JP2008012206A

JP2008012206A - X-ray tomographic apparatus

Info

Publication number: JP2008012206A
Application number: JP2006188935A
Authority: JP
Inventors: Akihiko Nishide; 明彦西出; Mitsuru Hachiman; 満八幡
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2006-07-10
Filing date: 2006-07-10
Publication date: 2008-01-24

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an X-ray CT apparatus taking the photography with a plurality of kinds of X-ray energy by using an X-ray tube. <P>SOLUTION: The X-ray CT apparatus 100 comprises a cathode 61 which emits electrons; an anode 51 which receives the electrons to generate X rays; the X-ray tube 21 with a plurality of focus forming means for forming a first focal point FP1 and a second focal point FP2 on the same surface of the anode; a collection part for collecting the projection data of a plurality of views of a subject for each X ray generated from the plurality of X-ray focal points; and an image reconstruction part 3 for reconstructing the tomographic image based on the projection data. The subject is irradiated with first energy SXE and second energy LXE. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、医療用Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置などにおいて、線質、つまりＸ線のエネルギーが異なる複数のＸ線を利用するＸ線断層撮影装置に関し、また、Ｘ線管電圧依存性が共通な各物質の分布を画像化した断層像を撮影するＸ線断層撮影装置に関する。 The present invention relates to an X-ray tomography apparatus that uses a plurality of X-rays having different radiation qualities, that is, X-ray energies, in medical X-ray CT (Computed Tomography) apparatuses, and has X-ray tube voltage dependency. The present invention relates to an X-ray tomography apparatus that captures tomographic images obtained by imaging the distribution of common substances.

従来、Ｘ線ＣＴ装置は、一つの線質、つまり一つのＸ線管電圧により、Ｘ線ＣＴ断層像撮影を行っていた。このため、断層像はＸ線吸収値の分布しかわからず、様々な物質の分布は画像化できなかった。このため、断層像の情報が単一のＸ線管電圧のＸ線吸収値だけで少ないという観点からは問題であった。そのため、異なったＸ線のＸ線管電圧で被検体を撮像し、断層像上に被検体中のＸ線管電圧依存性が共通な物質の分布を画像化する要望も増えて来た。 Conventionally, an X-ray CT apparatus has performed X-ray CT tomography with one radiation quality, that is, one X-ray tube voltage. For this reason, the tomographic image only knows the distribution of X-ray absorption values, and the distribution of various substances could not be imaged. For this reason, it was a problem from the viewpoint that the information of the tomographic image is small only by the X-ray absorption value of a single X-ray tube voltage. For this reason, there has been an increasing demand for imaging a subject with X-ray tube voltages of different X-rays and imaging a distribution of substances having a common X-ray tube voltage dependency in the subject on a tomographic image.

そこで、Ｘ線ＣＴ装置では、エネルギーが異なる複数のＸ線を利用し、特定物質についての定量的な断層像を撮影することが行われている。たとえば、特許文献１では、三次元的位置が異なる複数のＸ線焦点から時分割で順次にＸ線を発生するＸ線管を開示している。しかし、Ｘ線焦点が三次元的に配置されているため、Ｘ線管の構造は複雑になりがちであった。すなわち、Ｘ線管内の陽極を二以上有するものであるため、回転陽極の構造が複雑になってしまっていた。
特開２００５−０８０７５０号公報 Therefore, in the X-ray CT apparatus, a quantitative tomographic image of a specific substance is taken using a plurality of X-rays having different energies. For example, Patent Document 1 discloses an X-ray tube that sequentially generates X-rays in a time-sharing manner from a plurality of X-ray focal points having different three-dimensional positions. However, since the X-ray focal points are arranged three-dimensionally, the structure of the X-ray tube tends to be complicated. That is, the structure of the rotating anode has become complicated because it has two or more anodes in the X-ray tube.
JP 2005-080750 A

しかし、多列Ｘ線検出器またはフラットパネルに代表される二次元Ｘ線エリア検出器によるＸ線ＣＴ装置の各断層像において、各断層像の物質の分布を画像化することにより、診断の観点で更なる情報として提供したいという要望が増えてきている。また、Ｘ線吸収係数は様々な物質において異なったＸ線管電圧、異なったＸ線線質において変化するという物理的特性を利用して、断層像上にその各物質の分布を画像化する要望も増えて来ている。 However, in the tomographic image of the X-ray CT apparatus by the multi-row X-ray detector or the two-dimensional X-ray area detector typified by a flat panel, the distribution of the substance of each tomographic image is visualized, thereby making it possible to make a diagnosis. There is an increasing demand for providing additional information. In addition, a request for imaging the distribution of each substance on a tomographic image by utilizing the physical property that the X-ray absorption coefficient changes in different X-ray tube voltages and different X-ray quality in various substances. Is also increasing.

そこで、本発明の目的は、簡易な構造のＸ線管を用いて、複数のＸ線管電圧またはＸ線線質による撮影が可能なＸ線ＣＴ装置を実現することである。また、複数の軟Ｘ線を照射するＸ線管を用いて、異なる物質の分布を画像化した断層像を撮影するＸ線ＣＴ装置を提供することである。 Therefore, an object of the present invention is to realize an X-ray CT apparatus capable of imaging with a plurality of X-ray tube voltages or X-ray quality using an X-ray tube having a simple structure. Another object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus that takes a tomographic image obtained by imaging the distribution of different substances using an X-ray tube that irradiates a plurality of soft X-rays.

本発明は、簡易な構造で異なるＸ線エネルギーを発生させるＸ線管を実現させ、異なるＸ線エネルギーの断層像撮影を実現する。またこれにより得られた異なるＸ線エネルギーの断層像間において、画像間演算または投影データ間演算を行って、各物質の分布を示す断層像を撮影するＸ線断層撮影装置を提供することで上記課題を解決する。 The present invention realizes X-ray tubes that generate different X-ray energies with a simple structure, and realizes tomographic imaging of different X-ray energies. In addition, by providing an X-ray tomography apparatus that performs tomography between images or projection data between tomograms of different X-ray energies obtained thereby, and images a tomogram showing the distribution of each substance. Solve the problem.

第１の観点では、本発明のＸ線断層撮影装置は、電子線を射出する陰極、該電子線を受けてＸ線を発生する陽極、および陽極の同一表面内にて複数のＸ線焦点を持つＸ線発生手段を備えるＸ線管と、複数のＸ線焦点から発生するＸ線ごとに被検体の複数ビューの投影データを収集する収集部と、投影データに基づいて、断層像を画像再構成する画像再構成部とを有し、被検体に複数種のエネルギーを照射させる。
この第１の観点におけるＸ線断層撮影装置では、複数の異なるＸ線の線質の断層像を画像再構成するに当たり、一回転以下の周期で理想的には一ビューごとに複数のエネルギーのＸ線を交互に切り換えてＸ線データ収集を行い、複数のエネルギーのＸ線ごとにＸ線投影データを分けて各々を画像再構成することにより、複数の各々のエネルギーの断層像を得ることができる。 In a first aspect, the X-ray tomography apparatus of the present invention includes a cathode that emits an electron beam, an anode that generates the X-ray upon receiving the electron beam, and a plurality of X-ray focal points within the same surface of the anode. An X-ray tube having X-ray generation means, a collection unit that collects projection data of a plurality of views of the subject for each X-ray generated from a plurality of X-ray focal points, and a tomographic image based on the projection data. An image reconstruction unit configured to irradiate the subject with a plurality of types of energy.
In the X-ray tomography apparatus according to the first aspect, when reconstructing a plurality of X-ray tomographic images of different X-rays, ideally a plurality of energy Xs for each view with a period of one rotation or less. By collecting X-ray data by alternately switching the lines, dividing the X-ray projection data for each X-ray of a plurality of energies and reconstructing each image, a plurality of tomographic images of each energy can be obtained. .

第２の観点では、本発明のＸ線断層撮影装置は、複数のＸ線焦点から被検体までの間に少なくとも一つのＸ線フィルターが配置されている。
この第２の観点におけるＸ線断層撮影装置では、複数のエネルギーのＸ線を得るために、一つのＸ線焦点から発生されるＸ線を、Ｘ線フィルターを通すことにより、複数の異なるＸ線フィルターの断層像を得ることができる。この時に他のＸ線焦点においてはＸ線フィルターを付けないことがＸ線フィルターによるＸ線の吸収を減らし、Ｘ線エネルギーの有効活用およびＸ線の有効活用が実現できる。 In a second aspect, in the X-ray tomography apparatus of the present invention, at least one X-ray filter is disposed between a plurality of X-ray focal points and a subject.
In the X-ray tomography apparatus according to the second aspect, in order to obtain X-rays having a plurality of energies, a plurality of different X-rays are obtained by passing X-rays generated from one X-ray focal point through an X-ray filter. A tomographic image of the filter can be obtained. At this time, if no X-ray filter is attached to other X-ray focal points, the absorption of X-rays by the X-ray filter can be reduced, and effective utilization of X-ray energy and effective utilization of X-rays can be realized.

第３の観点では、本発明のＸ線断層撮影装置は、複数のＸ線焦点のうちの第一Ｘ線焦点から被検体までの間に第一Ｘ線フィルターが配置され、且つ複数のＸ線焦点のうちの第二Ｘ線焦点から被検体までの間に第一Ｘ線フィルターとは異なるＸ線吸収係数を持つ第二Ｘ線フィルターが配置されている。
この第３の観点におけるＸ線断層撮影装置では、複数の異なるエネルギーのＸ線の断層像を得るために、第一Ｘ線焦点および第二Ｘ線焦点から発生されるＸ線を、第一Ｘ線フィルターおよび第二Ｘ線フィルターを通すことにより、複数の異なるエネルギーの断層像を得ることができる。 In a third aspect, in the X-ray tomography apparatus of the present invention, a first X-ray filter is disposed between a first X-ray focal point and a subject among a plurality of X-ray focal points, and a plurality of X-rays are provided. A second X-ray filter having an X-ray absorption coefficient different from that of the first X-ray filter is disposed between the second X-ray focus and the subject.
In the X-ray tomography apparatus according to the third aspect, X-rays generated from the first X-ray focal point and the second X-ray focal point are obtained by using the first X-ray focal point in order to obtain a plurality of X-ray tomographic images having different energies. By passing the line filter and the second X-ray filter, a plurality of tomographic images having different energies can be obtained.

第４の観点では、本発明のＸ線断層撮影装置は、Ｘ線フィルターがＸ線管の管球内にある。
この第４の観点におけるＸ線断層撮影装置では、複数の異なるエネルギーを得るために各々のＸ線ビームに複数の異なるＸ線フィルターをＸ線焦点の前に置く必要があるが、図１１に示すように、よりＸ線焦点に近い位置つまり、図１１のＸ線フィルターＦ１またはＦ２の位置で置くと、Ｘ線フィルターＦ３またはＦ４の位置で置くよりも、Ｘ線フィルターは小さくて済む。このため、複数の異なるＸ線フィルターはＸ線管内にあれば小さなＸ線フィルターを用いて複数の異なるエネルギーのＸ線を出力することができる。 In a fourth aspect, in the X-ray tomography apparatus of the present invention, the X-ray filter is in the tube of the X-ray tube.
In the X-ray tomography apparatus according to the fourth aspect, in order to obtain a plurality of different energies, it is necessary to place a plurality of different X-ray filters in front of the X-ray focal point in each X-ray beam. As described above, if the X-ray filter is placed at a position closer to the X-ray focus, that is, the X-ray filter F1 or F2 in FIG. 11, the X-ray filter may be smaller than the X-ray filter F3 or F4. For this reason, a plurality of different X-ray filters can output X-rays having a plurality of different energies using a small X-ray filter as long as they are in the X-ray tube.

第５の観点では、Ｘ線管の陽極は、第一種の物質と該第一種の物質とは異なる第二種の物質とを含み、第一種の物質に複数のＸ線焦点の一つが形成され且つ第二種の物質に複数のＸ線焦点の一つが形成される。
この第５の観点におけるＸ線断層撮影装置では、互いに異なる複数のエネルギーのＸ線を得るために、Ｘ線陽極を第一種の物質と第二種の物質とに変える。これにより、Ｘ線が陽極もしくは陽極内部で発生して陽極の外にＸ線が発生する際に陽極の材質により吸収される。そのため、異なるＸ線陽極の第一種の物質と第二種の物質により、互いに異なる複数のエネルギーのＸ線が得られる。 In a fifth aspect, the anode of the X-ray tube includes a first type material and a second type material different from the first type material, and the first type material has a plurality of X-ray focal points. One is formed and one of a plurality of X-ray focal points is formed in the second type of material.
In the X-ray tomography apparatus according to the fifth aspect, the X-ray anode is changed into a first type material and a second type material in order to obtain X-rays having a plurality of different energies. Thereby, when X-rays are generated inside or inside the anode and X-rays are generated outside the anode, they are absorbed by the material of the anode. For this reason, X-rays having a plurality of different energies can be obtained by the first type substance and the second type substance of different X-ray anodes.

第６の観点では、一ビューごとまたは二以上の所定数ビューごとに、複数のＸ線焦点を切り換える。
この第６の観点におけるＸ線断層撮影装置では、断層像を画像再構成する際には、３６０度方向に均等な間隔のビューによるＸ線投影データが望ましい。このため、一ビューごとに異なるエネルギーのＸ線によるＸ線投影データ収集が交互に行われるのが好ましい。または、二以上の所定数ビューごとに異なるエネルギーのＸ線によるＸ線投影データ収集が交互に行われる場合は、間隔の空いた複数ビュー分のＸ線投影データを補間または加重加算により求めることにより、ビュー方向に一定間隔で均等間隔ビューのＸ線投影データ収集が異なるエネルギーのＸ線において行われる。これにより、複数の異なるＸ線エネルギーのＸ線投影データが各々３６０度分またはファン角＋１８０度分得られ、複数の異なるＸ線エネルギーの断層像が画像再構成できる。 In the sixth aspect, a plurality of X-ray focal points are switched for each view or for every two or more predetermined number of views.
In the X-ray tomography apparatus according to the sixth aspect, when reconstructing a tomographic image, X-ray projection data based on views equally spaced in the 360-degree direction is desirable. For this reason, it is preferable that X-ray projection data collection using X-rays having different energy for each view is alternately performed. Alternatively, when X-ray projection data collection using X-rays having different energies is alternately performed for every two or more predetermined number of views, X-ray projection data for a plurality of spaced views is obtained by interpolation or weighted addition. The X-ray projection data collection for the equally spaced view at regular intervals in the view direction is performed on X-rays of different energies. Thereby, X-ray projection data of a plurality of different X-ray energies are obtained for 360 degrees or a fan angle +180 degrees, respectively, and a tomographic image of a plurality of different X-ray energies can be reconstructed.

第７の観点では、本発明のＸ線断層撮影装置は、Ｘ線発生手段の複数の焦点に対応する電子線が、電場または磁場により電子線の射出方向を偏向する。
この第７の観点におけるＸ線断層撮影装置では、一つの陰極からでる電子線を電場または磁場で偏向し、第一Ｘ線焦点および第二Ｘ線焦点を形成することができる。電場または磁場のかけ方によっては、三以上のＸ線焦点を形成することも可能となる。 According to a seventh aspect, in the X-ray tomography apparatus of the present invention, electron beams corresponding to a plurality of focal points of the X-ray generation means deflect the emission direction of the electron beam by an electric field or a magnetic field.
In the X-ray tomography apparatus according to the seventh aspect, the first X-ray focal point and the second X-ray focal point can be formed by deflecting an electron beam emitted from one cathode with an electric field or a magnetic field. Depending on how the electric or magnetic field is applied, it is possible to form three or more X-ray focal points.

第８の観点では、本発明のＸ線断層撮影装置は、三以上の複数の陽極を含み、前記Ｘ線発生手段が、複数の陽極を切り換える。
この第８の観点におけるＸ線断層撮影装置では、三以上の複数の陽極により、三以上の複数の焦点を形成することができる。一ビューごとまたは二以上の所定数ビューごとに、陽極を切り換えることができれば、簡易な構成で異なるエネルギーのＸ線を得ることができる。 In an eighth aspect, the X-ray tomography apparatus of the present invention includes three or more anodes, and the X-ray generation means switches the anodes.
In the X-ray tomography apparatus according to the eighth aspect, three or more focal points can be formed by three or more anodes. If the anode can be switched for every view or every predetermined number of two or more views, X-rays having different energies can be obtained with a simple configuration.

