CN1830391A - X射线ct装置和x射线ct装置的数据检测方法 - Google Patents

X射线ct装置和x射线ct装置的数据检测方法 Download PDF

Info

Publication number
CN1830391A
CN1830391A CNA2006100597639A CN200610059763A CN1830391A CN 1830391 A CN1830391 A CN 1830391A CN A2006100597639 A CNA2006100597639 A CN A2006100597639A CN 200610059763 A CN200610059763 A CN 200610059763A CN 1830391 A CN1830391 A CN 1830391A
Authority
CN
China
Prior art keywords
detecting element
ray
mentioned
data
record
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CNA2006100597639A
Other languages
English (en)
Inventor
奥村美和
中西知
津雪昌快
齐藤泰男
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
Publication of CN1830391A publication Critical patent/CN1830391A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4007—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of source units
    • A61B6/4014—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of source units arranged in multiple source-detector units
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/405—Source units specially adapted to modify characteristics of the beam during the data acquisition process
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/412—Dynamic

Abstract

本发明的X射线CT装置具备3个X射线产生部件、3个检测元件群和再构成部件。3个X射线产生部件被配置为其旋转面上的X射线的第一照射方向与X射线的第二照射方向所成的角度、上述第二照射方向与第三照射方向所成的角度为比120度小的相同的角度。与上述3个检测元件群分别相对地配置3个检测元件群，使得在中央形成的摄影视野比两侧的2个摄影视野广。再构成部件使用由上述3个检测元件群中的至少一个希望的检测元件群检测出的检测数据，再构成图像。

