the tenth aspect described above, opposed multi-rows X arranged by shifting in the z direction by 0.5 rows, N + 1/2 rows, or about 0.5 rows, or substantially N + 1/2 rows. By interleaving the projection data of the line detector in the z direction and reconstructing a three-dimensional image, an image with improved resolution in the z direction can be obtained particularly in a conventional scan (axial scan).
第11の観点では、本発明は、第1から第9までの観点のいずれかに記載の前記データ収集手段は、前記Ｘ線発生装置の複数のうちの所定のＸ線発生装置がＸ線を照射する際には、前記所定のＸ線発生装置と異なる他のＸ線発生装置がＸ線を照射しないようにX線照射の排他制御することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第11の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、複数のデータ収集系のX線発生装置のX線照射を排他制御して、1つのX線発生装置がX線照射中には他のX線発生装置は照射できないようにするため、他のX線発生装置からの散乱X線を受けにくく、画質の劣化を防ぐことができる。
In an eleventh aspect, the present invention provides the data collection means according to any one of the first to ninth aspects, wherein the predetermined X-ray generation device of the plurality of the X-ray generation devices emits X-rays. Provided is an X-ray CT apparatus characterized by exclusive control of X-ray irradiation so that another X-ray generation apparatus different from the predetermined X-ray generation apparatus does not emit X-rays when irradiating.
In the X-ray CT apparatus according to the eleventh aspect, X-ray irradiation of a plurality of data acquisition system X-ray generators is exclusively controlled, and one X-ray generator generates another X-ray during X-ray irradiation. In order to prevent the apparatus from irradiating, it is difficult to receive scattered X-rays from other X-ray generators, and deterioration of image quality can be prevented.
第12の観点では、本発明は、第1から第9の観点のいずれかに記載の前記データ収集手段は、前記Ｘ線発生装置のそれぞれが同時にもしくは、ほぼ同時に前記Ｘ線を照射する
Ｘ線ＣＴ装置を提供する。
上記第12の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、複数のX線発生装置およびX線検出器からなるデータ収集系において、同時にX線照射を行ないデータ収集を行なうためにデータ収集を短時間で行なうことができる。
In a twelfth aspect, the present invention provides the data collection means according to any one of the first to ninth aspects, wherein each of the X-ray generators irradiates the X-rays simultaneously or substantially simultaneously. A CT apparatus is provided.
In the X-ray CT apparatus according to the twelfth aspect, in a data acquisition system composed of a plurality of X-ray generators and X-ray detectors, data acquisition is performed in a short time in order to simultaneously perform X-ray irradiation and collect data. Can do.
第13の観点では、本発明は、第1から第12までの観点に記載の前記画像再構成手段は、３次元逆投影方法により画像再構成を行うことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第13の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、3次元逆投影方法を用いて画像再構成するため、特にミッシングコーンがない場合にアーチファクトを少なくでき、画質を改善できる。
In a thirteenth aspect, the present invention provides an X-ray CT apparatus characterized in that the image reconstruction means described in the first to twelfth aspects performs image reconstruction by a three-dimensional backprojection method. To do.
In the X-ray CT apparatus according to the thirteenth aspect, since the image is reconstructed using the three-dimensional backprojection method, artifacts can be reduced particularly when there is no missing cone, and the image quality can be improved.
第14の観点では、本発明は、被検体の周囲を回転し、前記被検体にＸ線を照射するＸ線発生装置からなるX線発生手段と、前記Ｘ線発生装置から照射され前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出して投影データを得る検出器チャネルを複数列含み、前記検出器チャネルが2次元マトリクス構造に配置された360度全周方向のＸ線検出器からなるデータ収集手段と、前記データ収集手段により得られる投影データに基づいて、前記被検体の断層像を画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成手段により画像再構成された前記被検体の画像を表示する表示手段とを有し、前記X線発生手段とデータ収集手段は、1対ずつ複数備えられたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第14の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、被検体の周囲を回転し、前記被検体にＸ線を照射するX線発生装置と、前記Ｘ線発生装置から照射され前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出して投影データを得るX線検出器とを含み、前記検出器チャネルが2次元マトリクス構造に配置された360度全周方向のX線検出器からなる第4世代X線CTのデータ収集手段と、前記データ収集手段により得られる投影データに基づいて、前記被検体の断層像を画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成手段により画像再構成された前記被検体の画像を表示する表示手段とを有し、前記X線発生手段は複数備えられるため、スキャンを高速化することができる。
In a fourteenth aspect, the present invention relates to an X-ray generation unit comprising an X-ray generation device that rotates around a subject and irradiates the subject with X-rays, and the subject irradiated from the X-ray generation device. Data collection means comprising X-ray detectors in a 360-degree circumferential direction including a plurality of detector channels for detecting projection X-rays transmitted through the beam and obtaining projection data, wherein the detector channels are arranged in a two-dimensional matrix structure And image reconstructing means for reconstructing a tomographic image of the subject based on projection data obtained by the data collecting means, and displaying the image of the subject reconstructed by the image reconstructing means. There is provided an X-ray CT apparatus characterized in that a plurality of pairs of the X-ray generation means and the data collection means are provided.
In the X-ray CT apparatus according to the fourteenth aspect, an X-ray generator that rotates around the subject and irradiates the subject with X-rays, and the X-ray generator that is irradiated from the X-ray generator and passes through the subject. A fourth-generation X-ray CT comprising a 360-degree circumferential X-ray detector in which the detector channel is arranged in a two-dimensional matrix structure. A data collection unit; an image reconstruction unit that reconstructs a tomographic image of the subject based on projection data obtained by the data collection unit; and an image of the subject that has been reconstructed by the image reconstruction unit. And a plurality of the X-ray generation means. Therefore, the scanning can be speeded up.
第15の観点では、本発明は、第14の観点に記載の前記X線発生手段とデータ収集手段が前記投影データを得る撮影条件を設定する撮影条件設定手段を有し、前記撮影条件設定手段は、前記X線発生手段とデータ収集手段の各々について独立に撮影条件を設定することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第15の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、複数のX線発生装置およびマトリクス構造X線検出器からなるデータ収集系において、各々異なった管電圧などの撮影条件でスキャンが同時に行なえる設定手段を持つため、X線管電圧を各々のX線発生装置で変えることにより、得られた複数断層像よりそのエネルギー差分データを用いエネルギー差分による被検体のエネルギー特性情報を得ることができる。
In a fifteenth aspect, the present invention includes an imaging condition setting unit that sets an imaging condition in which the X-ray generation unit and the data collection unit according to the fourteenth aspect obtain the projection data, and the imaging condition setting unit Provides an X-ray CT apparatus in which imaging conditions are set independently for each of the X-ray generation means and the data collection means.
In the X-ray CT apparatus according to the fifteenth aspect, in the data acquisition system comprising a plurality of X-ray generators and a matrix structure X-ray detector, setting means capable of simultaneously performing scanning under different imaging conditions such as tube voltage Therefore, by changing the X-ray tube voltage in each X-ray generator, the energy characteristic information of the subject based on the energy difference can be obtained from the obtained multiple tomographic images using the energy difference data.
第16の観点では、本発明は、第15の観点に記載の前記撮影条件設定手段は、前記Ｘ線発生装置の各々が前記Ｘ線を照射する際における管電圧の条件を、各々が異なるように独立に設定し、前記画像再構成手段は、前記複数の異なる管電圧により得られた投影データごとに、前記被検体の断層像を複数画像再構成し、複数の画像同士間で演算を行ない、被検体のエネルギー特性情報を求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第16の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、異なった管電圧などの撮影条件の画像同士の演算により、エネルギー差分が行なえ、被検体のエネルギー特性情報が得られる。
In a sixteenth aspect, the present invention provides the imaging condition setting means according to the fifteenth aspect, wherein each of the X-ray generators has different tube voltage conditions when irradiating the X-rays. The image reconstruction means reconstructs a plurality of tomographic images of the subject for each projection data obtained by the plurality of different tube voltages, and performs an operation between the plurality of images. An X-ray CT apparatus characterized by obtaining energy characteristic information of a subject is provided.
In the X-ray CT apparatus according to the sixteenth aspect, an energy difference can be obtained by calculating images of imaging conditions such as different tube voltages, and energy characteristic information of the subject can be obtained.
第17の観点では、本発明は、第16の観点に記載の前記画像再構成手段は、前記複数の画像間で減算を行って差画像を求め、前記差画像に基づいて前記被検体のエネルギー特性情報を求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第17の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、異なった管電圧の撮影条件の画像同士の差画像により、エネルギー差分が行なえ、被検体のエネルギー特性情報が得られる。
In a seventeenth aspect, the present invention provides the image reconstruction unit according to the sixteenth aspect, wherein a difference image is obtained by performing subtraction between the plurality of images, and the energy of the subject is determined based on the difference image. An X-ray CT apparatus characterized by obtaining characteristic information is provided.
In the X-ray CT apparatus according to the seventeenth aspect, the energy difference can be obtained from the difference images between the imaging conditions of different tube voltages, and the energy characteristic information of the subject can be obtained.