第９の観点では、本発明のＸ線断層撮影装置は、多列Ｘ線検出器のチャネル方向に並んでいる複数のＸ線焦点を持ったＸ線発生手段を含む。
この第９の観点におけるＸ線断層撮影装置では、複数の異なるＸ線焦点を多列Ｘ線検出器のチャネル方向に並べるためには、Ｘ線管の陰極から発生される電子線を多列Ｘ線検出器のチャネル方向に移動させてやればよい。電子線の移動は電場、磁場などにより行えるので、図１２Ａまたは図１２Ｂのように、電極により電場をかけるかコイルなどにより磁場をかければ良い。または図１２Ｃまたは図１２Ｄのように、陰極を多列Ｘ線検出器のチャネル方向に並べておき、交互に陰極をオン／オフ制御してやれば良い。
なお、この時に電子線のオン／オフの切れが悪く熱電子が残ってしまう場合は、陰極の前に電子線を電圧で制御するグリッドを付けて陰極と同期してオン／オフして電子線を陽極側に漏れないようにしてやれば良い。 In a ninth aspect, the X-ray tomography apparatus of the present invention includes X-ray generation means having a plurality of X-ray focal points arranged in the channel direction of the multi-row X-ray detector.
In the X-ray tomography apparatus according to the ninth aspect, in order to align a plurality of different X-ray focal points in the channel direction of the multi-row X-ray detector, electron beams generated from the cathode of the X-ray tube are It may be moved in the channel direction of the line detector. Since the electron beam can be moved by an electric field, a magnetic field, etc., as shown in FIG. 12A or 12B, an electric field is applied by an electrode or a magnetic field is applied by a coil or the like. Alternatively, as shown in FIG. 12C or 12D, the cathodes may be arranged in the channel direction of the multi-row X-ray detector, and the cathodes may be alternately turned on / off.
At this time, if the on / off of the electron beam is poor and thermionic electrons remain, a grid for controlling the electron beam with voltage is attached in front of the cathode and the electron beam is turned on / off in synchronization with the cathode. Should not be leaked to the anode side.

第１０の観点では、本発明のＸ線断層撮影装置は、多列Ｘ線検出器の列方向に並んでいる複数のＸ線焦点を持ったＸ線発生手段を含む。
この第１０の観点におけるＸ線断層撮影装置では、複数の異なるＸ線焦点を多列Ｘ線検出器の列方向に並べるためには、Ｘ線管の陰極から発生される電子線を多列Ｘ線検出器の列方向に移動させてやればよい。電子線の移動は電場、磁場などにより行えるので、図１５Ａまたは図１５Ｂのように、電極により電場をかけるかコイルなどにより磁場をかければ良い。または図１５Ｃまたは図１５Ｄのように、陰極を多列Ｘ線検出器の列方向に並べておき、交互に陰極をオン／オフ制御してやれば良い。 In a tenth aspect, the X-ray tomography apparatus of the present invention includes X-ray generation means having a plurality of X-ray focal points arranged in the column direction of a multi-row X-ray detector.
In the X-ray tomography apparatus according to the tenth aspect, in order to align a plurality of different X-ray focal points in the column direction of the multi-row X-ray detector, electron beams generated from the cathode of the X-ray tube are What is necessary is just to move to the row direction of a line detector. Since the electron beam can be moved by an electric field, a magnetic field, etc., as shown in FIG. 15A or FIG. 15B, an electric field may be applied by an electrode or a magnetic field may be applied by a coil or the like. Alternatively, as shown in FIG. 15C or 15D, the cathodes may be arranged in the column direction of the multi-row X-ray detector, and the cathodes may be alternately turned on / off.

本発明のＸ線断層撮影装置によれば、短時間でＸ線線質の異なるＸ線を照射することにより複数のＸ線のエネルギーまたは線質による撮影が可能となる。 According to the X-ray tomography apparatus of the present invention, imaging with a plurality of X-ray energies or qualities is possible by irradiating X-rays having different X-ray qualities in a short time.

以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。 Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited thereby.

＜Ｘ線ＣＴ装置の全体構成＞
図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置１００の構成ブロック図である。この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。 <Overall configuration of X-ray CT apparatus>
FIG. 1 is a configuration block diagram of an X-ray CT apparatus 100 according to an embodiment of the present invention. The X-ray CT apparatus 100 includes an operation console 1, an imaging table 10, and a scanning gantry 20.

操作コンソール１は、操作者の入力を受け付ける入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線検出器データを収集するデータ収集バッファ５と、Ｘ線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ６と、プログラムやＸ線検出器データや投影データやＸ線断層像を記憶する記憶装置７とを具備している。撮影条件の入力はこの入力装置２から入力され、記憶装置７に記憶される。図２にモニタ６に表示された撮影条件入力画面１３Ａの例を示す。画面撮影条件入力画面１３Ａには、所定の入力を行うための入力ボタン１３ａが表示されている。図２においてはスキャンのタブが選択されている画面である。タブをＰ−Ｒｅｃｏｎを選択すると図２の下に描かれているように入力用の表示が切り換わる。入力ボタン１３ａの上方には断層像１３ｂが表示され、下方には再構成領域１３ｃが表示されている。また、必要とあれば右上に表示されているように、生体信号を表示してもよい。 The operation console 1 collects X-ray detector data collected by the input device 2 that receives input from the operator, the central processing device 3 that executes pre-processing, image reconstruction processing, post-processing, and the like, and the scanning gantry 20. A data acquisition buffer 5, a monitor 6 for displaying a tomographic image reconstructed from projection data obtained by preprocessing the X-ray detector data, a program, X-ray detector data, projection data, and X-ray tomogram And a storage device 7 for storing. The photographing condition is input from the input device 2 and stored in the storage device 7. FIG. 2 shows an example of the photographing condition input screen 13A displayed on the monitor 6. An input button 13a for performing a predetermined input is displayed on the screen shooting condition input screen 13A. FIG. 2 shows a screen in which a scan tab is selected. When P-Recon is selected as a tab, the display for input is switched as shown in the lower part of FIG. A tomographic image 13b is displayed above the input button 13a, and a reconstruction area 13c is displayed below. If necessary, a biological signal may be displayed as displayed on the upper right.

図１に戻り、撮影テーブル１０は、被検体を乗せて走査ガントリ２０の開口部に出し入れするクレードル１２を具備している。クレードル１２は撮影テーブル１０に内蔵するモータで昇降およびテーブル直線移動される。 Returning to FIG. 1, the imaging table 10 includes a cradle 12 on which a subject is placed and taken in and out of the opening of the scanning gantry 20. The cradle 12 is moved up and down and linearly moved by the motor built in the imaging table 10.

走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線コントローラ２２と、コリメータ２３と、ビーム形成Ｘ線フィルター２８と、多列Ｘ線検出器２４と、データ収集装置（ＤＡＳ：Data Acquisition System）２５と、被検体の体軸の回りに回転しているＸ線管２１などを制御する回転部コントローラ２６と、制御信号などを操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りする制御コントローラ２９とを具備している。ビーム形成Ｘ線フィルター２８は撮影中心である回転中心に向かうＸ線の方向にはフィルターの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルターの厚さが増し、Ｘ線をより吸収できるようになっているＸ線フィルターである。このため、円形または楕円形に近い断面形状の被検体の体表面の被曝を少なくできるようになっている。また、走査ガントリ傾斜コントローラ２７により、走査ガントリ２０はz方向の前方および後方に±約３０度ほど傾斜できる。 The scanning gantry 20 includes an X-ray tube 21, an X-ray controller 22, a collimator 23, a beam forming X-ray filter 28, a multi-row X-ray detector 24, and a data acquisition device (DAS: Data Acquisition System) 25. A rotation unit controller 26 that controls the X-ray tube 21 rotating around the body axis of the subject, and a control controller 29 that exchanges control signals and the like with the operation console 1 and the imaging table 10. . The beam forming X-ray filter 28 has the thinnest filter thickness in the X-ray direction toward the center of rotation, which is the imaging center, and the thickness of the filter increases toward the periphery, making it possible to absorb more X-rays. X-ray filter. For this reason, exposure of the body surface of the subject having a cross-sectional shape close to a circle or an ellipse can be reduced. The scanning gantry tilt controller 27 can tilt the scanning gantry 20 forward and backward in the z direction by about ± 30 degrees.

Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４は、回転中心ＩＣの回りを回転する。鉛直方向をy方向とし、水平方向をx方向とし、これらに垂直なテーブルおよびクレードル進行方向をz方向とするとき、Ｘ線管２１および多列Ｘ線検出器２４の回転平面は、ｘｙ平面である。また、クレードル１２の移動方向は、z方向である。 The X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 rotate around the rotation center IC. When the vertical direction is the y direction, the horizontal direction is the x direction, and the table and cradle traveling direction perpendicular to these are the z direction, the rotation plane of the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 is the xy plane. is there. The moving direction of the cradle 12 is the z direction.

図３Ａおよび図３Ｂは、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４の幾何学的配置の図である。図３Ａは、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４の幾何学的配置をxy平面から見た図であり、図３ＢはＸ線管２１と多列Ｘ線検出器２４の幾何学的配置をyz平面から見た図である。Ｘ線管２１の陽極５１は、コーンビームと呼ばれるＸ線ビームＸＲを発生する。コーンビームの中心軸方向がy方向に平行なときを、ビュー角度０度とする。多列Ｘ線検出器２４は、ｚ軸方向にJ列、例えば２５６列のＸ線検出器列を有する。また、各Ｘ線検出器列はチャネル方向にIチャネル、例えば１０２４チャネルのＸ線検出器チャネルを有する。図３Ａにおいて、Ｘ線管２１のＸ線焦点を出たＸ線ビームがビーム形成Ｘ線フィルタ２８により、再構成領域Pの中心ではより多くのＸ線が、再構成領域Pの周辺部ではより少ないＸ線が照射される。このようにＸ線線量を空間的に制御した後に、再構成領域Pの内部に存在する被検体にＸ線が吸収され、透過したＸ線が多列Ｘ線検出器２４でＸ線検出器データとして収集される。 3A and 3B are diagrams of the geometric arrangement of the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24. FIG. FIG. 3A is a diagram showing the geometric arrangement of the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 from the xy plane, and FIG. 3B shows the geometric arrangement of the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24. It is the figure which looked at arrangement | positioning from the yz plane. The anode 51 of the X-ray tube 21 generates an X-ray beam XR called a cone beam. When the direction of the central axis of the cone beam is parallel to the y direction, the view angle is 0 degree. The multi-row X-ray detector 24 has X-ray detector rows of J rows, for example, 256 rows in the z-axis direction. Each X-ray detector array has I channels, for example, 1024 channels, in the channel direction. In FIG. 3A, the X-ray beam emitted from the X-ray focal point of the X-ray tube 21 is subjected to the beam forming X-ray filter 28 so that more X-rays are generated at the center of the reconstruction area P and more at the periphery of the reconstruction area P. Less X-rays are irradiated. After the X-ray dose is thus spatially controlled, X-rays are absorbed by the subject existing inside the reconstruction area P, and the transmitted X-rays are converted into X-ray detector data by the multi-row X-ray detector 24. Collected as.

図３Ｂでは、Ｘ線管２１の陽極５１を出たＸ線ビームＸＲはＸ線コリメータ２３により断層像のスライス厚方向に制御されて、回転中心軸ＩＣ近辺に存在する被検体４０にＸ線が吸収され、透過したＸ線は多列Ｘ線検出器２４でＸ線検出器データとして収集される。Ｘ線が被検体４０に照射されて収集された投影データは、多列Ｘ線検出器２４からデータ収集装置２５でＡ／Ｄ変換され、スリップリング３０を経由してデータ収集バッファ５に入力される。データ収集バッファ５に入力されたデータは、記憶装置７のプログラムにより中央処理装置３で処理され、断層像に画像再構成されてモニタ６に表示される。なお、本実施形態では多列Ｘ線検出器２４を適用した場合であるが、フラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の二次元Ｘ線エリア検出器を適用することもできるし、１列のＸ線検出器を適用することができる。 In FIG. 3B, the X-ray beam XR emitted from the anode 51 of the X-ray tube 21 is controlled in the slice thickness direction of the tomographic image by the X-ray collimator 23, and X-rays are emitted to the subject 40 near the rotation center axis IC. The absorbed and transmitted X-rays are collected as X-ray detector data by the multi-row X-ray detector 24. Projection data acquired by irradiating the subject 40 with X-rays is A / D converted from the multi-row X-ray detector 24 by the data acquisition device 25 and input to the data acquisition buffer 5 via the slip ring 30. The Data input to the data collection buffer 5 is processed by the central processing unit 3 according to a program in the storage device 7, reconstructed into a tomographic image, and displayed on the monitor 6. In this embodiment, the multi-row X-ray detector 24 is applied. However, a two-dimensional X-ray area detector having a matrix structure represented by a flat panel X-ray detector can be applied. A row X-ray detector can be applied.

＜Ｘ線ＣＴ装置の動作フローチャート＞
図４は本実施形態のＸ線ＣＴ装置１００の動作の概要を示すフローチャートである。 <Operation flowchart of X-ray CT apparatus>
FIG. 4 is a flowchart showing an outline of the operation of the X-ray CT apparatus 100 of the present embodiment.

ステップＰ１では、被検体をクレードル１２に乗せ位置合わせを行う。クレードル１２の上に乗せられた被検体は各部位の基準点に走査ガントリ２０のスライスライト中心位置を合わせる。 In step P1, the subject is placed on the cradle 12 and aligned. The subject placed on the cradle 12 aligns the center position of the slice light of the scanning gantry 20 with the reference point of each part.

ステップＰ２では、スカウト像（スキャノ像、Ｘ線透視像ともいう。）収集を行う。スカウト像は被検体の体の大きさによって成人又は子供の２種類のスカウト像が撮影できるようになっており、さらに通常０度，９０度で撮影することができる。部位によっては例えば頭部のように、９０度スカウト像のみの場合もある。スカウト像撮影では、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを固定させ、クレードル１２を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行う。 In step P2, a scout image (also called a scano image or a fluoroscopic image) is collected. Scout images can capture two types of scout images for adults or children depending on the size of the body of the subject, and can usually be captured at 0 degrees and 90 degrees. Depending on the part, for example, the head may be a 90-degree scout image only. In scout imaging, the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 are fixed, and the data collection operation of X-ray detector data is performed while the cradle 12 is moved linearly.

ステップＰ３では、スカウト像上に撮影する断層像の位置、大きさを表示しながら撮影条件設定を行う。本実施形態では、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンなどの複数のスキャンパターンを有している。コンベンショナルスキャンとは、クレードル１２をＺ軸方向に所定ピッチ移動するごとにＸ線管２１及びＸ線検出部２４を回転させて投影データを取得するスキャン方法である。ヘリカルスキャンとは、Ｘ線管２１とＸ線検出部２４とが回転している状態でクレードル１２を所定速度で移動させ、投影データを取得するスキャン方法である。可変ピッチヘリカルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管２１及びＸ線検出部２４を回転させながらクレードル１２の速度を可変させて投影データを取得するスキャン方法である。ヘリカルシャトルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管２１及びＸ線検出部２４を回転させながらクレードル１２をＺ軸方向又は−Ｚ軸方向に往復移動させて投影データを取得するスキャン方法である。これら複数のスキャンを設定する際には１回分の全体としてのＸ線線量情報の表示を行う。また、シネスキャンにおいては、回転数または時間を入れるとその関心領域における入力された回転数分、または入力された時間分のＸ線線量情報が表示される。 In step P3, shooting conditions are set while displaying the position and size of the tomographic image to be shot on the scout image. In the present embodiment, a plurality of scan patterns such as a conventional scan (axial scan), a helical scan, a variable pitch helical scan, and a helical shuttle scan are provided. Conventional scanning is a scanning method in which projection data is acquired by rotating the X-ray tube 21 and the X-ray detector 24 each time the cradle 12 is moved by a predetermined pitch in the Z-axis direction. The helical scan is a scanning method for acquiring projection data by moving the cradle 12 at a predetermined speed while the X-ray tube 21 and the X-ray detection unit 24 are rotating. The variable pitch helical scan is a scanning method for acquiring projection data by changing the speed of the cradle 12 while rotating the X-ray tube 21 and the X-ray detection unit 24 as in the helical scan. The helical shuttle scan is a scanning method for acquiring projection data by reciprocating the cradle 12 in the Z-axis direction or the −Z-axis direction while rotating the X-ray tube 21 and the X-ray detection unit 24 as in the helical scan. . When these multiple scans are set, X-ray dose information as a whole is displayed. In the cine scan, when the number of rotations or time is entered, X-ray dose information for the input number of rotations or the input time in the region of interest is displayed.

ステップＰ４では、断層像撮影を行う。断層像撮影およびその画像再構成の詳細については図５で後述する。ステップＰ５では、画像再構成された断層像を表示する。ステップＰ６では、z方向に連続に撮影された断層像を三次元画像として用いて、三次元画像表示を行う。 In step P4, tomographic imaging is performed. Details of tomographic imaging and image reconstruction will be described later with reference to FIG. In step P5, the tomographic image reconstructed is displayed. In step P6, a three-dimensional image is displayed using tomographic images continuously taken in the z direction as a three-dimensional image.

＜断層像撮影およびスカウト像撮影の動作フローチャート＞
図５は、本発明のＸ線ＣＴ装置１００の断層像撮影およびスカウト像撮影の動作の概略を示すフローチャートである。 <Operation flowchart of tomography and scout imaging>
FIG. 5 is a flowchart showing an outline of the tomographic and scout imaging operations of the X-ray CT apparatus 100 of the present invention.

