CN1658796A - 多层面x线ct装置 - Google Patents

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Abstract

一种多层面X线CT装置，在设置于扫描部(12)上的旋转盘(49)上，以120°的旋转相位差搭载3对X线管(21A～21C)和单一或多列型检测器(31A～31C)，把使这3对在被检体(16)的旋转轴方向上错开的错开量(offset)ΔZ、对于单一或多列型检测器(31A～31C)的列(断层面)的厚度d、偏移系数N设定为ΔZ＝d×N，另外，通过在3对X线管(21A～21C)上配置断层面准直仪(48A～48C)并相对于被检体(16)旋转，能以高时间分辨率、动作假影少、和高空间分辨率，来提供高质量的断层摄影像。

Description

多层面X线CT装置
技术领域
本发明涉及一种取得被检体的断层图像的X线CT(ComputedTomography)装置的发明。
背景技术
自开发X线CT装置以来，直到近年一直在试图缩短检查时间。
图35表示的是X线CT装置的构成图。X线CT装置具有：集中控制系统整体的主计算机11、X线管、检测器、和具有搭载旋转盘的旋转扫描机构的扫描仪12、和作为X线管的电源的高压发生装置15。另外，还有：在被检体16的定位时和螺旋扫描时搬运被检体16用的被检体台13、实施前处理、再构成处理等各种图像处理的图像处理装置14、和显示被检体16的断层像的显示装置17。
关于上述检测器，在使用单一列的检测器的单一列检测器型X线计算机断层摄影装置中，在将X线照射到被检体之前，通过由断层面准直仪进行准直(限制)到任意宽度，来决定断层摄影像的层的厚度。
另外，在于旋转轴方向配置多个检测器列的多列检测器型X线计算机断层摄影装置(MDCT：Multi Detector CT)中，通过检测器的旋转轴方向的单元宽度决定断层面厚度。
在这样的机械扫描式的X线CT装置中，作为实现高速化的方法，有利用多个X线管(多球管)的方法。在其中有使用3个X线管，对应于各X线管在旋转轴方向设置3个单一列的检测器构成的X线CT装置，作为第3代方式的发明，被公开在特开昭54-152489号公报中，在此记载着X线管可以在旋转轴方向独立地移动的结构。在该第3代方式中，使X线管和检测器列对在旋转轴方向错开、以螺旋轨迹相同的方式进行扫描的技术。(参照特开平06-038957号公报)。
然而，在使用单一列检测器的机械扫描式CT装置中，若考虑旋转阳极型X线管的耐震动性能，则旋转1圈的旋转时间可以考虑0.3～0.4秒左右为限度。另外，最大容许负荷可以考虑X线管的管电流500mA左右为限度，在扫描0.3秒的时候，X线管的管电流为0.3×500＝150mAs，有不能充分取得X线的线量等的问题。在该旋转阳极型X线管的X线CT装置中，最大的管电流可达到700mA，但尽管如此，在扫描0.1秒的摄影时，管电流为70mAs，仍然存在线量不足的问题，在腹部等X线的衰减大的部位的摄影中，由于X线的起伏带来的杂波较大，而使得图像质量变差，所以电子束扫描型X线CT装置被用作心脏专用的高速X线CT装置。
另外，若在上述MPCT中增加列数，在旋转轴方向扩大检测器面积，则会产生由圆锥角(旋转轴方向的X线束扩展角度)的扩展带来的图像质量下降，所以需要3维再构成算法，运算时间大幅度增加。另外，扩展检测器的面积，就有因大量使用作为检测器单元的光电二极管而带来的部件利用率下降等的课题，并带来价格的增加。
另外，在为了提高分辨率而在减小单元尺寸的时候，需要分割单元的分离器。并且，通过该分离器的使用入射线量下降，则引起照射X线的使用效率下降。另外，线量不足带来的杂波增加，断层图像的质量下降。
在这里，通过使用四分之一偏移，能够得到比没有四分之一偏移的情形高的空间分辨率的图像。但是，投影数据的分辨率依赖于检测器单元的尺寸，所得到的分辨率最大也在25％左右。另外，由于四分之一偏移使用的是对置数据，可促进高分辨率化，而在不使用对置数据的半再构成(由180°相位量的投影数据的再构成)等中就得不到效果。另外，在进行螺旋扫描摄影的时候，由于相对向位置向旋转轴移动而会降低效果。同样，对于旋转轴分辨率，为了得到与四分之一偏移同等的效果，也提案有调整螺旋间距的方法，但有与四分之一偏移同样的问题。
发明内容
本发明，其目的在于提供一种不降低X线的使用效率，能以高速取得高密度、高分辨率的投影数据的多层面X线CT装置和方法。
另外，目的还在于不进行以宽的圆锥角(旋转轴方向的X线束扩展角度)做的计测、而通过提高螺旋扫描的时间分辨率来达到高图像质量。进而，其目的还在于提供一种能得到由心脏的脉动带来的动作假影少的心脏四维断层图像的多层面X线CT装置和方法。
为了实现上述的目的，在本发明中，如下所述地构成X线CT装置。
(1)其特征在于，在将检体的体轴大致作为旋转轴在其外周边旋转边照射X线、来检测透过该被检体的X线的X线CT装置中，其特征在于，包括：
多对X线源和检测器列，其具有以下特征：X线源和检测器列为多对，上述X线源可照射X线，上述检测器列，把被检体夹在中间而与该X线源相对向地配置，并检测从该X线源照射而透过上述被检体的X线，且具有可信号化的单一列或多列检测器，和
搭载被检者、并可相对于多对上述X线源和检测器列向上述旋转轴方向移动的床，和
处理上述信号并制作图像的图像再构成部；
上述多个检测器列的至少一个是多列检测器，检测器列的旋转方向宽度、列数、列宽度等各项，在上述多个检测器列间可以相同也可以不同。
(2)根据(1)中记述的多层面X线CT装置，其特征在于，对上述X线源和检测器列的多对间的相互的位置关系、根据希望的关心区域控制在上述旋转轴方向。
(3)根据(1)或(2)中记述的多层面X线CT装置，其特征在于，通过使上述X线源和上述检测器列的至少任意一方相对于被检体移动来控制上述X线源和检测器列的多对间的相互位置关系。
(4)根据(1)至(3)中任意一项记述的多层面X线CT装置，其特征在于，上述X线源和检测器列的多对是3对，各对间的旋转相位差是120°，上述多对在保持该旋转相位差的状态下可同时旋转。
(5)根据(3)中记述的多层面X线CT装置，其特征在于，从外部可设定上述旋转轴方向的断层面数、使上述X线源或上述检测器列的至少任意一方相对于被检体移动程度的偏移系数、螺旋间距之中的至少2个。
(6)根据(2)至(5)任意一项记述的多层面X线CT装置，其特征在于，可以设定高速摄影模式、旋转轴方向分辨率优先模式和时间分辨率优先模式。
(7)根据(1)至(6)中任意一项记述的多层面X线CT装置，其特征在于，上述图像再构成部，在上述信号处理时，用实数据代用旋转相位上对向位置的投影数据。
(8)根据(1)至(6)中任意一项记述的多层面X线CT装置，其特征在于，上述图像再构成部，在上述信号处理时，在加权螺旋修正再构成时，通过组合在相同断层面中的不同的旋转相位的数据进行再构成。
(9)根据(1)至(4)中任意一项记述的多层面X线CT装置，其特征在于，当进行在上述关心区域的图像再构成时，在进行高速摄影的时候，为了扩展上述关心区域中的要进行动态摄影的范围、同时使希望得到的上述关心区域中的高时间分辨率的范围变窄，而将上述X线源或上述检测器列的至少任意一方相对于被检体移动的程度的偏移系数设定为大的整数，
在提高旋转轴方向分辨率的时候，为了使上述希望进行动态摄影的范围变窄、同时在数据处理上增加断层面分割数，而使上述偏移系数比1小，
在希望于上述旋转轴方向加大宽度地得到高时间分辨率的时候，为了使上述关心区域中的要进行动态摄影的范围变窄、同时使希望得到上述关心区域中的高时间分辨率的范围变宽，而将上述偏移系数设为小的整数。
(10)根据(1)至(6)中任意一项记述的多层面X线CT装置，其特征在于，根据被检体的心跳数计测数据，决定扫描周期和上述检测器列的列数，以该扫描周期和该检测器列的列数为基础收集心跳时间相位大致相等的分割投影数据，在上述图像再构成部，以该分割投影数据为基础制作任意的断层面位置的心脏断层像。
本发明的其他目的、特征和优点，根据有关添加附图的以下的本发明实施例的记述可以明了。
附图说明
图1A、1B是表示本发明的实施例的X线管和多层面型检测器的构成的示意图。
图2A、2B、2C是表示图1A、1B所示的X线管和多层面型检测器、与断层面准值仪的相互关连的示意图。