Description

X射线CT装置和X射线CT装置的数据检测方法
技术领域
本发明涉及根据向被检体照射X射线而收集到的X射线检测数据再构成被检体的诊断图像的X射线CT(计算机X射线断层摄影：computed tomography)装置和X射线CT装置的数据检测方法，特别涉及具备多个管球的X射线CT装置和X射线CT装置的数据检测方法。
背景技术
X射线CT装置是通过从X射线管的管球向被检体照射X射线，并对由X射线检测器收集到的X射线检测数据实施图像再构成处理，来对被检体的诊断图像进行再构成的装置。作为使用该X射线CT装置的诊断图像的再构成方法的一个，有半(half)再构成。半再构成是与通常的图像再构成处理对被检体检测360度方向的数据而再构成诊断图像相对，根据未满360°的投影数据(一般是180度+扇形角度的投影数据)使用方向相对的射束(beam)的投影数据而生成一张图像来再构成诊断图像。
该half再构成技术能够根据少的角度范围的投影数据再构成图像，能够得到时间分辨率高的图像，因此经常在得到有心脏等的局部运动的部分的图像时使用。特别通过由在心电同步下收集到的未满360°的X射线检测数据的半再构成而得到心脏的图像，能够得到运动影响少的图像。
图10是说明通过现有的X射线CT装置心电同步地收集半再构成用的数据的方法的概念图。
如图10所示，在ECG(electricardiogram)信号的心跳期间，从管球#1向被检体照射X射线，通过X射线检测器收集一半(half)的数据Dh。另外，图10的一半的数据Dh是大约从210°到240°左右，例如240°左右的量的数据。
但是，在1分钟的心跳次数为120bpm的情况下，1心跳的时间tb是0.5sec，因此在一个心跳中进行数据收集的情况下，要求对应的时间分辨率。但是，通常有很多难以在一个心跳中进行充分的一半量的数据收集的情况，以前，考虑了跨越多个心跳而分割为每个段(segment)地收集一半量的数据的方法。
图11是说明通过现有的X射线CT装置将在心电同步下分割为每个段地收集半再构成用的数据的方法的概念图。
考虑了以下的方法：如图11的管球轨迹p所示，使管球围绕被检体周围螺旋地移动，在第一个心跳B1中收集一半量的数据的一个段量的S1，在第2个心跳B2和第3个心跳B3中分别收集一半量的数据的2个段量的S2和3个段量的S3。因此，通过跨越3个心跳进行数据收集，能够得到再构成面Y的240度左右的一半量的数据。
另一方面，为了提高时间分辨率，而考虑了多管球X射线CT装置。多管球X射线CT装置是在X射线CT装置中设置多个管球，通过与各个管球相对配置的X射线检测器，检测出分别从各管球向被检体照射的X射线的装置。
在该多管球X射线CT装置中，特别考虑了具备3个管球的3管球X射线CT装置。在3管球X射线CT装置的情况下，考虑了以120度均等地配置了3个管球和检测器的对(pair)的装置(例如参考日本特开平5-168616号公报和日本特开2001-346791号公报)。如果使用该3管球X射线CT装置，则在要收集360°的数据的情况下，能够在120°的旋转角度下收集到360°的数据。因此，与使用一个管球的X射线CT装置的情况相比，在理想状态下能够以1/3的时间收集数据。
图12是说明以前考虑的通过3管球X射线CT装置收集数据时的方法的概念图。
在如图12的状态St01所示以120°的角度间隔均等地配置3个管球#1、#2、#3的情况下，如果分别使各管球#1、#2、#3旋转，则成为状态St02所示那样，能够收集360°的数据。
因此，在管球的旋转速度是0.3s/圈的情况下，收集360°的数据所需要的时间是120/360×0.3＝0.1(sec)，与一个管球的情况相比是1/3。
图13是表示以前考虑的通过3管球X射线CT装置收集的数据的概念图。
在图13中，纵轴表示用X射线对被检体的照射角度表示的数据的收集范围，横轴表示X射线检测器的使用信道(Ch)。如图13所示，通过分别与3个管球相对的X射线检测器#1’、#2’、#3’，收集各自不同区域的120°的数据。另外，设置在各X射线检测器#1’、#2’、#3’中的检测元件的信道数相互相等，用全部信道检测X射线。
其结果是如图13所示，通过各X射线检测器#1’、#2’、#3’，以相等的数据个数收集与信道数对应的120°的数据D#1’、D#2’、D#3’。即，通过3管球X射线CT装置收集与信道数成正比的360°的数据。
另外，从时间分辨率的观点看，可以认为这样的多管球X射线CT装置对于高速扫描是有效的。
在半再构成技术中，如上所述提高时间分辨率是重要的课题。但是，在使用现有的1管球的X射线CT装置进行半再构成的情况下，由于时间分辨率不充分，有难以收集到1个心跳中的必要的数据的情况。因此，跨越多个心跳进行段方式的数据收集。
因此，希望在这样的要求时间分辨率的数据收集中利用多管球X射线CT装置。但是，在使用均等地配置管球的多管球X射线CT装置，摄像心脏等局部部位的图像的情况下，为了收集角度连续的数据，不是半再构成而要通过全再构成来摄像图像。
因此，在使用均等地配置了管球的多管球X射线CT装置的情况下，不需要与管球数对应地使其旋转360°，与通过1管球的X射线CT装置进行全再构成的情况相比提高了时间分辨率，但难以使用半再构成技术。因此，在摄像局部部位的图像的情况下，希望进一步提高时间分辨率。
另外，在利用多管球X射线CT装置的情况下，如果具备多组能够得到充分的FOV(field of view)那样的管球和X射线检测器的对(pair)，则有制造成本增加的问题。一般，特别要求时间分辨率的主要是FOV狭窄而摄像心脏等局部部位的图像的情况。因此，理想的是也考虑通过更简单的结构来提高时间分辨率的技术。
发明内容
本发明就是为了对应这样的现有技术问题而提出的，其目的在于：提供一种从多个管球向被检体照射X射线，能够以与目的对应的时间分辨率和FOV摄像图像的X射线CT装置和X射线CT装置的数据检测方法。
另外，本发明的另一个目的在于：提供一种从多个管球向被检体照射X射线，能够通过半再构成来局部地提高时间分辨率而摄像图像的X射线CT装置和X射线CT装置的数据检测方法。
为了达到上述目的，本发明的X射线CT装置包括：被配置得其旋转面上的X射线的第一照射方向与X射线的第二照射方向所成的角度、上述第二照射方向与第三照射方向所成的角度为比120度小的相同的角度的3个X射线产生部件；分别与上述3个检测元件群相对地配置，使得在中央形成的摄影视野比两侧的2个摄影视野广的3个检测元件群；使用通过上述3个检测元件群中的至少一个希望的检测元件群检测出的检测数据来再构成图像的再构成部件。
