JP2001112747A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
Ｘ線ｃｔ装置Info
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- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 claims description 2
- 238000003491 array Methods 0.000 abstract description 11
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 20
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 14
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 4
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 description 1
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 1
- 238000000034 method Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
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- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/027—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 無駄なＸ線被曝を抑制する。
【解決手段】 多段検出器アレイを用いたヘリカルスキ
ャンの際、ある検出器アレイではデータを収集するが、
他の検出器アレイではデータを収集する必要がない時、
他の検出器アレイへ入射するＸ線を副コリメータで遮断
する。 【効果】 被検体のＸ線被曝量を低減することが出来
る。
ャンの際、ある検出器アレイではデータを収集するが、
他の検出器アレイではデータを収集する必要がない時、
他の検出器アレイへ入射するＸ線を副コリメータで遮断
する。 【効果】 被検体のＸ線被曝量を低減することが出来
る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線ＣＴ（Ｃompu
ted Ｔomography）装置に関し、さらに詳しくは、検出
器を一列に配設した検出器アレイ(array）を２段以上並
設した多段検出器アレイを用いたヘリカルスキャン（he
lical scan）によりデータを収集する際の被検体のＸ線
被曝量を低減することが出来るＸ線ＣＴ装置に関する。
ted Ｔomography）装置に関し、さらに詳しくは、検出
器を一列に配設した検出器アレイ(array）を２段以上並
設した多段検出器アレイを用いたヘリカルスキャン（he
lical scan）によりデータを収集する際の被検体のＸ線
被曝量を低減することが出来るＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】特開平９−１０８２０８号公報に開示の
Ｘ線ＣＴ装置では、多段検出器アレイを用いたヘリカル
スキャンによりデータを収集し、画像を生成するために
必要な複数ビューのそれぞれと同一ビューのデータまた
は対向ビューのデータであって画像生成位置に最も近い
２つのデータを前記収集したデータ中から選択し、それ
ら２つのデータを用いた補間演算により、画像を生成す
るための補間データを算出している。すなわち、補間演
算する際、異なる検出器アレイで収集したデータであっ
ても、画像生成位置に最も近い２つのデータを選択して
用いている。
Ｘ線ＣＴ装置では、多段検出器アレイを用いたヘリカル
スキャンによりデータを収集し、画像を生成するために
必要な複数ビューのそれぞれと同一ビューのデータまた
は対向ビューのデータであって画像生成位置に最も近い
２つのデータを前記収集したデータ中から選択し、それ
ら２つのデータを用いた補間演算により、画像を生成す
るための補間データを算出している。すなわち、補間演
算する際、異なる検出器アレイで収集したデータであっ
ても、画像生成位置に最も近い２つのデータを選択して
用いている。
【０００３】図１４〜図２０を参照し、従来の補間演算
について説明する。図１４に示すように、２段検出器ア
レイ６０は、第１検出器アレイ６１および第２検出器ア
レイ６２を一体化したものである。第１検出器アレイ６
１は、多数のチャネルのＸ線検出器６１（γ）を円弧状
に配列したものである。同様に、第２検出器アレイ６２
は、多数のチャネルのＸ線検出器６２（γ）を円弧状に
配列したものである。ここで、γは、チャネル角度であ
る。
について説明する。図１４に示すように、２段検出器ア
レイ６０は、第１検出器アレイ６１および第２検出器ア
レイ６２を一体化したものである。第１検出器アレイ６
１は、多数のチャネルのＸ線検出器６１（γ）を円弧状
に配列したものである。同様に、第２検出器アレイ６２
は、多数のチャネルのＸ線検出器６２（γ）を円弧状に
配列したものである。ここで、γは、チャネル角度であ
る。
【０００４】図１５に示すように、Ｘ線管２１から放射
されたＸ線は、コリメータ３０により偏平な扇状のＸ線
ビームＸｒになり、２段検出器アレイ６０の第１検出器
アレイ６１および第２検出器アレイ６２に入射する。Ｘ
線管３０と２段検出器アレイ６０の中央チャネルとを結
ぶ直線Ｌを角度基準軸という。あるチャネルのチャネル
角度γは、Ｘ線管３０と該チャネルとを結ぶ直線と角度
基準軸Ｌのなす角度である。すなわち、２段検出器アレ
イ６０の中央チャネルではチャネル角度γ＝０であり、
２段検出器アレイ６０の図上左端のチャネルではチャネ
ル角度γ＝＋γｍであり、２段検出器アレイ６０の図上
右端のチャネルではチャネル角度γ＝−γｍである。
されたＸ線は、コリメータ３０により偏平な扇状のＸ線
ビームＸｒになり、２段検出器アレイ６０の第１検出器
アレイ６１および第２検出器アレイ６２に入射する。Ｘ
線管３０と２段検出器アレイ６０の中央チャネルとを結
ぶ直線Ｌを角度基準軸という。あるチャネルのチャネル
角度γは、Ｘ線管３０と該チャネルとを結ぶ直線と角度
基準軸Ｌのなす角度である。すなわち、２段検出器アレ
イ６０の中央チャネルではチャネル角度γ＝０であり、
２段検出器アレイ６０の図上左端のチャネルではチャネ
ル角度γ＝＋γｍであり、２段検出器アレイ６０の図上
右端のチャネルではチャネル角度γ＝−γｍである。
【０００５】図１６は、ファンビュー（fan view）角度
とパラビュー（para view）角度の説明図である。Ｘ線
管３０および２段検出器アレイ６０が回転した一つの角
度位置において角度基準軸Ｌが垂直軸となす角度をファ
ンビュー角度βという。また、チャネル角度γのチャネ
ルに入射するＸ線が垂直軸となす角度をパラビュー角度
θ（γ）という。θ（γ）＝β＋γの関係がある。図１
６の（ａ）に示すように、ファンビュー角度βｉにおい
てチャネル角度γのチャネルで収集したデータをＤ（β
ｉ，γ）で表わす。データＤ（βｉ，γ）のパラビュー
角度θ（γ）＝βｉ＋γなので、同一のパラビュー角度
θ（γ）＝βｉ＋γとなる隣接するデータすなわち同一
ビューの隣接するデータは、Ｄ（βｉ−２π，γ）およ
びＤ（βｉ＋２π，γ）である。データＤ（βｉ，γ）
のパラビュー角度θ（γ）＝βｉ＋γなので、対向する
パラビュー角度θ（γ）＝βｉ＋γ−πまたはθ（γ）
＝βｉ＋γ＋πとなる隣接するデータすなわち対向ビュ
ーの隣接するデータは、Ｄ（βｉ−π＋２γ，−γ）ま
たはＤ（βｉ＋π＋２γ，−γ）である。図１６の
