JP2009297577A

JP2009297577A - X-ray computed tomography scanner

Info

Publication number: JP2009297577A
Application number: JP2009230107A
Authority: JP
Inventors: Kazuhiko Hayakawa; 和彦早川; Natsuko Sato; 夏子佐藤; Makoto Gono; 誠郷野
Original assignee: GE Healthcare Japan Corp
Current assignee: GE Healthcare Japan Corp
Priority date: 2009-10-02
Filing date: 2009-10-02
Publication date: 2009-12-24

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an X-ray computed tomography scanner which controls useless X-ray exposure. <P>SOLUTION: In an X-ray computed tomography scanner including multistage detector array, data are collected by combining helical scanning which collects data by moving the subject linearly relative to the multistage detector array along the axis of the juxtaposing direction of the detector array while rotating the X-ray tube and fixed position rotating scanning which collects data only by the rotation without performing the rectilinear travel. According to the invention, the X-ray exposure to the subject can be reduced. <P>COPYRIGHT: (C)2010,JPO&INPIT

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ（Ｃomputed 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（helical 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。 The present invention relates to an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus, and more specifically, a helical scan using a multi-stage detector array in which two or more detector arrays in which detectors are arranged in a row are arranged in parallel. The present invention relates to an X-ray CT apparatus capable of reducing an X-ray exposure dose of a subject when collecting data by scanning.

特許文献１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。 In the X-ray CT apparatus disclosed in Patent Document 1, data is collected by a helical scan using a multi-stage detector array, and the same view data or opposite view data is used as each of a plurality of views necessary to generate an image. Two pieces of data closest to the image generation position are selected from the collected data, and interpolation data for generating an image is calculated by an interpolation calculation using the two pieces of data. That is, at the time of interpolation calculation, two data closest to the image generation position are selected and used even for data collected by different detector arrays.

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６１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。 A conventional interpolation calculation will be described with reference to FIGS.
As shown in FIG. 14, the two-stage detector array 60 is obtained by integrating a first detector array 61 and a second detector array 62. The first detector array 61 is an array of X-ray detectors 61 (γ) of a large number of channels arranged in an arc shape. Similarly, the second detector array 62 has a large number of channels of X-ray detectors 62 (γ) arranged in an arc. Here, γ is a channel angle.

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。 As shown in FIG. 15, the X-rays emitted from the X-ray tube 21 are converted into a flat fan-shaped X-ray beam Xr by the collimator 30, and the first detector array 61 and the second detection of the two-stage detector array 60. Is incident on the detector array 62. A straight line L connecting the X-ray tube 30 and the central channel of the two-stage detector array 60 is referred to as an angle reference axis. A channel angle γ of a certain channel is an angle formed by a straight line connecting the X-ray tube 30 and the channel and the angle reference axis L. That is, the channel angle γ = 0 in the center channel of the two-stage detector array 60, and the channel angle γ = + γm in the leftmost channel in the figure of the two-stage detector array 60, and on the figure of the two-stage detector array 60. In the rightmost channel, the channel angle γ = −γm.

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１６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（βｉ，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。 FIG. 16 is an explanatory diagram of a fan view angle and a para view angle.
An angle formed by the angle reference axis L and the vertical axis at one angular position where the X-ray tube 30 and the two-stage detector array 60 are rotated is referred to as a fan view angle β. The angle formed by the X-rays incident on the channel having the channel angle γ and the vertical axis is referred to as a paraview angle θ (γ). There is a relationship of θ (γ) = β + γ.
As shown in FIG. 16A, the data collected in the channel with the channel angle γ at the fan view angle βi is represented by D (βi, γ).
Since the paraview angle θ (γ) = βi + γ of the data D (βi, γ), adjacent data with the same paraview angle θ (γ) = βi + γ, that is, adjacent data of the same view is D (βi−2π, γ). And D (βi + 2π, γ).
Since the paraview angle θ (γ) = βi + γ of the data D (βi, γ), the adjacent data in which the opposing paraview angle θ (γ) = βi + γ−π or θ (γ) = βi + γ + π, that is, the adjacent data of the opposite view is , D (βi−π + 2γ, −γ) or D (βi + π + 2γ, −γ).
FIG. 16B shows adjacent data D (βi−π + 2γm, −γm) and D (βi + π + 2γm, −γm) of the opposite view of D (βi, + γm).