另外，为了达到上述目的，本发明的X射线CT装置包括：被配置得分别朝向相互不同的旋转半径方向照射X射线，并且相邻的2个X射线的照射方向所成的角度相互不等的多个X射线产生部件；分别与上述多个X射线产生部件相对地配置的多个检测元件群；共通地支持至少2个检测元件群的支持构件；使用来自上述多个检测元件群中的至少一个希望的检测元件群的检测数据而再构成图像的再构成部件。
另外，为了达到上述目的，本发明的X射线CT装置包括：向第一照射方向照射X射线的第一X射线产生部件；在其旋转面上向与上述第一照射方向不同的第二照射方向照射X射线的第二X射线产生部件；一部分检测元件的大小和相邻的检测元件间的中心间距离(pitch)的至少一个不同，与上述第一X射线产生部件相对的第一检测元件群；与上述第二X射线产生部件相对的第二检测元件群；使用通过上述第一检测元件群和上述第二检测元件群的至少一个检测出的数据来再构成图像的再构成部件。
另外，为了达到上述目的，X射线CT装置的数据检测方法具有：从被配置在其旋转面上的X射线的第一照射方向与X射线的第二照射方向所成的角度、上述第二照射方向与第三照射方向所成的角度为比120度小的相同的角度那样的位置上的3个X射线产生部件的至少一个X射线产生部件照射X射线的步骤；作为检测数据，检测由分别与上述3个检测元件群相对配置使得在中央形成的摄影视野比两侧的2个摄影视野广的3个检测元件群的至少一个检测元件群照射的X射线的步骤；使用上述检测数据来再构成图像的步骤。
另外，为了达到上述目的，X射线CT装置的数据检测方法具有：从被配置得能够分别朝向相互不同的旋转半径方向照射X射线并且相邻的2个X射线的照射方向所成的角度相互不等的多个X射线产生部件的至少一个X射线产生部件照射X射线的步骤；作为检测数据，检测由分别与上述多个X射线产生部件相对配置并且由共通的支持构件支持至少2个检测元件群的多个检测元件群的至少一个检测元件群照射的X射线的步骤；使用上述检测数据而再构成图像的步骤。
另外，为了达到上述目的，X射线CT装置的数据检测方法具有：从向第一照射方向照射X射线的第一X射线产生部件、在其旋转面上向与上述第一照射方向不同的第二照射方向照射X射线的第二X射线产生部件的至少一个照射X射线的步骤；作为检测数据，检测由一部分检测元件的大小和相邻的检测元件间的中心间距离(pitch)的至少一个不同并且与上述第一X射线产生部件相对的第一检测元件群、与上述第二X射线产生部件相对的第二检测元件群的至少一个照射的X射线的步骤；使用上述检测数据来再构成图像的步骤。
在这样的本发明的X射线CT装置和X射线CT装置的数据检测方法中，从多个管球向被检体照射X射线，能够以与目的对应的时间分辨率和FOV摄像图像。
另外，从多个管球向被检体照射X射线，能够通过半再构成局部地提高时间分辨率而摄像图像。
附图说明
图1是表示本发明的X射线CT装置的实施例的功能模块图。
图2是表示在通过图1所示的X射线CT装置由3个X射线检测器检测半再构成用的数据时的各X射线检测器的位置变化的图。
图3是说明通过图1所示的X射线CT装置与ECG信号同步地由3个X射线检测器检测半再构成用的数据的方法的概念图。
图4是说明通过图1所示的X射线CT装置与ECG信号同步地由3个X射线检测器检测半再构成用的数据的方法的另一个概念图。
图5是表示由图1所示的X射线CT装置的3个X射线检测器收集到的半再构成用的数据的概念图。
图6是表示图1所示的X射线CT装置的变形例子的功能模块图。
图7是表示本发明的X射线CT装置的实施例2的X射线检测器的构造的图。
图8是说明使用图7所示的X射线检测器9b从广范围的FOV收集数据的情况下的数据的检测方法的图。
图9是说明使用图7所示的X射线检测器9b  局部的FOV收集数据的情况下的数据的检测方法的图。
图10是说明通过现有的X射线CT装置心电同步地收集半再构成用的数据的方法的概念图。
图11是说明通过现有的X射线CT装置心电同步地分割为每个段(segment)地收集半再构成用的数据的方法的概念图。
图12是说明以前考虑的通过3管球X射线CT装置收集数据时的方法的概念图。
图13是表示通过以前考虑的3管球X射线CT装置收集的数据的概念图。
具体实施方式
参考附图说明本发明的X射线CT装置和X射线CT装置的数据检测方法的实施例。
图1是表示本发明的X射线CT装置的实施例1的功能模块图。
X射线CT装置1具备台架(Gantry)部件2、计算机装置3和ECG单元4。台架部件2具备高压产生装置5、驱动控制装置6、从焦点部件(X射线产生部件)发射X射线的多个X射线管、例如3个管球7a、7b、7c、与各管球7a、7b、7c相对配置并成为多对8a、8b、8c的X射线检测器9a、9b、9c、数据收集部件10(DAS：DataAcquisition System数据取得系统)。
这些管球7a、7b、7c、X射线检测器9a、9b、9c被配置在未图示的共通的旋转体上，通过该旋转体旋转，各管球7a、7b、7c和各X射线检测器9a、9b、9c在同一平面上旋转。该旋转体能够旋转地成对地被支持在架台固定部件上。
设置在台架部件2上的高压产生装置5具有以下功能：通过向将各管球7a、7b、7c作为构成要素的未图示的X射线管施加高电压，而使得从各管球7a、7b、7c向被检体照射X射线。另外，驱动控制装置6具有以下功能：通过使上述旋转体旋转，而使与各管球7a、7b、7c一起相对配置的X射线检测器9a、9b、9c旋转。
即，X射线CT装置1具有以下结构：由驱动控制装置6使管球7a、7b、7c和X射线检测器9a、9b、9c的对8a、8b、8c旋转，由与各管球7a、7b、7c相对配置的X射线检测器9a、9b、9c，检测通过从高压产生装置5分别施加高电压而从X射线管的各管球7a、7b、7c向被检体照射的X射线。进而，由X射线检测器9a、9b、9c检测出的X射线检测数据被提供给数据收集部件10，变换为数字化后的原始数据。
另外，各管球7a、7b、7c和X射线检测器9a、9b、9c的各对8a、8b、8c被配置在相互不均等的位置上，使得图像再构成，更理想的是半再构成的数据收集适当，至少覆盖必要的范围，并且相邻的对8a、8b、8c间的X射线照射方向所成的角度的一部分或全部不同。理想的是，各对8a、8b、8c被配置在均等地分割半再构成的数据收集所需要的范围的角度的位置上。即，理想的是将各管球7a、7b、7c配置在均等地分割了对半再构成适当的角度的位置上，在与各管球7a、7b、7c相对的位置上配置各自对应的X射线检测器9a、9b、9c。
例如，如图1所示，对半再构成的数据收集适当的范围是240°，在管球7的个数是3个的情况下，相对于成为基准的1个对8b，在以角度240°的3等分的α1＝α2＝80°交叉的两侧的位置上设置其他2个对8a、8c。另外，可以将任意的对8a、8b、8c作为基准的对，作为基准的对也可以不是中央的对8b。另外，图1所示的角度α1、α2也可以是不同的角度。
另外，实际上，可以只以X射线的扇形射束角度收集广范围的数据，但在此为了简化说明，只考虑各对8a、8b、8c的各自的中心线的位置关系进行说明。