图3是表示图1A、1B所示的X线管和多层面型检测的系统的方块图。
图4A、4B是图1A、1B所示的X线管的高压发生器的说明图和表示根据本发明的实施例的拍摄顺序的方块图，在图4A中，31是多层面型检测器A，32是多层面型检测器B，33是多层面型检测器C。
图5A、5B是表示图1A、1B所示的X线管和多层面型检测器的计测系统的示意图。
图6A-E是表示由图1A、1B所示的X线管和多层面型检测器进行的动态扫描的示意图。图6A是表示偏移系数N＝0、动态范围为8断层面的情形，图6B是表示偏移系数N＝1、动态范围为6断层面的情形，图6C是表示偏移系数N＝2、动态范围为4断层面的情形，图6D是表示偏移系数N＝3、动态范围为2断层面的情形，图6E是表示偏移系数N＝0.33、动态范围为24断层面的情形。
图7A、7B是表示由图2A-2C所示的多层面X线CT装置进行的高速摄影的一例的示意图。图7B的31A、31B、31C表示多层面型检测器。
图8A、8B是表示图2A-2C所示的、由多层面X线CT装置进行的高速摄影的另一例的图。
图9A、9B是表示图1A、1B所示的、由X线管和多层面型检测器进行的扇形射线束和平行射线束的关系的图。
图10A、10B是表示图1A、1B所示的、由X线管和多层面型检测器进行的扇形射线束和平行射线束的关系的图。
图11A、11B是表示图2A-2C所示的、由多层面X线CT装置进行的高速摄影的另一例的图。
图12A、12B是表示图2A-2C所示的、由多层面X线CT装置进行的高速摄影的另一例的图。
图13A、13B是表示图2A-2C所示的、由多层面X线CT装置进行的高密度摄影的一例的图。
图14A、14B是表示图2A-2C所示的、由多层面X线CT装置进行的高密度摄影的另一例的图。
图15A、15B是表示图2A-2C所示的、由多层面X线CT装置进行的高密度摄影的另一例的图。
图16A、16B是表示图2A-2C所示的、由多层面X线CT装置进行的高时间分辨率摄影的一例的图。
图17A、17B是表示图2A-2C所示的、由多层面X线CT装置进行的高时间分辨率摄影的另一例的图。
图18A、18B是表示3对X线管和多层面型检测器进行的摄影动作的一例的图。
图19是表示配置6对图1A、1B所示的X线管和多层面型检测器的情形的图。
图20是表示用于获得图1A、1B所示的、由多层面X线CT装置进行的高分辨率图像的处理流程图。
图21是表示图1A、1B所示的、由多层面X线CT装置进行的高分辨率投影数据的生成方法的图。
图22是表示图1A、1B所示的、由多层面X线CT装置进行的高分辨率投影数据的生成方法的图。
图23A-23D是表示图1A、1B所示的、由多层面X线CT装置进行的高分辨率投影数据的生成方法的图。
图24是表示图1A、1B所示的、多层面X线CT装置的一实施例的构成图。
图25A-25B是根据图1A、1B所示的、多层面X线CT装置的投影数据说明图像再构成方法的图。
图26是表示其他的实施例的处理流程的图。
图27A、27B是表示圆轨道扫描和螺旋轨道扫描的图。
图28A、28B是表示本发明的实施例的、将螺旋轨迹插补到圆轨迹中进行再构成时的计测轨迹图。图28A表示3管球、1列、螺旋间距P＝6的情形。图28B表示3管球、3列、螺旋间距P＝18的情形。
图29A-29H是表示图28A、28B所示的、计测轨迹的螺旋修正用权重的图。图29D、29H表示3管球、3列、间距P＝18的情形的合成结果。
图30A、30B是表示29A-29D所示的、螺旋修正用权重的形状的图。
图31A、31B是表示在1管球CT和3管球CT的均等角度配置中的单位数据的图。图31A表示X线管和多层面型检测器为1对的情形，图31B表示其为3对的情形。
图32是表示以角度120°间隔配置多层面型检测器的多管球多层面X线CT装置进行的投影数据的轨迹的图。
图33是表示用于得到本发明实施例的、多管球多层面X线CT装置中的良好的图像的权重函数的1例的图。由虚线表示的部分是以减小权重系数来修正不连续的例。
图34是表示本发明的实施例的、修正中的各管球的投影数据所占的权重的比例的图。由虚线表示的部分是以减小权重系来修正不连续的例。
图35是表示以往的X线CT装置的整体构成的图。
图36A、36B是表示以往的X线CT装置和ECG门扫描的组合的图。
具体实施方式
以下对3管球的情形进行说明，X线管和检测器的对如果是多数，则以下述说明为基础可以适用于其他对的数的情形，在基于本申请的发明范围中包含3对以外的多数对是自不必说的。
图1A、1B是表示本发明的实施例的多层面X线CT装置的3对X线管21A、21B、21C和多层面型检测器(二维多层面型检测器)31A、31B、31C的构成(3管球方式)的图。本发明的X线CT的基本构成，由于与图35相同，所以对共同的构成要素使用相同符号。如图1A的主视图所示，在设置于扫描器部12上的旋转盘49上，以120°的旋转相位差搭载了3对X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C。
并且，3对组合，以保持X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C间的距离和与X线管21A～21C旋转中心间的距离等摄影几何学系统(几何形状)的相对位置关系的状态同时旋转。
另外，以在被检体台13上，以让被检体16躺下的状态，从X线管21A照射X线。该X线通过断层面准直仪48A(图2A)得到指向性，由多层面型检测器31A进行检测，但这时，通过使旋转盘49在被检体16的周围旋转而在改变照射X线的角度，同时使用多层面型检测器31A检测被检体16的X线透过数据。
并且，在1台X线管21A中流动的管电流，由构成X线的发生源的靶(target)的大小(焦点尺寸)和旋转阳极的旋转数等决定。从而，一般地当加大靶直径时从轴承的寿命和旋转偏斜等方面看难于提高旋转数，最大的管电流被限制。
但是，在本实施例的3管球方式的多层面X线CT装置中，由于由3台X线管21A～21C给出的X线相互不干涉，所以能够同时射出X线。从而，例如搭载2MHU(兆热单位)左右的小型的X线管21A，在3台X线管21A～21C的每一个上，例如可以流动350mA的电流，能够容易得到管电流1000mA以上的照射线量。
另外，如图1B的侧视图所示，作为本实施例的1个特征，可以将3对X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C、在被检体16的旋转轴Z方向错开进行配置。并且，旋转轴Z方向的错开量(offset)ΔZ，对于多层面型检测器31A～31C的列(断层面)的1个的厚度d，令偏移系数为N时，则用ΔZ＝d×N表示。
根据该图1A、1B的构成，使3对X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C的组合、在各个旋转轴方向偏移，进而，通过对于被检体台上的被检体相对地旋转，能够制作被检体16的关心区域的三维断层摄影图像。
另外，图2A-2C是表示X线管和21A～21C和多层面型检测器31A～31C以及断层面准值仪48A～48C的构成的图。如图2A的俯视图所示，在各个X线管21A～21C上设置断层面准值仪48A～48C。并且，如图2B的侧视图所示，在旋转轴Z方向的断面中，例如可得到X线管21B和多层面型检测器31B那样的关系。即，从X线管21B射出的X线，通过断层面准值仪48B，被限制在断层面方向(旋转轴Z方向)，入射到与X线管21B相对向的多层面型检测器31B上。并且，多层面型检测器31B，计测多个断面(多层面)的投影数据。
并且，检测器的宽(列数L)在与螺旋扫描时的旋转轴方向的错开量ΔZ一致的时候，如图2C所示，能够同时计测3×L列量的范围(在图中L＝4，12列)。进而，这时的各投影数据、旋转轴Z方向的X线束的扩展角度(圆锥角)θ1小，仅以小的圆锥角θ1的投影数据，能够形成与大的圆锥角θ2相同的投影数据。由此，可提高螺旋扫描的时间分辨率，使圆锥角的变形变小，从而实现高图像质量。