本発明の効果としては、スキャンを高速化することが容易に可能なＸ線ＣＴ装置を提供することができる。
また、別の効果として、複数の各々異なる撮影条件で同時に撮影可能なX線CT装置を提供することができる。
また、別の効果として、z軸方向のデータ収集分解能を向上可能なX線CT装置を提供することができる。
As an effect of the present invention, it is possible to provide an X-ray CT apparatus capable of easily increasing the scanning speed.
Further, as another effect, it is possible to provide a plurality of X-ray CT apparatuses that can simultaneously perform imaging under different imaging conditions.
As another effect, an X-ray CT apparatus capable of improving the data collection resolution in the z-axis direction can be provided.
本発明の実施形態を詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。 Embodiments of the present invention will be described in detail. Note that the present invention is not limited thereby.
＜実施形態１＞
以下より、本発明にかかる実施形態１について説明する。
<
図1は、本発明にかかる実施形態１のX線CT装置の構成を示すブロック図である。 FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment of the present invention.
図１に示すように、本実施形態のX線CT装置100は、操作コンソール1と、撮影テーブル10と、走査ガントリ20とを具備している。各部について、順次、説明する。
As shown in FIG. 1, the X-ray CT apparatus 100 of the present embodiment includes an
操作コンソール1は、図１に示すように、入力装置2と、中央処理装置3と、データ収集バッファ5と、モニタ6と、記憶装置7とを具備している。
As shown in FIG. 1, the
入力装置２は、たとえば、キーボードやマウスなどの入力デバイスにより構成されており、操作者の入力を受け付ける。そして、入力装置２は、オペレータの入力操作に基づいて、スキャン条件や被検体の情報などの各種情報を中央処理装置３に入力する。
The
中央処理装置３は、たとえば、マイクロコンピュータ等により構成されている。中央処理装置３は、図１に示すように、画像再構成部３ａと、撮影条件設定部３ｂとを有する。
The
画像再構成部３ａは、走査ガントリ２０により得られる投影データに基づいて、被検体の断層像を画像再構成する。具体的には、画像再構成部３ｂは、スキャンによる複数のビュー方向からの投影データに対して、感度補正、ビームハードニング補正などの前処理を実施後、フィルタ処理し、たとえば、３次元逆投影法によって画像再構成を行い、被検体の断層像を画像再構成する。
The
そして、詳細について後述するが、本実施形態における画像再構成部３ａは、走査ガントリ２０における第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃの各々がＸ線を照射する際における管電圧、管電流、焦点サイズなどの条件を、撮影条件設定部３ｂにより各々が異なるように設定される場合においては、複数の異なる管電圧により得られた投影データごとに、前記被検体の断層像を画像再構成して複数の断層像を画像再構成し、複数の画像同士間で演算を行ない、被検体のエネルギー特性情報を算出する。たとえば、画像再構成部３ａは、エネルギーサブトラクション法による差画像の断層像により被検体のエネルギー特性の違いを画像化する。つまり、画像再構成部３ａは、複数の異なる管電圧、管電流、焦点サイズなどにより得られた投影データごとに、被検体の断層像を画像再構成して複数の断層像を画像再構成し、複数の画像同士間で演算を行ない、被検体のエネルギー特性情報を算出する。
As will be described in detail later, the
撮影条件設定部３ｂは、走査ガントリ２０が被検体の投影データを得る撮影条件を設定する。ここで、撮影条件設定部３ｂは、走査ガントリ２０における第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃの各々について独立に撮影条件を設定し、各々がＸ線を照射する際における管電圧などの撮影条件を、各々が異なるように独立に設定する。
The imaging condition setting unit 3b sets imaging conditions for the
データ収集バッファ5は、たとえば、バッファメモリで構成されており、走査ガントリ20で取得した投影データを収集し記憶する。
The
モニタ6は、たとえば、液晶モニタで構成されている。モニタ６は、中央処理装置３からの指令に基づき、画像再構成部３ｂが再構成した被検体の断層像を表示する。
The
記憶装置７は、メモリにより構成されており、画像再構成部３ａが再構成する被検体の断層像などの各種のデータや、プログラムなどを記憶する。記憶装置７は、その記憶されたデータが必要に応じて中央処理装置３にアクセスされる。
The
撮影テーブル10は、被検体を支持するクレードル12を具備している。撮影テーブル１０は、被検体を支持するクレードル１２を、内蔵するモータでy軸方向に昇降およびz軸方向に直線的に移動し、走査ガントリ20の開口部２００の内部に被検体を搬入し、スキャンを行った後に被検体を開口部の外部に搬出する。
The imaging table 10 includes a
走査ガントリ20は、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃと、第１Ｘ線コントローラ２２Ａ，第２Ｘ線コントローラ管２２Ｂ，第３Ｘ線コントローラ２２Ｃと、第１コリメータ２３Ａ，第２コリメータ２３Ｂ，第３コリメータ２３Ｃと、第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃと、第１ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）２５Ａ，第２ＤＡＳ２５Ｂ，第３ＤＡＳ２５Ｃと、回転部コントローラ26と、制御コントローラ29とを具備している。
The
つまり、走査ガントリ２０は、第１Ｘ線管２１Ａと第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂと第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃと第３多列Ｘ線検出器２４Ｃのように、Ｘ線管と多列Ｘ線検出器とを組とするデータ収集系を複数備えている。本実施形態においては、図１に示すように、走査ガントリ２０は、奇数個のデータ収集系を含み、３個のデータ収集系からなり、撮影テーブル１０により開口部２００に移動された被検体の周囲を回転することにより、被検体を走査し、被検体についての投影データを収集する。
That is, the
そして、この時、走査ガントリ２０は、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃの複数のうちの、所定のＸ線管からX線を照射する際には、その所定のＸ線管と異なる他のX線管がX線を照射しないように第1から第3のX線コントローラ22A，22B，22Cが排他制御する。つまり、走査ガントリ２０は、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃの複数のうちの、第１Ｘ線管２１ＡからX線を照射する際には、その第１Ｘ線管２１Ａと異なる第２Ｘ線管２１Ｂおよび第３Ｘ線管２１ＣがX線を照射しないように第1から第3のX線コントローラ22A，22B，22Cが排他制御する。
At this time, when the
第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃは、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃのそれぞれに対応する第１から第３のＸ線コントローラ２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃからの制御信号に基づいて、所定強度のＸ線を被検体に照射する。
The
図2（a）は、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃと第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃのデータ収集系の幾何学的配置関係を示す図である。また、図2（b）は、フラットパネル構造の第1から第3までの多列X線検出器24A，24B，24Cのデータ収集系の幾何学的配置の例である。図２（a），（b）においては、鉛直方向をy方向とし、水平方向をx方向とし、これらに垂直な撮影テーブル10のクレードル12の進行方向をz方向とする。
FIG. 2A shows a
図２に示すように、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃのそれぞれは、開口部２００を挟むように、第１から第３の多列Ｘ線検出器２４Ａ，２４Ｂ，２４Ｃと対向しており、開口部２００内に移動される被検体の周囲を、回転中心ICを軸にしてxy平面内で回転する。
As shown in FIG. 2, each of the first to
そして、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃのそれぞれは、被検体の円周方向に沿って、第１から第３の多列Ｘ線検出器２４Ａ，２４Ｂ，２４Ｃと交互になるように配置されており、それぞれにおいてＸ線を照射する撮影領域が重複するように、被検体の周囲から被検体にＸ線を照射する。ここでは、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃは、コーンビームCBと呼ばれるX線ビームを発生する。なお、コーンビームCBの中心軸方向がy方向に平行なときを、ビュー角度0°とする。
The first to
第１Ｘ線コントローラ２２Ａ，第２Ｘ線コントローラ管２２Ｂ，第３Ｘ線コントローラ２２Ｃのそれぞれは、操作コンソール１の中央処理装置３からの制御信号に応じて、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃのそれぞれに対して制御信号を出力してＸ線の照射を制御する。
Each of the first X-ray controller 22A, the second X-ray controller tube 22B, and the third X-ray controller 22C corresponds to the first to
第１コリメータ２３Ａ，第２コリメータ２３Ｂ，第３コリメータ２３Ｃのそれぞれは、操作コンソール１の中央処理装置３からの制御信号に応じて、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１ＣのX線のz方向のスライス厚を制御する。
Each of the
第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃのそれぞれは、いわゆる、多列X線検出器で構成されている。そして、図２（a）に示すように、第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃのそれぞれは、第１から第３の多列Ｘ線検出器２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃが被検体の周囲を回転する方向に沿って、第１から第３の多列Ｘ線検出器２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃのそれぞれと交互になるように幾何学的配置をされている。また、図2（b）はフラットパネル構造の多列X線検出器24A，24B，24Cを用いた幾何学的配置である。
Each of the first
図３（a）は、第１多列Ｘ線検出器２４Ａの構成を示す斜視図である。なお、第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃについても、第１多列Ｘ線検出器２４Ａの構成と同様である。
図3（b）は、フラットパネル構造の多列X線検出器24A，24B，24Cの例である。
FIG. 3A is a perspective view showing the configuration of the first
FIG. 3B is an example of
図３（a）に示すように、第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃのそれぞれは、被検体を透過したＸ線を検出する検出器チャネル２４１を複数含み、検出器チャネル２４１がマトリクス構造に配置されている。第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃは、例えば、256列の検出器列を有する。また、各検出器列は、例えば、1024チャネルの検出器チャネルを有する。なお、図3（b）はフラットパネル構造の多列X線検出器24A，24B，24Cの例である。
As shown in FIG. 3A, each of the first
第１ＤＡＳ２５Ａ，第２ＤＡＳ２５Ｂ，第３ＤＡＳ２５Ｃのそれぞれは、第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃのそれぞれに接続されて、それぞれが収集した投影データを、A／D変換し、スリップリング30を経由してデータ収集バッファ5に出力する。
The
回転部コントローラ26は、操作コンソール１の中央処理装置３からの制御信号に応じて、走査ガントリ回転部に制御信号を出力して被検体の周囲を回転するように制御する。
The
制御コントローラ29は、操作コンソール1や撮影テーブル10と、制御信号などを、やり取りする。
The
なお、上記の実施形態において、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃは、本発明のＸ線発生装置に相当する。また、本実施形態の第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃは、本発明のＸ線検出器に相当する。また、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃのそれぞれと、第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃのそれぞれとを順次組み合わせたものが、本発明のデータ収集系に相当する。また、本実施形態の走査ガントリ２０は、本発明のデータ収集手段に相当する。また、本実施形態の画像再構成部３ａは、本発明の画像再構成手段に相当する。また、本実施形態の撮影条件設定部３ｂは、本発明の撮影条件設定手段に相当する。
In the above embodiment, the
以下より、本実施形態のX線CT装置100の動作について説明する。 Hereinafter, the operation of the X-ray CT apparatus 100 of the present embodiment will be described.