（ｂ）に、Ｄ（βｉ，＋γｍ）の対向ビューの隣接する
データＤ（βｉ−π＋２γｍ，−γｍ）およびＤ（βｉ
＋π＋２γｍ，−γｍ）を示す。
とパラビュー（para view）角度の説明図である。Ｘ線
管３０および２段検出器アレイ６０が回転した一つの角
度位置において角度基準軸Ｌが垂直軸となす角度をファ
ンビュー角度βという。また、チャネル角度γのチャネ
ルに入射するＸ線が垂直軸となす角度をパラビュー角度
θ（γ）という。θ（γ）＝β＋γの関係がある。図１
６の（ａ）に示すように、ファンビュー角度βｉにおい
てチャネル角度γのチャネルで収集したデータをＤ（β
ｉ，γ）で表わす。データＤ（βｉ，γ）のパラビュー
角度θ（γ）＝βｉ＋γなので、同一のパラビュー角度
θ（γ）＝βｉ＋γとなる隣接するデータすなわち同一
ビューの隣接するデータは、Ｄ（βｉ−２π，γ）およ
びＤ（βｉ＋２π，γ）である。データＤ（βｉ，γ）
のパラビュー角度θ（γ）＝βｉ＋γなので、対向する
パラビュー角度θ（γ）＝βｉ＋γ−πまたはθ（γ）
＝βｉ＋γ＋πとなる隣接するデータすなわち対向ビュ
ーの隣接するデータは、Ｄ（βｉ−π＋２γ，−γ）ま
たはＤ（βｉ＋π＋２γ，−γ）である。図１６の
（ｂ）に、Ｄ（βｉ，＋γｍ）の対向ビューの隣接する
データＤ（βｉ−π＋２γｍ，−γｍ）およびＤ（βｉ
＋π＋２γｍ，−γｍ）を示す。
【０００６】図１７は、ファンビュー角度βと検出器ア
レイのｚ軸上の位置の説明図である。ヘリカルスキャン
における直線移動軸をｚ軸とし、図１７の（ｂ）に示す
ように、ファンビュー角度β＝０における検出器アレイ
６１，６２の中間位置を画像生成位置とし、これをｚ＝
０とする。また、各検出器アレイ６１，６２に入射する
扇状Ｘ線ビームＸｒの厚さをｔｈとし、Ｘ線管３０およ
び２段検出器アレイ６０の１回転ごとに直線移動する距
離をｄとし、ｐ＝ｄ／ｔｈをヘリカルピッチとすると
き、図１７ではヘリカルピッチｐ＝１.５としている。
図１７の（ａ）に示すように、ファンビュー角度β＝−
２π／３において、第１の検出器アレイ６１で得られる
データＤ１（−２π／３，γ）はｚ＝０のスキャン面の
データであり、第２の検出器アレイ６２で得られるデー
タＤ２（−２π／３，γ）はｚ＝−ｔｈのスキャン面の
データである。図１７の（ｂ）に示すように、ファンビ
ュー角度β＝０において、第１の検出器アレイ６１で得
られるデータＤ１（０，γ）はｚ＝ｔｈ／２のスキャン
面のデータであり、第２の検出器アレイ６２で得られる
データＤ２（０，γ）はｚ＝−ｔｈ／２のスキャン面の
データである。図１７の（ｃ）に示すように、ファンビ
ュー角度β＝２π／３において、第１の検出器アレイ６
１で得られるデータＤ１（２π／３，γ）はｚ＝ｔｈの
スキャン面のデータであり、第２の検出器アレイ６２で
得られるデータＤ２（２π／３，γ）はｚ＝０のスキャ
ン面のデータである。図１７の（ｄ）に示すように、フ
ァンビュー角度β＝２πにおいて、第１の検出器アレイ
６１で得られるデータＤ１（２π，γ）はｚ＝２ｔｈの
スキャン面のデータであり、第２の検出器アレイ６２で
得られるデータＤ２（２π，γ）はｚ＝ｔｈのスキャン
面のデータである。例えば、データＤ１（０，γ）とＤ
２（０，γ）とは、パラビュー角度θ＝γの同一ビュー
である。また、例えば、データＤ１（−２π／３，＋γ
ｍ）とＤ２（２π／３，−γｍ）とは、γｍ＝π／６の
とき、パラビュー角度θ＝−π／２またはπ／２の対向
ビューである。
レイのｚ軸上の位置の説明図である。ヘリカルスキャン
における直線移動軸をｚ軸とし、図１７の（ｂ）に示す
ように、ファンビュー角度β＝０における検出器アレイ
６１，６２の中間位置を画像生成位置とし、これをｚ＝
０とする。また、各検出器アレイ６１，６２に入射する
扇状Ｘ線ビームＸｒの厚さをｔｈとし、Ｘ線管３０およ
び２段検出器アレイ６０の１回転ごとに直線移動する距
離をｄとし、ｐ＝ｄ／ｔｈをヘリカルピッチとすると
き、図１７ではヘリカルピッチｐ＝１.５としている。
図１７の（ａ）に示すように、ファンビュー角度β＝−
２π／３において、第１の検出器アレイ６１で得られる
データＤ１（−２π／３，γ）はｚ＝０のスキャン面の
データであり、第２の検出器アレイ６２で得られるデー
タＤ２（−２π／３，γ）はｚ＝−ｔｈのスキャン面の
データである。図１７の（ｂ）に示すように、ファンビ
ュー角度β＝０において、第１の検出器アレイ６１で得
られるデータＤ１（０，γ）はｚ＝ｔｈ／２のスキャン
面のデータであり、第２の検出器アレイ６２で得られる
データＤ２（０，γ）はｚ＝−ｔｈ／２のスキャン面の
データである。図１７の（ｃ）に示すように、ファンビ
ュー角度β＝２π／３において、第１の検出器アレイ６
１で得られるデータＤ１（２π／３，γ）はｚ＝ｔｈの
スキャン面のデータであり、第２の検出器アレイ６２で
得られるデータＤ２（２π／３，γ）はｚ＝０のスキャ
ン面のデータである。図１７の（ｄ）に示すように、フ
ァンビュー角度β＝２πにおいて、第１の検出器アレイ
６１で得られるデータＤ１（２π，γ）はｚ＝２ｔｈの
スキャン面のデータであり、第２の検出器アレイ６２で
得られるデータＤ２（２π，γ）はｚ＝ｔｈのスキャン
面のデータである。例えば、データＤ１（０，γ）とＤ
２（０，γ）とは、パラビュー角度θ＝γの同一ビュー
である。また、例えば、データＤ１（−２π／３，＋γ
ｍ）とＤ２（２π／３，−γｍ）とは、γｍ＝π／６の
とき、パラビュー角度θ＝−π／２またはπ／２の対向
ビューである。
【０００７】一般に、Ｎ段の検出器アレイがあり、その
第ｎ（＝１，…，Ｎ）段の検出器アレイでｚ＝０のスキ
ャン面のデータを得られる時のファンビュー角度βｎ
は、 βｎ＝（２ｎ−Ｎ−１）π／ｐ で表される。
第ｎ（＝１，…，Ｎ）段の検出器アレイでｚ＝０のスキ
ャン面のデータを得られる時のファンビュー角度βｎ
は、 βｎ＝（２ｎ−Ｎ−１）π／ｐ で表される。
【０００８】図１８は、ファンビュー角度β＝０，２
π，４πにおける第１検出器アレイで得たデータＤ１
（β）および第２検出器アレイで得たデータＤ２（β）
に対応するスライスのｚ軸上の位置を表している。
π，４πにおける第１検出器アレイで得たデータＤ１
（β）および第２検出器アレイで得たデータＤ２（β）
に対応するスライスのｚ軸上の位置を表している。
【０００９】図１９は、第１検出器アレイのファンビュ
ー角度β(D1)と第１検出器アレイで得たデータＤ１（β
(D1)）のスキャン面のｚ軸上の位置および第２検出器ア
レイのファンビュー角度β(D2)と第２検出器アレイで得
たデータＤ２（β(D2)）のスキャン面のｚ軸上の位置を
余弦曲線により表している。
ー角度β(D1)と第１検出器アレイで得たデータＤ１（β
(D1)）のスキャン面のｚ軸上の位置および第２検出器ア
レイのファンビュー角度β(D2)と第２検出器アレイで得
たデータＤ２（β(D2)）のスキャン面のｚ軸上の位置を
余弦曲線により表している。
【００１０】図２０は、データＤ１（β），Ｄ２（β）
のスキャン面のｚ軸上の位置を直線により表している。
また、画像を生成するために使用するデータＤ１（β,
γ）を範囲Ａ，Ｂで表し、データＤ２（β，γ）を範囲
Ｄ，Ｅで表している。なお、γｍ＝π／６を想定してい
る。また、ＲＣは、画像再構成位置ｚ＝０を表してい
る。−４π／３（ａ点）≦β(D1)＜−２π／３（ｂ点）
の範囲ＡのデータＤ１（β）と２π／３（ｂ点）≦β(D
2)＜４π／３（ｃ点）の範囲ＤのデータＤ２（β）と
は、同一ビューであって画像生成位置ｚ＝０を挟み当該
画像生成位置ｚ＝０に最も近い２つのデータであるか
ら、これら２つのデータを選択し、各データの画像生成
位置ｚ＝０からの距離の逆数を各データの重みとした線
形補間を行って、補間データを算出する。なお、この補
間を、β(D1)とβ(D2)の差が２πであるため、３６０°
線形補間と呼ぶ。但し、特開平９−１０８２０８号公報