另外，各X射线检测器9a、9b、9c分别是二维检测器，沿着体轴方向(在图1中是向里方向)配置多列多个信道的检测元件。各X射线检测器9a、9b、9c分别具备多个检测元件，但在构成至少一个对8的X射线检测器9中，为了覆盖对全再构成或半再构成的被检体断面全体的摄影适当的广范围的FOV，而设置充分信道数的检测元件。另一方面，在其他构成对8的X射线检测器9中，为了覆盖对半再构成的摄影适当的局部的FOV(比上述广范围的FOV小的范围)，而设置充分信道数的检测元件。另外，在本实施例中，该局部的FOV具有适合于摄影心脏的大小。
例如，如图1所示，在构成中央的对8b的X射线检测器9b中，为了覆盖对全再构成或半再构成的摄影适当的D1＝500mm左右的广范围的FOV，而设置充分的1000eh左右的信道数的检测元件，在构成两侧的对8a、8c的X射线检测器9a、9c中，为了覆盖对半再构成的摄影适当的D2＝200mm左右的局部的FOV，而分别设置充分的500ch左右的信道数的检测元件。
另一方面，计算机装置3具备输入装置11、显示装置12、扫描控制部件13、作为第二图像再构成部件的一个例子的全图像再构成部件14、作为第一图像再构成部件的一个例子的半图像再构成部件15、再构成图像保存部件16、吸收修正部件17和显示处理部件18。各结构要素的全部或一部分可以通过使电路或未图示的计算装置读入数据处理程序来构筑。
ECG单元4具有取得被检体的ECG信号提供给扫描控制部件13的功能。
另外，扫描控制部件13具有以下功能：通过根据从ECG单元4接收到的ECG信号取得触发(trigger)，向高压产生装置5输出控制信号，心电同步地执行扫描。进而，扫描控制部件13构成为根据来自输入装置11的指示，决定是进行摄影范围和全再构成的摄影还是进行半再构成的摄影，通过与决定了的再构成方法对应地向高压产生装置5和驱动控制装置6提供控制信号，能够控制照射X射线的管球7a、7b、7c的选择和照射定时、管球7a、7b、7c和X射线检测器9a、9b、9c的旋转角度。
另外，根据扫描控制部件13的控制，在进行广范围的区域的摄影的情况下，使用具备覆盖广范围的FOV的检测元件的X射线检测器9b进行数据收集，在进行半再构成的局部区域的摄影的情况下，使用具备覆盖局部FOV的检测元件的多个X射线检测器9，理想的是全部的X射线检测器9a、9b、9c进行数据收集。
换一种说法，扫描控制部件13具有根据来自输入装置11的指示切换摄影模式的功能。另外，作为摄影模式，可以设置：如上所述只使用中央的大的X射线检测器9b进行广范围的FOV的全再构成的摄影的第一摄影模式；使用全部的X射线检测器9a、9b、9c进行局部的FOV的半再构成的摄影的第二摄影模式。
根据第一摄影模式，能够覆盖广范围的FOV。另外，在第二摄影模式中，由于用于FOV是局部的数据收集的检测元件个数在X射线检测器9a、9b、9c的旋转方向上多，所以与第一摄影模式相比，能够缩短收集数据所需要的时间。因此，能够对局部FOV得到高时间分辨率。因此，第二摄影模式适合于心脏用的扫描等。另外，也可以设置以下的摄影模式：针对从局部FOV得到的数据，进行在半再构成中没有的再构成处理。
进而，作为摄影模式可以设置任意的摄影条件。作为对如图1所示使用3个X射线检测器9a、9b、9c进行数据收集的情况有用的其他摄影模式，可以列举以下的模式：使用覆盖广范围的FOV的大的X射线检测器9b和覆盖局部FOV的一个小的X射线检测器9a的2个X射线检测器9a、9b，并且向各X射线检测器9a、9b提供各自相互不同的能量(管电压)的第三摄影模式；使用覆盖局部FOV的2个小的X射线检测器9a、9c，并且向各X射线检测器9a、9c提供各自相互不同的能量(管电压)的第四摄影模式。
在第三摄影模式中，根据来自广范围的FOV的数据和来自局部的FOV的数据，可以得到具有相互不同的对比度(contrast)的2个图像。另外，如果合成2个图像，则能够得到具有诊断上有用的对比度的图像。另外，在第四摄影模式中，从2个管球7a、7c照射的X射线路径(path)交叉的角度比第三摄影模式的情况大。因此，在第三摄影模式中，能够降低散射线的产生和散射线的影响。
在第三摄影模式和第四摄影模式中，通过从扫描控制部件13向高压产生装置5提供要产生的电压的控制信息并使用，来调整向各X射线检测器9a、9b或各X射线检测器9a、9c施加的管电压的值。
另外，以下说明第一摄影模式和第二摄影模式。
另一方面，全图像再构成部件14具有以下功能：通过从数据收集部件10取得在全再构成用的FOV内收集到的原始数据，实施图像再构成处理，而再构成图像数据的功能；将再构成了的图像数据写入保存到再构成图像保存部件16中的功能。即，全图像再构成部件14具有以下功能：通过使用由能够从作为比半再构成用的局部区域广的区域的全再构成用FOV收集数据的检测元件群9b检测出的数据，进行全再构成处理，来再构成图像数据。
半图像再构成部件15具有以下功能：通过从数据收集部件10取得从半再构成用的局部区域收集到的原始数据，实施半再构成的图像再构成处理，来再构成局部图像数据的功能；将再构成了的图像数据写入保存到再构成图像保存部件16中的功能。
吸收修正部件17具有以下的功能：针对通过半再构成而再构成并保存在再构成图像保存部件16中的局部图像数据，使用从局部区域的外部收集到的数据实施吸收修正。即，吸收修正部件17具有以下功能：使用由能够从比局部区域广的区域收集数据的检测元件群9b检测出的数据中的局部区域外部的数据，执行由半图像再构成部件15进行了再构成后的图像数据的吸收修正。
显示处理部件18具有以下功能：通过对保存在再构成图像保存部件16中的图像数据实施显示处理，生成图像信号，并将生成的图像信号提供给显示装置12，来显示图像。
接着，说明X射线CT装置1的动作和作用。另外，在此说明以下的情况：如图1所示，对8的个数是3个，相对于中央的覆盖广范围的FOV的对8b在两侧以80°交叉的位置上，配置2个覆盖局部FOV的对8a、8c。
首先，从输入装置11向扫描控制部件13，提供是全再构成的被检体的广范围的摄影还是半再构成的心脏等的局部摄影的指示。例如，在是表示全再构成的被检体的广范围的摄影的指示的情况下，在摄影中使用中央的对8b。
即，与来自ECG单元4的ECG信号同步地，从扫描控制部件13向高压产生装置5和驱动控制装置6提供控制信号。然后，由覆盖广范围的FOV的X射线检测器9b，检测从中央的管球7b向未图示的被检体照射并透过了的X射线。进而，检测出的X射线被提供给数据收集部件10并变换为原始数据后，输出到全图像再构成部件14。