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６１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Ｄ２（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，＋γｍ）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。 FIG. 17 is an explanatory diagram of the fan view angle β and the position of the detector array on the z-axis.
As shown in FIG. 17B, the linear movement axis in the helical scan is the z-axis, and as shown in FIG. 17B, the intermediate position of the detector arrays 61 and 62 at the fan view angle β = 0 is the image generation position. To do. Also, the thickness of the fan-shaped X-ray beam Xr incident on each detector array 61, 62 is set to th, the distance of linear movement for each rotation of the X-ray tube 30 and the two-stage detector array 60 is set to d, and p = When d / th is a helical pitch, the helical pitch p is 1.5 in FIG.
As shown in FIG. 17A, at the fan view angle β = −2π / 3, the data D1 (−2π / 3, γ) obtained by the first detector array 61 is the scan plane of z = 0. Data D2 (−2π / 3, γ) obtained by the second detector array 62 is data on the scan plane of z = −th.
As shown in FIG. 17B, at the fan view angle β = 0, the data D1 (0, γ) obtained by the first detector array 61 is the scan plane data of z = th / 2. Data D2 (0, γ) obtained by the second detector array 62 is data on the scan plane of z = −th / 2.
As shown in FIG. 17C, at the fan view angle β = 2π / 3, the data D1 (2π / 3, γ) obtained by the first detector array 61 is the scan plane data of z = th. The data D2 (2π / 3, γ) obtained by the second detector array 62 is scan plane data with z = 0.
As shown in FIG. 17D, at the fan view angle β = 2π, the data D1 (2π, γ) obtained by the first detector array 61 is the scan plane data of z = 2th, and the second The data D2 (2π, γ) obtained by the detector array 62 is data on the scan plane of z = th.
For example, the data D1 (0, γ) and D2 (0, γ) are the same view with the paraview angle θ = γ.
Further, for example, the data D1 (−2π / 3, + γm) and D2 (2π / 3, −γm) are opposite views of the paraview angle θ = −π / 2 or π / 2 when γm = π / 6. It is.

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。 In general, there is an N-stage detector array, and the fan-view angle βn when z = 0 scan plane data can be obtained with the n-th (= 1,..., N) -stage detector array is:
βn = (2n−N−1) π / p
It is represented by

図１８は、ファンビュー角度β＝０，２π，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。 FIG. 18 shows on the z-axis of the slice corresponding to the data D1 (β) obtained by the first detector array and the data D2 (β) obtained by the second detector array at the fan view angles β = 0, 2π, 4π. Represents the position.

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。 FIG. 19 shows the fan view angle β (D1) of the first detector array, the position on the z-axis of the scan plane of the data D1 (β (D1)) obtained by the first detector array, and the second detector array. The fan view angle β (D2) and the position on the z-axis of the scan plane of the data D2 (β (D2)) obtained by the second detector array are represented by a cosine curve.

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(D2)＜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。 FIG. 20 represents the position on the z-axis of the scan plane of the data D1 (β) and D2 (β) by a straight line. Further, data D1 (β, γ) used to generate an image is represented by ranges A and B, and data D2 (β, γ) is represented by ranges D and E. Note that γm = π / 6 is assumed. RC represents the image reconstruction position z = 0.
Data D1 (β) and 2π / 3 (b point) ≦ β (D2) <4π / 3 (c in the range A of −4π / 3 (point a) ≦ β (D1) <− 2π / 3 (point b) The data D2 (β) in the range D of point) is the two data that are the same view and are closest to the image generation position z = 0 with the image generation position z = 0 interposed therebetween. The interpolation data is calculated by performing linear interpolation using the reciprocal of the distance from the image generation position z = 0 of each data as the weight of each data. This interpolation is called 360 ° linear interpolation because the difference between β (D1) and β (D2) is 2π. However, in Japanese Patent Laid-Open No. 9-108208, this is called two-rotation linear interpolation.
On the other hand, data D1 (β) in the range B of −2π / 3 (b point) ≦ β (D1) <0 (e point) and 0 (f point) ≦ β (D2) <2π / 3 (b point). The data D2 (β) in the range E is the data of the opposite view and is the two data closest to the image generation position z = 0 with the image generation position z = 0 interposed therebetween, so these two data are selected. The interpolation data is calculated by performing linear interpolation using the reciprocal of the distance from the image generation position z = 0 of each data as the weight of each data. This interpolation is called 180 ° linear interpolation because the directions of the X-ray beams of the two data are opposite. However, in Japanese Patent Laid-Open No. 9-108208, this is called one-rotation linear interpolation.
The data in range C is collected at the same time as the data in range B is collected, but is not used. Similarly, data in range F is collected at the same time as data in range E is collected, but is not used.