では、２回転線形補間と呼んでいる。一方、−２π／３
（ｂ点）≦β(D1)＜０（ｅ点）の範囲ＢのデータＤ１
（β）と０（ｆ点）≦β(D2)＜２π／３（ｂ点）の範囲
ＥのデータＤ２（β）とは、対向ビューのデータであっ
て画像生成位置ｚ＝０を挟み当該画像生成位置ｚ＝０に
最も近い２つのデータであるから、これら２つのデータ
を選択し、各データの画像生成位置ｚ＝０からの距離の
逆数を各データの重みとした線形補間を行って、補間デ
ータを算出する。なお、この補間を、２つのデータのＸ
線ビームの方向が逆向きであるため、１８０°線形補間
と呼ぶ。但し、特開平９−１０８２０８号公報では、１
回転線形補間と呼んでいる。なお、範囲Ｃのデータは、
範囲Ｂのデータを収集している時に同時に収集している
が、使用しない。同様に、範囲Ｆのデータは、範囲Ｅの
データを収集している時に同時に収集しているが、使用
しない。
のスキャン面のｚ軸上の位置を直線により表している。
また、画像を生成するために使用するデータＤ１（β,
γ）を範囲Ａ，Ｂで表し、データＤ２（β，γ）を範囲
Ｄ，Ｅで表している。なお、γｍ＝π／６を想定してい
る。また、ＲＣは、画像再構成位置ｚ＝０を表してい
る。−４π／３（ａ点）≦β(D1)＜−２π／３（ｂ点）
の範囲ＡのデータＤ１（β）と２π／３（ｂ点）≦β(D
2)＜４π／３（ｃ点）の範囲ＤのデータＤ２（β）と
は、同一ビューであって画像生成位置ｚ＝０を挟み当該
画像生成位置ｚ＝０に最も近い２つのデータであるか
ら、これら２つのデータを選択し、各データの画像生成
位置ｚ＝０からの距離の逆数を各データの重みとした線
形補間を行って、補間データを算出する。なお、この補
間を、β(D1)とβ(D2)の差が２πであるため、３６０°
線形補間と呼ぶ。但し、特開平９−１０８２０８号公報
では、２回転線形補間と呼んでいる。一方、−２π／３
（ｂ点）≦β(D1)＜０（ｅ点）の範囲ＢのデータＤ１
（β）と０（ｆ点）≦β(D2)＜２π／３（ｂ点）の範囲
ＥのデータＤ２（β）とは、対向ビューのデータであっ
て画像生成位置ｚ＝０を挟み当該画像生成位置ｚ＝０に
最も近い２つのデータであるから、これら２つのデータ
を選択し、各データの画像生成位置ｚ＝０からの距離の
逆数を各データの重みとした線形補間を行って、補間デ
ータを算出する。なお、この補間を、２つのデータのＸ
線ビームの方向が逆向きであるため、１８０°線形補間
と呼ぶ。但し、特開平９−１０８２０８号公報では、１
回転線形補間と呼んでいる。なお、範囲Ｃのデータは、
範囲Ｂのデータを収集している時に同時に収集している
が、使用しない。同様に、範囲Ｆのデータは、範囲Ｅの
データを収集している時に同時に収集しているが、使用
しない。
【００１１】以上の範囲Ａ，Ｂ，Ｄ，Ｅのデータから検
出器アレイの全チャネルについてのπ分の補間データが
得られるので、ハーフリコン（half reconstruction）
により画像を生成することが出来る。
出器アレイの全チャネルについてのπ分の補間データが
得られるので、ハーフリコン（half reconstruction）
により画像を生成することが出来る。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】図２１は、ｚ＝−ｔｈ
／２，０，ｔｈ／２の３カ所を画像再構成位置とした場
合に必要なデータを上記従来のＸ線ＣＴ装置でヘリカル
スキャンで得たときのＸ線照射範囲を示す。ファンビュ
ー角度では、−２πから２πまでの角度範囲で、第１検
出器アレイ６１および第２検出器アレイ６２にＸ線が照
射される。ｚ軸位置では、−３ｔｈ／２から５ｔｈ／２
までのｚ範囲で、第１検出器アレイ６１にＸ線が照射さ
れる。また、−５ｔｈ／２から３ｔｈ／２までのｚ範囲
で、第２検出器アレイ６２にＸ線が照射される。しかし
ながら、画像を生成するのに必要なデータ範囲は、デー
タＤ１のｇ−ａ−ｂ−ｅ−ｈ、データＤ２のｊ−ｆ−ｂ
−ｃ−ｋであるから、ｚ軸位置については−ｔｈ／２か
らｔｈまでのｚ範囲である。すなわち、−５ｔｈ／２か
ら−ｔｈまでのｚ範囲およびｔｈから５ｔｈ／２までの
ｚ範囲は、無駄なＸ線照射範囲であって、被検体が無駄
にＸ線被曝していることになる。そこで、本発明の目的
は、多段検出器アレイを用いたヘリカルスキャンにより
データを収集する際の被検体のＸ線被曝量を低減するこ
とが出来るＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
／２，０，ｔｈ／２の３カ所を画像再構成位置とした場
合に必要なデータを上記従来のＸ線ＣＴ装置でヘリカル
スキャンで得たときのＸ線照射範囲を示す。ファンビュ
ー角度では、−２πから２πまでの角度範囲で、第１検
出器アレイ６１および第２検出器アレイ６２にＸ線が照
射される。ｚ軸位置では、−３ｔｈ／２から５ｔｈ／２
までのｚ範囲で、第１検出器アレイ６１にＸ線が照射さ
れる。また、−５ｔｈ／２から３ｔｈ／２までのｚ範囲
で、第２検出器アレイ６２にＸ線が照射される。しかし
ながら、画像を生成するのに必要なデータ範囲は、デー
タＤ１のｇ−ａ−ｂ−ｅ−ｈ、データＤ２のｊ−ｆ−ｂ
−ｃ−ｋであるから、ｚ軸位置については−ｔｈ／２か
らｔｈまでのｚ範囲である。すなわち、−５ｔｈ／２か
ら−ｔｈまでのｚ範囲およびｔｈから５ｔｈ／２までの
ｚ範囲は、無駄なＸ線照射範囲であって、被検体が無駄
にＸ線被曝していることになる。そこで、本発明の目的
は、多段検出器アレイを用いたヘリカルスキャンにより
データを収集する際の被検体のＸ線被曝量を低減するこ
とが出来るＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、本発明
は、多数のＸ線検出器を一列に配設した検出器アレイを
２段以上並設した多段検出器アレイに対して走査対象を
前記並設方向の軸に沿って相対的に直線移動させると共
に走査対象の周りにＸ線管を回転させながらデータを収
集するデータ収集手段と、前記直線移動軸上の一つの位
置での画像を生成するために必要な複数ビューのデータ
を当該画像生成位置の近傍で収集したデータから補間演
算により算出するデータ算出手段と、そのデータ算出手
段により算出した前記複数ビューのデータから画像を生
成する画像生成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、
前記データ収集手段は、多段検出器アレイの中でデータ
収集の必要がある検出器アレイに対してのみＸ線を照射
しデータ収集の必要がない検出器アレイに対してはＸ線
を照射しないことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供す
る。従来のＸ線ＣＴ装置では、多段検出器アレイを用い
たヘリカルスキャンの際、ある検出器アレイで必要なデ
ータを収集している間、データ収集の必要のない他の検
出器アレイにもＸ線を照射していた。しかし、上記第１
の観点によるＸ線ＣＴ装置では、データ収集の必要のな
い他の検出器アレイにはＸ線を照射しないようにした。
従って、被検体のＸ線被曝量を低減することが出来る。
は、多数のＸ線検出器を一列に配設した検出器アレイを
２段以上並設した多段検出器アレイに対して走査対象を
前記並設方向の軸に沿って相対的に直線移動させると共
に走査対象の周りにＸ線管を回転させながらデータを収
集するデータ収集手段と、前記直線移動軸上の一つの位
置での画像を生成するために必要な複数ビューのデータ
を当該画像生成位置の近傍で収集したデータから補間演
算により算出するデータ算出手段と、そのデータ算出手
段により算出した前記複数ビューのデータから画像を生
成する画像生成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、
前記データ収集手段は、多段検出器アレイの中でデータ