図４は、本実施形態のX線CT装置100を用いて被検体の断層像を得る際の動作を示すフロー図である。 FIG. 4 is a flowchart showing an operation when obtaining a tomographic image of a subject using the X-ray CT apparatus 100 of the present embodiment.
図４に示すように、まず、ステップS1では、投影データの収集を行う。 As shown in FIG. 4, first, in step S1, projection data is collected.
ここでは、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃと第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃとを被検体の周囲で回転させる。この時、ヘリカルスキャンの場合においては、クレードル12を直線移動させながら、投影データを収集する。そして、テーブル直線移動位置zと、ビュー角度viewと、検出器列番号jと、チャネル番号iとデータ収集系番号kとで表わされる投影データDO（view,j,i,k）に、テーブル直線移動z方向位置Ztable（view）を付加させる。なお、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンの場合においては、クレードル１２を静止させて、投影データDO（view,j,i,k）を収集する。
Here, the
つぎに、ステップS2では、投影データDO(view,j,i)に対して前処理を行なう。 Next, in step S2, preprocessing is performed on the projection data DO (view, j, i).
図５は、前処理を示すフロー図である。 FIG. 5 is a flowchart showing the preprocessing.
図５のように、ステップS21のオフセット補正，ステップS22の対数変換，ステップS23のＸ線線量補正，ステップS24の感度補正からなる前処理を実施する。 As shown in FIG. 5, preprocessing including offset correction in step S21, logarithmic conversion in step S22, X-ray dose correction in step S23, and sensitivity correction in step S24 is performed.
つぎに、ステップS3では、前処理した投影データDO(view,j,i)に対して、ビームハードニング補正を行なう。 Next, in step S3, beam hardening correction is performed on the preprocessed projection data DO (view, j, i).
ここでは、ステップＳ２の前処理にて感度補正S24が行なわれた投影データをDinとし、ビームハードニング補正S3の後のデータをDoutとすると、ビームハードニング補正S3は、以下の数式（１）のように、例えば、多項式形式で実施される。 Here, assuming that the projection data subjected to the sensitivity correction S24 in the preprocessing in step S2 is Din and the data after the beam hardening correction S3 is Dout, the beam hardening correction S3 is expressed by the following formula (1). For example, it is implemented in a polynomial format.
この時、検出器の各j列ごとに独立したビームハードニング補正を行なえる。このため、各列ごとの検出器の特性の違いを補正できる。各データ収集系の撮影条件の管電圧が異なる場合は、各データ収集系ごとに別のビームハードニング補正を行う。 At this time, independent beam hardening correction can be performed for each j column of the detector. For this reason, the difference in the characteristics of the detector for each column can be corrected. When the tube voltage of the imaging condition of each data acquisition system is different, another beam hardening correction is performed for each data acquisition system.
つぎに、ステップS4では、前処理した投影データDO(view,j,i)に対して、z方向(列方向)のフィルタをかけるzフィルタ重畳処理を行なう。 Next, in step S4, a z-filter convolution process for applying a filter in the z direction (column direction) to the preprocessed projection data DO (view, j, i) is performed.
ステップS4では、各ビュー角度、各データ収集系における前処理された多列X線検出器Det(ch, row) (ch＝1〜CH, row＝1〜ROW) のデータに対し、列方向に例えば、（w1(ch), w2(ch), w3(ch), w4(ch), w5(ch)）、のような列方向フィルタサイズが5列のフィルタをかける。ただし、以下の数式（２）を満たすようにする。 In step S4, the pre-processed multi-row X-ray detector Det (ch, row) (ch = 1 to CH, row = 1 to ROW) for each view angle and each data acquisition system in the column direction. For example, a filter having a column direction filter size of 5 columns such as (w 1 (ch), w 2 (ch), w 3 (ch), w 4 (ch), w 5 (ch)) is applied. However, the following formula (2) is satisfied.
また、補正された検出器データDcor（ch, row）は、以下の数式（３）のようになる。 Further, the corrected detector data Dcor (ch, row) is expressed by the following mathematical formula (3).
なお、チャネルの最大値はCH, 列の最大値はROWとすると、以下の数式（４）（５）のようになる。 If the maximum value of the channel is CH and the maximum value of the column is ROW, the following equations (4) and (5) are obtained.
また、列方向フィルタ係数を各チャネルごとに変化させると再構成中心からの距離に応じてスライス厚を制御できる。一般的に断層像では画像再構成中心に比べ周辺部の方がスライス厚が厚くなるので、列方向フィルタ係数を画像再構成領域の中心部と周辺部で変化させて、列方向フィルタ係数を中心部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅を広く変化させると、周辺部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅をせまく変化させると、スライス厚は周辺部でも再構成中心部でも一様に近くすることもできる。 Further, when the column direction filter coefficient is changed for each channel, the slice thickness can be controlled according to the distance from the reconstruction center. In general, in slice images, the slice thickness is thicker in the peripheral part than in the image reconstruction center. Therefore, the column direction filter coefficient is changed between the central part and the peripheral part of the image reconstruction area, and the column direction filter coefficient is centered. If the width of the column direction filter coefficient is changed widely in the vicinity of the peripheral channel, and if the width of the column direction filter coefficient is changed in the vicinity of the peripheral channel, the slice thickness should be uniformly close to the peripheral part and the reconstruction center part. You can also.
このように、第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃのそれぞれの中心部チャネルと周辺部チャネルの列方向フィルタ係数を制御してやることにより、スライス厚も中心部と周辺部で制御できる。列方向フィルタでスライス厚を弱干厚くすると、アーチファクト、ノイズともに大幅に改善される。これによりアーチファクト改善具合、ノイズ改善具合も制御できる。つまり、3次元画像再構成された断層像つまり、xy平面内の画質が制御できる。また、その他の実施形態として列方向（z方向）フィルタ係数を逆重畳（デコンボリューション）フィルタにすることにより、薄いスライス厚の断層像を実現することもできる。
In this way, the column direction filter coefficients of the central channel and the peripheral channel of the first
つぎに、ステップS5では、再構成関数重畳処理を行なう。 Next, in step S5, reconstruction function superimposition processing is performed.
すなわち、ステップＳ４のように処理された投影データに対して、フーリエ変換した後に、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。ステップS5では、zフィルタ重畳処理後のデータをDinとし、再構成関数重畳処理後のデータをDout、重畳する再構成関数をKernel（j）とすると、再構成関数重畳処理は、以下の数式（６）のように表わされる。 That is, the projection data processed as in step S4 is subjected to Fourier transform, and then multiplied by a reconstruction function to perform inverse Fourier transform. In step S5, assuming that the data after the z filter convolution process is Din, the data after the reconstruction function convolution process is Dout, and the reconstruction function to be superimposed is Kernel (j), the reconstruction function convolution process is expressed by the following formula ( 6).
つまり、再構成関数kernel（j）は検出器の各j列ごとに独立した再構成関数重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。 That is, since the reconstruction function kernel (j) can perform an independent reconstruction function superimposing process for each j column of the detector, the difference in noise characteristics and resolution characteristics for each column can be corrected.
つぎに、ステップS6では、再構成関数重畳処理した投影データDO(view,j,i)に対して、3次元逆投影処理を行い、逆投影データD3(x,y)を求める。 Next, in step S6, three-dimensional backprojection processing is performed on the projection data DO (view, j, i) subjected to the reconstruction function superimposition processing to obtain backprojection data D3 (x, y).