ステップＳ１において、ヘリカルスキャンは、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを被検体の回りに回転させ、かつ撮影テーブル１０上のクレードル１２を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行う。ビュー角度viewと、検出器列番号jと、チャネル番号iとで表わされるＸ線検出器データＤ０（view，j，i）(ｊ＝１〜ＲＯＷ，ｉ＝１〜ＣＨ)にz方向位置Ｚtable（view）を付加させて、一定速度の範囲のデータ収集を行う。また、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンにおいては、一定速度の範囲のデータ収集に加えて、加速時、減速時においてもデータ収集を行うものとする。また、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では撮影テーブル１０上のクレードル１２をあるz方向位置に固定させたまま、データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。必要に応じて、次のz方向位置に移動した後に、再度データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。また、スカウト像撮影では、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを固定させ、撮影テーブル１０上のクレードル１２を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行うものとする。 In step S1, the helical scan rotates the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 around the subject and moves the cradle 12 on the imaging table 10 in a straight line while the X-ray detector data data. Perform the collection operation. X-ray detector data D0 (view, j, i) (j = 1 to ROW, i = 1 to CH) represented by view angle view, detector row number j, and channel number i, z-direction position Ztable. (View) is added and data is collected within a certain range of speed. In the variable pitch helical scan or helical shuttle scan, in addition to collecting data in a constant speed range, data collection is also performed during acceleration and deceleration. In the conventional scan (axial scan) or cine scan, the data acquisition system is rotated one or more times while the cradle 12 on the imaging table 10 is fixed at a certain z-direction position to collect data of X-ray detector data. Do. If necessary, after moving to the next position in the z direction, the data acquisition system is rotated once or a plurality of times to collect data of X-ray detector data. In scout imaging, the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 are fixed, and the X-ray detector data is collected while the cradle 12 on the imaging table 10 is linearly moved. .

ステップＳ２では、Ｘ線検出器データＤ０(view，j，i)に対して前処理を行い、投影データに変換する。図６にステップＳ２の前処理について具体的な処理を示す。ステップＳ２１ではオフセット補正を行い、ステップＳ２２では対数変換を行い、ステップＳ２３ではＸ線線量補正を行い、ステップＳ２４では感度補正を行う。スカウト像撮影の場合は、前処理されたＸ線検出器データをチャネル方向の画素サイズおよびクレードル１２の直線移動方向であるz方向の画素サイズを、モニタ６の表示画素サイズに合わせて表示すればスカウト像として完成である。 In step S2, the X-ray detector data D0 (view, j, i) is preprocessed and converted into projection data. FIG. 6 shows specific processing for the preprocessing in step S2. In step S21, offset correction is performed, logarithmic conversion is performed in step S22, X-ray dose correction is performed in step S23, and sensitivity correction is performed in step S24. In the case of scout imaging, if the preprocessed X-ray detector data is displayed in accordance with the pixel size in the channel direction and the pixel size in the z direction, which is the linear movement direction of the cradle 12, in accordance with the display pixel size of the monitor 6. Completed as a scout statue.

図５に戻り、ステップＳ３において、前処理された投影データＤ１ (view，j，i)に対して、ビームハードニング補正を行う。ステップＳ３のビームハードニング補正は、前処理Ｓ２のステップＳ２４の感度補正が行われた投影データをＤ１(view，j，i)とし、ステップＳ３のビームハードニング補正の後のデータをＤ１１(view，j，i)とすると、ビームハードニング補正は以下の（数式１）のように、例えば多項式形式で表わされる。なお、本明細書において乗算演算は、「●」で表してある。
…（数式１）
この時、検出器のj列ごとに独立したビームハードニング補正を行えるため、撮影条件で各データ収集系の管電圧が異なっていれば、列ごとの検出器のＸ線エネルギー特性の違いを補正できる。 Returning to FIG. 5, in step S3, beam hardening correction is performed on the preprocessed projection data D1 (view, j, i). In the beam hardening correction in step S3, the projection data subjected to the sensitivity correction in step S24 of the pre-processing S2 is D1 (view, j, i), and the data after the beam hardening correction in step S3 is D11 (view , J, i), the beam hardening correction is expressed, for example, in a polynomial form as shown in the following (Equation 1). In this specification, the multiplication operation is represented by “●”.
... (Formula 1)
At this time, independent beam hardening correction can be performed for each j column of the detector, so if the tube voltage of each data acquisition system differs depending on the imaging conditions, the difference in the X-ray energy characteristics of the detector for each column is corrected. it can.

ステップＳ４では、ビームハードニング補正された投影データＤ１１(view，j，i)に対して、z方向(列方向)のフィルターをかけるzフィルター重畳処理を行う。すなわち、各ビュー角度、各データ収集系における前処理後、ビームハードニング補正された多列Ｘ線検出器Ｄ１１(view，j，i) (i＝１〜ＣＨ， j＝１〜ＲＯＷ)の投影データに対し、列方向に例えば下記の（数式２），（数式３）に示すような、列方向フィルターサイズが５列のフィルターをかける。
（w１(i)，w２(i)，w３(i)，w４(i)，w５(i)） …（数式２） In step S4, a z-filter convolution process for applying a filter in the z-direction (column direction) to the projection data D11 (view, j, i) that has been subjected to beam hardening correction is performed. That is, the projection of the multi-row X-ray detector D11 (view, j, i) (i = 1 to CH, j = 1 to ROW) subjected to beam hardening correction after preprocessing in each view angle and each data acquisition system. For example, a filter having a column direction filter size of 5 columns as shown in (Formula 2) and (Formula 3) below is applied to the data in the column direction.
(W1 (i), w2 (i), w3 (i), w4 (i), w5 (i)) (Formula 2)

ただし、
…（数式３）
補正された検出器データＤ１２(view，j，i)は以下の（数式４）のようになる。
…（数式４）
となる。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５），（数式６）のようになる。
…（数式５）
…（数式６） However,
... (Formula 3)
The corrected detector data D12 (view, j, i) is expressed by the following (Formula 4).
... (Formula 4)
It becomes. The maximum channel value is CH,
If the maximum value of the column is ROW,
The following (Formula 5) and (Formula 6) are obtained.
... (Formula 5)
... (Formula 6)

また、列方向フィルター係数をチャネルごとに変化させると画像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再構成中心に比べ周辺部の方がスライス厚が厚くなる。このため、フィルター係数を中心部と周辺部で変化させてスライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でも一様にすることもできる。例えば、列方向フィルター係数を中心部チャンネル近辺では列方向フィルター係数の幅を広く変化させ、周辺部チャンネル近辺では列方向フィルター係数の幅を狭く変化させると、スライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でも一様にすることもできる。 Further, when the column direction filter coefficient is changed for each channel, the slice thickness can be controlled in accordance with the distance from the image reconstruction center. In general, in the tomogram, the slice thickness is thicker in the peripheral part than in the reconstruction center. For this reason, the filter coefficient can be changed between the central part and the peripheral part, and the slice thickness can be made uniform in both the peripheral part and the image reconstruction central part. For example, if the width of the column direction filter coefficient is changed widely in the vicinity of the center channel and the width of the column direction filter coefficient is changed narrowly in the vicinity of the peripheral channel, the slice thickness becomes the center of image reconstruction even in the periphery. It can also be made uniform in the part.

このように、多列Ｘ線検出器２４の中心部チャネルと周辺部チャネルの列方向フィルター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。列方向フィルター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、三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）フィルター係数を逆重畳（デコンボリューション）フィルターにすることにより、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, by controlling the column-direction filter coefficients of the central channel and the peripheral channel of the multi-row X-ray detector 24, the slice thickness can also be controlled at the central portion and the peripheral portion. When the slice thickness is slightly reduced with the row direction filter, both artifact and noise are greatly improved. Thereby, artifact improvement and noise improvement can also be controlled. That is, it is possible to control the tomographic image reconstructed, that is, the image quality in the xy plane. In another embodiment, a thin slice thickness tomogram can be realized by using a deconvolution filter with column-direction (z-direction) filter coefficients.

ステップＳ５では、再構成関数重畳処理を行う。すなわち、投影データを周波数領域に変換する高速フーリエ変換(ＦＦＴ：Fast Fourier Transform)をして、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。再構成関数重畳処理Ｓ５では、ｚフィルター重畳処理後の投影データをＤ１２とし、再構成関数重畳処理後の投影データをＤ１３、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７）のように表わされる。なお、本明細書において重畳（コンボリューション）演算は、「＊」で表してある。
…（数式７）
つまり、再構成関数Kernel（j）は検出器のj列ごとに独立した再構成関数重畳処理を行えるため、列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。 In step S5, reconstruction function superimposition processing is performed. That is, a fast Fourier transform (FFT) for transforming projection data into the frequency domain is performed, a reconstruction function is applied, and an inverse Fourier transform is performed. In the reconstruction function superimposing process S5, assuming that the projection data after the z filter convolution process is D12, the projection data after the reconstruction function convolution process is D13, and the reconstruction function to be superimposed is Kernel (j), the reconstruction function convolution process Is expressed as (Equation 7) below. In the present specification, the convolution operation is represented by “*”.
... (Formula 7)
In other words, the reconstruction function Kernel (j) can perform independent reconstruction function superimposition processing for each j column of the detector, so that differences in noise characteristics and resolution characteristics for each column can be corrected.

ステップＳ６では、再構成関数重畳処理した投影データＤ１３(view，j，i)に対して、三次元逆投影処理を行い、逆投影データＤ３(x，y，z)を求める。画像再構成される画像はz軸に垂直な面、ｘｙ平面に三次元画像再構成される。以下の再構成領域Ｐはｘｙ平面に平行なものとする。この三次元逆投影処理については、図７を参照して後述する。 In step S6, three-dimensional backprojection processing is performed on the projection data D13 (view, j, i) subjected to reconstruction function superposition processing to obtain backprojection data D3 (x, y, z). The image to be reconstructed is a three-dimensional image reconstructed on a plane perpendicular to the z axis and on the xy plane. The following reconstruction area P is assumed to be parallel to the xy plane. This three-dimensional backprojection process will be described later with reference to FIG.

ステップＳ７では、逆投影データＤ３（x，y，z）に対して画像フィルター重畳、ＣＴ値変換などの後処理を行い、断層像Ｄ３１（x，y，z）を得る。後処理の画像フィルター重畳処理では、三次元逆投影後の断層像をＤ３１（x，y，z）とし、画像フィルター重畳後のデータをＤ３２（x，y，z）、断層像平面であるｘｙ平面において重畳される二次元の画像フィルターをFilter（z）とすると、以下の（数式８）のようになる。
…（数式８）
つまり、各ｚ座標位置の断層像ごとに独立した画像フィルター重畳処理を行えるため、列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。 In step S7, post-processing such as image filter superimposition and CT value conversion is performed on the backprojection data D3 (x, y, z) to obtain a tomographic image D31 (x, y, z). In post-processing image filter superimposition processing, the tomographic image after three-dimensional backprojection is set to D31 (x, y, z), the data after image filter superimposition is D32 (x, y, z), and xy which is a tomographic image plane. When a two-dimensional image filter superimposed on a plane is Filter (z), the following (Formula 8) is obtained.
... (Formula 8)
That is, since independent image filter superimposition processing can be performed for each tomographic image at each z-coordinate position, differences in noise characteristics and resolution characteristics for each column can be corrected.

また、この二次元の画像フィルター重畳処理の後に、下記に示す画像空間z方向フィルター重畳処理を行ってもよい。また、この画像空間z方向フィルター重畳処理は二次元画像フィルター重畳処理の前に行ってもよい。さらには、三次元の画像フィルター重畳処理を行って、この二次元の画像フィルター重畳処理と、画像空間z方向フィルター重畳処理の両方を兼ねるような効果を出してもよい。 Further, after the two-dimensional image filter convolution process, the following image space z-direction filter convolution process may be performed. The image space z-direction filter convolution process may be performed before the two-dimensional image filter convolution process. Furthermore, a three-dimensional image filter convolution process may be performed to produce an effect that serves as both the two-dimensional image filter convolution process and the image space z-direction filter convolution process.

画像空間z方向フィルター重畳処理では、画像空間z方向フィルター重畳処理された断層像をＤ３３（x，y，z）、二次元の画像フィルター重畳処理された断層像をＤ３２（x，y，z）とすると、以下の（数式９）のようになる。ただし、v（i）はz方向の幅が２１＋１の画像空間z方向フィルター係数で以下の（数式１０）のような係数列となる。
…（数式９）
…（数式１０） In the image space z-direction filter superimposing process, the tomographic image subjected to the image space z-direction filter superimposing process is D33 (x, y, z), and the tomographic image subjected to the two-dimensional image filter superimposing process is D32 (x, y, z). Then, the following (Formula 9) is obtained. However, v (i) is an image space z-direction filter coefficient having a width in the z direction of 21 + 1 and is a coefficient sequence as shown in the following (Equation 10).
... (Formula 9)
... (Formula 10)

なお、ヘリカルスキャンにおいては、画像空間フィルター係数v（i）はz方向位置に依存しない画像空間z方向フィルター係数であってよい。しかし、特にz方向に検出器幅の広い多列Ｘ線検出器２４又は二次元Ｘ線エリア検出器などを用い、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をする場合は、画像空間z方向フィルター係数v（i）はz方向のＸ線検出器の列の位置に依存した画像空間z方向フィルター係数を用いるのが好ましい。なぜなら、各断層像の列位置に依存した詳細な調整ができるので効果的であるからである。 In the helical scan, the image space filter coefficient v (i) may be an image space z-direction filter coefficient that does not depend on the z-direction position. However, when using a multi-row X-ray detector 24 or a two-dimensional X-ray area detector having a wide detector width in the z direction and performing a conventional scan (axial scan) or a cine scan, the image space z-direction filter coefficient For v (i), it is preferable to use an image space z-direction filter coefficient depending on the position of the X-ray detector column in the z-direction. This is because it is effective because detailed adjustment depending on the column position of each tomographic image can be performed.

＜三次元逆投影処理のフローチャート＞
図７は、図６のステップＳ６の詳細を示したもので、三次元逆投影処理のフローチャートである。本実施形態では、画像再構成される画像はz軸に垂直な面、ｘｙ平面に三次元画像再構成される。以下の再構成領域Ｐはｘｙ平面に平行なものとする。 <Flowchart of 3D backprojection processing>
FIG. 7 shows details of step S6 of FIG. 6, and is a flowchart of the three-dimensional backprojection process. In this embodiment, the image to be reconstructed is reconstructed into a three-dimensional image on a plane perpendicular to the z axis and on the xy plane. The following reconstruction area P is assumed to be parallel to the xy plane.

ステップＳ６１では、断層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。 In step S61, attention is paid to one view among all the views necessary for image reconstruction of the tomographic image (that is, a view for 360 degrees or a view for 180 degrees and a fan angle). Projection data Dr corresponding to each pixel is extracted.

ここで、図８および図９を使って、投影データDrについて説明する。図８は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、そのＡはｘｙ平面、Ｂはｙｚ平面を示している。図９はＸ線検出器面に投影したラインを示す概念図である。図８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。そして、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の面に投影した図９に示す如きライン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(view，x，y)となる。ただし、ｘ，ｙは断層像の各画素（x，y）に対応する。 Here, the projection data Dr will be described with reference to FIGS. FIG. 8 is a conceptual diagram showing a state in which lines on the reconstruction area are projected in the X-ray transmission direction, where A indicates the xy plane and B indicates the yz plane. FIG. 9 is a conceptual diagram showing lines projected on the X-ray detector surface. As shown in FIG. 8, a square region of 512 × 512 pixels parallel to the xy plane is used as a reconstruction region P, and a pixel column L0, y = 63 of pixel columns L63, y = 63 parallel to the x axis of y = 0. 127 pixel row L127, y = 191 pixel row L191, y = 255 pixel row L255, y = 319 pixel row L319, y = 383 pixel row L383, y = 447 pixel row L447, y = 511 The pixel column L511 is taken as a column. Then, if projection data on lines T0 to T511 as shown in FIG. 9 obtained by projecting these pixel rows L0 to L511 onto the surface of the multi-row X-ray detector 24 in the X-ray transmission direction is extracted, they are extracted into the pixel row L0. Projection data Dr (view, x, y) of L511. However, x and y correspond to each pixel (x, y) of the tomographic image.

Ｘ線透過方向は、Ｘ線管２１のＸ線焦点と各画素と多列Ｘ線検出器２４との幾何学的位置によって決まるが、Ｘ線検出器データ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Ｘ線検出器データに添付されて判っているため、加速・減速中のＸ線検出器データＤ０(view，j，i)でもＸ線焦点、多列Ｘ線検出器のデータ収集幾何学系の中において、Ｘ線透過方向を正確に求めることができる。 The X-ray transmission direction is determined by the X-ray focal point of the X-ray tube 21 and the geometric position of each pixel and the multi-row X-ray detector 24, but z of the X-ray detector data D0 (view, j, i). Since the coordinate z (view) is attached to the X-ray detector data as the table linear movement z-direction position Ztable (view), the X-ray detector data D0 (view, j, i) during acceleration / deceleration is also known. In the data acquisition geometric system of the X-ray focus and multi-row X-ray detector, the X-ray transmission direction can be accurately obtained.

なお、例えば画素列Ｌ０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のように、ラインの一部が多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向の外に出た場合は、対応する投影データDr(view，x，y)を「０」にする。また、z方向の外に出た場合は投影データDr(view，x，y)を補外して求める。 For example, a part of the line goes out of the channel direction of the multi-row X-ray detector 24, such as a line T0 in which the pixel row L0 is projected on the surface of the multi-row X-ray detector 24 in the X-ray transmission direction. In this case, the corresponding projection data Dr (view, x, y) is set to “0”. Further, if the projection is out of the z direction, the projection data Dr (view, x, y) is extrapolated.