进而，使3对X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C的组合相对于旋转轴平行移动或者静止。并且，从3对X线管21A～21C，对被检体16照射具有三维扩展的圆锥状或角锥状的X线(扇形射线束)，根据被检体16的关心区域，使用断层面准值仪48A～48C来限定旋转轴方向的放射线照射视野，并使用二维配置的多层面型检测器31A～31C检测透过被检体16的X线，根据由多层面型检测器31A～31C检测的投影数据，实现制作被检体16的关心区域的三维断层摄影图像的、多管球式三维断层摄影装置。
图3是表示本实施例的系统的方块图。如图3所示，多层面X线CT装置的系统，有主计算机11、扫描仪12、被检体台13和图像处理装置14。
并且，通过包含在主计算机11中的数据输入部41，根据操作人员选择的摄影条件，中央控制部42对计测控制部51、被检体台控制部61、图像再构成部64给出指示。计测控制部51将由中央控制部42送出的X线条件指示给高压发生器52，进行由X线管21A的X线的发射时间及计测电路53A的计测开始指示、和对准直仪控制部54和旋转控制部55的指示。
另外，如图3所示，X线管21A～21C、多层面型检测器31A～31C和计测电路53A～53C由3对构成，将计测电路53A～53C的输出发送到数据发送部70。并且，从数据发送部70给出的发送数据，被发送到数据接收部74，通过前处理部76和图像再构成部64求被检体16的断层像。并且，由中央控制部42处理所得到的图像，并显示在图像显示部43上，供诊断使用。另外，将处理结果记录在存储器44中。
另外，X线管21A的管电压，由管电压监视器56计测，并将计测结果反馈到高压发生器52，控制由X线管21A给出的X线的线量。另外，各驱动部由各控制部控制，准直仪驱动部57由准直仪控制部54控制，旋转驱动部58由旋转控制部55控制，被检体台驱动部59由被检体台控制部61控制。偏移控制部63控制X线管和X线检测器的周围轴方向的偏移。
图4A是表示包含本实施例的高压发生器52的系统构成的图。如图4A所示，将被检体台13上的被检体16向旋转轴方向移动。并且，对各X线管21A～21C从同一高压发生器52供给电力。另外，如本申请人所示(参照特願2001-280489号公报)，通过分离变换器部83、转换器部84和冷却器46A～46C，实现最佳的重量平衡，能够减轻旋转盘49的负担。
作为另外的手法，为了减轻旋转体的重量，也可以仅搭载高压箱45，将变换器部83配置在静止系统中。通过使连接到多层面型检测器31A～31C的计测电路53A～53C(图3)一体化或者小型化，能够达到节省空间的目的。
另外，在3台多层面型检测器31A～31C中，同时计测被检体16的投影数据。由于成像(view)数希望是3的倍数，所以在本实施例中为900成像/旋转。每1台的多层面型检测器的数据传输率，以0.6秒旋转时为1500成像/秒。由于对静止系统的数据传输率同时计测3个数据组合，所以为4500成像/秒。当为1024通道、16断层面、16比特/数据时，数据传输率约为1.1Gbps。
接着，图5A、5B是表示本实施例的X线管和多层面型检测器的计测系统的图。如图5A所示，通过3台多层面型检测器31A～31C和计测电路53A～53C，所计测的3个数据组合在数据传输部70中被捆在一起，作为1个系列数据传输路72中传送。
在数据接收部74中，从系列数据中按对应各3对投影数据进行分离，并传送到前处理部76中。在前处理部76实施偏移、空气校正、对数变换等。空间定标需要按各X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C的组合来实施。在图像再构成部64，使用公知的多层面螺旋再构成算法计算所希望的断层面断层像。并且，将被检体16的断层像显示在图像显示部43，用于诊断。
当然，如图5B所示，对于3台多层面型检测器31A～31C和计测电路53A～53C的数据发送，设置3个独立的数据发送器71A～71C和传输路73A～73C，也可以分别由数据接收器75A～75C接收。此时也可以分别由各个前处理部77A～77C和图像再构成部65A～65C实施必要的成像数量的图像再构成处理以后，通过图像合成部79进行图像加法运算。所得到的图像显示在图像显示部43，用于诊断。
下面，对在本发明的多层面X线CT装置中的摄影方法进行说明。
(1)动态扫描
动态扫描是连续地拍摄同一断面、典型地实现造影剂的流动等的动态观察的摄影方法，要求高时间分辨率。在本实施例的情况下，在将3对X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C安装在旋转盘49上时，要错开旋转轴方向进行设置。该错开量(offset)ΔZ如图1A、1B所示，由多层面型检测器31A～31C的列(断层面)的厚度d和偏移系数N的积来设定。
在这里以图4B为基础，说明本申请的数据处理的一般顺序。在步骤1A中设定计测的参数，在这里参数包含上述错开量ΔZ、检测器的断层面厚度d、偏移系数N。在步骤1B中，设定关心区域。以下，将关心区域设为希望动态摄影的范围和希望得到高分解率的范围。
在步骤2中，使适应于在步骤1A设定的偏移系数的X线管和检测器的至少一方向旋转轴方向移动。在这里，X线管的移动机构，例如可以通过特开平09-201352来实现。在特开平09-201352的图1的控制装置16中，直接输入从本申请图3的偏移控制部给出的信号，使X线管向旋转轴方向移动来实现偏移。另外，作为移动检测器的构成，可以在门架的旋转圆盘上组合像上述特开平09-201352的图1的驱动装置18和控制装置16那样的平行移动装置和电动机等的驱动装置，并在平行移动装置上安装可驱动的检测器。进而作为相对于检测器和X线管而移动的构成，可以将同时保持检测器和X线管的部件(旋转圆盘和门架)、如在特开平06-038957的图10那样、准备上述对的个数，进而也可以设置使它们能够分别移动的驱动装置。或者如上所述，也可以在一个门架上使多个检测器和多个X线管在旋转轴方向都能够分别移动，用另外的中央控制部42或者偏移控制部63来控制，使得对应的检测器和X线管对、仅以相同的量向转动方向移动。能够设定得比以上的移动的最小间距检测器的列宽更小更细微。
在步骤3中进行动态摄影，在步骤5中进行图像化的前处理。在步骤6中进行滤除修正逆投影并进行图像再构成。
图6A-6D是表示偏移系数N＝0～3的例的图。如图6A所示，在偏移系数N＝0(小的整数)的情况下，多层面型检测器31A～31C的断层面1～8的8个断层面，全部能以高时间分辨率摄影。同时，摄影范围为与多层面型检测器31是1台的情形相同范围的摄影。
接着，在令偏移系数N＝1(图6B)时，中央的断层面3～8，为由3台多层面型检测器31A～31C的计测，6个断层面的量可以得到高时间分辨率的图像。并且，仅2个断层面的量在旋转轴方向可以进行宽范围的摄影(10个断层面的量)。另外，在偏移系数N＝1的时候，与偏移系数N＝0的情形比较，由于在两端的断层面1和10的列为1台的多层面型检测器31A的计测，进而在其内侧的断层面1和10的列，为2台多层面型检测器31A和31B的计测，所以与中央的6个断层面的量比较时间分辨率较低。但摄影范围扩展到断层面1～10。
有关图4B的步骤5，参照图6B的情形进行说明。对于图6B的第2列，在3个球管的情况下，仅可利用检测器列31A和31B，它们作240度旋转才可凑齐360度的量的数据。这时重叠的成像也可以做平均化等处理。
同样，如图6C所示，在偏移系数N＝2的时候仅4个断层面、在偏移系数N＝3(大的整数)的时候仅2个断层面为高分辨率，但每个摄影范围为12个断层面和14个断层面，可以进行宽范围的摄影。从而，错开量(offset)ΔZ根据希望动态摄影的范围，或者根据得到高时间分辨率的范围进行选择。
在图6E的例中，使3对X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C各错开断层面的1/3，设定N＝0.33(比1小)也可以进行提高旋转轴方向的分辨率的动态扫描。
(2)螺旋扫描
图7A、7B～图12A、12B、图13A、13B～图15A、15B和图16A、16B～18A、18B是表示在本实施例的多层面X线CT装置中的螺旋扫描的特征的图。