収集の必要がある検出器アレイに対してのみＸ線を照射
しデータ収集の必要がない検出器アレイに対してはＸ線
を照射しないことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供す
る。従来のＸ線ＣＴ装置では、多段検出器アレイを用い
たヘリカルスキャンの際、ある検出器アレイで必要なデ
ータを収集している間、データ収集の必要のない他の検
出器アレイにもＸ線を照射していた。しかし、上記第１
の観点によるＸ線ＣＴ装置では、データ収集の必要のな
い他の検出器アレイにはＸ線を照射しないようにした。
従って、被検体のＸ線被曝量を低減することが出来る。
【００１４】第２の観点では、本発明は、多数のＸ線検
出器を一列に配設した検出器アレイに照射するＸ線ビー
ム幅を制御する主コリメータと、検出器アレイの全体ま
たは部分に対してＸ線ビームを通過させるか遮断するか
を制御する副コリメータとを具備し、その副コリメータ
によりデータ収集の必要のある検出器アレイの全体また
は部分に対してはＸ線を照射するがデータ収集の必要の
ない検出器アレイの全体または部分に対してはＸ線を遮
断するようにしたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供
する。上記第２の観点によるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線ビ
ーム幅を制御する主コリメータとは別にＸ線ビームを通
過させるか遮断するかを制御する副コリメータを備えた
ため、例えば、多段検出器アレイを用いたヘリカルスキ
ャンにおいては、ある検出器アレイで必要なデータを収
集している間、データ収集の必要のない他の検出器アレ
イにはＸ線を照射しないように出来る。また、検出器ア
レイの一部のＸ線検出器で必要なデータを収集している
間、データ収集の必要のない他のＸ線検出器にはＸ線を
照射しないように出来る。よって、被検体のＸ線被曝量
を低減することが出来る。さらに、例えば、心電同期ス
キャンにおいては、データ収集の必要のない時相には検
出器アレイにＸ線を照射しないように出来る。従って、
被検体のＸ線被曝量を低減することが出来る。なお、主
コリメータと副コリメータとを別体とせずに、両者の機
能を併せ持った一つの複合コリメータとしてもよい。
出器を一列に配設した検出器アレイに照射するＸ線ビー
ム幅を制御する主コリメータと、検出器アレイの全体ま
たは部分に対してＸ線ビームを通過させるか遮断するか
を制御する副コリメータとを具備し、その副コリメータ
によりデータ収集の必要のある検出器アレイの全体また
は部分に対してはＸ線を照射するがデータ収集の必要の
ない検出器アレイの全体または部分に対してはＸ線を遮
断するようにしたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供
する。上記第２の観点によるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線ビ
ーム幅を制御する主コリメータとは別にＸ線ビームを通
過させるか遮断するかを制御する副コリメータを備えた
ため、例えば、多段検出器アレイを用いたヘリカルスキ
ャンにおいては、ある検出器アレイで必要なデータを収
集している間、データ収集の必要のない他の検出器アレ
イにはＸ線を照射しないように出来る。また、検出器ア
レイの一部のＸ線検出器で必要なデータを収集している
間、データ収集の必要のない他のＸ線検出器にはＸ線を
照射しないように出来る。よって、被検体のＸ線被曝量
を低減することが出来る。さらに、例えば、心電同期ス
キャンにおいては、データ収集の必要のない時相には検
出器アレイにＸ線を照射しないように出来る。従って、
被検体のＸ線被曝量を低減することが出来る。なお、主
コリメータと副コリメータとを別体とせずに、両者の機
能を併せ持った一つの複合コリメータとしてもよい。
【００１５】第３の観点では、本発明は、多数のＸ線検
出器を一列に配設した検出器アレイを２段以上並設した
多段検出器アレイに対して走査対象を前記並設方向の軸
に沿って相対的に直線移動させると共に走査対象の周り
にＸ線管を回転させながらデータを収集するデータ収集
手段と、前記直線移動軸上の一つの位置での画像を生成
するために必要な複数ビューのデータを当該画像生成位
置の近傍で収集したデータから補間演算により算出する
データ算出手段と、そのデータ算出手段により算出した
前記複数ビューのデータから画像を生成する画像生成手
段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、前記データ収集手
段は、前記直線移動を行わずに前記回転だけでデータを
収集する定位置回転スキャンと前記直線移動および回転
を同時に行いながらデータを収集するヘリカルスキャン
とを混在させてデータを収集することを特徴とするＸ線
ＣＴ装置を提供する。複数の画像再構成位置でそれぞれ
画像を生成するのに必要なデータを全てヘリカルスキャ
ンで収集する場合、先述のように無駄なＸ線照射範囲が
生じるが、それは複数の画像再構成位置の両端位置での
画像を生成するのに必要なデータを収集するときであ
る。そこで、両端の画像再構成位置での画像を生成する
のに必要なデータは定位置回転スキャンで収集し、中間
の画像再構成位置での画像を生成するのに必要なデータ
はヘリカルスキャンで収集すれば、Ｘ線照射範囲を縮小
できる。上記第３の観点によるＸ線ＣＴ装置では、定位
置回転スキャンとヘリカルスキャンとを混在させてデー
タを収集するので、上記のようにしてＸ線照射範囲を縮
小でき、従って、被検体のＸ線被曝量を低減することが
出来る。
出器を一列に配設した検出器アレイを２段以上並設した
多段検出器アレイに対して走査対象を前記並設方向の軸
に沿って相対的に直線移動させると共に走査対象の周り
にＸ線管を回転させながらデータを収集するデータ収集
手段と、前記直線移動軸上の一つの位置での画像を生成
するために必要な複数ビューのデータを当該画像生成位
置の近傍で収集したデータから補間演算により算出する
データ算出手段と、そのデータ算出手段により算出した
前記複数ビューのデータから画像を生成する画像生成手
段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、前記データ収集手
段は、前記直線移動を行わずに前記回転だけでデータを
収集する定位置回転スキャンと前記直線移動および回転
を同時に行いながらデータを収集するヘリカルスキャン
とを混在させてデータを収集することを特徴とするＸ線
ＣＴ装置を提供する。複数の画像再構成位置でそれぞれ
画像を生成するのに必要なデータを全てヘリカルスキャ
ンで収集する場合、先述のように無駄なＸ線照射範囲が
生じるが、それは複数の画像再構成位置の両端位置での
画像を生成するのに必要なデータを収集するときであ
る。そこで、両端の画像再構成位置での画像を生成する
のに必要なデータは定位置回転スキャンで収集し、中間
の画像再構成位置での画像を生成するのに必要なデータ
はヘリカルスキャンで収集すれば、Ｘ線照射範囲を縮小
できる。上記第３の観点によるＸ線ＣＴ装置では、定位
置回転スキャンとヘリカルスキャンとを混在させてデー
タを収集するので、上記のようにしてＸ線照射範囲を縮
小でき、従って、被検体のＸ線被曝量を低減することが
出来る。
【００１６】
【発明の実施の形態】以下、図に示す実施形態を説明す
る。なお、これにより本発明が限定されるものではな
い。
る。なお、これにより本発明が限定されるものではな
い。
【００１７】−第１の実施形態− 本発明の第１の実施形態では、データを収集しないのに
Ｘ線が照射される領域が存在しないようにする。このた
め、データを収集しない検出器アレイへのＸ線を遮断す
る副コリメータを設ける。
Ｘ線が照射される領域が存在しないようにする。このた