在全图像再构成部件14中，只对经由覆盖广范围的FOV的X射线检测器9b得到的原始数据执行图像再构成处理，生成图像数据。因此，在全图像再构成部件14中，生成广范围的图像数据，在将生成的图像数据适当地保存到再构成图像保存部件16中后，作为图像信号，从显示处理部件18向显示装置12提供并显示。
另一方面，在是表示例如将数据收集范围设置为240°的半再构成的心脏等的局部摄影的指示的情况下，在摄影中使用全部3个对8a、8b、8c。
即，与来自ECG单元4的ECG信号同步地，从全部3个管球7a、7b、7c向未图示的被检体照射，由覆盖广范围的FOV的中央的X射线检测器9b和覆盖局部FOV的2个两侧的X射线检测器9a、9c，检测透过了的X射线。这时，各X射线检测器9a、9b、9c的数据收集范围也可以有若干的重复，但实质上是各自不同的范围。
图2是表示通过图1所示的X射线CT装置1由3个X射线检测器9a、9b、9c检测半再构成用的数据时的各X射线检测器9a、9b、9c的位置变化的图。
为了使3个X射线检测器9a、9b、9c的数据收集范围为不同的范围，如图2所示，在数据收集范围是240°的情况下，如果是从某状态St1旋转了80°后的状态St2，则能够收集必要的数据。即，能够进行多管球X射线CT装置1的图像的半再构成。
图3是说明通过图1所示的X射线CT装置1与ECG信号同步地由3个X射线检测器9a、9b、9c检测半再构成用的数据的方法的概念图，图4是说明通过图1所示的X射线CT装置1与ECG信号同步地由3个X射线检测器9a、9b、9c检测半再构成用的数据的方法的另一个概念图。
如图3所示，在ECG信号的心跳期间，由3个X射线检测器9a、9b、9c同时检测半再构成用的数据。即，针对从3个管球7a、7b、7c照射的X射线，由对应的第一个(#1)、第二个(#2)、第三个(#3)的X射线检测器9a、9b、9c同时收集一半的数据Dh。
在一分钟的心跳次数为120bpm的情况下，一个心跳的时间tb是0.5sec。另一方面，在管球7a、7b、7c的旋转速度是0.3s/次的情况下，旋转80°所需要的时间为80/360×0.30.07(sec)。即，240°的数据收集所需要的时间是0.07s，对于一个心跳的时间能够实现良好的时间分辨率。
因此，如图4的管球轨迹p所示，可以使管球7a、7b、7c以被检体为中心螺旋地移动，在一个心跳中，同时由第一个(#1)、第二个(#2)、第三个(#3)的X射线检测器9a、9b、9c分割地从各个区域收集再构成面Y的240°的数据。另外，如图3所示，也有在一个心跳中能够跨越多次地进行数据收集的情况。另外，例如如果跨越多次地收集数据并进行平均化，则还能够提高数据的精度。
即，如图3的下图所示，在半再构成用的240°的数据中，80°的一部分数据使用由第一个(#1)的X射线检测器9a收集到的数据，另80°的一部分数据使用由第二个(#2)的X射线检测器9b收集到的数据，剩下的80°的一部分数据使用由第三个(#3)的X射线检测器9c收集到的数据。
将这样由各X射线检测器9a、9b、9c收集到的X射线检测数据提供给数据收集部件10变换为原始数据后，合成为半再构成用而输出到半图像再构成部件15。
图5是表示由图1所示的X射线CT装置1的3个X射线检测器9a、9b、9c收集到的半再构成用的数据的概念图。
在图5中，横轴表示收集到的数据所属的信道(Ch)，纵轴表示用X射线对被检体的照射角度表示的数据的收集范围。
如图5所示，由第一个(#1)、第二个(#2)、第三个(#3)的各X射线检测器9a、9b、9c分别收集80°的数据D#1、D#2、D#3，作为全体得到适合于半再构成的240°的数据。
另外，由于在第一个(#1)和第三个(#3)的各X射线检测器9a、9c中只设置了只覆盖局部FOV的信道数的检测元件，所以收集比具备覆盖广范围的FOV的信道数的检测元件的第二个(#2)的X射线检测器9b少的信道数的数据D#1、D#3。换一种说法，由第一个(#1)和第三个(#3)的各X射线检测器9a、9c得到的数据D#1、D#3只是从局部FOV内的信道得到的数据。
相反，可以分类为：由第二个(#2)的X射线检测器9b收集到的数据D#2包含来自局部FOV内的信道的数据D#2a、来自局部FOV以外的广范围的FOV内的信道的数据D#2b。
因此，半图像再构成部件15使用心电同步地由第一个(#1)、第二个(#2)、第三个(#3)的各X射线检测器9a、9b、9c从局部FOV内的信道得到的数据D#1、D#2a、D#3，再构成图像数据。另外，得到的局部图像数据D#2b被适当地保存在再构成图像保存部件16中。这时，为了后述的吸收修正，可以作为附带信息，将由第二个(#2)的X射线检测器9b收集到的来自局部FOV以外的广范围的FOV内的信道的数据D#2b附加在图像数据中。
接着，根据需要，吸收修正部件17对通过半图像再构成部件15的半再构成而再构成并保存在再构成图像保存部件16中的局部图像数据，使用作为附带信息的局部区域外部的数据D#2b实施吸收修正。
即，在局部图像数据例如是心脏的图像数据的情况下，是作为心脏的CT值表示的图像数据。但是，在临床上，也有重要的是作为相对于被检体外部的空气的CT值的相对值求出心脏的CT值的情况。因此，如果知道心脏周围的组织的CT值和空气的CT值的差分值，则可以使用该差分值，作为相对于空气的CT值的相对值求出心脏的CT值进行吸收修正。
在该情况下，可以将作为附带信息的局部区域外部的数据D#2b用于吸收修正中。
进而，吸收修正后的图像数据被再次保存在再构成图像保存部件16中，作为图像信号由显示处理部件18提供给显示装置12显示。
因此，根据以上那样的X射线CT装置1，能够切换半再构成和全再构成，以与目的对应的时间分辨率和FOV摄像图像。特别能够通过半再构成局部地提高时间分辨率地摄像图像。更具体地说，在半再构成的情况下，能够进行50～60msec那样的时间分辨率的再构成。
特别地，如果如图1所示在旋转面上将3个X射线检测器9a、9b、9c配置为线对称使得尽量接近，并且使中央的X射线检测器9b的FOV比两侧的2个X射线检测器9a、9c的FOV广，则不只是能够通过对称性容易地进行数据的处理，还能够配置得使更多的检测元件不产生干扰而提高时间分辨率。另外，通过减小相邻的X射线检测器9a、9b、9c间的距离，可以确保能够以良好的时间分辨率收集数据的FOV的大小更广。
接着，说明X射线CT装置1的变形例子。
图6是表示图1所示的X射线CT装置1的变形例子的功能模块图。
如图6所示，X射线检测器如果能够检测出从多个不同的方向照射的X射线，则不需要在物理上进行分离。即，可以在旋转框架(frame)21的内部设置单一或多个共通的检测器支持框架20，作为检测器单元22a、22b、22c，在检测器支持框架20上设置多个检测元件群。另外，旋转框架21一般是铝等金属的铸造物。因此，检测器支持框架20也可以是铝等金属的铸造物，作为旋转框架21的一部分一体地形成。图6是以下这样的例子：在单一的检测器支持框架20上设置3个线检测器单元22a、22b、22c，中央的检测器单元22b可以覆盖广范围的FOV，而两侧的2个检测器单元22a、22c可以覆盖局部FOV。