图7A、7B是表示本实施例中的多层面X线CT装置进行的高速摄影的理想例的图。图7A表示纵轴是成像(旋转方向的采样)的角度，横轴是作为旋转轴方向的距离时的多层面型检测器31A～31C的、螺旋扫描的计测轨迹。另外，图7B是表示在(4/3)π＝240°的线看的多层面型检测器31A～31C的位置关系的图，旋转轴方向的断层面数(与多层面型检测器31A～31C的列数一致的断层数)M在该实施例中为M＝4。
以下，计测轨迹图下的图表示在(4/3)π＝240°的线看的X线检测器的位置关系。
首先，多层面型检测器31A的计测轨迹1a，从成像旋转角度0°开始，此数是断层面(断层数)的数为4个。另外，其它的多层面型检测器31B、31C的计测轨迹1b、1c分别从旋转角度120°和240°开始。
在图7A、7B所示的条件中，螺旋间距(计测轨迹1周的量的断层数)P由下式求出。
P＝3×(N+M)                    (1)
其中
M：多层面型检测器的旋转轴方向的断层面数
N：错开量(offset)ΔZ的偏移系数
并且，旋转轴方向的间距P如图7A、7B所示，P＝12，与式(1)的计算值(N＝0、M＝4、P＝12)一致。从而，在1台X线管21A和阵列(列)数为4列的多层面型检测器31A的时候得到的间距，由于为P＝4，则在本实施例的图7A、7B得到的间距P＝12为3倍的间距数。从而，在将被检体台13的移动速度设为与1管球式4列MACD比较的速度比时，被检体台13在旋转轴方向能以3倍的移动速度进行计测。其结果，在本实施例中，可以实现高速的多层面X线CT装置。
另外，如果以以往的1台X线管21A和阵列(列)数为4列的多层面型检测器31A，与图7A、7B同样地要得到间距P＝12，则需要列数为12的多层面型检测器31A。使列数为图7A、7B的3倍，如由图2C说明的那样，要以3倍的圆锥角计测。即，在图7A、7B所示的实施例中，能以窄的圆锥角进行计测，不降低旋转轴方向的空间分辨率，以实现高速的多层面X线CT装置。
接着，图8A、8B是表示本实施例的多层面X线CT装置所进行的高速摄影的理想的另一例的图。图8A、8B，在式(1)中，表示错开量(offset)ΔZ的偏移系数N＝1、多层面型检测器31A旋转轴方向的断层面数M＝4的情况。
在这里，说明扇形射线束和平行射线束。在图9A、9B、图10A、10B中α表示扇形角。图9A、9B是表示扇形射线束和平行射线束的关系的图。如图9A所示，在多层面X线CT装置中，由于从X线管20的靶(微小的焦点)照射圆锥状或角锥状的X线，所以从X线管20的旋转轴方向观察时X线束能够看作为图9A那样的扇形的束。从该旋转轴方向所看扇形的X线束，在旋转的同时跨360°进行摄影。这时，如果从旋转轴方向看收集向同一矢量方向照射的X线束(S1～S2)，则如图9B所述，能够假定地制作平行射线束。将此处理一般地称为“重新排列处理(rebinning)”。
图像再构成一般地用360°相位量的投影数据来进行，但有利用相互相向的投影数据(相对向数据)的冗长性、用180°相位量的投影数据进行再构成的方法。对此称为半再构成。在平行射线束中，由于各相位的投影数据与处于以旋转轴为中心的相对向相位的平行射线束一致，所以正好在180°相位部分的平行射线束的投影数据全体中，可以作为1周期部分的投影数据进行再构成。对此，在扇形射线束中，如图9A所示，需要从S1到S2的相位(180°+扇形角α)的X线束，在该相位数据内(扇形射线束投影数据群)，从旋转轴方向看包含冗长的X线束数据。
为此，需要在该扇形射线束数据群中使冗长度为一定地选择X线束、或者通过加权处理等进行规格化处理。
在这里，在图10A、10B中，表示了于图像再构成所需要的最小限的扇形射线束和平行射线束的数据范围。图10A的粗线表示扇形射线束数据。图10B的粗线表示平行射线束数据。图10A、10B中上下的粗线处于互补的关系。在正弦图(对投影数据横轴表示通道方向、纵轴表示相位方向的图)中，被表示在图10A、10B所示的数据位置。由此，在采用平行射线束的半扫描中使用图10B所示的数据范围，在扇形射线束的半扫描中使用图10A所示的数据范围。
由采用该平行射线束的半扫描，在图8A、8B中，使列为第7～10的投影数据作为相对向数据使用。第1周的周旋转方向的间距P，如图8A、8B所示，P＝15，与式(1)的计算值(N＝1、M＝4、P＝15)一致。从而，如果与在1台的X线管21A和多层面型检测器31A的情形得到的间距P＝4和偏移系数N＝0的情形的间距P＝16进行比较，则进而，在本实施例中，可以实现高速的多层面X线CT装置。
另外，图11A、11B表示偏移系数N＝2的情形。如图11A、图11B所示，在偏移系数N＝2时，得到间距P＝18，可实现高速的多层面X线CT装置。
以上，对于偏移系数N和间距P，图7A、7B是(N＝0、P＝12)的例，图8A、8B是(N＝1、P＝15)的例，图11A、11B是(N＝2、P＝18)的例，它们都表示能够达到提高用1台检测器30和X线管20得到的最大间距P＝8的性能。
并且，在图12A、12B中，表示偏移系数N＝4的情况。如图12A、12B所示，在偏移系数N＝4时，最大可达到间距P＝24，是有效地与列数为3倍的情况同等的性能。由此，可实现多层面型检测器31A～31C的小型化、低价格化。
图13A、13B～图15A～15B是表示希望提高旋转轴方向的密度的情形的理想的例的图。
图13A、13B表示由多层面X线CT装置进行的高密度摄影的一例。如图13A、13B所示，通过在旋转轴方向错开N＝1/3列来配置3台多层面型检测器31A～31C，投影轨迹(1)～(3)在旋转轴方向可得到错开的投影数据。其结果，旋转轴方向的数据采样的密度在240°～360°之间为1台的多层面型检测器的情形的3倍，以高密度可以进行高图像质量的断层像摄影。
另外，螺旋间距P由下式求得。
P＝3×N+1                 (2)
其中
N：错开量(offset)ΔZ的偏移系数
并且，图14A、14B是表示以偏移系数N＝1配置3台多层面型检测器31A～31C的图。如图14A、14B所示，这时，根据式(2)，间距P＝4，能以高密度进行高图像质量的断层像摄影。
进而，图15A、15B是表示以偏移系数N＝2配置3台多层面型检测器31A～31C的图。如图15A、15B所示，这时，根据式(2)，间距P＝7，进而，以高密度可实现高图像质量的多断层X线CT装置。
在这里，如果将旋转轴方向的采样的密度设为对于1管球式的比，则即使在图13A、13B～图15A、15B任意一种情况下，旋转轴方向的采样密度，对于1管球式为3倍，可提高精度。
图16A、16B～图17A、17B，表示希望提高时间分辨率时的理想的例的图。
图16A、16B是表示在旋转轴方向对应位置、配置3台多层面型检测器31A～31C时的图。如图16A、16B所示，是3对X线管21A～21、多层面型检测器31A～31C的偏移系数N＝1、螺旋间距P＝3时的计测图，各3对X线管21A～21、多层面型检测器31A～31C，以120°为间隔沿旋转方向配置。在该计测中，各3对X线管21A～21、多层面型检测器31A～31C的轨迹完全一致。(在图中为了容易理解分开表示)
该各多层面型检测器的轨迹完全一致时的螺旋间距P由下式求出。
P＝3×N                    (3)
其中
N：错开量(offset)ΔZ的偏移系数
在用该图16A、16B所示的实施例与以往的1管球4列检测器CT比较时，X线管21A～21和多层面型检测器31A～31C共3对、为3倍。另外，多层面型检测器31A～31C的阵列，在第1周和第2周重合的阵列，由于有2列而为2倍，进而，由相对向数据的插补而为2倍。以上合计时，对时间分辨率以对每扫描仪1个旋转的速度的比来表示时，为重复阵列2列×3管球×相对向数据2＝12，与以往比较，提高到12倍。
同样，图17A、17B，是表示旋转轴Z方向的错开量(offset)ΔZ的偏移系数N＝1/3时的图。在用式(3)计算该条件时，在螺旋间距P为1时，各多层面型检测器的轨迹一致。在图中作为1根线示出。并且，如图17所示，图16A、16B的多层面型检测器31A～31C的阵列，在第1周和第4周重合的阵列由于有4列而为4倍，由于其它条件相同，所以时间分辨率为重复阵4列×3管球×相对向数据2＝24，与以往比较，提高到24倍。