め、データを収集しない検出器アレイへのＸ線を遮断す
る副コリメータを設ける。
【００１８】図１は、本発明の第１の実施形態にかかる
Ｘ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。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。前記操作
コンソール１は、操作者の指示や情報などを受け付ける
入力装置２と、撮影テーブル１０の移動を行わずに走査
ガントリ２０の回転だけでデータを収集する定位置回転
スキャン処理や撮影テーブル１０を移動し且つ走査ガン
トリ２０を回転させてデータを収集するヘリカルスキャ
ン処理や画像を生成するのに必要なデータを収集したデ
ータから算出する補間演算処理やデータから画像を生成
する画像再構成処理などを実行する中枢となる中央処理
装置３と、制御信号などを撮影テーブル１０や走査ガン
トリ２０へ出力する制御インタフェース４と、走査ガン
トリ２０で取得したデータを収集するデータ収集バッフ
ァ５と、画像などを表示するＣＲＴ６と、各種のデータ
やプログラムを記憶する記憶装置７とを具備している。
前記撮影テーブル１０は、被検体を乗せて体軸方向に移
動させる。前記走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、主
コリメータ３０と、副コリメータ４０と、２段検出器ア
レイ６０と、Ｘ線照射のタイミングや強度を調整するＸ
線コントローラ２２と、前記主コリメータ３０のＸ線透
過スリットの幅や位置を調整する主コリメータコントロ
ーラ２３と、前記副コリメータ４０のＸ線透過スリット
の幅や位置を調整する副コリメータコントローラ２４
と、データ収集部２７と、被検体の体軸の回りにＸ線管
２１や２段検出器アレイ６０などを回転させる回転コン
トローラ２５とを具備している。
Ｘ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。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。前記操作
コンソール１は、操作者の指示や情報などを受け付ける
入力装置２と、撮影テーブル１０の移動を行わずに走査
ガントリ２０の回転だけでデータを収集する定位置回転
スキャン処理や撮影テーブル１０を移動し且つ走査ガン
トリ２０を回転させてデータを収集するヘリカルスキャ
ン処理や画像を生成するのに必要なデータを収集したデ
ータから算出する補間演算処理やデータから画像を生成
する画像再構成処理などを実行する中枢となる中央処理
装置３と、制御信号などを撮影テーブル１０や走査ガン
トリ２０へ出力する制御インタフェース４と、走査ガン
トリ２０で取得したデータを収集するデータ収集バッフ
ァ５と、画像などを表示するＣＲＴ６と、各種のデータ
やプログラムを記憶する記憶装置７とを具備している。
前記撮影テーブル１０は、被検体を乗せて体軸方向に移
動させる。前記走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、主
コリメータ３０と、副コリメータ４０と、２段検出器ア
レイ６０と、Ｘ線照射のタイミングや強度を調整するＸ
線コントローラ２２と、前記主コリメータ３０のＸ線透
過スリットの幅や位置を調整する主コリメータコントロ
ーラ２３と、前記副コリメータ４０のＸ線透過スリット
の幅や位置を調整する副コリメータコントローラ２４
と、データ収集部２７と、被検体の体軸の回りにＸ線管
２１や２段検出器アレイ６０などを回転させる回転コン
トローラ２５とを具備している。
【００１９】図２は、Ｘ線管２１，主コリメータ３０，
副コリメータ４０および２段検出器アレイを示す斜視図
である。主コリメータ３０は、Ｘ線ビームＸｒの幅Ｗｘ
と位置とを制御する。すなわち、Ｘ線管２１から出射さ
れたＸ線は、主コリメータ３０で偏平なＸ線ビームＸｒ
となり、２段検出器アレイ６０の第１検出器アレイ６１
および第２検出器アレイ６２に入射する。副コリメータ
４０は、Ｘ線ビームＸｒが第１検出器アレイ６１に入射
するのを許すと共に第２検出器アレイ６２に入射するの
を遮断する働きをする。また逆に、Ｘ線ビームＸｒが第
１検出器アレイ６１に入射するのを遮断すると共に第２
検出器アレイ６２に入射するのを許す働きをする。
副コリメータ４０および２段検出器アレイを示す斜視図
である。主コリメータ３０は、Ｘ線ビームＸｒの幅Ｗｘ
と位置とを制御する。すなわち、Ｘ線管２１から出射さ
れたＸ線は、主コリメータ３０で偏平なＸ線ビームＸｒ
となり、２段検出器アレイ６０の第１検出器アレイ６１
および第２検出器アレイ６２に入射する。副コリメータ
４０は、Ｘ線ビームＸｒが第１検出器アレイ６１に入射
するのを許すと共に第２検出器アレイ６２に入射するの
を遮断する働きをする。また逆に、Ｘ線ビームＸｒが第
１検出器アレイ６１に入射するのを遮断すると共に第２
検出器アレイ６２に入射するのを許す働きをする。
【００２０】図３は、副コリメータ４０の構成例示図で
ある。この副コリメータ４０は、サーボモータ４１で駆
動されるボールネジ機構に一端が支持されると共に他端
がガイドレール４２で支持された遮蔽板４３と、サーボ
モータ４５で駆動されるボールネジ機構に一端が支持さ
れると共に他端がガイドレール４６で支持された遮蔽板
４７とを具備している。
ある。この副コリメータ４０は、サーボモータ４１で駆
動されるボールネジ機構に一端が支持されると共に他端
がガイドレール４２で支持された遮蔽板４３と、サーボ
モータ４５で駆動されるボールネジ機構に一端が支持さ
れると共に他端がガイドレール４６で支持された遮蔽板
４７とを具備している。
【００２１】図４は、副コリメータ４０の別の構成例示
図である。この副コリメータ４０は、サーボモータ４１
で駆動される回動機構に一端が支持された遮蔽板４３
と、サーボモータ４５で駆動される回動機構に一端が支
持された遮蔽板４７とを具備している。
図である。この副コリメータ４０は、サーボモータ４１
で駆動される回動機構に一端が支持された遮蔽板４３
と、サーボモータ４５で駆動される回動機構に一端が支
持された遮蔽板４７とを具備している。
【００２２】図５および図６は、主コリメータ３０と副
コリメータ４０の働きを示す説明図である。図５に示す
ように、主コリメータ３０でＸ線ビームＸｒの幅Ｗｘと
位置とを制御し、副コリメータ４０を開いてＸ線ビーム
Ｘｒを通過させると、Ｘ線ビームＸｒが第１検出器アレ
イ６１および第２検出器アレイ６２に入射する。一方、
図６の（ａ）に示すように、副コリメータ４０の遮蔽板
４７を閉じてＸ線ビームＸｒの一部を遮断すると、Ｘ線
ビームＸｒが第１検出器アレイ６１のみに入射する。ま
た、図６の（ｂ）に示すように、副コリメータ４０の遮
蔽板４３を閉じてＸ線ビームＸｒの一部を遮断すると、
Ｘ線ビームＸｒが第２検出器アレイ６２のみに入射す
る。
コリメータ４０の働きを示す説明図である。図５に示す
ように、主コリメータ３０でＸ線ビームＸｒの幅Ｗｘと
位置とを制御し、副コリメータ４０を開いてＸ線ビーム
Ｘｒを通過させると、Ｘ線ビームＸｒが第１検出器アレ
イ６１および第２検出器アレイ６２に入射する。一方、
図６の（ａ）に示すように、副コリメータ４０の遮蔽板
４７を閉じてＸ線ビームＸｒの一部を遮断すると、Ｘ線
ビームＸｒが第１検出器アレイ６１のみに入射する。ま
た、図６の（ｂ）に示すように、副コリメータ４０の遮
蔽板４３を閉じてＸ線ビームＸｒの一部を遮断すると、
Ｘ線ビームＸｒが第２検出器アレイ６２のみに入射す
る。
【００２３】図７は、本発明の第１の実施形態の原理図
である。データ収集領域Ｄｚは、計画した複数の画像再
構成位置でそれぞれ画像を生成するのに必要なデータを
収集する領域である。従来のＸ線照射領域Ｊｚは、前記
データ収集領域Ｄｚでデータを収集するのに従来のヘリ