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。 Interpolation data corresponding to π for all the channels of the detector array can be obtained from the data in the above ranges A, B, D, and E, so that an image can be generated by half reconstruction.

特開平９−１０８２０８号公報JP-A-9-108208

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。 FIG. 21 shows X-ray irradiation when data required when three positions of z = −th / 2, 0, and th / 2 are image reconstruction positions are obtained by helical scanning with the conventional X-ray CT apparatus. Indicates the range.
In the fan view angle, the first detector array 61 and the second detector array 62 are irradiated with X-rays in the angle range from −2π to 2π.
At the z-axis position, the first detector array 61 is irradiated with X-rays in the z range from -3th / 2 to 5th / 2. The second detector array 62 is irradiated with X-rays in the z range from −5th / 2 to 3th / 2.
However, since the data range necessary to generate the image is ga-b-e-h of the data D1 and j-f-b-c-k of the data D2, the th-axis position is -th. Z range from / 2 to th.
That is, the z range from -5th / 2 to -th and the z range from th to 5th / 2 are useless X-ray irradiation ranges, and the subject is exposed to useless X-rays.
Accordingly, an object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus capable of reducing the X-ray exposure dose of a subject when data is collected by helical scanning using a multistage detector array.

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。 In a first aspect, the present invention relates to a multi-stage detector array in which two or more detector arrays each having a large number of X-ray detectors arranged in a line are arranged along the axis in the parallel direction. And a data collection means for collecting data while rotating the X-ray tube around the scanning object, and a plurality of views necessary for generating an image at one position on the linear movement axis. X-rays comprising: data calculation means for calculating the data in the vicinity of the image generation position by means of interpolation calculation, and image generation means for generating an image from the data of the plurality of views calculated by the data calculation means A CT apparatus, wherein the data collection means applies X-rays only to a detector array that needs to collect data in a multi-stage detector array and does not need to collect data. To provide an X-ray CT apparatus characterized by not irradiating the X-rays.
In a conventional X-ray CT apparatus, during a helical scan using a multi-stage detector array, while the necessary data is being collected by a certain detector array, X-rays are also applied to other detector arrays that do not require data collection. Was irradiated. However, in the X-ray CT apparatus according to the first aspect, X-rays are not irradiated to other detector arrays that do not require data collection. Therefore, the X-ray exposure dose of the subject can be reduced.

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。 In a second aspect, the present invention relates to a main collimator for controlling an X-ray beam width for irradiating a detector array in which a large number of X-ray detectors are arranged in a row, and an X or X for an entire or a part of the detector array. A secondary collimator that controls whether the beam is allowed to pass or shut off, and the secondary collimator irradiates all or part of the detector array that needs data collection with X-rays but requires data collection. Provided is an X-ray CT apparatus characterized in that X-rays are blocked for the whole or a part of a detector array having no defect.
Since the X-ray CT apparatus according to the second aspect includes a sub-collimator for controlling whether the X-ray beam is allowed to pass or not, in addition to the main collimator for controlling the X-ray beam width, for example, a multistage detector array is provided. In the helical scan used, while the necessary data is collected by a certain detector array, other detector arrays that do not require data collection can be prevented from being irradiated with X-rays. Further, while the necessary data is being collected by some X-ray detectors of the detector array, other X-ray detectors that do not require data collection can be prevented from being irradiated with X-rays. Therefore, the X-ray exposure dose of the subject can be reduced. Further, for example, in an electrocardiogram synchronous scan, the detector array can be prevented from being irradiated with X-rays at a time phase where data collection is not necessary. Therefore, the X-ray exposure dose of the subject can be reduced.
The main collimator and the sub-collimator may be separated from each other, and may be a single composite collimator having both functions.

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。 In a third aspect, the present invention relates to a multi-stage detector array in which two or more detector arrays each having a large number of X-ray detectors arranged in a line are arranged along the axis in the parallel direction. And a data collection means for collecting data while rotating the X-ray tube around the scanning object, and a plurality of views necessary for generating an image at one position on the linear movement axis. X-rays comprising: data calculation means for calculating the data in the vicinity of the image generation position by means of interpolation calculation, and image generation means for generating an image from the data of the plurality of views calculated by the data calculation means In the CT apparatus, the data collecting unit collects data while simultaneously performing the fixed position rotation scan for collecting data only by the rotation without performing the linear movement and the linear movement and rotation. To provide an X-ray CT apparatus characterized by collecting data with mixed and helical scan for.
When all the data necessary to generate images at multiple image reconstruction positions are collected by helical scanning, a wasteful X-ray irradiation range occurs as described above, but this is the position at both ends of the multiple image reconstruction positions. This is the time to collect the data necessary to generate an image. Therefore, the data necessary to generate images at the image reconstruction positions at both ends is collected by a fixed position rotation scan, and the data necessary to generate an image at an intermediate image reconstruction position is collected by a helical scan. Then, the X-ray irradiation range can be reduced.
Since the X-ray CT apparatus according to the third aspect collects data by mixing the fixed-position rotation scan and the helical scan, the X-ray irradiation range can be reduced as described above. The amount of exposure can be reduced.

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。 Hereinafter, embodiments shown in the drawings will be described. Note that the present invention is not limited thereby.

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。 According to the X-ray CT apparatus of the present invention, the range in which the subject is exposed to X-rays can be narrowed.

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。1 is a configuration block diagram of an X-ray CT apparatus according to a first embodiment of the present invention. 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。It is a principal part perspective view of the X-ray CT apparatus concerning the 1st Embodiment of this invention. 本発明にかかる副コリメータの構成例示図である。It is an example of composition of a subcollimator concerning the present invention. 本発明にかかる副コリメータの別の構成例示図である。It is another structure illustration figure of the sub-collimator concerning this invention. 主コリメータの機能説明図である。It is function explanatory drawing of a main collimator. 副コリメータの機能説明図である。It is a function explanatory view of a subcollimator. 本発明の第１の実施形態の原理説明図である。It is principle explanatory drawing of the 1st Embodiment of this invention. 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。It is an illustration figure of the X-ray irradiation range by the 1st Embodiment of this invention. 本発明の第２の実施形態の原理説明図である。It is principle explanatory drawing of the 2nd Embodiment of this invention. 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。It is explanatory drawing of the time change of the imaging table speed and X-ray tube current of the 2nd Embodiment of this invention. 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。It is an illustration figure of the X-ray irradiation range by the 2nd Embodiment of this invention. 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。It is an illustration figure of the X-ray irradiation range by the 3rd Embodiment of this invention. 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。It is an illustration figure of the X-ray irradiation range by the 4th Embodiment of this invention. ２段検出器アレイの斜視図である。It is a perspective view of a two-stage detector array. Ｘ線と２段検出器アレイの関係を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the relationship between a X-ray and a two-stage detector array. 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。It is explanatory drawing of the same view and opposing view as fan view angle (beta) and para view angle (theta). 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。It is an illustration figure explaining the relationship between the fan view angle of a two-stage detector array, and the position on a linear movement axis. 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。It is an illustration figure explaining the relationship of the position on the linear movement axis | shaft of a two-stage detector array in fan view angle (beta) =-2 (pi), 0,2 (pi). 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。It is explanatory drawing which represented the relationship between the fan view angle of each detector array of a 2 step | paragraph detector array, and the position on a linear movement axis | shaft with the cosine curve. 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。It is a conceptual diagram which shows the range of the data used with the conventional X-ray CT apparatus. 従来のＸ線ＣＴ装置によるＸ線照射範囲の例示図である。It is an illustration figure of the X-ray irradiation range by the conventional X-ray CT apparatus.

（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。 (First embodiment)
In the first embodiment of the present invention, there is no region where X-rays are irradiated without collecting data. For this reason, a sub-collimator for blocking X-rays to the detector array that does not collect data is provided.

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。 FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an X-ray CT apparatus according to the first 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.
The operation console 1 includes an input device 2 that receives instructions and information from an operator, a fixed-position rotational scan process that collects data only by rotating the scanning gantry 20 without moving the imaging table 10, and an imaging table 10. A helical scan process that moves and rotates the scanning gantry 20 to collect data, an interpolation calculation process that calculates data necessary to generate an image, an image reconstruction process that generates an image from data, and the like A central processing unit 3 to be executed, a control interface 4 for outputting control signals and the like to the imaging table 10 and the scanning gantry 20, a data collection buffer 5 for collecting data acquired by the scanning gantry 20, and an image are displayed. And a storage device 7 for storing various data and programs.
The imaging table 10 carries a subject and moves it in the body axis direction.
The scanning gantry 20 includes an X-ray tube 21, a main collimator 30, a sub-collimator 40, a two-stage detector array 60, an X-ray controller 22 that adjusts the timing and intensity of X-ray irradiation, and the main collimator 30. A main collimator controller 23 that adjusts the width and position of the X-ray transmission slit, a sub-collimator controller 24 that adjusts the width and position of the X-ray transmission slit of the sub-collimator 40, a data collection unit 27, and the body of the subject. A rotation controller 25 that rotates the X-ray tube 21 and the two-stage detector array 60 around the axis is provided.

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。 FIG. 2 is a perspective view showing the X-ray tube 21, the main collimator 30, the sub-collimator 40, and the two-stage detector array.
The main collimator 30 controls the width Wx and position of the X-ray beam Xr. That is, the X-rays emitted from the X-ray tube 21 become a flat X-ray beam Xr by the main collimator 30 and enter the first detector array 61 and the second detector array 62 of the two-stage detector array 60.
The secondary collimator 40 functions to allow the X-ray beam Xr to enter the first detector array 61 and to block the X-ray beam Xr from entering the second detector array 62. Conversely, the X-ray beam Xr functions to block the incidence on the first detector array 61 and to allow the X-ray beam Xr to enter the second detector array 62.

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。 FIG. 3 is a configuration example diagram of the sub-collimator 40.
The auxiliary collimator 40 is supported at one end by a ball screw mechanism driven by a servo motor 41 and at the other end by a shield plate 43 supported at the other end by a guide rail 42 and at a ball screw mechanism driven by a servo motor 45. And a shielding plate 47 having the other end supported by a guide rail 46.

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。 FIG. 4 is a diagram illustrating another configuration of the sub-collimator 40.
The sub-collimator 40 includes a shielding plate 43 supported at one end by a rotation mechanism driven by a servo motor 41 and a shielding plate 47 supported at one end by a rotation mechanism driven by a servo motor 45. ing.

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。 5 and 6 are explanatory views showing the functions of the main collimator 30 and the sub-collimator 40. FIG.
As shown in FIG. 5, when the width Wx and position of the X-ray beam Xr are controlled by the main collimator 30 and the sub-collimator 40 is opened to pass the X-ray beam Xr, the X-ray beam Xr is converted into the first detector array. 61 and the second detector array 62.
On the other hand, as shown in FIG. 6A, when the shielding plate 47 of the sub-collimator 40 is closed and a part of the X-ray beam Xr is blocked, the X-ray beam Xr is incident only on the first detector array 61.
Further, as shown in FIG. 6B, when the shielding plate 43 of the sub-collimator 40 is closed and a part of the X-ray beam Xr is blocked, the X-ray beam Xr is incident only on the second detector array 62.

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。 FIG. 7 is a principle diagram of the first embodiment of the present invention.
The data collection area Dz is an area for collecting data necessary to generate images at a plurality of planned image reconstruction positions.
The conventional X-ray irradiation region Jz is a region where X-rays are irradiated by the conventional helical scan to collect data in the data collection region Dz, and is wider than the data collection region Dz. This is because, as described above, there are regions where X-rays are irradiated without collecting data at both ends.
Therefore, in the first embodiment of the present invention, regions Ms and Me for blocking X-rays by the sub-collimator are provided at both ends so that there is no region irradiated with X-rays without collecting data. Thereby, the X-ray exposure range of the subject can be reduced.

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、−３ｔｈ／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。 FIG. 8 shows a helical scan using the X-ray CT apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention for data required when three positions of z = −th / 2, 0, and th / 2 are image reconstruction positions. The X-ray irradiation range when obtained as described above is shown.
In the fan view angle, the first detector array 61 is irradiated with X-rays in an angle range from −2π to 2π / 3. In addition, the second detector array 62 is irradiated with X-rays in an angle range from −2π / 3 to 2π.
At the z-axis position, the first detector array 61 and the second detector array 62 are irradiated with X-rays in the z range from -3th / 2 to 3th / 2.
As is clear from comparing FIG. 8 (first embodiment of the present invention) and FIG. 21 (conventional), according to the first embodiment of the present invention, from −5th / 2 to −3th / 2. X-ray exposure in the z-axis range and the z-axis range from 3th / 2 to 5th / 2 is eliminated, and the range in which the subject is exposed to X-rays can be narrowed. As another example, for example, when the helical pitch p = 6 in a four-stage detector array, X-ray exposure in the z-axis range of about 6th can be suppressed.

（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。 (Second Embodiment)
In the second embodiment of the present invention, data is collected by mixing a fixed-position rotation scan and a helical scan. Since the secondary collimator is not used, it is unnecessary.

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。 FIG. 9 is a principle diagram of the second embodiment of the present invention.
The data collection area Dz is an area for collecting data necessary to generate images at a plurality of planned image reconstruction positions.
The conventional X-ray irradiation region Jz is a region where X-rays are irradiated by the conventional helical scan to collect data in the data collection region Dz, and is wider than the data collection region Dz. This is because, as described above, there are regions where X-rays are irradiated without collecting data at both ends.
Therefore, in the second embodiment of the present invention, the fixed position rotation areas Cs and Ce are provided at both ends of the data collection area, and first, the fixed position rotation scan is performed in the fixed position rotation area Cs, and the necessary fan view angle data is obtained. Then, a helical scan is performed to collect data, and finally a fixed-position rotation scan is performed in the fixed-position rotation region Ce to collect necessary fan view angle data. The movement range of the imaging table 10 is narrowed. Thereby, the X-ray exposure range of the subject can be reduced.

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Ｃｓ，ＣｅでのＸ線被曝量が過大になってしまう。 FIG. 10 is a graph showing temporal changes in the imaging table moving speed and the X-ray tube current.
In the period ts-t1, the imaging table moving speed is set to “0”, the fixed position rotation scan is performed in the fixed position rotation area Cs, and necessary fan view angle data is collected.
In the period t1-t2, data is collected by performing a helical scan while gradually increasing the imaging table moving speed to the speed Vr determined by the helical pitch p.
In the period t2-t3, data is collected by performing a helical scan while moving the imaging table 10 at a speed Vr determined by the helical pitch p.
In a period t3-t4, data is collected by performing a helical scan while gradually decreasing the imaging table moving speed to the speed “0”.
In the period t4-te, the photographing table moving speed is set to “0”, the fixed position rotation scan is performed in the fixed position rotation area Ce, and necessary fan view angle data is collected.
The X-ray tube current is adjusted according to the imaging table moving speed so that the X-ray exposure distribution in the z-axis direction becomes uniform. If the X-ray tube current is constant, the X-ray exposure amount in the fixed position rotation regions Cs and Ce will be excessive.

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２１（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。 FIG. 11 shows a case where data required when three positions of z = −th / 2, 0, and th / 2 are set as image reconstruction positions are rotated in a fixed position by the X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention. The X-ray irradiation range when obtained by scanning and helical scanning is shown.
In the fan view angle, the first detector array 61 and the second detector array 62 are irradiated with X-rays in the angle range from −10π / 3 to 10π / 3. In the z-axis position, from −th to 2th. In the z range, the first detector array 61 is irradiated with X-rays. The second detector array 62 is irradiated with X-rays in the z range from −2th to th.
As is clear by comparing FIG. 11 (second embodiment of the present invention) and FIG. 21 (conventional), according to the second embodiment of the present invention, z from −5th / 2 to −2th is shown. The X-ray exposure in the axial range and the z-axis range from 2th to 5th / 2 is eliminated, and the range in which the subject is exposed to X-rays can be narrowed.