另外，考虑图9A、9B和图10A、10B所示的相对向数据的插补，在图16A、16B和图17A、17B中，在所有的列中，由于螺旋轨迹一致，所以可提高时间分辨率。
图18A、18B是表示由3对X线管21A～21和多层面型检测器31A～31C进行的摄影动作的一例的图。如在图18A、18B所示，用3对X线管21A～21和多层面型检测器31A～31C同时计测摄影范围1、2和3的投影数据。在图18A、18B所示的摄影范围1～3中，用由3台多层面型检测器31A～31C得到的计测值的相对向数据1～3，能够得到投影数据。根据图18A、18B的方法，例如，通过对被检体16的颈部在摄影范围1、对脑内部组织在摄影范围2、对脑血管在摄影范围3同时进行计测，可以进行有效的断层的摄影。
对于以上说明的由3对X线管21A～21和多层面型检测器31A～31C进行的摄影动作使用图3进行说明。首先，操作者通过数据输入部41根据诊断和观察的目的选择摄影条件。并且，在本实施例中，由数据输入部41发挥上述的特长(高速、高分辨率)，选择高速摄影模式、旋转轴方向分辨率优先模式、和时间分辨率优先模式这3个摄影模式。进而，数据输入部41将有关摄影范围、和X线管21与多层面型检测器31的组合的几何形状(摄影几何学系统)的计测的计测参数输入到主计算机11中。
并且，主计算机11，按照由数据输入部41选择的条件，向偏移控制部63、被检体台控制部61、和计测控制部51设定参数。在偏移控制部63的指示带来的扫描仪12的旋转之前的偏移调整动作等各机构的摄影准备就绪后，可摄影的指示从各控制部传输到主计算机11中。在指示了摄影的开始指示后，按照所指示的X线条件，大概从3台X线管21A～21C同时放射X线。由于1周(360°)量的扫描仅可以进行扫描仪12的120°的旋转，所以有效的扫描时间(时间分辨率)为1/3，可提高时间分辨率。
另外，以在3对摄影几何学系统具有可以向旋转轴方向移动的机构，通过摄影部位可适当地选择摄影范围和时间分辨率，并可进行操作者关心区域的迅速的诊断等。
从而，在将图2A-2C所示的旋转盘49的旋转速度设定在0.6秒时，在本实施例中，扫描时间为0.2秒，可实现高速的多层面X线CT装置。另外，0.2秒扫描能够不通过动态扫描和螺旋扫描来实现。
并且，图19是表示X线管为6台的情形的实施例的图。如图19所述，对在旋转盘49上设置的X线管21A～21F和多层面型检测器31D～31F，在将旋转相位差设定在60°时，由于旋转角度仅以60°的旋转可以进行360°量的操作，所以能够实现高速的螺旋扫描。
并且，旋转角度120°的间隔的组合(各3对)由2个分组(group)构成。第1个分组由3对X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C构成，第2个分组由3对X线管21D～21F和多层面型检测器31D～31F构成。从而，第1个分组和第2个分组在旋转轴方向错开位置设置，以从X线管21A～21F放射的X线相互不干扰作为条件。
另外，接着对以上的实施例的数据处理详细叙述。
图20是表示多层面X线CT装置的处理流程图。如图20所示，在这里说明由同一轨迹进行计测、并基于它生成高分辨率图像的方法。并且，如图20所示，计测参数的设定(步骤1)、螺旋扫描摄影(步骤3)、加权螺旋修正处理(步骤5)和滤除修正逆投影处理(步骤6)，表示以往的断层像制作方法。在本实施例中，对X线管20和多层面型检测器30的组合、附加在旋转轴方向错开(偏移)顺序(步骤2)和高分辨率生成处理(步骤4)。
在生成高分辨率数据的时候，要将与被检体台13的移动速度和各X线管21A～21C的管电流、进而各X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C组合的几何形状(X线管21A～21C-多层面型检测器31A～31C间距离、X线管21A～21C-旋转中心间距离)的计测有关的计测参数、从数据输入部41输入到主计算机11中(步骤1)。
进而，作为输入的计测参数，根据被检体16的关心区域，在旋转轴方向以及X线管21A～21C的旋转方向，使用断层面准直仪48A～48B限定X线的照射视野(步骤1)。
在该图20所示的多层面X线CT装置的处理流程的步骤2～步骤6，根据摄影范围的大小，各处理时间增加。在这里，由计测参数的设定所规定的被检体16的关心区域的设定，能够缩短检查时间并能够减轻被检体16的负担。
基于所输入的计测参数，X线管21A～21C以同一轨迹计测的方式使搭载在扫描仪上的各X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C的组合，向旋转轴方向偏移(步骤2)，进行螺旋扫描摄影(步骤3)。
接着，根据由摄影得到的多个投影数据，进行生成1个高分辨率投影数据的高分辨率的投影数据生成处理(步骤4)。另外，对于所得到的高分辨率投影数据，进行加权螺旋处理，生成修正投影数据(步骤5)。并且，通过滤除修正逆投影处理所得到的修正投影数据，制作高分辨率图像(步骤6)。
图21是说明图20的步骤4所示的高分辨率生成处理的内容的图。如图21所示，是按每个X线管21A和21B以及多层面型检测器31A和31B的组合，以不同的几何形状进行摄影时的例图。在图21中，从各X线管21A和21B给出的X线束，以分别通过不同的路径方式，调整各X线管21A和21B的安装位置。
另外，多个多列多层面型检测器31A～31B，在于旋转轴方向等间隔地配置的时候，有多层面型检测器31A～31B的投影数据、包含不同的多个厚度的列的投影数据的方法。根据该方法，通过根据不同的多个厚度的列的投影数据进行计算，与计算前比较，能够取得更窄的厚度的列的投影数据。
在这些几何形状的调整或者不同的多个厚度的列的情况下，虽然所得到的投影数据的分辨率自身不提高，但以不同的X线管21A～21C投影数据中的同相位的投影数据之间，由于X线束的路径不同、使数据采样相互高密度化，所以即使在使用半构成的时候，也能够实现高分辨率。
在图21中，由4列构成同样尺寸的多层面型检测器31A的阵列，多层面型检测器31B，以与多层面型检测器31A相等间距宽度P，由3列构成同样尺寸的单元。通过X线管21A、21B和多层面型检测器31A和31B，以相同轨迹计测，能够在图21(j)所示的束路径进行摄影。其结果，如图21(k)所示，由多层面型检测器31A和31B进行的计测，断层面数为7列，可实现高密度的多层面X线CT装置。
另外，通过向图21的上下方向、即旋转方向错开配置图21的多层面型检测器31A和31B，可实现间距细的高密度的多层面X线CT装置。
并且，图22是说明图20的步骤4所示的高分辨率生成处理的一例的图。如图22所示，是根据由X线管21A得到的d的宽度的X线束1和由X线管B得到的d/2的宽度的X线束2计算与X线束2不同的d/2的宽度的X线束3的例子。在该例中，X线束2照射到多层面型检测器31B的单侧一半。很显然，在考虑这样照射的X线束时，通过从X线束1差分X线束2的投影数据，能够正确地进行计算X线束3的投影数据。
另外，图23A-23D，是表示按各X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31B的组合、配置不同的尺寸的单元时的例图。如图23A-23D所示，这时，按多层面型检测器31A～31B具有单元宽不同的单元，利用这个不同，可以使投影数据高密度化。
另外，图23B表示在以同一路径计测时的、由两多层面型检测器31A和31B进行的采样位置(多层面型检测器31A：第1～4列为(1)～(4)、多层面型检测器31B：第1～5列为A～E)。图23C表示由高分辨率的处理得到的采样位置(a～h)。从而，根据图23A和图23B、a是A，b能够作为从(1)减去A的值而计算出来。同样，c能够作为从B减去b的值而计算出来。
这时，在由检测器得到的投影数据中包含杂波等的误差时，就有伴随推进计算(伴随接近相反侧的端)杂波等的误差的影响蓄积的危险。因此，如在图23D中记述的式子所示，通过使用(1)～(4)和A～E的a～h的计算例，从相反侧也可进行同样的计算，以使由两者得到的结果平均化，能够修正误差的影响，而能够取得良好的高分辨率投影数据。
从而，如图23A-23D所示，通过将宽度窄的X线束配置在端部，可由从单侧的端部依次进行差分计算，由此直到相反侧的端部可达到高分辨率。