図６は、3次元逆投影処理を示すフロー図である。 FIG. 6 is a flowchart showing the three-dimensional backprojection process.
図６に示すように、ステップS61では、再構成領域Ｐの各画素に対応する投影データＤｒを抽出する。 As shown in FIG. 6, in step S61, projection data Dr corresponding to each pixel in the reconstruction area P is extracted.
ここでは、CT画像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、360度分のビュー又は「180度分＋ファン角度分」のビュー）中の一つのビューに着目し、再構成領域Pの各画素に対応する投影データDrを抽出する。 Here, paying attention to one view in all views necessary for image reconstruction of CT images (that is, views for 360 degrees or “180 degrees + fan angle”), Projection data Dr corresponding to the pixel is extracted.
図７は、（ａ），（ｂ）が再構成領域上のラインをＸ線透過方向へ投影する状態を示す概念図であり、（ｃ），（ｄ）が、円形の再構成領域上のラインをX線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。また、図８は、検出器器面に投影したラインを示す概念図である。そして、図９は、投影データDr（view，x，y）を再構成領域上に投影した状態を示す概念図である。 FIGS. 7A and 7B are conceptual diagrams showing a state in which lines on the reconstruction area are projected in the X-ray transmission direction. FIGS. 7C and 7D are diagrams on the circular reconstruction area. It is a conceptual diagram which shows the state which projects a line to a X-ray transmissive direction. FIG. 8 is a conceptual diagram showing lines projected on the detector surface. FIG. 9 is a conceptual diagram showing a state in which the projection data Dr (view, x, y) is projected onto the reconstruction area.
図７（a）（b）に示すように、xy平面に平行な512×512画素の正方形の領域を再構成領域Pとし、y＝0のx軸に平行な画素列L0，y＝63の画素列L63，y＝127の画素列L127，y＝191の画素列L191，y＝255の画素列L255，y＝319の画素列L319，y＝383の画素列L383，y＝447の画素列L447，y＝511の画素列L511を列にとると、図８に示すように、これらの画素列L0〜L511をX線透過方向に多列X線検出器24の面に投影したラインT0〜T511上の投影データを抽出すれば、それらが画素列L0〜L511の投影データDrとなる。
As shown in FIGS. 7A and 7B, a square region of 512 × 512 pixels parallel to the xy plane is set as a reconstruction region P, and pixel rows L0 and y = 63 parallel to the x axis where y = 0 Pixel column L63, pixel column L127 with y = 127, pixel column L191 with y = 191, pixel column L255 with y = 255, pixel column L319 with y = 319, pixel column L383 with y = 383, pixel column with y = 447 When the pixel column L511 of L447, y = 511 is taken as a column, as shown in FIG. 8, these pixel columns L0 to L511 are projected on the surface of the
X線透過方向は、たとえば、第１X線管21ＡのX線焦点と、各画素と、第１多列X線検出器24Ａとの幾何学的位置によって決まるが、投影データD0(view,j,i)のz座標z（view）がテーブル直線移動z方向位置Ztable（view）として投影データに添付されていて判っているため、加速・減速中の投影データD0(view,j,i)でもX線透過方向を正確に求めることが出来る。
The X-ray transmission direction is determined by, for example, the X-ray focal point of the
なお、例えば、画素列L0をX線透過方向に第１多列X線検出器24Ａの面に投影したラインT0のように、ラインの一部が第１多列X線検出器24Ａの面外に出た場合は、対応する投影データDrを「0」にする。
Note that, for example, a part of the line is out of the plane of the first
かくして、図９に示すように、再構成領域Pの各画素に対応する投影データDr（view，x，y）を抽出できる。 Thus, as shown in FIG. 9, projection data Dr (view, x, y) corresponding to each pixel of the reconstruction area P can be extracted.
そして、図６に示すように、ステップS62では、コーンビーム再構成荷重係数を各投影データＤｒに乗算し、逆投影データＤ２を作成する。 Then, as shown in FIG. 6, in step S62, each projection data Dr is multiplied by the cone beam reconstruction load coefficient to create back projection data D2.
ここでは、まず、投影データDr（view，x，y）にコーンビーム再構成荷重係数を乗算する。 Here, first, the projection data Dr (view, x, y) is multiplied by the cone beam reconstruction load coefficient.
図１０は、再構成領域上の各画素の逆投影画素データD2を示す概念図である。 FIG. 10 is a conceptual diagram showing backprojected pixel data D2 of each pixel on the reconstruction area.
ここでは、図１０に示すようにして、投影データD2（view，x，y）を作成する。 Here, projection data D2 (view, x, y) is created as shown in FIG.
ここで、コーンビーム再構成加重係数w（i,j）は以下の通りである。ファンビーム画像再構成の場合は、一般に、view＝βaでX線管21の焦点と再構成領域P上（xy平面上）の画素g(x,y)とを結ぶ直線がX線ビームの中心軸Bcに対してなす角度をγとし、その対向ビューをview＝βbとするとき、βb＝βa＋180°−2γである。
Here, the cone beam reconstruction weighting coefficient w (i, j) is as follows. In the case of fan beam image reconstruction, in general, when view = βa, a straight line connecting the focal point of the
再構成領域P上の画素g(x,y)を通るX線ビームとその対向X線ビームが再構成平面Pとなす角度を、αa，αbとすると、これらに依存したコーンビーム再構成加重係数ωa，ωbを掛けて加算し、逆投影画素データD2（0,x,y）をD2（0,x,y）＝ωa・D2（0,x,y）_ a＋ωb・D2（0,x,y）_ bのようにして求める。 If the angles between the X-ray beam passing through the pixel g (x, y) on the reconstruction area P and the opposite X-ray beam and the reconstruction plane P are αa and αb, the cone beam reconstruction weighting coefficient depending on these ωa and ωb are multiplied and added, and the backprojected pixel data D2 (0, x, y) is D2 (0, x, y) = ωa · D2 (0, x, y) _a + ωb · D2 (0, x, y) Obtain as in _b.
なお、コーンビーム再構成加重係数の対向ビーム同士の和は、ωa＋ωb＝1である。 Note that the sum of the opposite beams of the cone beam reconstruction weighting coefficient is ωa + ωb = 1.
コーンビーム再構成加重係数ωa，ωbを掛けて加算することにより、コーン角アーチファクトを低減することが出来る。 By multiplying and adding cone beam reconstruction weighting coefficients ωa and ωb, cone angle artifacts can be reduced.
例えば、コーンビーム再構成加重係数ωa，ωbは、次式により求めたものを用いることが出来る。 For example, the cone beam reconstruction weighting coefficients ωa and ωb can be obtained by the following equations.
ファンビーム角の1／2をγmaxとするとき（例えば、q＝1とする）、 When 1/2 of the fan beam angle is γmax (for example, q = 1),
例えば、ga,gbの1例として、max[ ]を値の大きい方を採る関数とすると、 For example, as an example of ga and gb, if max [] is a function that takes the larger value,
また、ファンビーム画像再構成の場合は、更に距離係数を再構成領域P上の各画素に乗算する。距離係数はX線管21の焦点から投影データDrに対応する多列X線検出器24の検出器列j，チャネルiまでの距離をr0とし、X線管21の焦点から投影データDrに対応する再構成領域P上の画素までの距離をr1とするとき、（r1／r0）２である。
In the case of fan beam image reconstruction, each pixel on the reconstruction area P is further multiplied by a distance coefficient. For the distance coefficient, the distance from the focus of the
また、平行ビーム画像再構成の場合は、再構成領域P上の各画素にコーンビーム再構成加重係数w（i，j）のみを乗算すればよい。 In the case of parallel beam image reconstruction, each pixel on the reconstruction area P may be multiplied by only the cone beam reconstruction weight coefficient w (i, j).
つぎに、ステップS63では、逆投影データD3(x，y)に、投影データD2（view，x，y）を画素ごとに加算する。 Next, in step S63, the projection data D2 (view, x, y) is added to the backprojection data D3 (x, y) for each pixel.
図１１は、逆投影画素データD2を画素対応に全ビュー加算して逆投影データD3を得る状態を示す説明図である。 FIG. 11 is an explanatory diagram showing a state in which the backprojection pixel data D2 is added to all the views corresponding to the pixels to obtain the backprojection data D3.
ここでは、図１１に示すように、予めクリアしておいた逆投影データD3(x，y)に、投影データD2（view，x，y）を画素対応に加算する。 Here, as shown in FIG. 11, the projection data D2 (view, x, y) is added in correspondence with the pixels to the backprojection data D3 (x, y) that has been cleared in advance.
つぎに、ステップS64では、CT画像の再構成に必要な全ビュー（すなわち、360度分のビュー又は「180度分＋ファン角度分」のビュー）について、ステップS61〜S63を繰り返し、図１１に示すように、逆投影データD3（x，y）を得る。 Next, in step S64, steps S61 to S63 are repeated for all the views necessary for reconstruction of the CT image (that is, a view for 360 degrees or a view for "180 degrees + fan angle"). As shown, backprojection data D3 (x, y) is obtained.