根据这样构成的检测器单元22a、22b、22c，不产生图1所示那样的X射线检测器9a、9b、9c间的位置干扰。因此，可以将检测器单元22a、22b、22c之间，即检测元件群之间的间隔设置得更小。因此，能够确保可以得到高时间分辨率的局部FOV更广。进而，能够提高各检测元件的位置的精度。另外，相反，如果如图1所示那样个别地设置多个X射线检测器9a、9b、9c，则容易进行制造。
在以上那样的X射线CT装置1中，也可以对结构或构造进行简化。例如，如果在设置多个X射线检测器9的结构中进行均等配置，只使检测元件群的信道数，即能够覆盖的FOV的范围不同，则作为多管球能够在维持时间分辨率的同时降低X射线检测器9的制造成本。相反，如果将能够覆盖的FOV的范围相同的X射线检测器9不均等地配置在适合于半再构成的位置上，则虽然X射线检测器9的制造成本增加，但能够提供对更广范围的FOV可以进行高时间分辨率的图像摄影、局部图像的半再构成的特化了的装置。
图7是表示本发明的X射线CT装置的实施例2的X射线检测器的构造的图。
在图7所示的X射线CT装置1A中，多个X射线检测器9a、9b、9c中的至少一个X射线检测器，在实用中是覆盖广范围的FOV的X射线检测器9b所具备的检测元件30的大小和配置(中心间的距离)与图1所示的X射线CT装置1不同。其他结构和作用与图1所示的X射线CT装置1实质上没有不同，因此只图示X射线检测器9b，而对同样的结构附加相同符号并省略说明。
在X射线CT装置1A的X射线检测器9b中，在X射线检测器9b的旋转方向Dr和旋转轴方向Da上二维队列(array)状地配置多个检测元件30。其中，一部分检测元件30的大小与其他的检测元件30的大小不同。进而，一部分相邻的检测元件30的中心间距离(pitch)与其他相邻的检测元件30的中心间距离(pitch)不同。另外，也可以只部分地改变检测元件的大小和检测元件间的中心间距离的至少一个。
在实用中，理想的是如图7所示，与大小Xa一致地减小大小Xa小的一侧的相邻的检测元件30a间的中心间距离Pa，而与大小Xb一致地增大大小Xb大的一侧的相邻的检测元件30间的中心间距离Pb。图7是以下这样的例子：将一部分检测元件30a的大小Xa设置为其他检测元件30b的大小Xb的1/2，并且将大小Xa为1/2的小侧的检测元件30a间的中心间距离Pa设置为大小Xb大侧的检测元件30b间的中心间距离Pb的1/2。
另外，在图7所示的X射线检测器9b中，在二维方向上改变检测元件30a、30b的大小Xa、Xb和检测元件30a、30b间的中心间距离Pa、Pb的双方，但也可以只在X射线检测器9b的旋转方向Dr上改变。
如果这样改变一部分检测元件30的大小，则在X射线检测器9b的检测元件30的大小X大的部分中，能够与大小X的大小对应地提高灵敏度，将噪声抑制得很小。相反，在X射线检测器9b的检测元件30的大小X小的部分中，能够与大小X的大小对应地提高空间分辨率和时间分辨率。即，可以在单一的X射线检测器9b上形成灵敏度、时间分辨率和空间分辨率相互不同的部分。
另一方面，如果改变一部分检测元件30间的中心间距离P，则在中心间距离P大的X射线检测器9b的部分中，能够与中心间距离P的大小对应地抑制噪声，并且由于构造简单而能够降低制造成本。相反，在中心间距离大的X射线检测器9b的部分中，能够与中心间距离P的大小对应地提高时间分辨率和空间分辨率。即，通过改变一部分检测元件30间的中心间距离P，能够在单一的X射线检测器9b上形成时间分辨率和空间分辨率相互不同的部分。
在此，检测来自局部FOVL的数据的X射线检测器9b的部分要求更高的时间分辨率和空间分辨率，因此理想的是在X射线检测器9b上以更小的中心间距离P配置大小X更小的检测元件30。相反，只检测来自广范围的FOVW的数据的X射线检测器9b的部分由于构造简单，所以理想的是以必要的中心间距离P，配置至少能够检测出图像再构成所需要的数据的大小X的检测元件30。
因此，如果分别减小地设置图1所示的覆盖局部FOVL的2个小X射线检测器9a、9c的检测元件30的大小X和覆盖广范围的FOVW的大X射线检测器9b中的检测来自局部FOVL的数据的一部分检测元件30a的大小Xa，并且各自以小的中心间距离Pa配置在各X射线检测器9a、9b、9c中，则对于来自局部FOVL的数据，能够得到良好的时间分辨率和空间分辨率。特别地，如果将用于检测来自局部FOVL的数据的各X射线检测器9a、9b、9c的检测元件30、30a的大小X、Xa和检测元件30、30a之间的中心间距离P、Pa设置为相互相同，则能够容易进行数据处理。
另外，通过将覆盖广范围的FOVW的大X射线检测器9b中的检测来自局部FOVL以外的数据的一部分检测元件30b的大小Xb设置为至少能够检测出图像再构成所需要的数据的大小，并且至少以图像再构成所必需的中心间距离Pb配置检测元件30b，能够简化X射线检测器9b的构造。
图8是说明使用图7所示的X射线检测器9b从广范围的FOVW收集数据的情况下的数据的检测方法的图，图9是说明使用图7所示的X射线检测器9b从局部的FOVL收集数据的情况下的数据的检测方法的图。
在使用X射线检测器9b从广范围的FOVW收集数据的情况下，在X射线检测器9b上的大小X和中心间距离P小的一侧的检测元件30a和大的一侧的检测元件30b的双方中，检测X射线。因此，如果原样地将积蓄在各检测元件30a、30b中的电荷作为检测数据，则在检测数据之间，时间分辨率和空间分辨率不均等。因此，如图8所示，在大小X小的一侧的检测元件30a的输出侧设置信号分配合成电路31。
另外，如果在从广范围的FOVW收集数据的情况下，构成为通过信号分配合成电路31对来自一定个数(在图8中是2个)的检测元件30a的输出信号进行合成而输出单一的检测数据(DATA W1、DATA W2)，则能够收集更均等的检测数据(DATA W1、DATAW2、DATA W3、DATA W4)。
另一方面，在使用X射线检测器9b从局部FOVL收集数据的情况下，如图9所示那样只由大小X小的一侧的检测元件30a检测X射线。另外，如果由信号分配合成电路31作为检测数据(DATAL1、DATA L2、DATA L3、DATA L4)分别输出来自大小X小的一侧的各检测元件30a的输出信号，则能够得到更良好的空间分辨率和时间分辨率。
另外，在图7所示的X射线CT装置1A中，也可以将各X射线检测器9a、9b、9c的大小设置为相同，通过改变任意的X射线检测器9a、9b、9c上的检测元件的大小和中心间距离的一方或双方，来提高来自局部FOV的数据的时间分辨率和空间分辨率。