在此所示的例中，根据2个宽度窄的投影数据(高分辨率数据)，可通过计算而算出高分辨率数据，但理想的是，更多地配置宽度窄的投影数据，以此进行修正是理想。
从而，根据本实施例，不使用由插补等带来的投影数据劣化的处理，显然能够得到没有误差的高精度且高分辨率的断层摄像。另外，通过图23A-23D所示的方法，根据由摄影得到的投影数据，可实现具有生成高分辨率的投影数据的方法的三维断层摄影装置。
接着，图24是表示本实施例的多层面X线CT装置的构成的图。如图24所示，多层面X线CT装置，具有进行X线照射以及检测X线的扫描仪12，和根据由多层面型检测器31A、31B、31C检测的计测数据制作投影数据的前处理部76，和将投影数据处理成CT图像信号的图像处理装置78，和输出CT图像的图像显示部43。
扫描仪12安装有旋转盘49，和搭载于旋转盘49上的X线管21A、21B、21C，和控制安装在X线管21A、21B、21C上的X线束的方向的断层面准直仪48A、48B、48C，和搭载在旋转盘49上的多层面型检测器31A、31B、31C。旋转盘49通过旋转控制部55旋转，旋转控制部55由计测控制部51控制。
另外，从X线管21A、21B、21C发出的X线的强度，通过计测控制部51控制。另外，计测控制部51由主计算机11操作。进而，前处理部76为了取得被检体16的心电波形，连接到心电图仪18上。
并且，由多层面型检测器31A、31B、31C检测的透过数据被传送到前处理部76中，根据由心电图仪18检测的被检体16的心电波形和从计测控制部51得到的摄影条件，形成动作假影少的投影数据，所得到的投影数据，由图像处理装置78再构成为被检体16的断层像，并显示在图像显示部43。
另外，图25 A-25C是表示根据多层面X线CT装置的投影数据再构成图像的图像再构成方法的图。如图25A所示，纵轴表示旋转轴方向的距离，横轴表示投影角度和时间。另外，在横轴下方图示有ECG信号，表示旋转角度方向的心跳时间相位的位置。并且，摄影条件假定为螺旋间距为1，设多层面型检测器31A～31C的列数为4列，换算成角度，相对于扫描周期2π，心跳时间相位的周期是2π×(25/24)的情况。其中，螺旋间距被定义为对旋转轴方向的检测单元排列间距的比。
图25B是收集图25A的投影数据1-12的图。
图25B的长方形表示进行螺旋扫描时的旋转中心的4列检测单元1～4的投影数据，表示心跳时间相位相等的投影数据。另外，为了容易理解分割投影数据的收集方法，出示了在第1扫描中收集后的投影数据。
接着，被划分成图25C的12个长方形，是收集后的投影数据的放大图，被划分的各个部分表示所收集的各个分割投影数据(1)～(4)，表示各个分割投影数据的检测器数据、从扫描开始的扫描数、投影角度的范围。这样，扫描数不同，收集心跳时间相位相等的投影数据(此图的情况，由于进行半再构成，所以收集180°+扇形射线束角度、约240°的投影数据)，进行图像再构成。
在图25A-25C中，连接从断层面数为4列的多层面型检测器31A～31C的各个所得到的分割投影数据、制作对180°再构成所需要的旋转角度、约240°的投影数据。
处于同一扫描上的3个长方形，表示在同一时间、从X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C的各个组合得到的投影数据1～12。并且，为了处理投影数据1～12而进行再构成，如图25B所示，按各多层面型检测器31A～31C，收集投影数据。这些投影数据为投影角度各错开120°的投影数据。
另外，各投影数据的间隔60°～120°和180°～240°的范围，插补由在图9A、图9B和图10A、图10B说明的方法得到的相对向数据来进行再构成图像。
在多层面X线CT装置中，如图25C所示，由60°间隔的3管球的投影数据能够进行图像再构成。从而，在3管式多层面X线CT装置的情况下，为了得到任意的断层面位置的图像再构成像，每1个管球需要1/6扫描量的角度60°的投影数据。
在图25A-25C中，连接从断层面数为4列的多层面型检测器31A～31C分别得到的分割投影数据来制作对图像再构成所需要的旋转角度60°的投影数据。即，每1台多层面型检测器31A的分割投影数据的投影角度为以(60°/360°)×(1/4台)扫描而旋转的角度。从而，在图25A-25C中，可以得到扫描周期1/24的时间分辨率。
除此之外，以与心电图同步，也进行了提高有效的时间分辨率的尝试。这是通过对断层像的制作的多层面化来实现的做法，在螺旋扫描时，对同一断层面位置的同一心跳周期(心跳时间相位)例如将心脏的扩张期、通过由各检测器列进行多次计测，能够使理论上的时间分辨率为几分之一。理论上的时间分辨率在4列的多层面中，最高可以达到半扫描的4分之1，将对再构成所需要的成像范围(在半扫描的时候180°+扇形角)分割成4个区(segment)，为了能够用不同的列计测各个区，设定被检体台的移动和扫描时间等的条件。
一般在心脏CT检查中，为了降低因心脏的脉动带来的假影(动作假影)，通过对扫描数据附加心电波形收集投影数据，根据多个扫描数据，收集对图像再构成所需要的投影角度量的同一心跳时间相位的投影数据，来进行图像的再构成。另外，根据被检体的心跳数调整扫描周期和被检体台的移动量，进而，通过达到扫描仪的旋转周期和心跳周期的同步，高效率地进行投影数据收集。
并且，为了观察心脏的脉动的情况，采用下述方法，即，对通过将1次心跳分割成几个心跳时间相位而组合被分割的心跳时间相位大致相等的分割投影数据而得到的投影数据进行图像再构成，将由所得到的心脏断层像或多个心脏断层像而得到的三维断层摄影像、按心跳时间相位的顺序连续地进行显示。
在现在的扫描速度约为1秒左右的X线CT装置中，以被检体的心电信息为基础，通过间歇地进行X线照射，对心跳时间相位相同、且投影角度不同的投影数据计测1个扫描的量。并且，使用此计测数据进行图像的再构成，一般地被称为心电图门功能或者ECG(ECG：Electro Cardio Graph)触发。另外，还提出了与心脏周期不同步得到投影数据(摄影)，在得到投影数据后，组合心跳时间相位同一的投影数据，再构成图像的方法。该方法一般地被称为ECG门摄影。
在图36A、36B中表示以往的X线CT装置和ECG门扫描的组合。如在图36A、36B中所示，纵轴表示旋转轴方向的距离，横轴表示投影角度和时间。另外，在横轴下方图示ECG信号，表示旋转角度方向的心跳的位置。摄影条件假定螺旋间距为1，检测器列为4列，扫描周期为0.6sec，心跳周期为0.7sec的情况。在这里，螺旋间距被定义为对于旋转轴Z方向的检测器单元的配置间距的比。
并且，图36A的长方形，表示在进行螺旋扫描时的旋转中心的检测列1～4的投影数据，表示心跳时间相位相同的投影数据。另外，为了容易理解分割投影数据的收集方法，在第1扫描(周期)中表示收集后的投影数据。
接着，被划分成图36B的4个的长方形，是收集后的投影数据的放大图，被划分的各个部分表示所收集的各个分割投影数据(1)～(4)，表示各个分割投影数据的检测器数据、和从扫描开始的扫描数、以及投影角度的范围。这样，扫描数不同，收集心跳时间相位相等的投影数据(在图36A、36B的情况下，由于进行半再构成，所以收集180°+扇形射线束角度量、约240°的投影数据)，进行图像再构成。
在180°再构成法中，为了得到任意的断层面位置的再构成图像，需要2/3扫描量(180°+扇形角)的投影数据。
在由1对X线管21A和由多层面型检测器31A构成的多层面X线CT装置中，在进行心电图同步再构成的时候，组合不同的心跳周期的投影数据。
如在这里的本实施例，在由3对X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C进行的心电图同步再构成中，由于是由在同一时刻计测的投影数据给出的再构成图像，所以能够得到图像质量优良的断层像。
以扫描周期S[sec]、多层面型检测器31A的列数为L列进行摄影时的时间分辨率，由S×(1/6)×(1/L)的式子能够算出。其结果，与以往的方法(图36A、36B)比较，由于能够得到4倍的时间分辨率，所以可以得到心脏全部的断层摄影图像、即三维断层摄影图像。
另外，通过制作多个任意的时间间隔的心脏时间相位的心脏断层像、将所得到的心脏断层像按各个心脏时间相位在旋转轴方向集合多个，并通过使任意的时间间隔的心脏时间相位中的三维断层摄影图像按照心脏时间相位的顺序、显示在图像显示部43中，可以不间断地得到脉动的心脏三维动像(断层摄影像)、即顺畅的四维断层摄影图像。
在使用这样的投影数据收集方法时，与以往进行的方法相同，调整扫描周期、分割投影数据的宽度和分割投影数据数，可以使计测和心脏时间相位同步。
另外，前处理部76，在从各多层面型检测器31A～31C的投影数据收集心脏时间相位相等的分割投影数据的时候，通过调整分割投影数据的前头投影角度，可与操作者指示的任意的心脏时间相位相等，可以形成对图像再构成所需的投影角度范围的投影数据。
并且，图像处理装置78，对于由前处理部76得到的多个投影数据，可分别得到任意的断层面位置的心脏断层像。
进而，在要实现与以往的方法相同的时间分辨率的时候，需要的分割数据的数变少。如果收集的分割数据的数少，则接受不规则的心脏时间相位的影响的可能性变低，可提高心脏断层像的图像质量。另外，如果组合的分割投影数据的数变少，也可以降低起因于分割投影数据连接部的投影数据的不连续性的假影。
图26是表示多管球多层面X线CT装置的其他的实施例的处理流程的图。如图26所示，在这里，说明通过同一轨迹进行计测、并基于此生成高分辨率图像的方法。并且，如图26所示，按照计测参数的设计(步骤11)、螺旋扫描摄影(步骤12)、加权螺旋修正处理(步骤13)、和滤除修正逆投影处理(步骤14)的顺序来制作被检体16的断层像。
在生成高分辨率数据时，将有关下述的计测参数、即被检体台13的移动速度、和各X线管21A～21C的管电流、进而各X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C的组合的几何形状(X线管21A～21C-多层面型检测器31A～31C间距离、X线管21A～21C-旋转中心间距)，从数据输入部41输入到主计算机11中(步骤11)。
进而，作为输入的计测参数，根据被检体16的关心区域在旋转轴方向和X线管21A～21C的旋转方向，设定限制X线的照射视野的条件(步骤11)。
该图26所示的多管球多层面X线CT装置的处理流程的步骤2～4，对应于摄影范围的大小增加各处理时间。在这里，由计测参数的设定规定的被检体16的关心区域的设定，能够缩短检查时间，减轻被检体16的负担。
以所输入的计测参数为基础，通过搭载在扫描仪上的各X线管21A～21C和多层面型检测器31A～31C的组合进行螺旋扫描摄影，以便各X线管21A～21C在同一轨迹进行计测(步骤12)。
接着，对由摄影得到的多个投影数据进行加权螺旋修正处理，而生成修正投影数据(步骤13)。并且，根据滤除修正逆投影处理所得到的修正投影数据，制作高分辨率图像(步骤14)。
图27A、27B是表示圆轨道扫描和螺旋轨道扫描的图。如图27A所示，滤除修正逆投影法应该是对于在圆轨道摄影的、即从再构成图像上旋转的X线管照射的X线而得到的投影数据进行的方法，如图27B所示，在适用于由螺旋轨道扫描得到的投影数据时，产生大的失真。因此，如图27B所示，在螺旋轨道摄影的时候，将螺旋轨迹插补在圆轨迹中作为圆轨迹进行再构成。
接着，在图28A、28B中出示了将螺旋轨迹插补到圆轨迹中而进行再构成时的计测轨迹图。在图28A、28B中，实线是实际计测的实数据轨迹，虚线是位于实数据轨迹的180°对向的对向数据的轨迹。另外，如图28A、28B所示，在将螺旋轨迹插补到圆轨迹中进行再构成时，通过使用用实数据代用对向数据的权重函数，即使在更短的成像范围(每1列)也能够保持在再构成位置的相位(成像)的连续性。另外，对向数据也可以根据实数据假定地制作。
并且，图28A是表示由满足将螺旋轨迹插补到圆轨迹中的条件的列数为1的多层面型检测器31A～31C(间距6)所计测的投影数据的轨迹的图。另外，在图28A中，能够制作包含对向数据而连续的360°量(180°量)的插补数据。
进而，图28B表示由列数为3的多层面型检测器31A～31C(间距18)计测的时候的投影数据的轨迹的图。
在这里，在图28A、28B的情况下，使用的算法是加权螺旋修正再构成(步骤13)。从而，本实施例的特征在于，在对向位置，通过使计测数据和插补数据不一致，能够由使用更少的计测数据来制作图像。
即，通过用实数据代用对向位置的投影数据，即使在对向位置不存在投影数据，也在可(以通常的一半能够再构成像的尺寸)进行再构成的条件下进行摄影。这样，以在再构成断层面位置的某多层面型检测器和某列的相对向位置、不存在投影数据的条件进行摄影，可更提高时间分辨率。
并且，提高时间分辨率的条件，螺旋间距P和使用的1台多层面型检测器的列数L的关系，是满足下面的条件的情况。
(1)用1台多层面型检测器，在检测器列数L＝2以上的情况下
螺旋间距P＝2×L×K             (4)
(2)用1台多层面型检测器，在检测器列数L＝1的情况下
螺旋间距P＝K  (2×Q+1)≤L×K   (5)
同时  P＝2×L×K
其中
L(1台多层面型检测器的列数)＝1、2、3、……
K(多层面型检测器数)＝1、3、5、……
Q(正的整数)＝0、1、2、……
上述条件是最理想的情况，也可以使用与其近似的值。
图29A-29H是表示图28的情形的螺旋修正用权重的图。如图29A-29H所示，将螺旋修正用权重加权到所得到的投影数据(正弦图)中，得到加权投影数据，通过将与各多层面型检测器的各列的投影数据相对应的相位进行加法运算处理。得到被修正的1个修正投影数据。通过滤除修正逆投影该修正投影数据，得到再构成图像(步骤14)。
图30A、30B仅表示各权重的形状的图。如图30A所示，在图29A-29H中，使用了步骤响应地变化的权重系数，但如图30B所示，也可以使用将所适用的成像方向的宽度扩展的权重系数。在图30B中，由降低投影数据的急剧的变化，所以与图30比较，可降低不连续性带来的假影。
图31A、31B表示使用1对X线管和多层面型检测器时的单位数据和3对X线管和多层面型检测器(角度均等配置)时的单位数据。图31A、31B的纵轴表示旋转轴方向的距离，横轴表示成像角度。如图31A、31B所示，在制作图像的时候，考虑对再构成所需要的最小的数据量(成像数)。以下，将该数据量称为单位数据。
如图31A所述，在1台多层面型检测器的单位数据，在平行射线束的情况下，为180°相位(成像)量的投影数据。在3台多层面型检测器中，为了使各多层面型检测器每120°相位(成像)不同，如图31B所示，为离散的每60°的投影数据。虽然这是不连续的投影数据，但在3台多层面型检测器中，在使2台多层面型检测器量的投影数据沿X线束路径、在位于对向的X线束的投影数据重新排列了的时候，与1台多层面型检测器相同，由于为连续的180°的投影数据而可以进行再构成。
图32是表示由以角度120°间隔配置3台多层面型检测器的多管球多层面X线CT装置进行的投影数据的轨迹的图。如图32所示，是具有与各投影数据的两端1/3邻接的投影数据和冗长性而计测的计测图。并且，由于每个多层面型检测器扫描轨迹不同，所以在多层面型检测器间有数据的切换位置E，因此产生投影数据的不连续性。通过该投影数据的不连续性，由再构成的图像发生较强的假影。
在加权螺旋修正再构成的基础上，通过该相同断层面位置的不同的相位(成像)的单位数据的组合，制作再构成数据。从而，没有加厚断层面的厚度，与将具有不同的相位(成像)的假影的多个图像进行加法平均运算同样，能够降低假影，可以得到更高质量的图像。
图33、图34表示为得到多管球多层面X线CT装置中的良好的图像用的权重函数的1例。图33的纵轴表示旋转轴方向的距离，横轴表示成像(角度)。并且，图33是表示对于由图32所示的计测得到的3个相位(第1相位～第3相位)的单位数据的加权(规格化)的图。另外，如图33所示，对于具有冗长性的部分，对系数做乘法运算而进行规格化。当然，该加权越接近再构成断层面位置(第2相位)则越具有高的权重系数较好。
图34是表示在修正中的各管球的投影数据占据的权重的比例的图。图34的纵轴表示由加权得到的修正数据中的各多层面型检测器数据占据的权重比例，横轴表示成像(角度)。另外，如图34所示，在图32中在产生不连续的位置权重的比例缩小为0.5，通过在再构成断层面位置具有1.0相对高的值，可降低不连续性，可制作良好的图像。这样，为了解除由配置3台多层面型检测器的多管球多层面X线CT装置带来的投影数据的不连续性，如图34所示，通过对成像图(或者检测器列)进行加权，能够得到更高质量的图像。
作为本实施例中的理想的条件，使各多层面型检测器间的投影数据的切换位置E与相对向的多层面型检测器的投影数据的切换位置E不一致。这样，通过相对向位置的投影数据，可修正多层面型检测器间的不连续性，可得到更好的图像。具体地，以120°间隔在配置3台多层面型检测器的多管球多层面X线CT装置中，如在式(6)所示的条件那样，将检测器列数L设定为多层面型检测器数K的倍数Q，如式(7)所示的条件，在将螺旋间距P设为检测器列数L的2倍时，能够最高效地改善不连续性。
L＝K×Q            (6)
P＝2×L            (7)
其中
Q(系数)＝0、1、2、……
另外，在实施例中，虽然对X线管的数量为3个的情况进行了说明，但即使在X线管的个数不同的多管球多层面X线CT装置的情况下，也可以得到同样的效果。
根据对本实施例的以上的记述，很显然可达到本实施例的目的。在详细地记述本发明的同时进行了图示，但这些仅是为了说明和例示的内容，并不是限制它们的内容。
另外，在本实施例中，使用了具有X线的断层摄影装置，但不限于此，对使用伽玛线或光的、由具有透过性的可以照射的放射线源的断层摄影装置也可以适用。
并且，根据由多管球得到的多个投影数据，制作与1个管球型相同的1个投影数据，可以进行图像再构成。
进而，虽然各X线管21A～21C等在同一轨迹计测，但不限定于此，也可以在不同的计测轨迹计测。这时，使用处于相对向位置的X线束，也可以得到高分辨率。另外，各多层面型检测器31A～31C等的整体的尺寸也可以各不相同。也可不限制多层面型检测器31A～31C的列数和单元尺寸。
另外，在上述实施例中，对X线管的数量为3个的情况进行了说明，但即使在X线管的个数不同的多管球式三维断层摄影装置的情况下，也可以得到同样的效果。
根据对本实施例的以上的记述，很显然可达到本实施例的目的。在详细地记述本发明的同时进行了图示，但这些仅是为了说明和例示的内容，并不是限制它们的内容。
另外，在本实施例中，使用了具有X线的断层摄影装置，但不限于此，对使用伽玛线或光的、具有透过性的可以照射的放射线源的断层摄影装置也可以适用。另外，在再构成方法中，使用了加权螺旋修正再构成算法，但不限于此，在包含三维逆投影算法的1台X线CT装置中使用的无论哪种再构成算法中都可以适用。
并且，根据由多管球得到的多个投影数据，制作与1个管球型相同的1个投影数据，可以进行图像再构成。
进而，各X线管21A～21C等在同一轨迹计测，但不限定于此，也可以在不同的计测轨迹计测。这时，使用处于相对向位置的X线束，也可以得到高分辨率。另外，各多层面型检测器31A～31C等的整体的尺寸也可以各不相同。也不限制多层面型检测器31A～31C的列数和单元尺寸。
另外，对于1台以上的多层面型检测器，通过准直的厚度变窄而进行掩蔽，呈有效狭窄的准直和不同的准直的组合，可实现高分辨率。
(发明效果)
下面说明由本发明的实施例得到的效果。
将X线管和多层面型检测器组合，通过配置断层面准直仪，能够得到高质量的断层像。
另外，在旋转盘上搭载3对X线管和多层面型检测器，3对具有120°的旋转相位差，通过保持摄影几何学系统的相对位置关系的同时可以旋转而不搭载多层面数增多的多层面型检测器，仅以相对狭窄的圆锥角的计测数据就可以实现与增大3倍的列数实质相同的螺旋扫描间距，可得到时间分辨率高且圆锥角的影响小的断层像而实现高质量图像。
另外，制作多个任意的时间间隔的心脏时间相位中的心脏断层像，通过使所得到的心脏断层像按各自的心脏时间相位多个集中在体轴方向，可不间断顺畅地制作脉动的心脏的三维断层摄影像，按照所得到的心脏时间相位的顺序可以得到四维断层摄影像。
另外，通过调整多层面型检测器的旋转轴方向的断层面数、和X线管与多层面型检测器的偏移，能够以高速得到高密度、高分辨率的断层摄影像。
另外，通过在三维断层摄影装置中具有根据摄影得到的投影数据生成高分辨率的投影数据的装置，能够得到高分辨率的断层摄影像。
另外，通过配置按X线管和多层面型检测器31的组合而不同的多层面型检测器单元的多层面型检测器31，很显然能够得到没有误差的高精度且高分辨率的断层摄影像。
另外，根据被检体的心跳数和X线CT装置的扫描周期和检测器列数，通过收集心脏时间相位相等的分割投影数据，可以形成动作假影少的投影数据。
另外，通过由实数据代由多层面型检测器的相对向位置的投影数据，可提高时间分辨率。
另外，在加权螺旋修正再构成时，通过应用相同断层面位置的不同的相位的单位数据的组合、制作再构成数据，可降低假影，能够得到更高质量的图像。
上述记述是对实施例的记述，但本发明不限于此，在本发明的精神和各个发明的保护范围内能够做种种的变更和修正，这一点本行业的技术人员应该是明确的。

Claims (10)

1.一种多层面X线CT装置，在将检体的体轴大致作为旋转轴并在其外周边旋转边照射X线、来检测透过该被检体的X线的X线CT装置中，其特征在于，包括：
多对X线源和检测器列，其具有以下特征：X线源和检测器列为多对，上述X线源可照射X线，上述检测器列，把被检体夹在中间而与该X线源相对向地配置，并检测从该X线源照射而透过上述被检体的X线，且具有可信号化的单一列或多列检测器，和
搭载被检者、并可相对于多对上述X线源和检测器列向上述旋转轴方向移动的床，和
处理上述信号并制作图像的图像再构成部；
上述多个检测器列的至少一个是多列检测器，检测器列的旋转方向宽度、列数、列宽度等各项，在上述多个检测器列间可以相同也可以不同。
2.按照权利要求1所述的多层面X线CT装置，其特征在于：对上述X线源和检测器列的多对间的相互的位置关系、根据希望的关心区域控制在上述旋转轴方向。
3.按照权利要求1或2所述的多层面X线CT装置，其特征在于：通过使上述X线源和上述检测器列的至少任意一方相对于被检体移动来控制上述X线源和检测器列的多对间的相互位置关系。
4.按照权利要求1至3中任意一项所述的多层面X线CT装置，其特征在于：上述X线源和检测器列的多对是3对，各对间的旋转相位差是120°，上述多对在保持该旋转相位差的状态下可同时旋转。
5.按照权利要求3所述的多层面X线CT装置，其特征在于：从外部可设定上述旋转轴方向的断层面数、使上述X线源或上述检测器列的至少任意一方相对于被检体移动程度的偏移系数、螺旋间距之中的至少2个。
6.按照权利要求2至5中任意一项所述的多层面X线CT装置，其特征在于：可以设定高速摄影模式、旋转轴方向分辨率优先模式和时间分辨率优先模式。
7.按照权利要求1至6中任意一项所述的多层面X线CT装置，其特征在于：上述图像再构成部，在上述信号处理时，用实数据代用旋转相位上对向位置的投影数据。
8.按照权利要求16中任意一项所述的多层面X线CT装置，其特征在于：上述图像再构成部，在上述信号处理时，在加权螺旋修正再构成时，通过组合在相同断层面中的不同的旋转相位的数据进行再构成。
9.按照权利要求1至4中任意一项所述的多层面X线CT装置，其特征在于：当进行在上述关心区域的图像再构成时，在进行高速摄影的时候，为了扩展上述关心区域中的要进行动态摄影的范围、同时使希望得到的上述关心区域中的高时间分辨率的范围变窄，而将上述X线源或上述检测器列的至少任意一方相对于被检体移动的程度的偏移系数设定为大的整数，
在提高旋转轴方向分辨率的时候，为了使上述希望进行动态摄影的范围变窄、同时在数据处理上增加断层面分割数，而使上述偏移系数比1小，
在希望于上述旋转轴方向加大宽度地得到高时间分辨率的时候，为了使上述关心区域中的要进行动态摄影的范围变窄、同时使希望得到上述关心区域中的高时间分辨率的范围变宽，而将上述偏移系数设为小的整数。
10.按照权利要求从1至6中任意一项所述的多层面X线CT装置，其特征在于：根据被检体的心跳数计测数据，决定扫描周期和上述检测器列的列数，以该扫描周期和该检测器列的列数为基础收集心跳时间相位大致相等的分割投影数据，在上述图像再构成部，以该分割投影数据为基础制作任意的断层面位置的心脏断层像。
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