カルスキャンでＸ線が照射される領域であり、データ収
集領域Ｄｚより広い。これは、先述したように、データ
を収集しないのにＸ線が照射される領域が両端に存在す
るからである。そこで、本発明の第１の実施形態では、
副コリメータでＸ線を遮断する領域Ｍｓ，Ｍｅを両端に
設け、データを収集しないのにＸ線が照射される領域が
存在しないようにする。これにより、被検体のＸ線被曝
範囲を縮減できる。
である。データ収集領域Ｄｚは、計画した複数の画像再
構成位置でそれぞれ画像を生成するのに必要なデータを
収集する領域である。従来のＸ線照射領域Ｊｚは、前記
データ収集領域Ｄｚでデータを収集するのに従来のヘリ
カルスキャンでＸ線が照射される領域であり、データ収
集領域Ｄｚより広い。これは、先述したように、データ
を収集しないのにＸ線が照射される領域が両端に存在す
るからである。そこで、本発明の第１の実施形態では、
副コリメータでＸ線を遮断する領域Ｍｓ，Ｍｅを両端に
設け、データを収集しないのにＸ線が照射される領域が
存在しないようにする。これにより、被検体のＸ線被曝
範囲を縮減できる。
【００２４】図８は、ｚ＝−ｔｈ／２，０，ｔｈ／２の
３カ所を画像再構成位置とした場合に必要なデータを本
発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置１００でヘ
リカルスキャンして得たときのＸ線照射範囲を示す。フ
ァンビュー角度では、−２πから２π／３までの角度範
囲で、第１検出器アレイ６１にＸ線が照射される。ま
た、−２π／３から２πまでの角度範囲で、第２検出器
アレイ６２にＸ線が照射される。ｚ軸位置では、−３ｔ
ｈ／２から３ｔｈ／２までのｚ範囲で、第１検出器アレ
イ６１および第２検出器アレイ６２にＸ線が照射され
る。図８（本発明の第１の実施形態）と図２１（従来）
とを比較すれば明らかなように、本発明の第１の実施形
態によれば、−５ｔｈ／２から−３ｔｈ／２までのｚ軸
範囲と３ｔｈ／２から５ｔｈ／２までのｚ軸範囲のＸ線
被曝がなくなっており、被検体がＸ線被曝する範囲を狭
くすることが出来る。また、他の例を示せば、例えば４
段検出器アレイでヘリカルピッチｐ＝６の場合、６ｔｈ
分くらいのｚ軸範囲のＸ線被曝を抑制できる。
３カ所を画像再構成位置とした場合に必要なデータを本
発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置１００でヘ
リカルスキャンして得たときのＸ線照射範囲を示す。フ
ァンビュー角度では、−２πから２π／３までの角度範
囲で、第１検出器アレイ６１にＸ線が照射される。ま
た、−２π／３から２πまでの角度範囲で、第２検出器
アレイ６２にＸ線が照射される。ｚ軸位置では、−３ｔ
ｈ／２から３ｔｈ／２までのｚ範囲で、第１検出器アレ
イ６１および第２検出器アレイ６２にＸ線が照射され
る。図８（本発明の第１の実施形態）と図２１（従来）
とを比較すれば明らかなように、本発明の第１の実施形
態によれば、−５ｔｈ／２から−３ｔｈ／２までのｚ軸
範囲と３ｔｈ／２から５ｔｈ／２までのｚ軸範囲のＸ線
被曝がなくなっており、被検体がＸ線被曝する範囲を狭
くすることが出来る。また、他の例を示せば、例えば４
段検出器アレイでヘリカルピッチｐ＝６の場合、６ｔｈ
分くらいのｚ軸範囲のＸ線被曝を抑制できる。
【００２５】−第２の実施形態− 本発明の第２の実施形態では、定位置回転スキャンとヘ
リカルスキャンとを混在させてデータを収集する。副コ
リメータは、使用しないので、不要である。
リカルスキャンとを混在させてデータを収集する。副コ
リメータは、使用しないので、不要である。
【００２６】図９は、本発明の第２の実施形態の原理図
である。データ収集領域Ｄｚは、計画した複数の画像再
構成位置でそれぞれ画像を生成するのに必要なデータを
収集する領域である。従来のＸ線照射領域Ｊｚは、前記
データ収集領域Ｄｚでデータを収集するのに従来のヘリ
カルスキャンでＸ線が照射される領域であり、データ収
集領域Ｄｚより広い。これは、先述したように、データ
を収集しないのにＸ線が照射される領域が両端に存在す
るからである。そこで、本発明の第２の実施形態では、
データ収集領域の両端に定位置回転領域Ｃｓ，Ｃｅを設
け、まず、定位置回転領域Ｃｓで定位置回転スキャンを
行って必要なファンビュー角度のデータを収集し、次い
でヘリカルスキャンを行ってデータを収集し、最後に定
位置回転領域Ｃｅで定位置回転スキャンを行って必要な
ファンビュー角度のデータを収集するようにし、ヘリカ
ルスキャンの直線移動範囲（撮影デーブル１０の移動範
囲）を狭める。これにより、被検体のＸ線被曝範囲を縮
減できる。
である。データ収集領域Ｄｚは、計画した複数の画像再
構成位置でそれぞれ画像を生成するのに必要なデータを
収集する領域である。従来のＸ線照射領域Ｊｚは、前記
データ収集領域Ｄｚでデータを収集するのに従来のヘリ
カルスキャンでＸ線が照射される領域であり、データ収
集領域Ｄｚより広い。これは、先述したように、データ
を収集しないのにＸ線が照射される領域が両端に存在す
るからである。そこで、本発明の第２の実施形態では、
データ収集領域の両端に定位置回転領域Ｃｓ，Ｃｅを設
け、まず、定位置回転領域Ｃｓで定位置回転スキャンを
行って必要なファンビュー角度のデータを収集し、次い
でヘリカルスキャンを行ってデータを収集し、最後に定
位置回転領域Ｃｅで定位置回転スキャンを行って必要な
ファンビュー角度のデータを収集するようにし、ヘリカ
ルスキャンの直線移動範囲（撮影デーブル１０の移動範
囲）を狭める。これにより、被検体のＸ線被曝範囲を縮
減できる。
【００２７】図１０は、撮影テーブル移動速度とＸ線管
電流の時間変化を示すグラフである。期間ｔｓ−ｔ１で
は、撮影テーブル移動速度を“０”とし、定位置回転領
域Ｃｓで定位置回転スキャンを行って、必要なファンビ
ュー角度のデータを収集する。期間ｔ１−ｔ２では、ヘ
リカルピッチｐで決まる速度Ｖｒまで撮影テーブル移動
速度を徐々に上げながらヘリカルスキャンを行ってデー
タを収集する。期間ｔ２−ｔ３では、ヘリカルピッチｐ
で決まる速度Ｖｒで撮影テーブル１０を移動しながらヘ
リカルスキャンを行ってデータを収集する。期間ｔ３−
ｔ４では、速度“０”まで撮影テーブル移動速度を徐々
に下げながらヘリカルスキャンを行ってデータを収集す
る。期間ｔ４−ｔｅでは、撮影テーブル移動速度を
“０”とし、定位置回転領域Ｃｅで定位置回転スキャン
を行って、必要なファンビュー角度のデータを収集す
る。Ｘ線管電流は、撮影テーブル移動速度に応じて調整
し、ｚ軸方向のＸ線被曝量分布が均一になるようにす
る。なお、Ｘ線管電流が一定だと、定位置回転領域Ｃ
ｓ，ＣｅでのＸ線被曝量が過大になってしまう。
電流の時間変化を示すグラフである。期間ｔｓ−ｔ１で
は、撮影テーブル移動速度を“０”とし、定位置回転領
域Ｃｓで定位置回転スキャンを行って、必要なファンビ
ュー角度のデータを収集する。期間ｔ１−ｔ２では、ヘ
リカルピッチｐで決まる速度Ｖｒまで撮影テーブル移動
速度を徐々に上げながらヘリカルスキャンを行ってデー
タを収集する。期間ｔ２−ｔ３では、ヘリカルピッチｐ
で決まる速度Ｖｒで撮影テーブル１０を移動しながらヘ
リカルスキャンを行ってデータを収集する。期間ｔ３−
ｔ４では、速度“０”まで撮影テーブル移動速度を徐々
に下げながらヘリカルスキャンを行ってデータを収集す
る。期間ｔ４−ｔｅでは、撮影テーブル移動速度を
“０”とし、定位置回転領域Ｃｅで定位置回転スキャン
を行って、必要なファンビュー角度のデータを収集す
る。Ｘ線管電流は、撮影テーブル移動速度に応じて調整
し、ｚ軸方向のＸ線被曝量分布が均一になるようにす
る。なお、Ｘ線管電流が一定だと、定位置回転領域Ｃ
ｓ，ＣｅでのＸ線被曝量が過大になってしまう。
【００２８】図１１は、ｚ＝−ｔｈ／２，０，ｔｈ／２
の３カ所を画像再構成位置とした場合に必要なデータを
本発明の第２の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置で定位置
回転スキャンおよびヘリカルスキャンして得たときのＸ
線照射範囲を示す。ファンビュー角度では、−１０π／
３から１０π／３までの角度範囲で、第１検出器アレイ
６１および第２検出器アレイ６２にＸ線が照射されるｚ
軸位置では、−ｔｈから２ｔｈまでのｚ範囲で、第１検
出器アレイ６１にＸ線が照射される。また、−２ｔｈか
らｔｈまでのｚ範囲で、第２検出器アレイ６２にＸ線が
照射される。図１１（本発明の第２の実施形態）と図２
１（従来）とを比較すれば明らかなように、本発明の第
２の実施形態によれば、−５ｔｈ／２から−２ｔｈまで
のｚ軸範囲と２ｔｈから５ｔｈ／２までのｚ軸範囲のＸ
線被曝がなくなっており、被検体がＸ線被曝する範囲を
狭くすることが出来る。
の３カ所を画像再構成位置とした場合に必要なデータを
本発明の第２の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置で定位置
回転スキャンおよびヘリカルスキャンして得たときのＸ
線照射範囲を示す。ファンビュー角度では、−１０π／
３から１０π／３までの角度範囲で、第１検出器アレイ
６１および第２検出器アレイ６２にＸ線が照射されるｚ
軸位置では、−ｔｈから２ｔｈまでのｚ範囲で、第１検
出器アレイ６１にＸ線が照射される。また、−２ｔｈか
らｔｈまでのｚ範囲で、第２検出器アレイ６２にＸ線が
照射される。図１１（本発明の第２の実施形態）と図２
１（従来）とを比較すれば明らかなように、本発明の第
２の実施形態によれば、−５ｔｈ／２から−２ｔｈまで
のｚ軸範囲と２ｔｈから５ｔｈ／２までのｚ軸範囲のＸ
線被曝がなくなっており、被検体がＸ線被曝する範囲を
狭くすることが出来る。
【００２９】−第３の実施形態− 本発明の第３の実施形態では、前記第１の実施形態と前
記第２の実施形態とを併用する。このため、データを収
集しない検出器アレイへのＸ線を遮断する副コリメータ
を設けると共に定位置回転スキャンとヘリカルスキャン
とを混在させてデータを収集する。
記第２の実施形態とを併用する。このため、データを収
集しない検出器アレイへのＸ線を遮断する副コリメータ
を設けると共に定位置回転スキャンとヘリカルスキャン
とを混在させてデータを収集する。
【００３０】図１２は、ｚ＝−ｔｈ／２，０，ｔｈ／２
の３カ所を画像再構成位置とした場合に必要なデータを
本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置で定位置
回転スキャンおよびヘリカルスキャンして得たときのＸ
線照射範囲を示す。ファンビュー角度では、−１０π／
３から０までの角度範囲で、第１検出器アレイ６１にＸ
線が照射される。また、０から１０π／３までの角度範
囲で、第２検出器アレイ６２にＸ線が照射されるｚ軸位
置では、−ｔｈからｔｈまでのｚ範囲で、第１検出器ア
レイ６１および第２検出器アレイ６２にＸ線が照射され
る。図１２（本発明の第３の実施形態）と図２１（従
来）とを比較すれば明らかなように、本発明の第３の実
施形態によれば、−５ｔｈ／２から−ｔｈまでのｚ軸範
囲とｔｈから５ｔｈ／２までのｚ軸範囲のＸ線被曝がな
くなっており、被検体がＸ線被曝する範囲を狭くするこ
とが出来る。
の３カ所を画像再構成位置とした場合に必要なデータを
本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置で定位置
回転スキャンおよびヘリカルスキャンして得たときのＸ
線照射範囲を示す。ファンビュー角度では、−１０π／
３から０までの角度範囲で、第１検出器アレイ６１にＸ
線が照射される。また、０から１０π／３までの角度範
囲で、第２検出器アレイ６２にＸ線が照射されるｚ軸位
置では、−ｔｈからｔｈまでのｚ範囲で、第１検出器ア
レイ６１および第２検出器アレイ６２にＸ線が照射され
る。図１２（本発明の第３の実施形態）と図２１（従
来）とを比較すれば明らかなように、本発明の第３の実
施形態によれば、−５ｔｈ／２から−ｔｈまでのｚ軸範
囲とｔｈから５ｔｈ／２までのｚ軸範囲のＸ線被曝がな
くなっており、被検体がＸ線被曝する範囲を狭くするこ
とが出来る。
【００３１】−第４の実施形態− 本発明の第４の実施形態は、ヘリカルスキャンの両端に
定位置回転スキャンを入れた前記第３の実施形態の変形
であり、ヘリカルスキャンの中央に定位置回転スキャン
を入れた実施形態である。
定位置回転スキャンを入れた前記第３の実施形態の変形
であり、ヘリカルスキャンの中央に定位置回転スキャン
を入れた実施形態である。
【００３２】図１３は、ｚ＝−ｔｈ／２，０，ｔｈ／２
の３カ所を画像再構成位置とした場合に必要なデータを
本発明の第４の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置で定位置
回転スキャン（定位置回転領域をＣｃで示す）およびヘ
リカルスキャンして得たときのＸ線照射範囲を示す。フ
ァンビュー角度では、−４π／３から２πまでの角度範
囲で、第１検出器アレイ６１にＸ線が照射される。ま
た、０から１０π／３までの角度範囲で、第２検出器ア
レイ６２にＸ線が照射されるｚ軸位置では、−ｔｈから
ｔｈまでのｚ範囲で、第１検出器アレイ６１および第２
検出器アレイ６２にＸ線が照射される。図１３（本発明
の第４の実施形態）と図２１（従来）とを比較すれば明
らかなように、本発明の第４の実施形態によれば、−５
ｔｈ／２から−ｔｈまでのｚ軸範囲とｔｈから５ｔｈ／
２までのｚ軸範囲のＸ線被曝がなくなっており、被検体
がＸ線被曝する範囲を狭くすることが出来る。
の３カ所を画像再構成位置とした場合に必要なデータを
本発明の第４の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置で定位置
回転スキャン（定位置回転領域をＣｃで示す）およびヘ
リカルスキャンして得たときのＸ線照射範囲を示す。フ
ァンビュー角度では、−４π／３から２πまでの角度範
囲で、第１検出器アレイ６１にＸ線が照射される。ま
た、０から１０π／３までの角度範囲で、第２検出器ア
レイ６２にＸ線が照射されるｚ軸位置では、−ｔｈから
ｔｈまでのｚ範囲で、第１検出器アレイ６１および第２
検出器アレイ６２にＸ線が照射される。図１３（本発明
の第４の実施形態）と図２１（従来）とを比較すれば明
らかなように、本発明の第４の実施形態によれば、−５
ｔｈ／２から−ｔｈまでのｚ軸範囲とｔｈから５ｔｈ／
２までのｚ軸範囲のＸ線被曝がなくなっており、被検体
がＸ線被曝する範囲を狭くすることが出来る。
【００３３】
【発明の効果】本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、被検体
がＸ線被曝する範囲を狭くすることが出来る。
がＸ線被曝する範囲を狭くすることが出来る。
【図１】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置
の構成ブロック図である。
の構成ブロック図である。
【図２】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置
の要部斜視図である。
の要部斜視図である。
【図３】本発明にかかる副コリメータの構成例示図であ
る。
る。
【図４】本発明にかかる副コリメータの別の構成例示図
である。
である。
【図５】主コリメータの機能説明図である。
【図６】副コリメータの機能説明図である。
【図７】本発明の第１の実施形態の原理説明図である。
【図８】本発明の第１の実施形態によるＸ線照射範囲の
例示図である。
例示図である。
【図９】本発明の第２の実施形態の原理説明図である。
【図１０】本発明の第２の実施形態の撮影テーブル速度
とＸ線管電流の時間変化の説明図である。