図７に戻り、ステップＳ６２では、投影データDr（view，x，y）にコーンビーム再構成加重係数を乗算する。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、以下の（数式１１）のようになる。
βb＝βa＋１８０°−２γ…（数式１１） Returning to FIG. 7, in step S62, the projection data Dr (view, x, y) is multiplied by the cone beam reconstruction weight coefficient. Here, the cone beam reconstruction weighting coefficient w (i, j) is as follows. In the case of fan beam image reconstruction, generally, when view = βa, a straight line connecting the focal point of the X-ray tube 21 and the pixel g (x, y) on the reconstruction area P (on the xy plane) is the center of the X-ray beam. When the angle formed with respect to the axis Bc is γ and the opposite view is view = βb, the following (Formula 11) is obtained.
βb = βa + 180 ° −2γ (Expression 11)

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）を求める。この場合、（数式１２）のようになる。
Ｄ２（０，x，y）＝ωa・Ｄ２（０，x，y）_ a＋ωb・Ｄ２（０，x，y）_ b …（数式１２）
ただし、Ｄ２（０，x，y）_aはビューβaの逆投影データ、Ｄ２（０，x，y）_bはビューβbの逆投影データとする。
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、（数式１３）のようになる。
ωa＋ωb＝１ …（数式１３）
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できる。 If the angles formed by the X-ray beam passing through the pixel g (x, y) on the reconstruction area P and the opposite X-ray beam to the reconstruction plane P are αa and αb, the cone beam reconstruction weighting coefficient depending on these angles ωa and ωb are multiplied and added to obtain backprojected pixel data D2 (0, x, y). In this case, (Formula 12) is obtained.
D2 (0, x, y) = ωa · D2 (0, x, y) _a + ωb · D2 (0, x, y) _b (Equation 12)
However, D2 (0, x, y) _a is back projection data of the view βa, and D2 (0, x, y) _b is back projection data of the view βb.
Note that the sum of the cone beam reconstruction weighting coefficients between the opposed beams is expressed by (Equation 13).
ωa + ωb = 1 (Formula 13)
Cone angle artifacts can be reduced by multiplying and adding cone beam reconstruction weighting coefficients ωa and ωb.

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できる。なお、gaはビューβaの加重係数、gbはビューβbの加重係数である。ファンビーム角の１／２をγmaxとするとき、以下の（数式１４）から（数式１９）のようになる。
（例えば、q＝１とする）
例えば、ga，gbの一例として、max[ ]を値の大きい方を採る関数とすると、以下の（数式２０），（数式２１）のようになる。
For example, the cone beam reconstruction weighting coefficients ωa and ωb can be obtained by the following equations. Note that ga is a weighting coefficient for the view βa, and gb is a weighting coefficient for the view βb. When ½ of the fan beam angle is γmax, the following (Expression 14) to (Expression 19) are obtained.
(For example, q = 1)
For example, as an example of ga and gb, when max [] is a function that takes the larger value, the following (Equation 20) and (Equation 21) are obtained.

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。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 fan beam image reconstruction, each pixel on the reconstruction area P is further multiplied by a distance coefficient. The distance coefficient corresponds to the distance from the focus of the X-ray tube 21 to the detector row j and the channel i of the multi-row X-ray detector 24 corresponding to the projection data Dr, r0, and corresponds to the projection data Dr from the focus of the X-ray tube 21. (R1 / r0) 2 where r1 is the distance to the pixel on the reconstruction area P. 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).

ステップＳ６３では、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。 In step S63, 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.

以上、図７の三次元逆投影処理のフローチャートは、図８に示す再構成領域Ｐを正方形５１２×５１２画素として説明したものである。しかしこれに限られるものではない。図１０は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り、そのＡはｘｙ平面、Ｂはｙｚ平面である。この図１０に示すように、再構成領域Ｐを５１２×５１２画素の正方形の領域とせずに、直径５１２画素の円形の領域としてもよい。 As described above, the flowchart of the three-dimensional backprojection process in FIG. 7 describes the reconstruction area P shown in FIG. 8 as a square 512 × 512 pixels. However, it is not limited to this. FIG. 10 is a conceptual diagram showing a state in which a line on a circular reconstruction area is projected in the X-ray transmission direction, where A is the xy plane and B is the yz plane. As shown in FIG. 10, the reconstruction area P may be a circular area having a diameter of 512 pixels, instead of a square area having 512 × 512 pixels.

＜複数の異なるＸ線エネルギーの発生方法＞
上記のようなＸ線ＣＴ装置１００において、本実施例においてはＸ線管２１で以下のような工夫を行い、複数の異なるＸ線エネルギーのＸ線投影データを収集し、それらを画像再構成して異なるＸ線のエネルギー（線質）の断層像を得る。
実施例１．多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向にＸ線焦点ＦＰを移動させ、フィルターＦを用いた場合
実施例２．多列Ｘ線検出器２４の列方向にＸ線焦点ＦＰを移動させ、フィルターＦを用いた場合
実施例３．多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向にＸ線焦点ＦＰを移動させ、さらに回転陽極５１の表面材質を変化させた場合
実施例４．多列Ｘ線検出器２４の列方向にＸ線焦点ＦＰを移動させ、さらに回転陽極５１の材質を変化させた場合
実施例５．透過型Ｘ線管１２１を採用し、さらに透過型陽極１５１の材質を変化させた場合 <Generating method of multiple different X-ray energies>
In the X-ray CT apparatus 100 as described above, in the present embodiment, the X-ray tube 21 is devised as follows to collect X-ray projection data of a plurality of different X-ray energies, and reconstruct the images. Tomographic images of different X-ray energies (quality).
Example 1. Example 2 where the X-ray focal point FP is moved in the channel direction of the multi-row X-ray detector 24 and the filter F is used. When the X-ray focal point FP is moved in the column direction of the multi-row X-ray detector 24 and the filter F is used
Example 3 Example 4 in which the X-ray focal point FP is moved in the channel direction of the multi-row X-ray detector 24 and the surface material of the rotating anode 51 is changed. Example in which the X-ray focal point FP is moved in the column direction of the multi-row X-ray detector 24 and the material of the rotary anode 51 is changed. When transmissive X-ray tube 121 is used and the material of transmissive anode 151 is changed

まず、本実施例におけるＸ線管２１の陽極５１の向きと多列Ｘ線検出器２４の向きを説明する。図３において、多列Ｘ線検出器２４の列方向をｚ方向とする。多列Ｘ線検出器２４とＸ線管２１を含むＸ線データ収集系はｘｙ平面内を回転する。多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向はｘ方向またはｘｙ平面内に含まれる方向である。Ｘ線管２１の回転陽極５１の軸方向はｚ方向に平行になり、回転陽極５１の回転方向はｘｙ平面内に含まれる。このようなＸ線データ収集系において、上記の実施例について説明する。 First, the direction of the anode 51 of the X-ray tube 21 and the direction of the multi-row X-ray detector 24 in this embodiment will be described. In FIG. 3, the column direction of the multi-row X-ray detector 24 is defined as the z direction. The X-ray data acquisition system including the multi-row X-ray detector 24 and the X-ray tube 21 rotates in the xy plane. The channel direction of the multi-row X-ray detector 24 is an x direction or a direction included in the xy plane. The axial direction of the rotating anode 51 of the X-ray tube 21 is parallel to the z direction, and the rotating direction of the rotating anode 51 is included in the xy plane. In such an X-ray data acquisition system, the above embodiment will be described.

実施例１においては、多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向にＸ線焦点を移動させる場合の説明を行う。
図１２Ａおよび図１２Ｂは、電場または磁場の少なくとも一方により電子線ＥＢをチャネル方向に移動制御する概念図であり、図１２Ａはその側面図、図１２Ｂはその正面図である。 In the first embodiment, the case where the X-ray focal point is moved in the channel direction of the multi-row X-ray detector 24 will be described.
12A and 12B are conceptual diagrams for controlling movement of the electron beam EB in the channel direction by at least one of an electric field or a magnetic field, FIG. 12A is a side view thereof, and FIG. 12B is a front view thereof.

図１２Ａに示すように、複数の異なるＸ線焦点を多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向に並べるために、Ｘ線管２１の陰極フィラメント６１から発生する電子線ＥＢを多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向、つまりｘ方向に移動させれば良い。この場合、電子線ＥＢの移動制御には電場６３ＥＦまたは磁場６３ＭＦなどを用いて行う。 As shown in FIG. 12A, in order to arrange a plurality of different X-ray focal points in the channel direction of the multi-row X-ray detector 24, an electron beam EB generated from the cathode filament 61 of the X-ray tube 21 is converted into the multi-row X-ray detector. It may be moved in 24 channel directions, that is, in the x direction. In this case, the movement control of the electron beam EB is performed using an electric field 63EF or a magnetic field 63MF.

図１２Ａに示すように、紙面の表から裏方向（Ｘ軸方向）に電極などで電場６３ＥＦをかけてやることで、電子線ＥＢを多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向に移動できる。またはＹ軸方向にコイルなどにより磁場６３ＭＦをかけてやることでも、同様に電子線ＥＢを多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向にＸ線焦点ＦＰを移動できる。図１２Ｂに示すように、Ｘ軸方向にＸ線焦点ＦＰ１とＸ線焦点ＦＰ２とが回転陽極５１の表面に形成される。陽極５１に電子があたると、Ｘ線焦点ＦＰ１とＸ線焦点ＦＰ２とからＸ線ビームＸＲが発生する。 As shown in FIG. 12A, the electron beam EB can be moved in the channel direction of the multi-row X-ray detector 24 by applying an electric field 63EF with an electrode or the like in the reverse direction (X-axis direction) from the front side of the paper. Alternatively, the electron beam EB can be similarly moved in the channel direction of the multi-row X-ray detector 24 by applying a magnetic field 63MF with a coil or the like in the Y-axis direction. As shown in FIG. 12B, an X-ray focal point FP1 and an X-ray focal point FP2 are formed on the surface of the rotary anode 51 in the X-axis direction. When electrons hit the anode 51, an X-ray beam XR is generated from the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2.

図１２Ｃおよび図１２Ｄは、２つの陰極フィラメント６１で電子線ＥＢを制御する概念図であり、図１２Ｃはその側面図、図１２Ｄはその正面図である。 12C and 12D are conceptual diagrams for controlling the electron beam EB with two cathode filaments 61, FIG. 12C is a side view thereof, and FIG. 12D is a front view thereof.

図１２Ｃでは、紙面の表から裏方向（Ｘ軸方向）に、陰極フィラメント６１−１および陰極フィラメント６１−２の２つの陰極フィラメントを用意している。交互にこの陰極フィラメント６１−１，陰極フィラメント６１−２を点灯させてやることで、多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向にＸ線焦点を移動する。なお、この時に電子線ＥＢのＯＮ／ＯＦＦの切れが悪く熱電子が残ってしまう場合は、陰極フィラメント６１の前に電子線ＥＢを電圧で制御するグリッドを付けて陰極フィラメント６１と同期してＯＮ／ＯＦＦして電子線ＥＢを陽極５１側に漏れないようにしてやれば良い。 In FIG. 12C, two cathode filaments, cathode filament 61-1 and cathode filament 61-2, are prepared in the reverse direction (X-axis direction) from the front of the paper. By alternately lighting the cathode filament 61-1 and the cathode filament 61-2, the X-ray focal point is moved in the channel direction of the multi-row X-ray detector 24. At this time, if the electron beam EB is not ON / OFF well and thermionic electrons remain, a grid for controlling the electron beam EB with voltage is attached in front of the cathode filament 61, and the electron beam EB is turned on in synchronization with the cathode filament 61. / OFF to prevent the electron beam EB from leaking to the anode 51 side.

図１３は、図１２Ａおよび図１２Ｂのように電場または磁場で電子線ＥＢをチャネル方向に移動する場合、または図１２Ｃおよび図１２Ｄのように２つの陰極フィラメントで電子線ＥＢをチャネル方向に２つ有する場合に、それぞれＸ線焦点ＦＰ１と被検体との間にＸ線フィルターＦ１を配置したものである。図１３Ａはその側面図、図１３Ｂはその正面図である。 FIG. 13 shows a case where the electron beam EB is moved in the channel direction by an electric field or a magnetic field as shown in FIGS. 12A and 12B, or two electron beams EB are used in the channel direction by two cathode filaments as shown in FIGS. 12C and 12D. In this case, the X-ray filter F1 is disposed between the X-ray focal point FP1 and the subject. FIG. 13A is a side view thereof, and FIG. 13B is a front view thereof.

図１４に、Ｘ線フィルターＦ１がある場合とない場合とのＸ線のエネルギー分布を示す。縦軸にフォトン数を、横軸にエネルギーをとって描いてある。Ｘ線フィルターＦ１があると実線で示す短波長なＸ線の実効エネルギー分布ＳＸＥとなり実効エネルギー分布は高い。Ｘ線フィルターＦ１がないと一点鎖線で示す長波長なＸ線の実効エネルギー分布ＬＸＥとなり、実効エネルギー分布は低い。なお、Ｘ線フィルターでなくても、陽極の表面材質によっても図１４に示すようにエネルギー分布を変化させることができる。 FIG. 14 shows the X-ray energy distribution with and without the X-ray filter F1. The vertical axis represents the number of photons, and the horizontal axis represents energy. When the X-ray filter F1 is present, the effective energy distribution SXE of a short wavelength X-ray indicated by a solid line is obtained, and the effective energy distribution is high. Without the X-ray filter F1, the effective energy distribution LXE of a long wavelength X-ray indicated by a one-dot chain line is obtained, and the effective energy distribution is low. Even if the filter is not an X-ray filter, the energy distribution can be changed as shown in FIG. 14 depending on the surface material of the anode.

図１３Ａおよび図１３Ｂに描かれているように、Ｘ線焦点ＦＰ１から発生したＸ線ビームＸＲ１はＸ線フィルターＦ１を透過して被検体に照射される。そのため短波長なＸ線の実効エネルギー分布ＳＸＥが被検体に照射される。また、Ｘ線焦点ＦＰ２から発生したＸ線ビームＸＲ２はＸ線フィルターＦ１を透過せずに被検体に照射すると、長波長なＸ線の実効エネルギー分布ＬＸＥが被検体に照射される。このようにして、Ｘ線フィルターＦ１により、図１４のＸ線エネルギー分布に示されるように、より短波長なＸ線と、より長波長なＸ線の２種類のＸ線エネルギー（線質）にＸ線焦点ＦＰ１とＸ線焦点ＦＰ２のＸ線の線質が異なるようにすることができる。これを用いて、一ビューごとまたは二以上の所定数ビューごとにＸ線エネルギーの異なるＸ線投影データが収集できる。なお、Ｘ線焦点ＦＰ２から発生したＸ線ビームＸＲ２に、Ｘ線フィルターＦ１とは異なるＸ線フィルターＦ２を配置してもよい。 As illustrated in FIGS. 13A and 13B, the X-ray beam XR1 generated from the X-ray focal point FP1 passes through the X-ray filter F1 and is irradiated to the subject. Therefore, the subject is irradiated with an effective energy distribution SXE of short wavelength X-rays. When the subject is irradiated with the X-ray beam XR2 generated from the X-ray focal point FP2 without passing through the X-ray filter F1, the subject is irradiated with an effective energy distribution LXE of long wavelength X-rays. In this way, as shown in the X-ray energy distribution of FIG. 14, the X-ray filter F1 converts the X-ray energy (radiation quality) into two types of X-rays of shorter wavelength and longer wavelength. The X-ray quality of the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 can be made different. Using this, X-ray projection data having different X-ray energies can be collected for each view or for every two or more predetermined number of views. Note that an X-ray filter F2 different from the X-ray filter F1 may be disposed on the X-ray beam XR2 generated from the X-ray focal point FP2.

実施例２においては、多列Ｘ線検出器２４の列方向にＸ線焦点を移動させた場合の説明を行う。
図１５Ａおよび図１５Ｂは、電場または磁場の少なくとも一方により電子線ＥＢを列方向に移動制御する概念図であり、図１５Ａはその側面図、図１５Ｂはその正面図である。 In the second embodiment, a description will be given of a case where the X-ray focal point is moved in the column direction of the multi-row X-ray detector 24.
15A and 15B are conceptual diagrams for controlling movement of the electron beam EB in the column direction by at least one of an electric field or a magnetic field, FIG. 15A is a side view thereof, and FIG. 15B is a front view thereof.

図１５Ａに示すように、複数の異なるＸ線焦点を多列Ｘ線検出器２４の列方向に並べるために、Ｘ線管の陰極フィラメント６１から発生する電子線ＥＢを多列Ｘ線検出器２４の列方向、つまりｚ方向に移動させれば良い。この場合に電子線ＥＢの移動制御には電場６３ＥＦ、磁場６３ＭＦなどを用いて行う。 As shown in FIG. 15A, in order to align a plurality of different X-ray focal points in the column direction of the multi-row X-ray detector 24, the electron beam EB generated from the cathode filament 61 of the X-ray tube is converted into the multi-row X-ray detector 24. It is only necessary to move in the column direction, that is, in the z direction. In this case, movement control of the electron beam EB is performed using an electric field 63EF, a magnetic field 63MF, or the like.