なお、ここでは、図７（c）（d）に示すように、再構成領域Pを円形の領域としてもよい。 Here, as shown in FIGS. 7C and 7D, the reconstruction area P may be a circular area.
そして、図４に示すように、ステップS7では、逆投影データD3(x,y)に対して画像フィルタ重畳、CT値変換などの後処理を行い、断層像を得る。 Then, as shown in FIG. 4, in step S7, post-processing such as image filter superimposition and CT value conversion is performed on the backprojection data D3 (x, y) to obtain a tomographic image.
後処理の画像フィルタ重畳処理では、3次元逆投影後のデータをDin（x, y, z）とし、画像フィルタ重畳後のデータをDout（x, y, z）、画像フィルタをFilter（z）とすると、以下の数式（７）のようになる。 In post-processing image filter convolution, the data after 3D backprojection is Din (x, y, z), the data after image filter convolution is Dout (x, y, z), and the image filter is Filter (z) Then, the following formula (7) is obtained.
つまり、検出器の各j列ごとに独立した画像フィルタ重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。 That is, since independent image filter convolution processing can be performed for each j column of the detector, the difference in noise characteristics and resolution characteristics for each column can be corrected.
そして、得られた断層像は、モニタ６に表示される。
The obtained tomographic image is displayed on the
本実施形態では、上記の動作において、オペレータによって入力装置２に入力される指令に基づいて、走査ガントリ２０における第１Ｘ線コントローラ22A，第２Ｘ線コントローラ22B，第３Ｘ線コントローラ22Cの各々がＸ線を照射する際における管電圧の条件を、各々が異なるように撮影条件設定部３ｂが設定する。そして、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃの各々が、異なる管電圧に基づいてＸ線を被検体に照射する。この時、第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃが、被検体を透過したＸ線をそれぞれ検出し、投影データをそれぞれ収集する。そして、複数の異なる管電圧により得られた投影データごとに、被検体の断層像を画像再構成して複数の画像を画像再構成し、複数の画像同士間で演算を行ない、被検体を構成する原子のエネルギー特性を示す2次元分布情報を求める。
In the present embodiment, in the above operation, each of the first X-ray controller 22A, the second X-ray controller 22B, and the third X-ray controller 22C in the
図１２は、Ｎ種類の管電圧でＮ枚の断層像を作り、エネルギー差分画像を作る場合の説明図である。一般的に物質のX線吸収係数は、その物質を構成する原子のX線吸収係数の特性によって決まり、X線のエネルギーに依存する。X線発生装置の管電圧を変えることにより、X線のエネルギーは変わる。これにより、X線発生装置の管電圧を変えて撮った断層像の差画像を作ると、各物質を構成する原子のX線エネルギー依存性の違いが画像化できる。つまり、物質の差が画像化できることになる。 FIG. 12 is an explanatory diagram in the case where N tomographic images are created with N types of tube voltages to create an energy difference image. In general, the X-ray absorption coefficient of a substance is determined by the characteristics of the X-ray absorption coefficient of atoms constituting the substance and depends on the energy of the X-ray. By changing the tube voltage of the X-ray generator, the X-ray energy changes. Thus, if a difference image of tomographic images taken by changing the tube voltage of the X-ray generator is created, the difference in the X-ray energy dependence of the atoms constituting each substance can be imaged. That is, the difference between substances can be imaged.
図１２に示すように、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃの各々が、たとえば、ｋＶ１，ｋＶ２，ｋＶ３（ｋＶ１＞ｋＶ２＞ｋＶ３）の異なる管電圧に基づいてＸ線を被検体に照射する。そして、それぞれの管電圧による断層像を用いて、被検体のエネルギー特性情報を求める。ここでは、たとえば、画像再構成部３ａは、エネルギーサブトラクション法による断層像により被検体の内部のX線エネルギー特性の違いを画像化する。具体的には、管電圧がｋＶ１の際の画像と管電圧がｋＶ２の際の画像との差画像（ｋＶ１−ｋＶ２）、管電圧がｋＶ２の際の画像と管電圧がｋＶ３の際の画像との差画像（ｋＶ２−ｋＶ３）の情報からエネルギー弁別を行い、被検体の内部のX線エネルギー特性の違いを画像化する。
As shown in FIG. 12, each of the
以上のように本実施形態においては、被検体を透過したＸ線を検出するX線検出器チャネル２４１を複数含み、マトリクス構造に配置されている第１から第３の多列Ｘ線検出器２４Ａ，２４Ｂ，２４Ｃを有する。このため、高速にスキャンすることができ、データ収集、断層像画像再構成が効率的に実施できる。
As described above, in the present embodiment, the first to third
また、本実施形態においては、走査ガントリ２０の第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃのそれぞれは、被検体の周囲を回転する方向に沿って、第１から第３の多列Ｘ線検出器２４Ａ，２４Ｂ，２４Ｃと交互になるように配置されている。このため、本実施形態は、高い空間利用効率を実現して、高速なスキャンで、データ収集、断層像再構成が効率的に実施できる。
In the present embodiment, each of the first to
また、本実施形態においては、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃの各々がＸ線を照射する際における管電圧の条件を各々異なるように、撮影条件設定部３ｂが設定する。そして、その複数の異なる管電圧により得られた投影データごとに、被検体の断層像を画像再構成部３ａが画像再構成して複数の画像を画像再構成し、複数の画像同士間で演算を行なって、被検体のエネルギー特性情報を求める。このため、高速にスキャンして、エネルギー差分による被検体のX線エネルギー特性の違いの画像化が行なえる。
In the present embodiment, the imaging condition setting unit 3b sets the tube voltage conditions when the first to
また、本実施形態においては、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃの複数のうちの、所定のＸ線管からX線を照射する際には、その所定のＸ線管と異なる他のX線管がX線を照射しないようにX線照射の排他制御する。図20（a），（b）に、X線照射排他制御の場合のX線照射とデータ収集の関係を示す。これによると、本実施形態は、散乱Ｘ線を受けにくくなり、散乱X線によるアーチファクトが減少し、画像品質を向上することができる。
In the present embodiment, when X-rays are emitted from a predetermined X-ray tube among the plurality of first to
しかし、上記の場合だと、X線投影データ収集の時間がX線管の数の倍、つまり3倍になってしまう。これを避けるためには、本実施例においては、第1から第3のX線管21A，21B，21Cの複数のX線管からX線を同時に照射させてしまえばよい。この場合は、散乱X線が入りにくい検出器コリメータを多列X線検出器24A，24B，24Cに付ける、散乱X線の影響を低減させる補正を行うなどの散乱X線対策をすればよい。
However, in the above case, the X-ray projection data collection time is double the number of X-ray tubes, that is, three times. In order to avoid this, in this embodiment, X-rays may be irradiated simultaneously from a plurality of X-ray tubes of the first to
図21（a），（b）にX線同時照射の場合のX線照射とデータ収集の関係を示す。これによると、X線投影データの収集時間を短縮させることができる。 Figures 21 (a) and 21 (b) show the relationship between X-ray irradiation and data collection for simultaneous X-ray irradiation. According to this, the collection time of X-ray projection data can be shortened.
また、本実施形態においては、３次元逆投影方法により画像を再構成するため、アーチファクトを少なくでき、画質を改善できる。 In the present embodiment, since the image is reconstructed by the three-dimensional backprojection method, artifacts can be reduced and the image quality can be improved.
＜実施形態２＞
以下より、本発明にかかる実施形態２について説明する。
<
Hereinafter,
本実施形態は、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃと、画像再構成部３ａとの動作が実施形態１と異なっている。以上の点を除き、本実施形態は、実施形態１と同様である。このため、重複する個所については、説明を省略する。
In the present embodiment, the operations of the first to
図１３は、本発明にかかる実施形態２において、被検体をスキャンする様子を示す図である。 FIG. 13 is a diagram showing a state in which a subject is scanned in the second embodiment according to the present invention.
図１３に示すように、本実施形態においては、Ｎ＝３個のデータ収集系を含む走査ガントリ２０が、それぞれのデータ収集系における第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃと第１から第３の多列Ｘ線検出器２４Ａ，２４Ｂ，２４Ｃとを、被検体の周囲を３６０度／Ｎのみ回転させて、それぞれのデータ収集系ごとに投影データを取得する。この時の画像再構成では3つの投影データを組み合わせ、逆投影することにより1枚の断層像が得られる。この時、走査ガントリ２０は、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃのそれぞれが同時にX線を照射するように制御する。
As shown in FIG. 13, in this embodiment, the
そして、画像再構成部３ａは、その３６０度／Ｎの回転によってそれぞれのデータ収集系ごとに得られた投影データを組合わせて逆投影処理を行い、画像再構成して、被検体の断層像を1枚画像再構成する。
Then, the
以上のように、本実施形態は、３６０度／Ｎのみの少ない回転で、被検体の断層像を得るため、高速にスキャンすることができ、データ収集、断層像再構成が効率的に実施できる。 As described above, the present embodiment can obtain a tomographic image of a subject with a small rotation of only 360 degrees / N, and thus can scan at high speed, and can efficiently perform data collection and tomographic image reconstruction. .
また、本実施形態においては、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃの各々が同時にＸ線を照射するため、高速なスキャンで、データ収集、断層像再構成が効率的に実施できる。
In the present embodiment, since each of the first to
＜実施形態３＞
以下より、本発明にかかる実施形態３について説明する。
<
Hereinafter,
本実施形態は、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃと、画像再構成部３ａとの動作が実施形態１と異なっている。以上の点を除き、本実施形態は、実施形態２と同様である。このため、重複する個所については、説明を省略する。
In the present embodiment, the operations of the first to
図１４は、本発明にかかる実施形態３において、被検体をスキャンする様子を示す図である。 FIG. 14 is a diagram showing a state of scanning a subject in the third embodiment according to the present invention.
図１４に示すように、本実施形態においては、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃが、被検体の周囲を３６０度分、すなわち、１回転して、それぞれのデータ収集系ごとに投影データを取得する。
As shown in FIG. 14, in the present embodiment, the first to
そして、１回転によって得られた投影データに基づいて、画像再構成部３ａが、画像再構成を行ない、被検体の断層像をＮ枚画像再構成する。
Based on the projection data obtained by one rotation, the
以上のように、本実施形態は、１回転で複数枚の断層像を得るため、高速にスキャンすることができ、データ収集、断層像再構成が効率的に実施できる。なお、同一な撮影条件でデータ収集して、YZ平面における中心線が一致し、XY平面の回転中心が一致する場合は、120度分のデータを収集した後に、D3（x,y,k）を加算することで1枚の断層像となり、高速スキャンが実現できる。また、さらに、YZ平面における中心線が1／3列ずつずれXY平面の回転中心が一致する場合は、360度分のデータ収集するだけで1／3列ずつずれた3枚の断層像が収集でき、同様に、高速スキャンが実現できる。または、あらかじめ各々の多列X線検出器24A，24B，24Cの配置がわかっていれば、それを考慮して3次元画像再構成すれば同様に高速スキャンが実現できる。
As described above, since the present embodiment obtains a plurality of tomographic images by one rotation, it can scan at high speed, and can efficiently perform data collection and tomographic image reconstruction. If the data is collected under the same shooting conditions and the center lines in the YZ plane match and the rotation centers in the XY plane match, 120 degrees of data are collected before D3 (x, y, k) By adding, one tomographic image is obtained and high-speed scanning can be realized. Furthermore, when the center line on the YZ plane is shifted by 1/3 column and the rotation center of the XY plane is coincident, three tomographic images shifted by 1/3 column are collected just by collecting data for 360 degrees. Similarly, high-speed scanning can be realized. Alternatively, if the arrangement of each of the
＜実施形態４＞
以下より、本発明にかかる実施形態４について説明する。
<Embodiment 4>
Hereinafter, Embodiment 4 according to the present invention will be described.
本実施形態は、実施形態１と異なり、データ収集系を偶数個含み配置関係が異なる。以上の点を除き、本実施形態は、実施形態１と同様である。このため、重複する個所については、説明を省略する。 Unlike the first embodiment, this embodiment includes an even number of data collection systems and has a different arrangement relationship. Except for the above points, the present embodiment is the same as the first embodiment. For this reason, description is abbreviate | omitted about the overlapping part.
図１５は、本発明にかかる実施形態４において、データ収集系の配置関係を示す図である。図１５においては、図１５（ａ）がＸＹ平面上での配置を示し、図１５（ｂ）、図１５（ｃ）がＺＹ平面上での配置を示している。 FIG. 15 is a diagram showing an arrangement relationship of data collection systems in the fourth embodiment according to the present invention. In FIG. 15, FIG. 15 (a) shows the arrangement on the XY plane, and FIG. 15 (b) and FIG. 15 (c) show the arrangement on the ZY plane.
図１５に示すように、本実施形態は、偶数個である４個のデータ収集系を含む。ここでは、偶数個のデータ収集系は回転平面xy平面に平行またはほぼ平行にありxy平面に垂直なz軸方向に隣り合いお互いに180度またはほぼ180度ずれた位置に配置される。そして、さらに、図１５（ｂ）または図１５（ｃ）に示すように、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃ，第４Ｘ線管２１Ｄおよび、第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃ，第４多列Ｘ線検出器２４Ｄが、コンベンショナルスキャンを実施する際に、各Ｘ線管が被検体の周囲を回転する回転平面ｘｙ平面に対して垂直なｚ方向において、ミッシングコーンがないように隣りあって配置されている。また、ここでは、第１Ｘ線管２１Ａと第２Ｘ線管２１Ｂおよび、第３Ｘ線管２１Ｃと第４Ｘ線管２１Ｄとにおいては、被検体にＸ線を照射する領域が重複するように配置してもよいし、重複しないように配置してもよい。なお、ミッシングコーンとは図24に示すように、画像再構成される領域、画像再構成平面の各画素を通るX線ビームが存在しない領域である。
As shown in FIG. 15, the present embodiment includes four data collection systems that are even numbers. Here, the even number of data acquisition systems are arranged at positions that are parallel to or substantially parallel to the rotation plane xy plane and are adjacent to each other in the z-axis direction perpendicular to the xy plane by 180 degrees or approximately 180 degrees. Further, as shown in FIG. 15B or FIG. 15C, the
なお、上記の実施形態において、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃ、第４Ｘ線管２１Ｄは、本発明のＸ線発生装置に相当する。また、本実施形態の第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃ、第４多列Ｘ線検出器２４Ｄは、本発明の多列Ｘ線検出器に相当する。また、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃ、第４Ｘ線管２１Ｄのそれぞれと、第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃ、第４多列Ｘ線検出器２４Ｄのそれぞれとを順次組み合わせたものが、本発明のデータ収集系に相当する。
In the above embodiment, the
以上のように、本実施形態は、ミッシングコーンがないように隣りあって配置されているため、画像におけるアーチファクトを低減することができる。また、データ収集系が複数ある分、高速なスキャンも実現できる。 As described above, since the present embodiment is arranged adjacent to each other so that there is no missing cone, artifacts in the image can be reduced. In addition, since there are multiple data collection systems, high-speed scanning can be realized.
なお、図１６は、本発明にかかる実施形態４の変形例において、データ収集系の配置関係を示す図である。図１６においては、図１６（ａ）がＸＹ平面上での配置を示し、図１６（ｂ）、図１６（ｃ）がＺＹ平面上での配置を示している。 FIG. 16 is a diagram showing the arrangement relationship of the data collection systems in the modification of the fourth embodiment according to the present invention. In FIG. 16, FIG. 16A shows the arrangement on the XY plane, and FIG. 16B and FIG. 16C show the arrangement on the ZY plane.
図１６に示すように、本実施形態は、データ収集系を２個含む。ここでは、上記と同様に、２個のデータ収集系は回転平面xy平面に平行またはほぼ平行にありxy平面に垂直なz軸方向に隣り合いお互いに180度またはほぼ180度ずれた位置に配置される。そして、さらに、図１６（ｂ）または図１６（ｃ）に示すように、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂおよび、第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂが、コンベンショナルスキャンを実施する際に、各Ｘ線管が被検体の周囲を回転する回転平面ｘｙ平面に対して垂直なｚ方向において、ミッシングコーンがないように隣りあって配置されている。
As shown in FIG. 16, this embodiment includes two data collection systems. Here, similarly to the above, the two data acquisition systems are arranged at positions that are parallel to or substantially parallel to the rotation plane xy plane and are adjacent to each other in the z-axis direction perpendicular to the xy plane by 180 degrees or approximately 180 degrees from each other. Is done. Further, as shown in FIG. 16B or FIG. 16C, the
このような変形例においても、上記と同様な効果を得ることができる。 Even in such a modification, the same effect as described above can be obtained.
＜実施形態５＞
以下より、本発明にかかる実施形態５について説明する。
<
The fifth embodiment according to the present invention will be described below.
本実施形態は、実施形態４に対して、第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃ，第４多列Ｘ線検出器２４Ｄの配置がz方向にシフトしている点で異なっている。以上の点を除き、本実施形態は、実施形態４と同様である。このため、重複する個所については、説明を省略する。
This embodiment is different from the fourth embodiment in the first
図１７は、本発明にかかる実施形態５において、データ収集系の配置関係を示す図である。図１７においては、図１７（ａ）がＸＹ平面上での配置を示し、図１７（ｂ）、図１７（ｃ）がＺＹ平面上での配置を示している。 FIG. 17 is a diagram showing the arrangement relationship of data collection systems in the fifth embodiment according to the present invention. In FIG. 17, FIG. 17 (a) shows the arrangement on the XY plane, and FIG. 17 (b) and FIG. 17 (c) show the arrangement on the ZY plane.
図１７（ａ）に示すように、本実施形態においては、Ｚ方向にて隣り合うように対向した第１多列Ｘ線検出器２４ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃ，第４多列Ｘ線検出器２４Ｄにおいて、図１７（ｂ）に示すように、Ｚ方向に０．５列、または、図１７（ｃ）に示すように、Ｎ＋１／２列（Ｎは正整数）分、多列X線検出器24がずれるように配置されている。
As shown in FIG. 17A, in the present embodiment, the first multi-row X-ray detector 24a, the second
以上のように、本実施形態は、高速なスキャンを実現すると共に、Ｚ方向に０．５列、または、Ｎ＋１／２列（Ｎは正整数）分、多列X線検出器24がずれるように配置され、対向データがz方向にインターリーブできるようになっているため、z方向のX線検出器の位置の密度が上がり、z方向により均一なデータ収集が行え、z方向の分解能を向上できる。また、画質のz方向の均一性が向上する。
As described above, according to the present embodiment, high-speed scanning is realized, and the
なお、図１８は、本発明にかかる実施形態５の変形例において、データ収集系の配置関係を示す図である。図１８においては、図１８（ａ）がＸＹ平面上での配置を示し、図１８（ｂ）、図１８（ｃ）がＺＹ平面上での配置を示している。 FIG. 18 is a diagram showing the arrangement relationship of the data collection systems in the modification of the fifth embodiment according to the present invention. In FIG. 18, FIG. 18 (a) shows the arrangement on the XY plane, and FIG. 18 (b) and FIG. 18 (c) show the arrangement on the ZY plane.
図１８（ａ）に示すように、本実施形態においては、Ｚ方向にて隣り合うように対向した第１多列Ｘ線検出器２４ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂにおいて、図１８（ｂ）に示すように、Ｚ方向に０．５列、または、図１８（ｃ）に示すように、Ｎ＋１／２列（Ｎは正整数）分、多列X線検出器24がずれるように配置されている。
As shown in FIG. 18A, in the present embodiment, in the first multi-row X-ray detector 24a and the second
このような変形例においても、上記と同様な効果を得ることができる。 Even in such a modification, the same effect as described above can be obtained.
＜実施形態６＞
以下より、本発明にかかる実施形態６について説明する。
<
The sixth embodiment according to the present invention will be described below.
今までの実施形態1から実施形態5までは、R/R（Rotate/Rotate）方式の第3世代の多列X線検出器を持ったX線CT装置の例であった。
本実施形態は、Ｓ／Ｒ（Ｓｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ）方式の第４世代の多列X線検出器を持ったX線ＣＴ装置であり、実施形態１に対して、データ収集系が異なっている。以上の点を除き、本実施形態は、実施形態４と同様である。このため、重複する個所については、説明を省略する。
The first to fifth embodiments so far have been examples of an X-ray CT apparatus having a third generation multi-row X-ray detector of R / R (Rotate / Rotate) method.
The present embodiment is an X-ray CT apparatus having a fourth generation multi-row X-ray detector of S / R (Stationary / Rotate) system, and the data collection system is different from that of the first embodiment. Except for the above points, the present embodiment is the same as the fourth embodiment. For this reason, description is abbreviate | omitted about the overlapping part.
図１９は、実施形態６における走査ガントリ２０の要部を示す構成図である。
FIG. 19 is a configuration diagram illustrating a main part of the
図１９に示すように、本実施形態においては、走査ガントリ２０は、回転する第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃと、固定した360度全周にX線検出器を持った環状の多列Ｘ線検出器２４Ｅとを有する。つまり、本実施形態の走査ガントリ２０は、実施形態１における第１多列Ｘ線検出器２４Ａ，第２多列Ｘ線検出器２４Ｂ，第３多列Ｘ線検出器２４Ｃに変わって、環状多列Ｘ線検出器２４Ｅを１個有する。
As shown in FIG. 19, in this embodiment, the
第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃとは、図１９に示すように、実施形態１と同様であり、被検体の周囲を同心円状に回転する。そして、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃとは、被検体の周囲を回転する方向に沿って、それぞれのX線ビームの被検体にＸ線を照射する領域が重複するように配置されている。
X線の照射するタイミングの同期については、図22にX線照射の排他制御の場合を示す。これにより、散乱X線の影響を避けられるが、データ収集時間はX線管の数分の倍になってしまう。図23にはX線同時照射の場合を示す。これによると、X線投影データの収集時間を短縮させることができる。この場合に、散乱X線の影響を小さくするには散乱X線の影響を低減させる補正を行うなどの散乱X線対策をすればよい。
As shown in FIG. 19, the
Regarding the synchronization of the timing of X-ray irradiation, FIG. 22 shows the case of exclusive control of X-ray irradiation. This avoids the effects of scattered X-rays, but the data acquisition time is several times that of an X-ray tube. FIG. 23 shows the case of simultaneous X-ray irradiation. According to this, the collection time of X-ray projection data can be shortened. In this case, in order to reduce the influence of the scattered X-rays, a countermeasure against the scattered X-rays such as correction for reducing the influence of the scattered X-rays may be taken.
環状多列Ｘ線検出器２４Ｅは、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃが被検体の周囲を回転する方向に沿って多列X線検出器24の各チャネルがマトリクス状に配置されている。つまり、環状多列Ｘ線検出器２４Ｅは、第１から第３のＸ線管２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃが被検体の周囲を回転する軌道に沿ったチャネル方向ｉと、その回転する軌道により囲われる面に対してほぼ垂直な列方向ｚとに、複数の多列X線検出器24の各チャネルがマトリクス構造に連なって環状になるように配置されている。
In the annular
なお、上記の実施形態において、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃは、本発明のＸ線発生装置に相当する。また、本実施形態の環状多列Ｘ線検出器２４Ｅは、本発明のＸ線検出器に相当する。また、本実施形態の走査ガントリ２０は、本発明のデータ収集手段に相当する。
In the above embodiment, the
以上のように、本実施形態は、第１Ｘ線管２１Ａ，第２Ｘ線管２１Ｂ，第３Ｘ線管２１Ｃが被検体の周囲を回転する方向に沿って多列X線検出器24のチャネルがマトリクス構造に配置されている環状多列Ｘ線検出器２４Ｅを有する。このため、実施形態１と同様に、高速にスキャンすることができ、データ収集、断層像画像再構成が効率的に実施できる。
As described above, in the present embodiment, the channels of the
なお、本発明の実施に際しては、上記した実施形態に限定されるものではなく、種々の変形形態を採用することができる。 In implementing the present invention, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and various modifications can be employed.
たとえば、画像再構成法としては、従来公知のフェルドカンプ法による３次元画像再構成方法でもよい。また、その他各種の3次元画像再構成方法でもよい。 For example, the image reconstruction method may be a conventionally known three-dimensional image reconstruction method using the Feldkamp method. Further, various other 3D image reconstruction methods may be used.
また、上記の実施形態では、各列ごとに係数の異なった列方向（z方向）フィルタを重畳することにより、特にコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）では、X線コーン角の違いなどによる画質の違いを調整し、各列において均一なスライス厚、アーチファクト、ノイズの画質を実現しているが、これはなくても同様の効果を出すことができる。 In the above embodiment, column direction (z direction) filters having different coefficients for each column are superimposed, so that differences in image quality due to differences in X-ray cone angle, etc., particularly in conventional scan (axial scan). Adjustments have been made to achieve uniform slice thickness, artifact, and noise image quality in each row, but similar effects can be achieved without this.
また、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）およびヘリカルスキャンのいずれにおいても同様な効果を得ることができる。 The same effect can be obtained in both the conventional scan (axial scan) and the helical scan.
また、本実施例では、データ収集系が４式以下の偶数式、奇数式の場合を説明しているが、５式以上の場合でも同様の効果が出せる。 Further, in the present embodiment, the case where the data collection system is an even number expression or an odd number expression of 4 or less is described, but the same effect can be obtained even when the data collection system is 5 or more.
１…操作コンソール、
２…入力装置、
３…中央処理装置、
３ａ…画像再構成部（画像再構成手段）
３ｂ…撮影条件設定部（撮影条件設定手段）
５…データ収集バッファ、
６…モニタ（表示手段）、
７…記憶装置、
１０…撮影テーブル、
１２…クレードル、
１５…回転部、
２０…走査ガントリ（データ収集手段）、
２１Ａ…第１Ｘ線管（Ｘ線発生装置）、
２１Ｂ…第２Ｘ線管（Ｘ線発生装置）、
２１Ｃ…第３Ｘ線管（Ｘ線発生装置）、
２１Ｄ…第４Ｘ線管（Ｘ線発生装置）、
２２Ａ…第１Ｘ線コントローラ、
２２Ｂ…第２Ｘ線コントローラ、
２２Ｃ…第３Ｘ線コントローラ、
２３Ａ…第１コリメータ、
２３Ｂ…第２コリメータ、
２３Ｃ…第３コリメータ、
２４Ａ…第１多列Ｘ線検出器（Ｘ線検出器）、
２４Ｂ…第２多列Ｘ線検出器（Ｘ線検出器）、
２４Ｃ…第３多列Ｘ線検出器（Ｘ線検出器）、
２４Ｄ…第４多列Ｘ線検出器（Ｘ線検出器）、
２４Ｅ…環状多列Ｘ線検出器（Ｘ線検出器）、
２５Ａ…第１ＤＡＳ、
２５Ｂ…第２ＤＡＳ、
２５Ｃ…第３ＤＡＳ、
２６…回転部コントローラ、
２９…制御コントローラ、
３０…スリップリング、
ｄｐ…検出器面、
Ｐ…再構成領域、
ｐｐ…投影面、
IC…回転中心
1 ... Operation console,
2 ... Input device,
3 ... Central processing unit,
3a ... Image reconstruction unit (image reconstruction means)
3b ... Shooting condition setting section (shooting condition setting means)
5 ... Data collection buffer,
6 ... Monitor (display means)
7 ... Storage device,
10 ... Shooting table,
12 ... Cradle,
15 ... rotating part,
20: Scanning gantry (data collection means),
21A ... 1st X-ray tube (X-ray generator),
21B ... 2nd X-ray tube (X-ray generator),
21C ... 3rd X-ray tube (X-ray generator),
21D ... 4th X-ray tube (X-ray generator),
22A ... first X-ray controller,
22B ... Second X-ray controller,
22C ... Third X-ray controller,
23A ... first collimator,
23B ... the second collimator,
23C ... Third collimator,
24A ... first multi-row X-ray detector (X-ray detector),
24B ... second multi-row X-ray detector (X-ray detector),
24C ... Third multi-row X-ray detector (X-ray detector),
24D ... Fourth multi-row X-ray detector (X-ray detector),
24E ... annular multi-row X-ray detector (X-ray detector),
25A ... 1st DAS,
25B 2nd DAS,
25C ... 3rd DAS,
26: Rotation unit controller,
29 ... Control controller,
30 ... slip ring,
dp ... detector surface,
P ... reconstruction area,
pp ... projection plane,
IC ... Rotation center
Claims (17)
前記データ収集手段により得られる投影データに基づいて、前記被検体の断層像を画像再構成する画像再構成手段と、
前記画像再構成手段により画像再構成された前記被検体の画像を表示する表示手段と
を有し、
前記データ収集手段は、データ収集系を複数備えたことを特徴とする
Ｘ線ＣＴ装置。 An X-ray generator that irradiates a subject with X-rays, and a detector channel that includes a plurality of rows of detector channels that obtain projection data by detecting the X-rays irradiated from the X-ray generator and transmitted through the subject An X-ray detector arranged in a two-dimensional matrix structure and a data acquisition means comprising a data acquisition system for rotating around the subject;
Image reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the subject based on projection data obtained by the data collection means;
Display means for displaying the image of the subject image reconstructed by the image reconstruction means,
The X-ray CT apparatus, wherein the data collection means includes a plurality of data collection systems.
を有し、
前記撮影条件設定手段は、前記データ収集手段の前記Ｘ線発生装置およびX線検出器の各々について独立に撮影条件を設定することを特徴とする
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The data collection means has photographing condition setting means for setting photographing conditions for obtaining the projection data,
The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the imaging condition setting unit sets an imaging condition independently for each of the X-ray generation device and the X-ray detector of the data collection unit.
請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray generator and the X-ray detector are arranged so as to alternate with each other along a circumferential direction in an xy plane that is a plane that rotates around the subject. The X-ray CT apparatus according to claim 1 or 2.
請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT apparatus according to claim 3, wherein the data collection unit includes an odd number of the data collection systems.
前記画像再構成手段は、前記複数の異なる管電圧により得られた投影データごとに、前記被検体の断層面の画像を再構成して複数の画像を画像再構成し、複数の画像同士間で演算を行ない、被検体のエネルギー特性情報を求めることを特徴とする
請求項２から請求項４のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。 The imaging condition setting means independently sets the tube voltage conditions when each of the X-ray generators irradiates the X-ray so that each is different,
The image reconstruction unit reconstructs a plurality of images by reconstructing an image of the tomographic plane of the subject for each projection data obtained by the plurality of different tube voltages, and between the plurality of images. 5. The X-ray CT apparatus according to claim 2, wherein the X-ray CT apparatus performs calculation to obtain energy characteristic information of the subject.
請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray according to claim 5, wherein the image reconstruction unit obtains a difference image by performing subtraction between the plurality of images, and obtains energy characteristic information of the subject based on the difference image. CT device.
前記画像再構成手段は、前記３６０度／Ｎの回転によってそれぞれの前記データ収集系ごとに得られた投影データに基づいて、画像再構成を行ない、前記被検体の断層像を1枚画像再構成することを特徴とする
請求項１から請求項６のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。 The data collection means includes N data collection systems, and the X-ray generator and the X-ray detector rotate around the subject by 360 degrees / N so that each of the data collection systems Collecting the projection data every time,
The image reconstruction means performs image reconstruction based on the projection data obtained for each of the data collection systems by the rotation of 360 degrees / N, and reconstructs a tomographic image of the subject as a single image. The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 6, wherein:
前記画像再構成手段は、前記１回転によって得られた投影データを画像再構成して、前記被検体の画像をＮ枚画像再構成することを特徴とする
請求項１から請求項７のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。 The data collection means includes N data collection systems, and the X-ray generator and the X-ray detector make one rotation around the subject and perform projection for each of the data collection systems. Collect data,
The image reconstruction unit reconstructs the projection data obtained by the one rotation, and reconstructs N images of the subject. 8. X-ray CT apparatus described in 1.
請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。 The data collection means includes an even number of the data collection systems, and the even number of data collection systems are substantially parallel to the rotation plane xy plane and adjacent to each other in the z-axis direction perpendicular to the xy plane and shifted from each other by approximately 180 degrees. When a conventional scan is performed, when the z direction perpendicular to the rotation plane xy plane in which the data acquisition system rotates around the subject is viewed from the side to the yz plane, there is no missing cone The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the X-ray CT apparatus is adjacent to the z direction so as to be reduced.
請求項9に記載のＸ線ＣＴ装置。 The even number of data collecting means are adjacent to each other in the z direction and are located at positions shifted from each other by approximately 180 degrees, and are equivalent to 0.5 columns or N + 1/2 columns (N is a positive integer) in the z direction. 10. The X-ray CT apparatus according to claim 9, wherein the X-ray detectors are arranged so that the X-ray detectors are shifted from each other by approximately 0.5 columns or approximately N + 1/2 columns.
請求項1から請求項9のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。 When the predetermined X-ray generator of the plurality of X-ray generators irradiates X-rays, the data collection means is configured such that another X-ray generator different from the predetermined X-ray generator is an X-ray. 10. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the X-ray irradiation is exclusively controlled so as not to be irradiated.
請求項1から請求項9のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。 10. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein each of the X-ray generators irradiates the X-rays substantially simultaneously.
請求項1から請求項12のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。 13. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the image reconstruction unit performs image reconstruction by a three-dimensional backprojection method.
前記Ｘ線発生装置から照射され前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出して投影データを得る検出器チャネルを複数列含み前記検出器チャネルが2次元マトリクス構造に配置された360度全周方向のＸ線検出器からなるデータ収集手段と、
前記データ収集手段により得られる投影データに基づいて、前記被検体の断層像を画像再構成する画像再構成手段と、
前記画像再構成手段により画像再構成された前記被検体の画像を表示する表示手段と
を有し、
前記X線発生手段は複数備えられたことを特徴とする
Ｘ線ＣＴ装置。 An X-ray generating means comprising an X-ray generator for rotating around the subject and irradiating the subject with X-rays;
360-degree circumferential direction in which a plurality of detector channels for obtaining projection data by detecting the X-rays irradiated from the X-ray generator and transmitted through the subject are included, and the detector channels are arranged in a two-dimensional matrix structure Data collection means comprising X-ray detectors of
Image reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the subject based on projection data obtained by the data collection means;
Display means for displaying the image of the subject image reconstructed by the image reconstruction means,
An X-ray CT apparatus comprising a plurality of the X-ray generation means.
を有し、
前記撮影条件設定手段は、前記X線発生手段とデータ収集手段の各々について独立に撮影条件を設定することを特徴とする
請求項１４に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray generation means and the data collection means have imaging condition setting means for setting imaging conditions for obtaining the projection data,
The X-ray CT apparatus according to claim 14, wherein the imaging condition setting unit sets imaging conditions independently for each of the X-ray generation unit and the data collection unit.
前記画像再構成手段は、前記複数の異なる管電圧により得られた投影データごとに、前記被検体の断層像を複数画像再構成し、複数の画像同士間で演算を行ない、被検体のエネルギー特性情報を求めることを特徴とする
請求項１５に記載のＸ線ＣＴ装置。 The imaging condition setting means independently sets the tube voltage conditions when each of the X-ray generators irradiates the X-ray so that each is different,
The image reconstruction means reconstructs a plurality of tomographic images of the subject for each projection data obtained by the plurality of different tube voltages, performs an operation between the plurality of images, and performs energy characteristics of the subject. The X-ray CT apparatus according to claim 15, wherein information is obtained.
請求項１６に記載のＸ線ＣＴ装置。
The X-ray according to claim 16, wherein the image reconstruction means obtains a difference image by performing subtraction between the plurality of images, and obtains energy characteristic information of the subject based on the difference image. CT device.
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