とＸ線管電流の時間変化の説明図である。
【図１１】本発明の第２の実施形態によるＸ線照射範囲
の例示図である。
の例示図である。
【図１２】本発明の第３の実施形態によるＸ線照射範囲
の例示図である。
の例示図である。
【図１３】本発明の第４の実施形態によるＸ線照射範囲
の例示図である。
の例示図である。
【図１４】２段検出器アレイの斜視図である。
【図１５】Ｘ線と２段検出器アレイの関係を示す説明図
である。
である。
【図１６】ファンビュー角度βとパラビュー角度θと同
一ビューと対向ビューの説明図である。
一ビューと対向ビューの説明図である。
【図１７】２段検出器アレイのファンビュー角度と直線
移動軸上の位置の関係を説明する例示図である。
移動軸上の位置の関係を説明する例示図である。
【図１８】ファンビュー角度β＝−２π，０，２πにお
ける２段検出器アレイの直線移動軸上の位置の関係を説
明する例示図である。
ける２段検出器アレイの直線移動軸上の位置の関係を説
明する例示図である。
【図１９】２段検出器アレイの各検出器アレイのファン
ビュー角度と直線移動軸上の位置の関係を余弦曲線で表
した説明図である。
ビュー角度と直線移動軸上の位置の関係を余弦曲線で表
した説明図である。
【図２０】従来のＸ線ＣＴ装置で使用するデータの範囲
を示す概念図である。
を示す概念図である。
【図２１】従来のＸ線ＣＴ装置によるＸ線照射範囲の例
示図である。
示図である。
１ 操作コンソール ３ 中央処理装置 ４ 制御インタフェー
ス １０ 撮影テーブル ２０ 走査ガントリ ２１ Ｘ線管 ２２ Ｘ線コントローラ ２３ 主コリメータコン
トローラ ２４ 副コリメータコン
トローラ ２５ 回転コントローラ ３０ 主コリメータ ４０ 副コリメータ ６０ ２段検出器アレイ ６１ 第１検出器アレイ ６２ 第２検出器アレイ １００ Ｘ線ＣＴ装置 Ｘｒ Ｘ線ビーム ｔｈ Ｘ線ビームの厚さ ｄ １回転ごとの直線
移動距離 ｐ ヘリカルピッチ
ス １０ 撮影テーブル ２０ 走査ガントリ ２１ Ｘ線管 ２２ Ｘ線コントローラ ２３ 主コリメータコン
トローラ ２４ 副コリメータコン
トローラ ２５ 回転コントローラ ３０ 主コリメータ ４０ 副コリメータ ６０ ２段検出器アレイ ６１ 第１検出器アレイ ６２ 第２検出器アレイ １００ Ｘ線ＣＴ装置 Ｘｒ Ｘ線ビーム ｔｈ Ｘ線ビームの厚さ ｄ １回転ごとの直線
移動距離 ｐ ヘリカルピッチ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 郷野 誠 東京都日野市旭ケ丘４丁目７番地の127 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 内 Ｆターム(参考） 4C093 AA22 BA03 BA10 CA34 EA12 EB18 EB22 FD07 FF27
Claims (3)
- 【請求項１】 多数のＸ線検出器を一列に配設した検出
器アレイを２段以上並設した多段検出器アレイに対して
走査対象を前記並設方向の軸に沿って相対的に直線移動
させると共に走査対象の周りにＸ線管を回転させながら
データを収集するデータ収集手段と、前記直線移動軸上
の一つの位置での画像を生成するために必要な複数ビュ
ーのデータを当該画像生成位置の近傍で収集したデータ
から補間演算により算出するデータ算出手段と、そのデ
ータ算出手段により算出した前記複数ビューのデータか
ら画像を生成する画像生成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置
であって、 前記データ収集手段は、多段検出器アレイの中でデータ
収集の必要がある検出器アレイに対してのみＸ線を照射
しデータ収集の必要がない検出器アレイに対してはＸ線
を照射しないことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２】 多数のＸ線検出器を一列に配設した検出
器アレイに照射するＸ線ビーム幅を制御する主コリメー
タと、検出器アレイの全体または部分に対してＸ線ビー
ムを通過させるか遮断するかを制御する副コリメータと
を具備し、その副コリメータによりデータ収集の必要の
ある検出器アレイの全体または部分に対してはＸ線を照
射するがデータ収集の必要のない検出器アレイの全体ま
たは部分に対してはＸ線を遮断するようにしたことを特
徴とするＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項３】 多数のＸ線検出器を一列に配設した検出
器アレイを２段以上並設した多段検出器アレイに対して
走査対象を前記並設方向の軸に沿って相対的に直線移動
させると共に走査対象の周りにＸ線管を回転させながら
データを収集するデータ収集手段と、前記直線移動軸上
の一つの位置での画像を生成するために必要な複数ビュ
ーのデータを当該画像生成位置の近傍で収集したデータ
から補間演算により算出するデータ算出手段と、そのデ
ータ算出手段により算出した前記複数ビューのデータか
ら画像を生成する画像生成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置
であって、 前記データ収集手段は、前記直線移動を行わずに前記回
転だけでデータを収集する定位置回転スキャンと前記直
線移動および回転を同時に行いながらデータを収集する
ヘリカルスキャンとを混在させてデータを収集すること
を特徴とするＸ線ＣＴ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29743699A JP2001112747A (ja) | 1999-10-19 | 1999-10-19 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29743699A JP2001112747A (ja) | 1999-10-19 | 1999-10-19 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2009230107A Division JP2009297577A (ja) | 2009-10-02 | 2009-10-02 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001112747A true JP2001112747A (ja) | 2001-04-24 |
Family
ID=17846509
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP29743699A Pending JP2001112747A (ja) | 1999-10-19 | 1999-10-19 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2001112747A (ja) |
Cited By (7)
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| US7649972B2 (en) | 2006-06-20 | 2010-01-19 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | X-ray CT data acquisition method and X-ray CT apparatus |
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-
1999
- 1999-10-19 JP JP29743699A patent/JP2001112747A/ja active Pending
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