図１５Ａに示すように、Ｙ軸方向に電極などにより電場６３ＥＦをかけてやることで、電子線ＥＢを多列Ｘ線検出器２４の列方向に移動できる。または、紙面の表から裏方向（Ｘ軸方向）にコイルなどで磁場６３ＭＦをかけてやることでも、同様に電子線ＥＢを多列Ｘ線検出器２４の列方向にＸ線焦点を移動することができる。図１５Ｂに示すように、Ｙ軸方向にＸ線焦点ＦＰ１とＸ線焦点ＦＰ２とが回転陽極５１の表面に位置を決めて、ここに電子線を当ててＸ線焦点とする。 As shown in FIG. 15A, the electron beam EB can be moved in the column direction of the multi-row X-ray detector 24 by applying an electric field 63EF with an electrode or the like in the Y-axis direction. Alternatively, the X-ray focal point of the electron beam EB is similarly moved in the column direction of the multi-row X-ray detector 24 by applying a magnetic field 63MF with a coil or the like from the front side to the back side (X-axis direction). Can do. As shown in FIG. 15B, the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 are positioned on the surface of the rotary anode 51 in the Y-axis direction, and an electron beam is applied here to form an X-ray focal point.

図１５Ｃおよび図１５Ｄは、２つの陰極フィラメントで電子線ＥＢを制御する概念図であり、図１５Ｃはその側面図、図１５Ｄはその正面図である。 15C and 15D are conceptual diagrams for controlling the electron beam EB with two cathode filaments, FIG. 15C is a side view thereof, and FIG. 15D is a front view thereof.

図１５Ｃに示すように、ｚ方向または回転陽極５１の直径方向に２つの陰極フィラメント６１−１および陰極フィラメント６１−２を用意し、交互にこれらの陰極フィラメント６１−１，陰極フィラメント６１−２を交互点灯させて、各々の焦点から熱電子を回転陽極５１に当ててやることでも、多列Ｘ線検出器２４の列方向にＸ線焦点を移動することができる。なお、上述のように、電子線ＥＢのＯＮ／ＯＦＦの切れが悪く熱電子が残ってしまう場合は、陰極フィラメント６１の前に電子線ＥＢを電圧で制御するグリッドを付けて陰極フィラメント６１と同期してＯＮ／ＯＦＦして電子線ＥＢを陽極５１側に漏れないようする。 As shown in FIG. 15C, two cathode filaments 61-1 and 61-2 are prepared in the z direction or the diameter direction of the rotating anode 51, and these cathode filaments 61-1 and 61-2 are alternately arranged. The X-ray focal point can be moved in the column direction of the multi-row X-ray detector 24 by alternately lighting and applying thermionic electrons to the rotary anode 51 from each focal point. In addition, as described above, when the electron beam EB is not turned ON / OFF well and thermionic electrons remain, a grid for controlling the electron beam EB with voltage is attached in front of the cathode filament 61 to synchronize with the cathode filament 61. Then, the electron beam EB is prevented from leaking to the anode 51 side by turning on / off.

図１６は、図１５Ａおよび図１５Ｂのように電場または磁場で電子線ＥＢを列方向に移動する場合、または図１５Ｃおよび図１５Ｄのように２つの陰極フィラメントで電子線ＥＢを列方向に２つ有する場合に、それぞれＸ線焦点ＦＰ１と被検体との間にＸ線フィルターを配置したものである。図１６Ａはその側面図、図１６Ｂはその正面図である。 FIG. 16 shows a case where the electron beam EB is moved in the column direction by an electric field or a magnetic field as shown in FIGS. 15A and 15B, or two electron beams EB are arranged in the column direction by two cathode filaments as shown in FIGS. 15C and 15D. In this case, an X-ray filter is disposed between the X-ray focal point FP1 and the subject. FIG. 16A is a side view thereof, and FIG. 16B is a front view thereof.

多列Ｘ線検出器２４の列方向にＸ線焦点ＦＰを移動できるようにした後に、図１６Ａおよび図１６Ｂのように片方のＸ線焦点ＦＰ１からＸ線が発生する場合にＸ線のフィルターＦ１を通り、より短波長なＸ線エネルギーのＸ線にする。もう片方のＸ線焦点ＦＰ２からＸ線が発生する場合はＸ線のフィルターＦ１を通らないようにして、より長波長なＸ線エネルギーのＸ線にする。このようにして、Ｘ線フィルターＦ１により、図１４のＸ線エネルギー分布に示されるように、より短波長なＸ線とより長波長なＸ線との２種類のＸ線エネルギーにＸ線焦点ＦＰ１とＸ線焦点ＦＰ２のＸ線のエネルギー（線質）が異なるようにすることができる。一ビューごとまたは二以上の所定数ビューごとにＸ線エネルギーの異なるＸ線投影データが収集できる。 After the X-ray focal point FP can be moved in the column direction of the multi-row X-ray detector 24, an X-ray filter F1 is generated when X-rays are generated from one X-ray focal point FP1 as shown in FIGS. 16A and 16B. To make X-rays with shorter wavelength X-ray energy. When the X-ray is generated from the other X-ray focal point FP2, the X-ray is not passed through the X-ray filter F1, and the X-ray has longer wavelength X-ray energy. In this way, as shown in the X-ray energy distribution of FIG. 14, the X-ray filter F1 converts the X-ray focal point FP1 into two types of X-ray energy, that is, shorter wavelength X-rays and longer wavelength X-rays. And X-ray energy (radiation quality) of the X-ray focal point FP2 can be made different. X-ray projection data having different X-ray energies can be collected for each view or for every two or more predetermined number of views.

実施例３においては、Ｘ線管の回転陽極５１の材質を変えることにより複数の異なるＸ線エネルギーのＸ線を得る。つまり、Ｘ線陽極５１の複数の異なる表面材質を変えることにより、Ｘ線が陽極５１もしくは陽極５１内部で発生して陽極５１の外にＸ線が発生する際に陽極５１の材質により吸収されるために、Ｘ線焦点の位置を変える必要がなく複数の異なるＸ線陽極５１の表面材質により複数の異なるＸ線エネルギーが得られる。 In the third embodiment, X-rays having a plurality of different X-ray energies are obtained by changing the material of the rotary anode 51 of the X-ray tube. That is, by changing a plurality of different surface materials of the X-ray anode 51, X-rays are generated by the material of the anode 51 when X-rays are generated inside the anode 51 or inside the anode 51 and X-rays are generated outside the anode 51. Therefore, it is not necessary to change the position of the X-ray focal point, and a plurality of different X-ray energies can be obtained depending on the surface materials of the plurality of different X-ray anodes 51.

図１７Ａおよび図１７Ｂは、電子線ＥＢの概念図であり、図１７Ａはその側面図、図１７Ｂはその正面図である。Ｘ線焦点ＦＰ１の電子線ＥＢは、移動制御せず固定でよい。 17A and 17B are conceptual diagrams of the electron beam EB, FIG. 17A is a side view thereof, and FIG. 17B is a front view thereof. The electron beam EB of the X-ray focal point FP1 may be fixed without movement control.

実施例３は、図１７Ａおよび図１７Ｂに示すように、回転陽極５１の中心から放射方向の異なる角度の範囲に、材質５４と材質５５の部分を作り、回転陽極５１が回転すると材質５４の部分と材質５５の部分に交互に陰極フィラメント６１から発生した電子線ＥＢが当たる。そして、実効Ｘ線エネルギーＳＸＥと実効Ｘ線エネルギーＬＸＥとのＸ線ビームＸＲ１とＸ線ビームＸＲ２とが交互に発生する。Ｘ線投影データ収集の各ビューのデータ収集周期と実効Ｘ線エネルギーＳＸＥのＸ線ビームＸＲ１と実効Ｘ線エネルギーＬＸＥのＸ線ビームＸＲ２とが切り換わる周期を合わせることにより、各ビューのＸ線投影データが実効Ｘ線エネルギーＳＸＥおよび実効Ｘ線エネルギーＬＸＥによるＸ線投影データに、一ビューごとに切り換えることができる。一例として表面材質５４の材料としてタングステンを使用することができ、表面材質５５としてモリブデンを使用することができる。 In the third embodiment, as shown in FIGS. 17A and 17B, the material 54 and the material 55 are formed in a range of different angles in the radial direction from the center of the rotating anode 51. The electron beam EB generated from the cathode filament 61 alternately hits the portion of the material 55. Then, an X-ray beam XR1 and an X-ray beam XR2 of effective X-ray energy SXE and effective X-ray energy LXE are alternately generated. The X-ray projection of each view is made by combining the data collection cycle of each view of the X-ray projection data collection with the cycle of switching between the X-ray beam XR1 of effective X-ray energy SXE and the X-ray beam XR2 of effective X-ray energy LXE. The data can be switched for each view to X-ray projection data with effective X-ray energy SXE and effective X-ray energy LXE. As an example, tungsten can be used as the material of the surface material 54, and molybdenum can be used as the surface material 55.

または、二以上の所定数ビューのデータ収集周期と実効Ｘ線エネルギーＳＸＥのＸ線ビームＸＲ１と実効Ｘ線エネルギーＬＸＥのＸ線ビームＸＲ２とが切り換わる周期を合わせる。これにより、二以上の所定数ビューごとのＸ線投影データが、実効Ｘ線エネルギーＳＸＥと実効Ｘ線エネルギーＬＸＥによるＸ線投影データに二以上の所定数ビューごとに切り換わる。 Alternatively, the data collection cycle of two or more predetermined number of views and the cycle in which the X-ray beam XR1 of effective X-ray energy SXE and the X-ray beam XR2 of effective X-ray energy LXE are switched are matched. Thereby, the X-ray projection data for every two or more predetermined number of views are switched to the X-ray projection data based on the effective X-ray energy SXE and the effective X-ray energy LXE for every two or more predetermined number of views.

このようにして、図１４のＸ線エネルギー分布に示されるように、より短波長な実効Ｘ線エネルギーＳＸＥとより長波長な実効Ｘ線エネルギーＬＸＥのＸ線ビームＸＲ２が異なるようにすることができる。これを用いて、一ビューごとまたは二以上の所定数ビューごとにＸ線エネルギーの異なるＸ線投影データを収集できる。 In this way, as shown in the X-ray energy distribution of FIG. 14, the X-ray beam XR2 of the shorter wavelength effective X-ray energy SXE and the longer wavelength effective X-ray energy LXE can be made different. . Using this, X-ray projection data having different X-ray energies can be collected for each view or for every two or more predetermined number of views.

実施例４においては、実施例３と同様にＸ線管の回転陽極５１の材質を変えることにより複数の異なるＸ線エネルギーを得る。図１８Ａおよび図１８Ｂは、電場または磁場の少なくとも一方により電子線ＥＢを列方向に移動制御する概念図であり、図１８Ａはその側面図、図１８Ｂはその正面図である。 In the fourth embodiment, a plurality of different X-ray energies are obtained by changing the material of the rotary anode 51 of the X-ray tube as in the third embodiment. 18A and 18B are conceptual diagrams for controlling movement of the electron beam EB in the column direction by at least one of an electric field or a magnetic field, FIG. 18A is a side view thereof, and FIG. 18B is a front view thereof.

図１８Ａおよび図１８Ｂに示すように、回転陽極５１の半径方向の異なる半径の範囲に材質５４と材質５５の部分を作り、材質５４の部分にＸ線焦点ＦＰ１を、材質５５の部分にＸ線焦点ＦＰ２を設ける。Ｘ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２に交互に当てることにより、実効Ｘ線エネルギーＳＸＥおよび実効Ｘ線エネルギーＬＸＥのＸ線ビームＸＲ１およびＸ線ビームＸＲ２が交互に発生する。この場合にＸ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２の間の電子線ＥＢの移動制御は、図１５で示したように、電場６３ＥＦまたは磁場６３ＭＦの少なくとも一方を用いて行ったり、２つの陰極フィラメント６１−１と陰極フィラメント６１−２とを切り替えたりして電子線ＥＢを列方向に移動する。 As shown in FIGS. 18A and 18B, a material 54 and a material 55 are formed in different radial ranges of the rotating anode 51, an X-ray focal point FP1 is formed in the material 54, and an X-ray is applied in the material 55. A focal point FP2 is provided. By alternately applying to the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2, the X-ray beam XR1 and the X-ray beam XR2 having the effective X-ray energy SXE and the effective X-ray energy LXE are alternately generated. In this case, the movement control of the electron beam EB between the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 is performed using at least one of the electric field 63EF and the magnetic field 63MF, as shown in FIG. -1 and the cathode filament 61-2 are switched to move the electron beam EB in the column direction.

このように、列方向にＸ線焦点ＦＰ１からＸ線焦点ＦＰ２へまたはその逆方向へ移動させることでＸ線ビームＸＲ１およびＸ線ビームＸＲ２は回転陽極５１の材質５４および材質５５の部分に交互に当たり、交互にＸ線エネルギーの異なるＸ線が発生する。 As described above, the X-ray beam XR1 and the X-ray beam XR2 alternately strike the material 54 and the material 55 of the rotating anode 51 by moving in the column direction from the X-ray focus FP1 to the X-ray focus FP2 or in the opposite direction. X-rays having different X-ray energies are generated alternately.

このようにして、図１４のＸ線エネルギー分布に示されるように、より短波長なＸ線とより長波長なＸ線との２種類のＸ線エネルギーにＸ線焦点ＦＰ１とＸ線焦点ＦＰ２のＸ線の線質が異なるようにすることができる。これを用いて、一ビューごとまたは二以上の所定数ビューごとにＸ線エネルギーの異なるＸ線投影データを収集できる。 In this way, as shown in the X-ray energy distribution of FIG. 14, the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 have two types of X-ray energies, that is, the shorter wavelength X-ray and the longer wavelength X-ray. The X-ray quality can be made different. Using this, X-ray projection data having different X-ray energies can be collected for each view or for every two or more predetermined number of views.

実施例５においては、透過型Ｘ線管１２１を用い、透過型陽極１５１の透過材質を変えることにより複数の異なるＸ線エネルギーを得ている。図１９は、電場または磁場の少なくとも一方により電子線ＥＢを移動制御し、Ｘ線ビームを陽極から透過して発生させる概念図である。 In the fifth embodiment, a plurality of different X-ray energies are obtained by using a transmission X-ray tube 121 and changing the transmission material of the transmission anode 151. FIG. 19 is a conceptual diagram in which the movement of the electron beam EB is controlled by at least one of an electric field or a magnetic field, and an X-ray beam is transmitted through the anode.

陰極フィラメント６１から出た熱電子の電子線ＥＢをＸ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２に交互に当てることにより、Ｘ線エネルギーの異なるＸ線が得られる。この場合も上記の場合と同様にＸ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２の間の電子線ＥＢの移動制御は電場６３ＥＦ、磁場６３ＭＦなどを用いて行う。図１９に示すように、上下方向に電極などで電場６３ＥＦをかけてやることで、電子線ＥＢを図中の上下方向に移動させることができる。または、コイルなどで磁場６３ＭＦをかけてやることにより、同様に電子線ＥＢを図中の上下方向に移動させることができる。このようにして、Ｘ線焦点を移動させることでＸ線ビームは透過型陽極１５１の材質１５４および材質１５５の部分のＸ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２に交互に当たり、交互にＸ線エネルギーの異なるＸ線が発生する。透過型陽極１５１の材質１５４の材料としてタングステンを使用することができ、透過型陽極１５１の材質１５５としてモリブデンを使用することができる。 By alternately applying the electron beam EB of the thermoelectrons emitted from the cathode filament 61 to the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2, X-rays having different X-ray energies can be obtained. In this case as well, the movement control of the electron beam EB between the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 is performed using an electric field 63EF, a magnetic field 63MF, and the like. As shown in FIG. 19, by applying an electric field 63EF with an electrode or the like in the vertical direction, the electron beam EB can be moved in the vertical direction in the figure. Alternatively, by applying a magnetic field 63MF with a coil or the like, the electron beam EB can be similarly moved in the vertical direction in the figure. In this way, by moving the X-ray focal point, the X-ray beam alternately hits the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 of the material 154 and the material 155 of the transmissive anode 151, and the X-ray energy is alternately different. X-rays are generated. Tungsten can be used as the material 154 of the transmissive anode 151, and molybdenum can be used as the material 155 of the transmissive anode 151.

なお、２つの陰極フィラメント６１−１と陰極フィラメント６１−２とを有する透過型Ｘ線管１２１であってもよい。また、透過型Ｘ線管１２１は、透過型Ｘ線管１２１をＹ軸を中心に９０度回転させる配置をすることにより、チャネル方向および列方向にも適用できる。 A transmission X-ray tube 121 having two cathode filaments 61-1 and cathode filament 61-2 may be used. The transmissive X-ray tube 121 can also be applied to the channel direction and the column direction by arranging the transmissive X-ray tube 121 to rotate 90 degrees about the Y axis.

＜Ｘ線焦点を移動させた場合の画像再構成方法＞
本実施形態においては、例えば実施例２または実施例４のように、多列Ｘ線検出器２４の列方向にＸ線焦点を移動させた場合の画像再構成方法について説明を行う。 <Image reconstruction method when the X-ray focal point is moved>
In the present embodiment, an image reconstruction method when the X-ray focal point is moved in the column direction of the multi-row X-ray detector 24 as in Example 2 or Example 4 will be described.

多列Ｘ線検出器２４の列方向に移動する実効Ｘ線エネルギーＳＸＥおよび実効Ｘ線エネルギーＬＸＥの各々のＸ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２のｚ方向座標を実測する。そしてＸ線焦点ＦＰ１かＸ線焦点ＦＰ２かを判断して、Ｘ線焦点ＦＰ１のＸ線投影データはＸ線焦点ＦＰ１の実効Ｘ線エネルギーＳＸＥの画像再構成平面に三次元逆投影され、Ｘ線焦点ＦＰ２のＸ線投影データはＸ線焦点ＦＰ２の実効Ｘ線エネルギーＬＸＥの画像再構成平面に三次元逆投影される。このようにして、実効Ｘ線エネルギーＳＸＥによる短波長なＸ線による断層像と実効Ｘ線エネルギーＬＸＥによる長波長なＸ線による断層像が得られる。 The z-direction coordinates of the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 of the effective X-ray energy SXE and the effective X-ray energy LXE moving in the column direction of the multi-row X-ray detector 24 are measured. Then, the X-ray focal point FP1 or the X-ray focal point FP2 is determined, and the X-ray projection data of the X-ray focal point FP1 is three-dimensionally back-projected on the image reconstruction plane of the effective X-ray energy SXE of the X-ray focal point FP1. The X-ray projection data of the focal point FP2 is three-dimensionally back-projected on the image reconstruction plane of the effective X-ray energy LXE of the X-ray focal point FP2. In this manner, a tomographic image by short-wavelength X-rays by effective X-ray energy SXE and a tomographic image by long-wavelength X-rays by effective X-ray energy LXE are obtained.

なお、本例では、Ｘ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２の位置を実測しているが、予測されるＸ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２の位置を用いてＸ線焦点ＦＰ１のＸ線投影データはＸ線焦点ＦＰ１の実効Ｘ線エネルギーＳＸＥの画像再構成平面に、Ｘ線焦点ＦＰ２のＸ線投影データはＸ線焦点ＦＰ２の実効Ｘ線エネルギーＬＸＥの画像再構成平面に三次元逆投影を行っても良い。 In this example, the positions of the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 are actually measured, but the X-ray projection data of the X-ray focal point FP1 is used by using the predicted positions of the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2. Is a three-dimensional backprojection on the image reconstruction plane of the effective X-ray energy SXE of the X-ray focus FP1, and the X-ray projection data of the X-ray focus FP2 is projected on the image reconstruction plane of the effective X-ray energy LXE of the X-ray focus FP2. May be.

陰極フィラメント６１から発生する電子線ＥＢを制御して、Ｘ線焦点ＦＰ１またはＸ線焦点ＦＰ２に当てて実効Ｘ線エネルギーＳＸＥまたは実効Ｘ線エネルギーＬＸＥのＸ線を制御して発生させているので、各時刻におけるＸ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２の位置はＸ線投影データ収集時には既知である。 Since the electron beam EB generated from the cathode filament 61 is controlled and applied to the X-ray focal point FP1 or the X-ray focal point FP2, the effective X-ray energy SXE or the X-ray of the effective X-ray energy LXE is controlled and generated. The positions of the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 at each time are known at the time of X-ray projection data collection.

ここで、Ｘ線焦点位置を実際に測定する方法について説明する。図２０は、ｘ軸方向からＸ線管２１および多列Ｘ線検出器２４を見た図である。Ｘ線焦点位置ＦＰ１から出たＸ線ビームＸＲ１はコリメータ２３によってｚ方向に絞られてＸ線ビーム端点７１，Ｘ線ビーム端点７３の間の多列Ｘ線検出器２４上に照射されている。もし、コリメータ２３がコリメータ制御を行わずにＸ線焦点位置がＸ線焦点位置ＦＰ１からＸ線焦点位置ＦＰ２に移動したとすると、Ｘ線焦点ＦＰ２から出たＸ線ビームＸＲ２はコリメータ２３によりｚ方向に絞られてＸ線ビーム端点ＦＰ２より図中左側に多列Ｘ線検出器２４に照射される。 Here, a method of actually measuring the X-ray focal position will be described. FIG. 20 is a view of the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 as seen from the x-axis direction. The X-ray beam XR1 emitted from the X-ray focal point position FP1 is focused in the z direction by the collimator 23 and irradiated on the multi-row X-ray detector 24 between the X-ray beam end point 71 and the X-ray beam end point 73. If the collimator 23 does not perform collimator control and the X-ray focal position moves from the X-ray focal position FP1 to the X-ray focal position FP2, the X-ray beam XR2 emitted from the X-ray focal point FP2 is moved in the z direction by the collimator 23. The multi-row X-ray detector 24 is irradiated on the left side in the figure from the X-ray beam end point FP2.

このように、コリメータ制御で特定できる現在のコリメータ２３の位置とデータ収集装置（ＤＡＳ）２５で収集されたデータで特定できるＸ線ビーム端点位置がわかればＸ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２の位置はわかる。このように、Ｘ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２の位置を多列Ｘ線検出器２４のあるチャネル（Ｘ線焦点位置測定チャネル）を用いてＸ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２の位置を測定する。 As described above, if the current position of the collimator 23 that can be specified by the collimator control and the X-ray beam end point position that can be specified by the data collected by the data acquisition device (DAS) 25 are known, the positions of the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2. I understand. As described above, the positions of the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 are measured using the channel (X-ray focal point position measuring channel) of the multi-row X-ray detector 24. To do.

しかし、通常被検体が存在するとＸ線ビームＸＲは被検体ＰＢに吸収され、精度よくＸ線ビーム端点を求めることが困難な場合がある。このため、Ｘ線焦点位置測定チャネルは、被検体が存在しない多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向の両端近辺もしくは片端の近辺に配置させる。図２１はＸ線管２１および多列Ｘ線検出器２４をｚ軸方向から見た図である。通常、図２１のｘｙ平面の図のように、多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向の両端近辺もしくは片端の近辺に存在しているＸ線焦点位置測定チャネル７５によりＸ線焦点位置の測定を行う。 However, when the subject is present, the X-ray beam XR is absorbed by the subject PB, and it may be difficult to obtain the X-ray beam end point with high accuracy. For this reason, the X-ray focal position measurement channel is arranged near both ends or one end in the channel direction of the multi-row X-ray detector 24 in which no subject exists. FIG. 21 is a view of the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 as seen from the z-axis direction. Usually, as shown in the xy plane diagram of FIG. 21, the X-ray focal position is measured by the X-ray focal position measurement channel 75 existing near both ends or one end of the multi-row X-ray detector 24 in the channel direction. Do.

図２２は、Ｘ線焦点位置測定方法を説明するための図である。この場合の測定では、図２２に示すように、Ｘ線焦点ＦＰからコリメータ２３までのｙ方向の距離をＬ１、Ｘ線焦点ＦＰから多列Ｘ線検出器２４までのｙ方向の距離をＬ２、Ｘ線焦点のｚ座標をＦ，コリメータ２３とＸ線ビームＸＲの接点のｚ座標をＣ１およびＣ２、Ｘ線ビーム端点のｚ座標をＤ１およびＤ２とすると、以下の数式２２または数式２３の関係が成立し、Ｘ線焦点のｚ方向位置Ｆが求められる。
FIG. 22 is a diagram for explaining an X-ray focal position measurement method. In the measurement in this case, as shown in FIG. 22, the distance in the y direction from the X-ray focal point FP to the collimator 23 is L1, the distance in the y direction from the X-ray focal point FP to the multi-row X-ray detector 24 is L2, When the z-coordinate of the X-ray focal point is F, the z-coordinate of the contact point between the collimator 23 and the X-ray beam XR is C1 and C2, and the z-coordinate of the X-ray beam end point is D1 and D2, The z-direction position F of the X-ray focal point is obtained.

なお、Ｘ線焦点の位置は図２０のように、スキャン中にＸ線ビームＸＲをコリメータ２３で多列Ｘ線検出器２４の最適な位置にＸ線照射が行えるように制御しながらでもコリメータ位置Ｃ１およびＣ２、Ｘ線ビーム端点Ｄ１およびＤ２からＸ線焦点ＦＰを求めることができる。この時に各ビューの投影データのヘッダー情報にＸ線焦点ＦＰの位置をデータ収集装置（ＤＡＳ）２５で求めて記録しておけば、画像再構成時にＸ線焦点ＦＰの位置を考慮しながら画像再構成が行える。 As shown in FIG. 20, the position of the X-ray focal point is the collimator position while controlling the X-ray beam XR so that the X-ray irradiation can be performed at the optimum position of the multi-row X-ray detector 24 by the collimator 23 during the scan. The X-ray focal point FP can be obtained from C1 and C2 and the X-ray beam end points D1 and D2. At this time, if the position of the X-ray focal point FP is obtained and recorded in the header information of the projection data of each view by the data acquisition device (DAS) 25, image reconstruction is performed while taking the position of the X-ray focal point FP into consideration at the time of image reconstruction. Can be configured.

また、Ｘ線焦点位置測定チャネルは、図２０のように主検出器と同じ構造でなく、図２３のように主検出器と異なった構造でもかまわない。この場合は、コリメータ２３は被検体の被曝低減を考えた主検出器用にＸ線ビームを最適な位置に制御することは必ずしも必要でなく、固定のコリメータで、その幅と位置は絞ったＸ線ビームがｚ方向に検出器からはずれない幅と位置であっても良い。また、多列Ｘ線検出器２４は多列でなくても、Ａ列側，Ｂ列側に１列ずつある、最低でも２列のＸ線検出器であれば良い。この場合は、Ａ列側とＢ列側のＸ線検出器の出力比でＸ線焦点の位置が測定できる。 Further, the X-ray focal position measurement channel may not have the same structure as the main detector as shown in FIG. 20, but may have a structure different from that of the main detector as shown in FIG. In this case, it is not always necessary for the collimator 23 to control the X-ray beam to an optimum position for the main detector considering the reduction of the exposure of the subject, and it is a fixed collimator whose X-ray is narrowed in width and position. The width and position may be such that the beam does not deviate from the detector in the z direction. The multi-row X-ray detector 24 may be an X-ray detector having at least two rows, one row on each of the A-row side and the B-row side, even if it is not multi-row. In this case, the position of the X-ray focal point can be measured by the output ratio of the X-ray detectors on the A-row side and the B-row side.

図２４は、一回転中にＸ線焦点ＦＰが移動するＸ線データ収集系の第一例を示す図であり、図２５は、一回転中にＸ線焦点ＦＰが移動するＸ線データ収集系の第二例を示す図である。ただし、図２４では、多列Ｘ線検出器２４においてＸ線焦点ＦＰ１とＸ線焦点ＦＰ２がともに、Ｙ軸からプラスマイナス０．５ｄだけ離れている。図２５では、多列Ｘ線検出器２４においてＸ線焦点ＦＰ１がＹ軸上に、Ｘ線焦点ＦＰ２がＹ軸からｄだけ離れている。 FIG. 24 is a diagram showing a first example of an X-ray data acquisition system in which the X-ray focal point FP moves during one rotation, and FIG. 25 shows an X-ray data acquisition system in which the X-ray focal point FP moves during one rotation. It is a figure which shows the 2nd example. However, in FIG. 24, in the multi-row X-ray detector 24, both the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 are separated from the Y axis by plus or minus 0.5d. In FIG. 25, in the multi-row X-ray detector 24, the X-ray focal point FP1 is on the Y axis, and the X-ray focal point FP2 is separated from the Y axis by d.

図２４または図２５のように、Ｘ線焦点ＦＰを一回転以下の周期的で例えば、１ビューごとまたは二以上の所定数ビューごとにｚ方向にＸ線焦点ＦＰ１とＸ線焦点ＦＰ２とを切り換えて、二次元Ｘ線エリア検出器である多列Ｘ線検出器２４のデータ収集を行う。つまり、Ｘ線焦点のｚ方向の移動により、Ｘ線管２１のＸ線焦点ＦＰ１とＸ線焦点ＦＰ２をｚ方向に移動させながらデータ収集を行う。 As shown in FIG. 24 or FIG. 25, the X-ray focal point FP is switched periodically between the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 in the z direction periodically, for example, every view or every two or more predetermined number of views. The multi-row X-ray detector 24, which is a two-dimensional X-ray area detector, collects data. That is, data collection is performed while moving the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2 of the X-ray tube 21 in the z direction by moving the X-ray focal point in the z direction.

この時のデータ収集の流れを図２７に示す。図２７は、中央処理演算部３で行われるＸ線焦点ＦＰをz方向に周期的に移動させた場合のデータ収集例のフローチャートである。
ステップＦ１では、ビュー番号i＝１とする。ステップＦ２では、Ｘ線焦点ＦＰを位置ＦＰ１に移動させる。ステップＦ３では、iビューのデータ収集を行う。ステップＦ４では、全ビューのデータ収集終了かを判断し、ＹＥＳであればデータ収集を終了し、ＮＯであればステップＦ５に進む。ステップＦ５では、ビュー番号を加算しi＝i＋１とする。ステップＦ６では、Ｘ線焦点ＦＰを位置ＦＰ２に移動させる。これにより、Ｘ線ビームＸＲをｚ方向に周期的に移動させた場合のデータ収集を行うことができる。 The flow of data collection at this time is shown in FIG. FIG. 27 is a flowchart of an example of data collection when the X-ray focal point FP is periodically moved in the z direction, which is performed by the central processing calculation unit 3.
In step F1, the view number i = 1. In step F2, the X-ray focal point FP is moved to the position FP1. In step F3, i view data is collected. In step F4, it is determined whether data collection for all views is completed. If YES, the data collection is terminated, and if NO, the process proceeds to step F5. In step F5, the view number is added so that i = i + 1. In step F6, the X-ray focal point FP is moved to the position FP2. Thereby, it is possible to collect data when the X-ray beam XR is periodically moved in the z direction.

このように、図２４または図２５における、Ｘ線焦点ＦＰ１またはＸ線焦点ＦＰ２のデータ収集を交互にビューごとに繰り返して周期的にデータ収集を行う。この場合は、データ収集周期は２ビューとなり、２ビューごとにＸ線焦点ＦＰ１またはＸ線焦点ＦＰ２の移動が繰り返されるが、Ｘ線管２１および多列Ｘ線検出器２４が一回転するより短い期間で且つ２ビューよりも長い周期で、つまり二以上の所定数ビュー周期でＸ線焦点ＦＰ１またはＸ線焦点ＦＰ２のデータ収集を繰り返しても、同様の効果を出すことができる。 In this way, the data collection of the X-ray focal point FP1 or the X-ray focal point FP2 in FIG. 24 or FIG. In this case, the data collection cycle is two views, and the movement of the X-ray focal point FP1 or the X-ray focal point FP2 is repeated every two views, but is shorter than the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 rotate once. The same effect can be obtained even if data collection of the X-ray focal point FP1 or the X-ray focal point FP2 is repeated in a period longer than two views, that is, in a predetermined number of two or more view periods.

収集されたＸ線検出器データは、図５または図６で説明した三次元画像再構成処理および前処理を行い画像再構成される。つまり、上記のデータ収集で収集されたＸ線検出器データを図５の画像再構成に基づき、ステップＳ１のデータ収集からステップＳ７の後処理までを行い、断層像として画像再構成を行う。なお、この場合のステップＳ２の前処理、ステップＳ３のビームハードニング補正においては、Ｘ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２の各々の校正データを用いて前処理、ビームハードニング補正を行うことにより、画質はより良くなる。 The collected X-ray detector data is reconstructed by performing the three-dimensional image reconstruction processing and preprocessing described with reference to FIG. That is, the X-ray detector data collected by the above data collection is processed from the data collection in step S1 to the post-processing in step S7 based on the image reconstruction in FIG. In this case, in the preprocessing in step S2 and the beam hardening correction in step S3, by performing preprocessing and beam hardening correction using the calibration data of the X-ray focal point FP1 and the X-ray focal point FP2, The image quality is better.

ただし、この場合、Ｘ線焦点ＦＰ１またはＸ線焦点ＦＰ２でデータ収集を行っているので三次元逆投影においては、これらのＸ線焦点ＦＰ１またはＸ線焦点ＦＰ２の移動を考慮して三次元画像再構成を行う必要がある。 However, in this case, since data is collected at the X-ray focal point FP1 or the X-ray focal point FP2, in the three-dimensional backprojection, the three-dimensional image reconstruction is performed in consideration of the movement of the X-ray focal point FP1 or the X-ray focal point FP2. Configuration is required.

図２６は、Ｘ線焦点が複数ある場合の三次元逆投影を示す図である。図７の三次元逆投影処理の中のステップＳ６１における再構成領域Ｐの各画素に対応する投影データDrを抽出する処理において、図２６に示すように、Ｘ線焦点ＦＰのｚ方向座標をｚｘ、画像再構成平面Ｐの座標をｚ_pとすると、Ｘ線焦点のｚ方向座標ｚ_ｘをＸ線焦点ＦＰ１またはＸ線焦点ＦＰ２用に切り換えて三次元画像再構成を行うことが必要である。 FIG. 26 is a diagram showing three-dimensional backprojection when there are a plurality of X-ray focal points. In the process of extracting the projection data Dr corresponding to each pixel of the reconstruction area P in step S61 in the three-dimensional backprojection process of FIG. 7, as shown in FIG. 26, the z-direction coordinate of the X-ray focal point FP is set to zx. If the coordinate of the image reconstruction plane P is z _p , it is necessary to perform the three-dimensional image reconstruction by switching the z-direction coordinate z _x of the X-ray focal point for the X-ray focal point FP1 or the X-ray focal point FP2.

三次元画像再構成では図２６に示すように、Ｘ線焦点位置のｚ位置座標を考慮しながら断層像の各画素の位置、例えば、異なるｙ座標のL０，L６３，L１２７，L１９１，L２５５，L３１９，L３８３，L４４７，L５１１に対応する多列Ｘ線検出器２４の検出器列のデータを抽出、必要に応じて加重加算して三次元逆投影を行う。 In the three-dimensional image reconstruction, as shown in FIG. 26, the position of each pixel of the tomographic image, for example, L0, L63, L127, L191, L191, L255, and L319 of the tomographic image, taking into account the z position coordinate of the X-ray focal position. , L383, L447, and L511, the data of the detector row of the multi-row X-ray detector 24 is extracted, and weighted and added as necessary to perform three-dimensional backprojection.

Ｘ線焦点位置がＸ線焦点ＦＰ１のｚ座標ｚ_ｘａ，Ｘ線焦点ＦＰ２のｚ座標ｚ_ｘｂの２点を振動することにより、断層像の各画素に対応する多列Ｘ線検出器２４のＸ線検出器データは異なる列からデータを抽出し、三次元逆投影する。 The X-ray focal point position oscillates at two points, _ie , the z-coordinate z _{xa of} the X-ray focal point FP1 and the z-coordinate z _xb of the X-ray focal point FP2, so that the X of the multi-row X-ray detector 24 corresponding to each pixel of the tomographic image. Line detector data is extracted from different columns and backprojected three-dimensionally.

図２８は、中央処理演算部３で行われるＸ線焦点をz方向に周期的に移動させた場合のデータ収集の画像再構成のフローチャートである。
ステップＢ１では、ビュー番号k＝１とする。ただし、３６０度のビュー数をＮビューとする。ただし、ビュー角度は図２９の通りとする。
ステップＢ２では、断層像上の画素g（i，j）の座標i＝１，j＝１とする。ただし、得られる断層像の画素数を５１２×５１２画素とする。
ステップＢ３では、Ｘ線焦点はＸ線焦点ＦＰ１かを判断し、Ｘ線焦点の位置情報を求める。 FIG. 28 is a flowchart of image reconstruction for data collection when the X-ray focal point is periodically moved in the z direction, which is performed by the central processing unit 3.
In step B1, the view number k = 1. However, the number of views at 360 degrees is N views. However, the view angle is as shown in FIG.
In step B2, the coordinates i = 1 and j = 1 of the pixel g (i, j) on the tomographic image are set. However, the number of pixels of the obtained tomographic image is 512 × 512 pixels.
In step B3, it is determined whether the X-ray focal point is the X-ray focal point FP1, and position information of the X-ray focal point is obtained.

ステップＢ４では、Ｘ線焦点がＸ線焦点ＦＰ１の位置にあるので、Ｘ線焦点座標ｚｘ＝ｚｘａとしてステップＢ６に行く。
ステップＢ５では、Ｘ線焦点がＸ線焦点ＦＰ２の位置にある場合なので、Ｘ線焦点座標ｚｘ＝ｚｘｂとしてステップＢ６に行く。 In step B4, since the X-ray focal point is at the position of the X-ray focal point FP1, the process proceeds to step B6 with the X-ray focal point coordinate zx = zxa.
In step B5, since the X-ray focal point is at the position of the X-ray focal point FP2, the process proceeds to step B6 with the X-ray focal point coordinate zx = zxb.

ステップＢ６では、Ｘ線焦点座標ｚｘと断層像の各画素g（i，j）を結ぶＸ線ビームの軌跡が、多列Ｘ線検出器２４のb列，aチャネルに投影されたとする。Ｘ線焦点と断層像の各画素のＸ線ビームの軌跡の多列Ｘ線検出器２４上への投影は、Ｘ線検出器チャネルの中心に当たらない場合もあるので、b列，aチャネルのa，bは整数となる。 In step B6, it is assumed that the trajectory of the X-ray beam connecting the X-ray focal point coordinate zx and each pixel g (i, j) of the tomographic image is projected onto the b row and a channel of the multi-row X-ray detector 24. Since the projection of the trajectory of the X-ray beam of each pixel of the X-ray focal point and the tomographic image onto the multi-row X-ray detector 24 may not hit the center of the X-ray detector channel, a and b are integers.

ステップＢ７では、int（a）チャネル，int（a）＋１チャネルのint（b）列，int（b）＋１列のデータを読み出す。つまり、多列Ｘ線検出器２４の投影データD（ａ，ｂ）において、
int（b）列，int（a）チャネルのD(int（a），int（b）)，
int（b）＋１列，int（a）チャネルのD(int（a），int（b）＋１)，
int（b）列，int（a）＋１チャネルのD(int（a）＋１，int（b）)，
int（b）＋１列，int（a）＋１チャネルのD(int（a）＋１，int（b）＋１)，
の４点の投影データを読み出す。 In step B7, int (a) channel, int (a) +1 channel int (b) column and int (b) +1 column data are read. That is, in the projection data D (a, b) of the multi-row X-ray detector 24,
int (b) column, int (a) channel D (int (a), int (b)),
int (b) +1 column, int (a) channel D (int (a), int (b) +1),
int (b) column, int (a) +1 channel D (int (a) +1, int (b)),
int (b) +1 column, int (a) +1 channel D (int (a) +1, int (b) +1),
The four points of projection data are read out.

ステップＢ８では、加重加算によりb列，aチャネルのデータを求める。つまり、例えば線型加重加算の重み付けを行う。
Ｗａ０＝da＝a−int（a）
Ｗａ１＝１−da＝a＋１−int（a）
Ｗｂ０＝db＝b−int（b）
Ｗｂ１＝１−db＝b＋１−int（b）
Ｗａ０，Ｗａ１，Ｗｂ０，Ｗｂ１の４つの係数をステップＢ７で求めた４つのデータに重み付けをして加重加算によるb列，aチャネルの投影データD（a，b）を求める。
D（a，b）
＝Wb１・（Wa１・D(int（a），int（b）)＋Wa０・D（int（a），int（b）＋１））
＋Wb０・（Wa１・D（int（a）＋１，int（b））＋Wa０・D(int（a）＋１，int（b）＋１)） In step B8, data of b columns and a channels are obtained by weighted addition. That is, for example, linear weighted addition is performed.
Wa0 = da = a-int (a)
Wa1 = 1-da = a + 1-int (a)
Wb0 = db = b-int (b)
Wb1 = 1-db = b + 1-int (b)
The four coefficients Wa0, Wa1, Wb0, and Wb1 are weighted to the four data obtained in step B7, and b column and a channel projection data D (a, b) are obtained by weighted addition.
D (a, b)
= Wb1 · (Wa1 · D (int (a), int (b)) + Wa0 · D (int (a), int (b) + 1))
+ Wb0 · (Wa1 · D (int (a) + 1, int (b)) + Wa0 · D (int (a) + 1, int (b) + 1))

ステップＢ９では、ステップＢ８で求められた投影データD（a，b）を三次元逆投影する。
ステップＢ９では、Ｘ線焦点はＸ線焦点ＦＰ１かを判断し、ＹＥＳであればステップＢ１０へ、ＮＯであればステップＢ１１へ行く。 In step B9, the projection data D (a, b) obtained in step B8 is three-dimensional backprojected.
In Step B9, it is determined whether the X-ray focal point is the X-ray focal point FP1, and if YES, go to Step B10, and if NO, go to Step B11.

ステップＢ１０では、Ｘ線焦点ＦＰ１の画像再構成平面に三次元逆投影する。
ステップＢ１１では、Ｘ線焦点ＦＰ２の画像再構成平面に三次元逆投影する。
ステップＢ１２では、j＝５１２かを判断し、ＹEＳならばステップＢ１４へ、ＮＯならばステップＢ１３へ行く。 In step B10, three-dimensional back projection is performed on the image reconstruction plane of the X-ray focal point FP1.
In step B11, three-dimensional back projection is performed on the image reconstruction plane of the X-ray focal point FP2.
In step B12, it is determined whether j = 512. If YES, the process proceeds to step B14, and if NO, the process proceeds to step B13.

ステップＢ１３では、j＝j＋１として、ステップＢ２へ戻る。
ステップＢ１４では、i＝５１２かを判断し、ＹＥＳならばステップＢ１６へ、ＮＯならばステップＢ１５へ行く。
ステップＢ１５では、i＝i＋１として、ステップＢ２へ戻る。 In step B13, j = j + 1 is set, and the process returns to step B2.
In step B14, it is determined whether i = 512. If YES, the process goes to step B16, and if NO, the process goes to step B15.
In step B15, i = i + 1 is set, and the process returns to step B2.

ステップＢ１６では、ビュー番号k＝Ｎかを判断し、ＹＥＳならば終了し、ＮＯならばステップＢ１７へ行く。 In step B16, it is determined whether the view number k = N. If YES, the process ends. If NO, the process goes to step B17.

ステップＢ１７では、ビュー番号k＝k＋１として、ステップＢ１へ戻る。
このようにして、多列Ｘ線検出器２４上のb列，aチャネルの投影データD（a，b）を求め、このD（a，b）を三次元逆投影する。これを５１２×５１２画素の断層像の全画素について、この三次元逆投影処理を行い、更に１回転３６０度分の投影データＮビュー分について繰り返す。 In Step B17, the view number k = k + 1 is set and the process returns to Step B1.
In this way, projection data D (a, b) of b columns and a channels on the multi-row X-ray detector 24 is obtained, and this D (a, b) is three-dimensionally backprojected. This three-dimensional backprojection processing is performed for all the pixels of the tomographic image of 512 × 512 pixels, and is further repeated for the projection data N views for one rotation of 360 degrees.

次に、例えば実施例１のように、多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向にＸ線焦点ＦＰを移動させた場合の画像再構成方法についても同様である。つまりこの場合も、各時刻におけるＸ線焦点の位置は、列方向にＸ線焦点ＦＰを移動させた場合と同様に、Ｘ線投影データ収集時には既知である。このため、同様に画像再構成が可能である。 Next, the same applies to the image reconstruction method when the X-ray focal point FP is moved in the channel direction of the multi-row X-ray detector 24 as in the first embodiment, for example. That is, in this case as well, the position of the X-ray focal point at each time is known at the time of X-ray projection data collection, as in the case where the X-ray focal point FP is moved in the column direction. For this reason, image reconstruction is possible in the same manner.

例えば実施例３のように、Ｘ線管２１の回転陽極５１の中心から放射方向にＸ線の材質を材質５４と材質５５とを変化させて、実効Ｘ線エネルギーＳＸＥまたは実効Ｘ線エネルギーＬＸＥを得る。この場合の画像再構成においては、あらかじめ一ビューごと、または二以上の所定数ビューごとに実効Ｘ線エネルギーＳＸＥまたは実効Ｘ線エネルギーＬＸＥが切り換わるように、回転陽極５１の回転速度、材質５４および材質５５の角度方向の幅、Ｘ線データ収集系の回転速度を同期させておくため、画像再構成時にはあらかじめ何ビューおきにＸ線エネルギーが切り換わるかがわかっている。このため、同様な画像再構成方法により、２つのＸ線エネルギーの断層像が画像再構成できる。 For example, as in the third embodiment, the effective X-ray energy SXE or the effective X-ray energy LXE is changed by changing the material 54 and the material 55 from the center of the rotary anode 51 of the X-ray tube 21 in the radial direction. obtain. In the image reconstruction in this case, the rotational speed of the rotating anode 51, the material 54, and the rotational anode 51 are switched so that the effective X-ray energy SXE or the effective X-ray energy LXE is switched every view in advance or every two or more predetermined number of views. Since the angular width of the material 55 and the rotational speed of the X-ray data acquisition system are synchronized, it is known in advance how many times the X-ray energy is switched during image reconstruction. For this reason, two X-ray energy tomographic images can be reconstructed by the same image reconstruction method.

＜所望の物質の定量的な分布画像＞
上述したＸ線焦点を移動させた場合の画像再構成方法で得られた２つのＸ線エネルギーの異なる断層像より、ある所望の物質の定量的な分布画像を得る例を示す。 <Quantitative distribution image of desired substance>
An example in which a quantitative distribution image of a desired substance is obtained from two tomographic images having different X-ray energies obtained by the image reconstruction method when the X-ray focal point is moved will be described.

Ｘ線の線質の異なる、つまり、Ｘ線エネルギーが異なる２種類の断層像においては、例えば図１４に示す実効エネルギー分布ＳＸＥ，実効エネルギー分布ＬＸＥに対応したエネルギー特性を持つ２つの異なる断層像が得られる。そして、実効エネルギー分布ＳＸＥのＸ線に基づくＸ線投影データから画像再構成した断層像と、実効エネルギー分布ＬＸＥのＸ線に基づくＸ線投影データから画像再構成した断層像から所望の物質に関する定量的な分布画像を計算によって求めることができる。 In two types of tomographic images having different X-ray quality, that is, different X-ray energies, for example, two different tomographic images having energy characteristics corresponding to the effective energy distribution SXE and effective energy distribution LXE shown in FIG. can get. Then, quantification relating to a desired substance from a tomographic image reconstructed from X-ray projection data based on the X-rays of the effective energy distribution SXE and a tomographic image reconstructed from X-ray projection data based on the X-rays of the effective energy distribution LXE. A typical distribution image can be obtained by calculation.

実効エネルギー分布ＳＸＥのＸ線に基づく投影データから画像再構成した断層像におけるＣＴ値および実効エネルギー分布ＬＸＥのＸ線に基づく投影データから画像再構成した断層像におけるＣＴ値は、それぞれ次の数式２４、数式２５で与えられる。 The CT value in the tomographic image reconstructed from the projection data based on the X-rays of the effective energy distribution SXE and the CT value in the tomographic image reconstructed from the projection data based on the X-rays of the effective energy distribution LXE are respectively expressed by the following Equation 24. , Given by Equation 25.

ここで、Ｘ，Ｙは所望の物質の量（未知数）である。α_Ａ，α_Ｂ，β_Ａ，β_Ｂ，γ_Ａ，γ_Ｂは予め測定によって判明している定数である。このようなＣＴ値からＸ，Ｙが次の数式２６、数式２７によってそれぞれ求められる。 Here, X and Y are amounts (unknown numbers) of desired substances. α _A , α _B , β _A , β _B , γ _A , and γ _B are constants previously determined by measurement. From these CT values, X and Y are obtained by the following equations 26 and 27, respectively.

このようにして、Ｘに関する画像およびＹに関する画像がそれぞれ形成される。Ｘ，Ｙは例えばカルシウム分、脂肪、鉄分等である。このようにして、２つのＸ線エネルギーの異なる断層像から所望の物質の定量的な分布画像を得ることができる。 In this way, an image related to X and an image related to Y are formed. X and Y are, for example, calcium, fat, iron and the like. In this way, a quantitative distribution image of a desired substance can be obtained from two tomographic images having different X-ray energies.

以上、Ｘ線焦点ＦＰ１およびＸ線焦点ＦＰ２に交互に当てることにより、実効Ｘ線エネルギーＳＸＥおよび実効Ｘ線エネルギーＬＸＥのＸ線ビームＸＲ１およびＸ線ビームＸＲ２が交互に発生する実施形態を説明してきたが、Ｘ線焦点ＦＰが三以上あってもよい。 As described above, the embodiments in which the X-ray beam XR1 and the X-ray beam XR2 of the effective X-ray energy SXE and the effective X-ray energy LXE are alternately generated by alternately applying to the X-ray focus FP1 and the X-ray focus FP2 have been described. However, there may be three or more X-ray focal points FP.

＜三以上のＸ線焦点ＦＰ＞
図３０は、Ｘ線焦点ＦＰを三箇所に移動させることのできるＸ線管２１を示す図である。陰極フィラメント６１から発生する電子線ＥＢを、電場６３ＥＦまたは磁場６３ＭＦなどを用いて、電子線ＥＢ１、ＥＢ２およびＥＢ３の方向に移動させる。回転軸５３を中心に回転する回転陽極５１に、電子線ＥＢ１、ＥＢ２およびＥＢ３がそれぞれＸ線焦点ＦＰ１、ＦＰ２およびＦＰ３を形成する。そして、回転陽極５１の三箇所からからＸ線ビームＸＲ１、ＸＲ２およびＸＲ３を発生させ、Ｘ線管２１の窓５９から被検体へ向かわせればよい。 <Three or more X-ray focal points FP>
FIG. 30 is a diagram showing an X-ray tube 21 that can move the X-ray focal point FP to three locations. The electron beam EB generated from the cathode filament 61 is moved in the direction of the electron beams EB1, EB2, and EB3 using an electric field 63EF or a magnetic field 63MF. Electron beams EB1, EB2, and EB3 form X-ray focal points FP1, FP2, and FP3 on a rotating anode 51 that rotates about a rotating shaft 53, respectively. Then, the X-ray beams XR1, XR2, and XR3 may be generated from the three locations of the rotating anode 51 and directed from the window 59 of the X-ray tube 21 toward the subject.