Claims (30)

1.一种X射线CT装置，其特征在于包括：
被配置得其旋转面上的X射线的第一照射方向与X射线的第二照射方向所成的角度、上述第二照射方向与第三照射方向所成的角度为比120度小的相同的角度的3个X射线产生部件；
分别与上述3个检测元件群相对地配置，使得在中央形成的摄影视野比两侧的2个摄影视野广的3个检测元件群；
使用通过上述3个检测元件群中的至少一个希望的检测元件群检测出的检测数据来再构成图像的再构成部件。
2.根据权利要求1记载的X射线CT装置，其特征在于：
构成为上述3个检测元件群分别设置在个别的X射线检测器中。
3.根据权利要求1记载的X射线CT装置，其特征在于：
进而设置共通地支持上述3个检测元件群中的至少2个检测元件群的支持构件。
4.根据权利要求1记载的X射线CT装置，其特征在于还包括：
扫描控制部件，它使得切换从上述3个检测元件群收集局部区域的数据的第一摄影模式、从中央的检测元件群收集比上述局部区域更广的范围的数据的第二摄影模式，来执行扫描。
5.根据权利要求1记载的X射线CT装置，其特征在于还包括：
扫描控制部件，它使得在向中央的检测元件群和与上述中央的检测元件群相邻的一个检测元件群提供各自相互不同的能量而收集数据的摄影模式下，执行扫描。
6.根据权利要求1记载的X射线CT装置，其特征在于还包括：
扫描控制部件，它使得在向上述3个检测元件群中的除了中央的检测元件群以外的2个检测元件群提供各自相互不同的能量而收集数据的摄影模式下，执行扫描。
7.根据权利要求1记载的X射线CT装置，其特征在于：
上述再构成部件构成为：将从上述3个检测元件群得到的来自局部区域的数据用于半再构成用，另一方面将从中央的检测元件群得到的比上述局部区域更广的范围的数据用于全再构成用。
8.根据权利要求1记载的X射线CT装置，其特征在于：
上述再构成部件构成为将从上述3个检测元件群得到的来自局部区域的数据用于半再构成用，并且
进而设置吸收修正部件，它使用从中央的检测元件群得到的比上述局部区域更广的范围的数据中的来自上述局部区域外部的数据，执行基于上述再构成部件通过半再构成处理得到的图像数据的吸收修正。
9.一种X射线CT装置，其特征在于包括：
被配置得分别朝向相互不同的旋转半径方向照射X射线，并且相邻的2个X射线的照射方向所成的角度相互不等的多个X射线产生部件；
分别与上述多个X射线产生部件相对地配置的多个检测元件群；
共通地支持至少2个检测元件群的支持构件；
使用来自上述多个检测元件群中的至少一个希望的检测元件群的检测数据而再构成图像的再构成部件。
10.根据权利要求9记载的X射线CT装置，其特征在于：
构成为上述多个检测元件群形成摄影视野，使得一部分摄影视野比其他的摄影视野广。
11.根据权利要求9记载的X射线CT装置，其特征在于：
与支持上述多个X射线产生部件和上述多个检测元件群的旋转框架一体地，作为铸造物形成上述支持构件。
12.一种X射线CT装置，其特征在于包括：
向第一照射方向照射X射线的第一X射线产生部件；
在其旋转面上向与上述第一照射方向不同的第二照射方向照射X射线的第二X射线产生部件；
一部分检测元件的大小和相邻的检测元件间的中心间距离的至少一个不同，并与上述第一X射线产生部件相对的第一检测元件群；
与上述第二X射线产生部件相对的第二检测元件群；
使用通过上述第一检测元件群和上述第二检测元件群的至少一个检测出的数据来再构成图像的再构成部件。
13.根据权利要求12记载的X射线CT装置，其特征在于：
上述第一检测元件群构成为：用于检测来自规定的区域的数据的检测元件的大小和检测元件之间的中心间距离的至少一个比用于检测来自上述局部区域的外侧区域的数据的检测元件小。
14.根据权利要求12记载的X射线CT装置，其特征在于：
上述第一检测元件群构成为用于检测来自规定的区域的数据的检测元件的大小和检测元件之间的中心间距离的至少一个比用于检测来自上述局部区域的外侧区域的数据的检测元件小，
上述第二检测元件群在检测来自上述局部区域的数据的位置上，具备与用于检测来自上述规定区域的数据的上述检测元件的上述大小和相邻的上述检测元件之间的上述中心间距离实质上相同的大小和中心间距离的检测元件。
15.根据权利要求13记载的X射线CT装置，其特征在于还包括：
对来自用于检测来自上述第一检测元件群所具有的上述规定区域的数据的上述检测元件的检测数据进行分配合成的分配合成部件，
可以切换以下的摄影模式：将由上述分配合成部件对由用于检测来自上述局部区域的上述外侧区域的数据的上述检测元件检测出的数据进行了合成后的数据用于图像再构成用的第一摄影模式；将来自用于检测来自上述规定区域的数据的上述检测元件的检测数据用于图像再构成用的第二摄影模式。
16.一种X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于包括：
从被配置在其旋转面上的X射线的第一照射方向与X射线的第二照射方向所成的角度、上述第二照射方向与第三照射方向所成的角度为比120度小的相同的角度那样的位置上的3个X射线产生部件的至少一个X射线产生部件照射X射线的步骤；
作为检测数据，检测由分别与上述3个检测元件群相对地配置使得在中央形成的摄影视野比两侧的2个摄影视野广的3个检测元件群的至少一个检测元件群照射的X射线的步骤；
使用上述检测数据来再构成图像的步骤。
17.根据权利要求16记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于：
分别在个别的X射线检测器中设置上述3个检测元件群。
18.根据权利要求16记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于：
用共通的支持构件支持上述3个检测元件群中的至少2个检测元件群。
19.根据权利要求16记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于：
切换从上述3个检测元件群收集局部区域的数据的第一摄影模式、从中央的检测元件群收集比上述局部区域更广的范围的数据的第二摄影模式，来执行扫描。
20.根据权利要求16记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于：
在向中央的检测元件群和与上述中央的检测元件群相邻的一个检测元件群提供各自相互不同的能量而收集数据的摄影模式下，执行扫描。
21.根据权利要求16记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于：
在向上述3个检测元件群中的除了中央的检测元件群以外的2个检测元件群提供各自相互不同的能量而收集数据的摄影模式下，执行扫描。
22.根据权利要求16记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于：
将从上述3个检测元件群得到的来自局部区域的数据用于半再构成用，另一方面将从中央的检测元件群得到的比上述局部区域更广的范围的数据用于全再构成用。
23.根据权利要求16记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于还包括：
将从上述3个检测元件群得到的来自局部区域的数据用于半再构成用，并且使用从中央的检测元件群得到的比上述局部区域更广的范围的数据中的来自上述局部区域外部的数据，执行通过半再构成处理得到的图像数据的吸收修正的步骤。
24.一种X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于包括：
从被配置得能够分别朝向相互不同的旋转半径方向照射X射线并且相邻的2个X射线的照射方向所成的角度相互不等的多个X射线产生部件的至少一个X射线产生部件照射X射线的步骤；
作为检测数据，检测由分别与上述多个X射线产生部件相对地配置并且由共通的支持构件支持至少2个检测元件群的多个检测元件群的至少一个检测元件群照射的X射线的步骤；
使用上述检测数据而再构成图像的步骤。
25.根据权利要求24记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于：
上述多个检测元件群形成摄影视野，使得一部分摄影视野比其他的摄影视野广。
26.根据权利要求24记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于：
与支持上述多个X射线产生部件和上述多个检测元件群的旋转框架一体地，作为铸造物形成上述支持构件。
27.一种X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于包括：
从向第一照射方向照射X射线的第一X射线产生部件、在其旋转面上向与上述第一照射方向不同的第二照射方向照射X射线的第二X射线产生部件的至少一个照射X射线的步骤；
作为检测数据，检测由一部分检测元件的大小和相邻的检测元件间的中心间距离的至少一个不同并且与上述第一X射线产生部件相对的第一检测元件群、与上述第二X射线产生部件相对的第二检测元件群的至少一个照射的X射线的步骤；
使用上述检测数据来再构成图像的步骤。
28.根据权利要求27记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于：
对于上述第一检测元件群，用于检测来自规定的区域的数据的检测元件的大小和检测元件之间的中心间距离的至少一个比用于检测来自上述局部区域的外侧区域的数据的检测元件小。
29.根据权利要求27记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于：
对于上述第一检测元件群，用于检测来自规定的区域的数据的检测元件的大小和检测元件之间的中心间距离的至少一个比用于检测来自上述局部区域的外侧区域的数据的检测元件小，
上述第二检测元件群在检测来自上述局部区域的数据的位置上，具备与用于检测来自上述规定区域的数据的上述检测元件的上述大小和相邻的上述检测元件之间的上述中心间距离实质上相同的大小和中心间距离的检测元件。
30.根据权利要求28记载的X射线CT装置的数据检测方法，其特征在于还包括：
对来自用于检测来自上述第一检测元件群所具有的上述规定区域的数据的上述检测元件的检测数据进行分配合成的步骤，
可以切换以下的摄影模式：将由上述分配合成部件对由用于检测来自上述局部区域的上述外侧区域的数据的上述检测元件检测出的数据进行了合成后的数据用于图像再构成用的第一摄影模式；将来自用于检测来自上述规定区域的数据的上述检测元件的检测数据用于图像再构成用的第二摄影模式。
CNA2006100597639A 2005-03-07 2006-03-07 X射线ct装置和x射线ct装置的数据检测方法 Pending CN1830391A (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2005061911 2005-03-07
JP2005061911 2005-03-07