（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。 (Third embodiment)
In the third embodiment of the present invention, the first embodiment and the second embodiment are used in combination. For this reason, a sub-collimator that blocks X-rays to a detector array that does not collect data is provided, and data is collected by mixing a fixed-position rotation scan and a helical scan.

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。 FIG. 12 shows a case where data required when three positions of z = −th / 2, 0, and th / 2 are set as image reconstruction positions are rotated at a fixed position by the X-ray CT apparatus according to the third embodiment of the present invention. The X-ray irradiation range when obtained by scanning and helical scanning is shown.
In the fan view angle, the first detector array 61 is irradiated with X-rays in an angle range from −10π / 3 to 0. Further, the second detector array 62 is irradiated with X-rays in the angle range from 0 to 10π / 3. At the z-axis position, the first detector array 61 and the second detector array in the z range from −th to th. The detector array 62 is irradiated with X-rays.
As is clear from a comparison between FIG. 12 (third embodiment of the present invention) and FIG. 21 (conventional), according to the third embodiment of the present invention, z from −5th / 2 to −th. The X-ray exposure in the axial range and the z-axis range from th to 5th / 2 is eliminated, and the range in which the subject is exposed to X-rays can be narrowed.

（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。 (Fourth embodiment)
The fourth embodiment of the present invention is a modification of the third embodiment in which the fixed position rotation scan is inserted at both ends of the helical scan, and is the embodiment in which the fixed position rotation scan is inserted at the center of the helical scan.

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、−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。 FIG. 13 shows a case where data required when three positions of z = −th / 2, 0, and th / 2 are image reconstruction positions are rotated by the X-ray CT apparatus according to the fourth embodiment of the present invention. An X-ray irradiation range when obtained by scanning (indicated by Cc for a fixed position rotation region) and helical scanning is shown.
With respect to the fan view angle, the first detector array 61 is irradiated with X-rays in an angle range from −4π / 3 to 2π. Further, the second detector array 62 is irradiated with X-rays in the angle range from 0 to 10π / 3. At the z-axis position, the first detector array 61 and the second detector array in the z range from −th to th. The detector array 62 is irradiated with X-rays.
As is clear from comparison between FIG. 13 (fourth embodiment of the present invention) and FIG. 21 (conventional), according to the fourth embodiment of the present invention, z from −5th / 2 to −th. The X-ray exposure in the axial range and the z-axis range from th to 5th / 2 is eliminated, and the range in which the subject is exposed to X-rays can be narrowed.

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
２１Ｘ線管
２２Ｘ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
６０２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
１００Ｘ線ＣＴ装置
ＸｒＸ線ビーム
ｔｈＸ線ビームの厚さ
ｄ１回転ごとの直線移動距離
ｐヘリカルピッチ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Operation console 3 Central processing unit 4 Control interface 10 Imaging table 20 Scanning gantry 21 X-ray tube 22 X-ray controller 23 Main collimator controller 24 Sub collimator controller 25 Rotation controller 30 Main collimator 40 Sub collimator 60 Two-stage detector array 61 1st Detector array 62 Second detector array 100 X-ray CT apparatus Xr X-ray beam th X-ray beam thickness d Linear movement distance per rotation p Helical pitch

Claims

Data collection means for collecting X-ray data by a multi-stage detector array in which two or more detector arrays each having a plurality of X-ray detectors arranged in a row are rotated while rotating an X-ray tube around the subject. And an X-ray CT apparatus comprising image generation means for generating an image of the subject using the data,
The data collection means collects data by rotating the X-ray tube and linearly moving the subject relative to the multi-stage detector array along an axis in the parallel direction of the detector array. An X-ray CT apparatus that collects data by mixing a helical scan to be performed and a fixed-position rotational scan that collects data only by the rotation without performing the linear movement.

The said data collection means performs the said fixed-position rotation scan in the both ends of the said linear movement direction among the area | regions which collect the said data, and performs a helical scan in the area | region other than that. X-ray CT system.