図３１は、Ｘ線焦点ＦＰを三箇所に移動させることのできる透過型Ｘ線管１２１を示す図である。陰極フィラメント６１から発生する電子線ＥＢを、電場６３ＥＦまたは磁場６３ＭＦなどを用いて、電子線ＥＢ１、ＥＢ２およびＥＢ３の方向に移動させる。透過型陽極１５１に、電子線ＥＢ１、ＥＢ２およびＥＢ３がそれぞれＸ線焦点ＦＰ１、ＦＰ２およびＦＰ３を形成する。そして、透過型陽極１５１の三箇所からＸ線ビームＸＲ１、ＸＲ２およびＸＲ３を発生させればよい。 FIG. 31 is a diagram showing a transmissive X-ray tube 121 that can move the X-ray focal point FP to three locations. The electron beam EB generated from the cathode filament 61 is moved in the direction of the electron beams EB1, EB2, and EB3 using an electric field 63EF or a magnetic field 63MF. Electron beams EB1, EB2, and EB3 form X-ray focal points FP1, FP2, and FP3 on the transmissive anode 151, respectively. Then, the X-ray beams XR1, XR2, and XR3 may be generated from the three locations of the transmission type anode 151.

Ｘ線焦点を移動させた場合の画像再構成方法もまた、Ｘ線焦点ＦＰが三以上あってもよい。３つのＸ線エネルギーのＸ線ビームＸＲ１、ＸＲ２およびＸＲ３を発生するＸ線焦点ＦＰ１、Ｘ線焦点ＦＰ２およびＸ線焦点ＦＰ３を用いて、Ｘ線焦点をＦＰ１→ＦＰ２→ＦＰ３→ＦＰ１→ＦＰ２→ＦＰ３→ＦＰ１→……のように３点で切り換えれば良い。この場合も同様の効果を出すことができる。 The image reconstruction method when the X-ray focal point is moved may also have three or more X-ray focal points FP. Using the X-ray focal point FP1, the X-ray focal point FP2 and the X-ray focal point FP3 for generating X-ray beams XR1, XR2 and XR3 of three X-ray energies, the X-ray focal point is changed from FP1 → FP2 → FP3 → FP1 → FP2 → FP3. → FP1 → …… 3 points should be switched. In this case, the same effect can be obtained.

なお、本実施形態における画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による三次元画像再構成法でもよい。さらに、他の三次元画像再構成方法でもよい。または二次元画像再構成でも良い。各部位として求められる画質は、診断用途、操作者の好みなどによりバラツキがあり様々である。このため操作者は、各部位の最適な画質を撮影条件設定をあらかじめ設定しておくとよい。例えば心臓用再構成関数Ｋ１を設定したり心臓用画像フィルターＦ１を設定したりして、用途、好みなどに応じて変えて登録できると操作者にとって効率が良い。 Note that the image reconstruction method in the present embodiment may be a three-dimensional image reconstruction method by a conventionally known Feldkamp method. Furthermore, other three-dimensional image reconstruction methods may be used. Alternatively, two-dimensional image reconstruction may be used. The image quality required for each part varies depending on the diagnostic application, the operator's preference, and the like. For this reason, the operator may set the imaging condition setting in advance for the optimum image quality of each part. For example, it is efficient for the operator to set the cardiac reconstruction function K1 or set the cardiac image filter F1 so that it can be changed and registered in accordance with the use and preference.

本実施形態では、特に特定のスキャン形式に限定されない。つまり、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、シネスキャン、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンの場合でも同様の効果を出すことができる。つまり、異なるＸ線管電圧、または異なるＸ線エネルギーの断層像を撮影、または異なる各物質の分布を画像化した断層像の撮影を実現できる効果がある。また、走査ガントリ２０の傾斜について限定されない。すなわち、走査ガントリ２０が傾斜した、いわゆるチルト・スキャンの場合でも同様な効果を出すことができる。また、本実施形態を、生体信号、特に心拍信号に同期させて画像再構成する心拍画像再構成にも適用することができる。 In the present embodiment, the scan format is not particularly limited. That is, the same effect can be obtained even in the case of conventional scan (axial scan), cine scan, helical scan, variable pitch helical scan, and helical shuttle scan. That is, there is an effect that a tomographic image having a different X-ray tube voltage or different X-ray energy or a tomographic image obtained by imaging the distribution of different substances can be realized. Further, the inclination of the scanning gantry 20 is not limited. That is, the same effect can be obtained even in the case of so-called tilt scanning in which the scanning gantry 20 is tilted. The present embodiment can also be applied to heartbeat image reconstruction in which images are reconstructed in synchronization with biological signals, particularly heartbeat signals.

本実施形態では、医用Ｘ線ＣＴ装置１００を元に書かれているが、産業用Ｘ線ＣＴ装置または他の装置と組み合わせたＸ線ＣＴ−ＰＥＴ装置，Ｘ線ＣＴ−ＳＰＥＣＴ装置などにも利用できる。 In this embodiment, it is written based on the medical X-ray CT apparatus 100, but it is also used for an X-ray CT-PET apparatus, an X-ray CT-SPECT apparatus, etc. combined with an industrial X-ray CT apparatus or another apparatus. it can.

本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the X-ray CT apparatus concerning one Embodiment of this invention. Ｘ線ＣＴ装置の撮影条件入力画面を示す図である。It is a figure which shows the imaging condition input screen of a X-ray CT apparatus. Ａは、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４の幾何学的配置のＸＹ面で、Ｂは、そのＹＺ面である。A is the XY plane of the geometric arrangement of the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24, and B is the YZ plane. 被検体撮影の流れを示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the flow of subject imaging. 本発明の一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の画像再構成の概略動作を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows schematic operation | movement of the image reconstruction of the X-ray CT apparatus which concerns on one Embodiment of this invention. 前処理の詳細を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the detail of pre-processing. 三次元画像再構成処理の詳細を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the detail of a three-dimensional image reconstruction process. 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。It is a conceptual diagram which shows the state which projects the line on a reconstruction area | region to a X-ray transmissive direction. Ｘ線検出器面に投影したラインを示す概念図である。It is a conceptual diagram which shows the line projected on the X-ray detector surface. 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。It is a conceptual diagram which shows the state which projects the line on a circular reconstruction area | region to a X-ray transmissive direction. ２つのＸ線焦点と２つのＸ線ビームを有している際に、Ｘ線フィルターＦの配置を示した図である。It is the figure which showed arrangement | positioning of the X-ray filter F when it has two X-ray focus and two X-ray beams. ＡおよびＢは、電場または磁場の少なくとも一方により電子線ＥＢをチャネル方向に移動制御する概念図であり、ＣおよびＤは、２つの陰極フィラメントで電子線ＥＢをチャネル方向に制御する概念図である。A and B are conceptual diagrams for controlling movement of the electron beam EB in the channel direction by at least one of an electric field or a magnetic field, and C and D are conceptual diagrams for controlling the electron beam EB in the channel direction by two cathode filaments. . ＡおよびＢは、電場または磁場の少なくとも一方により電子線ＥＢを列方向に移動制御する概念図であり、ＣおよびＤは、２つの陰極フィラメントで電子線ＥＢを制御する概念図である。A and B are conceptual diagrams for controlling movement of the electron beam EB in the column direction by at least one of an electric field or a magnetic field, and C and D are conceptual diagrams for controlling the electron beam EB by two cathode filaments. Ｘ線フィルターＦ１がある場合とない場合とのＸ線のエネルギー分布を示す図である。It is a figure which shows energy distribution of the X-ray with and without the X-ray filter F1. ＡおよびＢは、電場または磁場の少なくとも一方により電子線ＥＢを列方向に移動制御する概念図であり、ＣおよびＤは、２つの陰極フィラメントで電子線ＥＢを列方向に制御する概念図である。A and B are conceptual diagrams for controlling movement of the electron beam EB in the column direction by at least one of an electric field or a magnetic field, and C and D are conceptual diagrams for controlling the electron beam EB in the column direction by two cathode filaments. . 回転陽極５１の中心から放射方向の異なる角度の範囲に、異なる材質の陽極を配置した図である。It is the figure which has arrange | positioned the anode of a different material in the range of the angle from which the radial direction differs from the center of the rotating anode 51. FIG. 回転陽極５１の半径方向の異なる半径の範囲に、異なる材質の陽極を配置した図である。FIG. 4 is a diagram in which anodes of different materials are arranged in a range of different radii of a rotating anode 51 in the radial direction. 透過型Ｘ線管１２１を用い、電場または磁場の少なくとも一方により電子線ＥＢを列方向に移動制御する概念図である。FIG. 5 is a conceptual diagram in which a transmission X-ray tube 121 is used to move and control an electron beam EB in a column direction by at least one of an electric field or a magnetic field. 透過型Ｘ線管１２１を用い、電場または磁場の少なくとも一方により電子線ＥＢをチャネル方向に移動制御する概念図である。FIG. 6 is a conceptual diagram in which a transmission X-ray tube 121 is used to move and control an electron beam EB in a channel direction by at least one of an electric field or a magnetic field. Ｘ線管２１および多列Ｘ線検出器２４をｘ軸方向から見た図である。It is the figure which looked at the X-ray tube 21 and the multi row X-ray detector 24 from the x-axis direction. Ｘ線管２１および多列Ｘ線検出器２４をｚ軸方向から見た図である。It is the figure which looked at the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 from the z-axis direction. Ｘ線焦点位置測定方法を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the X-ray focus position measuring method. Ｘ線焦点位置測定方法を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the X-ray focus position measuring method. 一回転中にＸ線焦点ＦＰが移動するＸ線データ収集系の第一例を示す図である。It is a figure which shows the 1st example of the X-ray data acquisition system to which X-ray focus FP moves during one rotation. 一回転中にＸ線焦点ＦＰが移動するＸ線データ収集系の第二例を示す図である。It is a figure which shows the 2nd example of the X-ray data collection system to which X-ray focus FP moves during one rotation. Ｘ線焦点が複数ある場合の三次元逆投影を示す図である。It is a figure which shows the three-dimensional backprojection in case there exist two or more X-ray focal points. Ｘ線焦点をz方向に周期的に移動させた場合のデータ収集例のフローチャートである。It is a flowchart of the data collection example at the time of moving an X-ray focus periodically to az direction. Ｘ線焦点をz方向に周期的に移動させた場合のデータ収集の画像再構成のフローチャートである。It is a flowchart of the image reconstruction of data collection when the X-ray focal point is periodically moved in the z direction. データ収集のビュー角度を示す図である。It is a figure which shows the view angle of data collection. Ｘ線焦点ＦＰを三箇所に移動させることのできるＸ線管２１を示す図である。It is a figure which shows the X-ray tube 21 which can move X-ray focus FP to three places. Ｘ線焦点ＦＰを三箇所に移動させることのできる透過型Ｘ線管１２１を示す図である。It is a figure which shows the transmission X-ray tube 121 which can move X-ray focus FP to three places.

符号の説明Explanation of symbols

１ … 操作コンソール
２ … 入力装置
６ … モニタ
７ … 記憶装置
１２ … クレードル
２０ … 走査ガントリ
２１ … Ｘ線管
２２ … Ｘ線コントローラ
２３ … コリメータ
２４ … 多列Ｘ線検出器または二次元Ｘ線エリア検出器
２５ … データ収集装置（ＤＡＳ）
２７ … 走査ガントリ傾斜コントローラ
２８ … ビーム形成Ｘ線フィルター
２９ … 制御コントローラ
５１ … 回転陽極
６１ … 陰極フィラメント
ＦＩ … Ｘ線フィルター
ＳＸＥ … 短波長なＸ線の実効エネルギー分布
ＬＸＥ … 長波長なＸ線の実効エネルギー分布
ＦＰ１、ＦＰ２… Ｘ線焦点
６３ＥＦ …電場
６３ＭＦ … 磁場
１２１ … 透過型Ｘ線管
１５１ … 透過型陽極
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Operation console 2 ... Input device 6 ... Monitor 7 ... Storage device 12 ... Cradle 20 ... Scanning gantry 21 ... X-ray tube 22 ... X-ray controller 23 ... Collimator 24 ... Multi-row X-ray detector or two-dimensional X-ray area detection 25: Data collection device (DAS)
27 ... Scanning gantry tilt controller 28 ... Beam forming X-ray filter 29 ... Controller 51 ... Rotary anode 61 ... Cathode filament FI ... X-ray filter SXE ... Short wavelength X-ray effective energy distribution LXE ... Long wavelength X-ray effective Energy distribution FP1, FP2 ... X-ray focus 63EF ... Electric field
63 MF ... Magnetic field 121 ... Transmission type X-ray tube 151 ... Transmission type anode

Claims

電子線を射出する陰極、該電子線を受けてＸ線を発生する陽極、および前記陽極の同一表面内にて複数のＸ線焦点を持つＸ線発生手段を備えるＸ線管と、
前記複数のＸ線焦点から発生するＸ線ごとに被検体の複数ビューの投影データを収集する収集部と、
前記投影データに基づいて、断層像を画像再構成する画像再構成部と、を有し、
被検体に複数種のエネルギーを照射させることを特徴とするＸ線断層撮影装置。 An X-ray tube comprising: a cathode that emits an electron beam; an anode that receives the electron beam to generate X-rays; and an X-ray generating means having a plurality of X-ray focal points within the same surface of the anode;
A collection unit for collecting projection data of a plurality of views of a subject for each X-ray generated from the plurality of X-ray focal points;
An image reconstruction unit that reconstructs a tomographic image based on the projection data;
An X-ray tomography apparatus characterized by irradiating a subject with a plurality of types of energy.

前記複数のＸ線焦点から前記被検体までの間に少なくとも一つのＸ線フィルターが配置されていることを特徴とする請求項１に記載のＸ線断層撮影装置。 The X-ray tomography apparatus according to claim 1, wherein at least one X-ray filter is disposed between the plurality of X-ray focal points and the subject.

前記複数のＸ線焦点のうちの第一Ｘ線焦点から前記被検体までの間に第一Ｘ線フィルターが配置され、且つ前記複数のＸ線焦点のうちの第二Ｘ線焦点から前記被検体までの間に前記第一Ｘ線フィルターとは異なるＸ線吸収係数を持つ第二Ｘ線フィルターが配置されていることを特徴とする請求項１に記載のＸ線断層撮影装置。 A first X-ray filter is disposed between the first X-ray focal point of the plurality of X-ray focal points and the subject, and the subject from the second X-ray focal point of the plurality of X-ray focal points to the subject. The X-ray tomography apparatus according to claim 1, wherein a second X-ray filter having an X-ray absorption coefficient different from that of the first X-ray filter is disposed.

前記Ｘ線フィルターは、Ｘ線管の管球内にあることを特徴とする請求項２に記載のＸ線断層撮影装置。 The X-ray tomography apparatus according to claim 2, wherein the X-ray filter is in a tube of an X-ray tube.

前記Ｘ線管の陽極は、第一種の物質と該第一種の物質とは異なる第二種の物質とを含み、前記第一種の物質に前記複数のＸ線焦点の一つが形成され且つ前記第二種の物質に前記複数のＸ線焦点の一つが形成されることを特徴とする請求項１に記載のＸ線断層撮影装置。 The anode of the X-ray tube includes a first type material and a second type material different from the first type material, and one of the plurality of X-ray focal points is formed on the first type material. The X-ray tomography apparatus according to claim 1, wherein one of the plurality of X-ray focal points is formed on the second type substance.

一ビューごとまたは二以上の所定数ビューごとに、前記複数のＸ線焦点を切り換えることを特徴とする請求項１ないし請求項５のいずれか一項に記載のＸ線断層撮影装置。 6. The X-ray tomography apparatus according to claim 1, wherein the plurality of X-ray focal points are switched for each view or for every two or more predetermined views.

前記Ｘ線発生手段の複数の焦点に対応する電子線は、電場または磁場により前記電子線の射出方向を偏向することを特徴とする請求項１ないし請求項６のいずれか一項に記載のＸ線断層撮影装置。 7. The X-ray according to claim 1, wherein an electron beam corresponding to a plurality of focal points of the X-ray generation unit deflects an emission direction of the electron beam by an electric field or a magnetic field. Line tomography equipment.

前記陽極は三以上の複数の陽極を含み、前記Ｘ線発生手段は、前記複数の陽極を切り換えることを特徴とする請求項１ないし請求項６のいずれか一項に記載のＸ線断層撮影装置。 The X-ray tomography apparatus according to claim 1, wherein the anode includes a plurality of anodes of three or more, and the X-ray generation unit switches the plurality of anodes. .

多列Ｘ線検出器のチャネル方向に並んでいる複数のＸ線焦点を持ったＸ線発生手段を含むことを特徴とする請求項１ないし請求項８のいずれか一項に記載のＸ線断層撮影装置。 9. The X-ray tomograph according to claim 1, further comprising X-ray generation means having a plurality of X-ray focal points arranged in the channel direction of the multi-row X-ray detector. Shooting device.

多列Ｘ線検出器の列方向に並んでいる複数のＸ線焦点を持ったＸ線発生手段を含むことを特徴とする請求項１ないし請求項８のいずれか一項に記載のＸ線断層撮影装置。

9. The X-ray tomograph according to claim 1, further comprising X-ray generation means having a plurality of X-ray focal points arranged in the column direction of the multi-row X-ray detector. Shooting device.