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN1830391A true CN1830391A (zh) 2006-09-13

Family

ID=36602502

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CNA2006100597639A Pending CN1830391A (zh) 2005-03-07 2006-03-07 X射线ct装置和x射线ct装置的数据检测方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US7421062B2 (zh)
EP (1) EP1701307B1 (zh)
JP (1) JP2012030117A (zh)
CN (1) CN1830391A (zh)
DE (1) DE602006013733D1 (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102608142A (zh) * 2012-03-20 2012-07-25 华北电力大学 压水堆核电站管道腐蚀产物检测装置及检测方法
CN106999135A (zh) * 2014-12-10 2017-08-01 皇家飞利浦有限公司 正电子发射计算机断层摄影中的使用平片和先前患者数据的fov外活性估计

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102009019514A1 (de) * 2009-04-30 2010-11-11 Siemens Aktiengesellschaft CT-System und Verfahren zur Phasenkontrast- und Absorptionsbildgebung
US9271689B2 (en) 2010-01-20 2016-03-01 General Electric Company Apparatus for wide coverage computed tomography and method of constructing same
JP6165559B2 (ja) * 2012-08-31 2017-07-19 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置
JP2014226376A (ja) * 2013-05-23 2014-12-08 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
CN104574292B (zh) 2014-11-26 2018-06-26 沈阳东软医疗系统有限公司 一种ct图像的校正方法和装置
US20170215818A1 (en) * 2016-02-03 2017-08-03 General Electric Company High-resolution computed tomography or c-arm imaging

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2614083B2 (de) * 1976-04-01 1979-02-08 Siemens Ag, 1000 Berlin Und 8000 Muenchen Röntgenschichtgerät zur Herstellung von Transversalschichtbildern
JPS53114378A (en) * 1977-03-16 1978-10-05 Toshiba Corp Tomographic pickup unit by radiation
JPH0252640A (ja) * 1988-08-15 1990-02-22 Toshiba Corp Ｘ線ｃｔスキャナ装置
JPH05168616A (ja) 1991-12-26 1993-07-02 Toshiba Corp Ｘ線ｃｔ装置
US5966422A (en) * 1992-07-20 1999-10-12 Picker Medical Systems, Ltd. Multiple source CT scanner
DE19802405B4 (de) * 1998-01-22 2004-07-08 Siemens Ag Röntgendiagnostikeinrichtung mit einem Computertomographen
US6421412B1 (en) * 1998-12-31 2002-07-16 General Electric Company Dual cardiac CT scanner
JP4267180B2 (ja) 2000-06-07 2009-05-27 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
DE10302565A1 (de) 2003-01-22 2004-08-12 Siemens Ag Bildgebendes Tomographiegerät mit wenigstens zwei Strahler-Detektor-Kombinationen
DE10302567A1 (de) * 2003-01-22 2004-08-12 Siemens Ag Bildgebendes Tomographiegerät mit wenigstens zwei Strahler-Detektor-Systemen und Verfahren zum Betrieb eines solchen Tomographiegeräts
DE602004024682D1 (de) * 2003-07-15 2010-01-28 Koninkl Philips Electronics Nv Ung
US7194061B2 (en) * 2004-09-14 2007-03-20 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray computer tomography apparatus
DE102004051172A1 (de) * 2004-10-20 2006-04-27 Siemens Ag Detektor für ein Computertomographiegerät und Computertomographiegerät mit einem solchen Detektor
US7062006B1 (en) * 2005-01-19 2006-06-13 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Computed tomography with increased field of view

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102608142A (zh) * 2012-03-20 2012-07-25 华北电力大学 压水堆核电站管道腐蚀产物检测装置及检测方法
CN106999135A (zh) * 2014-12-10 2017-08-01 皇家飞利浦有限公司 正电子发射计算机断层摄影中的使用平片和先前患者数据的fov外活性估计
CN106999135B (zh) * 2014-12-10 2020-11-13 皇家飞利浦有限公司 辐射发射成像系统和方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP1701307A2 (en) 2006-09-13
US7421062B2 (en) 2008-09-02
EP1701307A3 (en) 2006-11-02
DE602006013733D1 (de) 2010-06-02
US20060210014A1 (en) 2006-09-21
EP1701307B1 (en) 2010-04-21
JP2012030117A (ja) 2012-02-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US11576634B2 (en) Systems and methods for controlling motion of detectors having moving detector heads
CN1830391A (zh) X射线ct装置和x射线ct装置的数据检测方法
CN100337593C (zh) 用于时间相干的大覆盖范围的计算机断层扫描器
CN1292712C (zh) 多模态成像方法和装置
CN1289035C (zh) X射线ct装置
CN1723854A (zh) X射线计算机断层摄像装置
CN1106579C (zh) 医学成象系统中多形态数据的互补重合
CN1236731C (zh) 计算机断层摄像装置
EP2050396B1 (en) Radiation imaging device
JP5559875B2 (ja) マルチ検出器アレイイメージングシステム
CN1620989A (zh) 利用多焦点检测器组合产生周期运动对象断层图像的方法
CN1577076A (zh) X射线计算机断层成像系统
CN1853570A (zh) Ct成像方法和系统
CN1202781C (zh) 准直器控制方法和设备,以及x线ct设备
CN1489976A (zh) 运动检查对象的计算机断层造影中设置图像的方法及设备
CN101036164A (zh) 采用与体素相关插值的图像重建
CN1765323A (zh) 半径内图像依存检测器列滤波方法、x射线ct装置和程序
JP4813681B2 (ja) コンピュータ断層撮影方法
CN101034479A (zh) 图像重建方法和x射线ct设备
US6654440B1 (en) Methods and apparatus for computed tomography scanning using a two-dimensional radiation source
CN1489977A (zh) 在计算机断层造影中设置图像的方法及实施该方法的设备
CN1294879C (zh) X射线计算层析摄影的装置和方法
CN100346747C (zh) 放射线断层造影设备及其放射线断层造影方法
US20230190213A1 (en) Systems and methods for controlling motion of detectors having moving detector heads
CN1593343A (zh) 放射断层成像设备和放射断层成像方法及图像产生设备

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C02 Deemed withdrawal of patent application after publication (patent law 2001)
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication