JP4467873B2

JP4467873B2 - Tomography equipment

Info

Publication number: JP4467873B2
Application number: JP2002276952A
Authority: JP
Inventors: 大雅後藤; 宮崎　　靖
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2002-09-24
Filing date: 2002-09-24
Publication date: 2010-05-26
Anticipated expiration: 2022-09-24
Also published as: JP2004113271A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線検出器から検出された投影データから被検体の関心領域の断層撮影像を作成する画像再構成手段を備えた断層撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
単一列の検出器を用いた単一列検出器型Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（第三世代方式と呼ばれ、以下、ＳＤＣＴと称す）では、当初、被検体を搭載した寝台を固定の状態で、被検体を周回するＸ線源から照射した放射線により被検体のあるスライス位置における３６０度のファンビーム投影データを収集し、続いて、被検体を周回軸に沿って移動させて同様の方法で投影データ収集し、これを繰り返し行うことによって複数のスライスの投影データを得ていた。これらのデータは３６０度毎に離散的であり、各スライス毎に異なる３６０度の投影データを基に断層撮影像を作成していた。
【０００３】
しかし、スリップリングの登場により螺旋走査が可能になると、周回軸方向に連続したデータの取得が可能になり、複数の任意の撮影断面を一度に撮影可能になった。螺旋走査は、通常、被検体を介して対向配置したＸ線源とＸ線検出器を円軌道で周回させ、それに対して被検体を周回軸方向に移動することで実現できる。これにより、一度に広範囲の撮影が可能となって撮影時間は飛躍的に短縮された。しかしながら、螺旋走査では連続した３６０度の円軌道データではなくなり、それまで実施していたような円軌道のための画像再構成では画質の劣化を伴うため、補間を用いて螺旋軌道データを円軌道に補間し円軌道データとして再構成する重み付け螺旋補正再構成手法が用いられるようになった。
【０００４】
近年、周回軸方向に複数の検出器列を配置した多列検出器型Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（以下、ＭＤＣＴと称す）が登場し、このＭＤＣＴでは、周回軸方向により狭い検出素子列を複数配列したＳＤＣＴと比べてより広い検出器とすることにより、一度に広範囲の撮影領域をカバーでき、ＳＤＣＴに比べてより速い速度で被検体を移動させることにより撮影時間を短縮し、呼吸などの動きによるアーチファクトを低減し、周回軸方向の分解能を向上させることが可能となった。このＭＤＣＴでは各検出列毎に異なる周回軸方向に傾斜角度を複数セット有するため、画像再構成法も多様化され、演算が高速なＭＤＣＴ用に改良された重み付け螺旋補正再構成法を初めとして、より精度が求められる場合の再構成アルゴリズムとしてＦｅｌｄｋａｍｐ法やＷａｎｇ法に代表される三次元再構成法など様々な手法が提案されている。近年は、高いスループット、つまり短時間に撮影して単位時間当たりの撮影人数を多くするため、また患者の負担を軽減するため、ＭＤＣＴにおいて体軸方向により広い検出器を使用し、Ｘ線源およびＸ線検出器を対象物に対して相対的により高速に移動させ撮影する傾向にある。
【０００５】
このような断層撮影を行う場合、撮影前に予め設定した螺旋ピッチにより移動速度を制御し、この設定した螺旋ピッチが図８（ｂ）に示すように一定であることを前提として、螺旋ピッチを基に再構成処理を行っている。また、造影剤を使用し広範囲に多時相にわたる撮影を行う場合、螺旋スキャンにより同一部位を任意の時間間隔で複数回撮影する必要がある。このとき、従来のような一定速度での撮影では、まず被検体における撮影開始位置にＸ線源を移動させ、造影剤の注入を行った後に、Ｘ線源を被検体に対して相対的に一定速度で移動させて第１回目の撮影を行い、関心領域の撮影が終了した後にスキャナを停止し、スキャナを撮影開始位置へ移動するといった行程を繰り返すことで実現していた。
【０００６】
また従来のＸ線断層撮影装置として、異なるデータ収集速度のスキャン範囲を組み合わせることで高画質撮影と高速撮影を両立するといった提案がされているが、公知の螺旋ピッチが一定である再構成アルゴリズムの使用を前提としている（例えば、特許文献１参照）。また、一定な速度での撮影の例外として、螺旋軌道スキャンの開始および終了位置において、円軌道スキャンを使用せずにより低速なピッチでの螺旋スキャンを使用するものが知られている（例えば、特許文献２参照）。
【０００７】
【特許文献１】
特開２００２−１０９９８号公報
【特許文献２】
特開平１０−１４６３３１号公報
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のＸ線断層撮影装置は、Ｘ線源およびＸ線検出器を被検体に対して相対的により高速に移動させる場合、図８（ａ）に示すようなステップ応答的な制御は不可能であり、移動速度への加減速時間や移動速度のゆらぎや移動精度が問題となる。特に、被検体を固定してＸ線源を移動する場合、スキャナが数百ｋｇから数トンの重さを有することから加減速時間が長く、移動精度も悪化する。また、これまでに提案されてきたこれらの画像再構成は、いずれもスキャナの周回速度、Ｘ線源に対する被検体の軸方向への相対的な移動速度が撮影中は一定であることを前提として検討されたものである。等速でない移動をする対象物に対して撮影を行った投影データに対して、これまでに検討されてきた画像再構成アルゴリズムをそのまま適用しようとすると、計算上のＸ線ビーム経路と実際のＸ線ビーム経路との誤差によりモーションアーチファクト的な強いアーチファクトを発生する。また、撮影時の移動速度に至るまでの加減速に要する部分では良好な画像が得られないために撮影に要する時間が長くなり、移動速度のゆらぎや移動精度も同様に画像劣化の原因となっていた。
【０００９】
また、特許文献１に示されたＸ線断層撮影装置では、データ収集速度は、図１６に示すように画像を取得したい領域で一定である必要があり、従来の再構成法を使用すると撮影中の移動遠度に安定するまでの間は良好な画像が得られない。また、特許文献１に示されたＸ線断層撮影装置では、関心のある領域の対向端末においてより高いピッチと、そしてそれらの間に一様なピッチとを持つスパイラルスキャンパスをビーム源走査軌跡として規定するという記載、また関心領域の上方および下方境界スパンのステージのためのより高いピッチと、そしてそれらの間の興味ある境域スパンのステージに関する一様な、より低いピッチとを持つスパイラルスキャンパスをビーム源走査軌跡として規定するという記載のように、再構成する範囲においては一様な速度である必要がある。これは、ここで使用されている画像再構成方法が米国特許第５，２５７，１８３号明細書のアルゴリズムと方式的には変わらず、寝台移動速度に応じてＸ線源の周回速度を変更したり、撮影範囲中の関心領域において移動速度を変更して撮影した場合、モーションアーチファクト的な歪みを生ずる。また、ここで提案されている再構成方法では、再構成処理を行う前に所望する関心領域全体が撮影される必要があり、一定の速度でデータが収集される必要がある。また、撮影時の被曝に関しては記載されていないが、同じスキャン範囲で撮影する場合、スキャン開始位置および終了位置で使用しないデータ、つまり無効被曝を生ずるといった問題が発生する。
【００１０】
このように、これまで提案されてきたいずれの再構成方法も移動速度および螺旋ピッチが一定の場合にのみしか良好な画像を取得できず、高速移動時の移動精度や移動の揺らぎによって画質が劣化し、撮影時の移動速度への加速時間にも良好な画像は得られない。これは、Ｘ線源に対する対象物の体軸方向位置と周回方向位置が正確に関連づけされないことが原因である。別の問題点としては、同一部位を多時相にわたって撮影する場合に、従来手法では一度目の撮影から次の撮影の準備まで、つまり一度目の撮影終了後、移動速度を減速停止し、次の撮影開始位置に移動し、移動速度を加速するに要する時間が長いことから、撮影準備が終了した頃には撮影を所望する時間を過ぎている場合が多く、所望の時相においてタイミングよく撮影が行えない。これは、これまでのＸ線断層撮影装置が螺旋ピッチ一定でしか撮影できないことが原因である。言い換えれば、一定ではない螺旋ピッチにおいて撮影されたデータから正確に再構成する手段がないことが原因である。
【００１１】
本発明の目的は、一定速度を保持することなく良好な断層撮影像を得ることができるようにした断層撮影装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明は上記目的を達成するために、放射線源と、被検体を介して放射線源に対向配置して配列した放射線検出器と、上記放射線源および上記放射線検出器を被検体に対して相対的に周回させると共に被検体の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置と、上記放射線源からの放射線を被検体の関心領域に限定するコリメータと、上記放射線検出器から検出された投影データから被検体の関心領域の断層撮影像を作成する画像再構成手段とを備えた断層撮影装置において、上記駆動装置は、上記軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を有し、上記画像再構成手段は、上記可変速手段による可変中の投影データからその移動速度に関連して断層撮影像を作成する可変速画像再構成手段を備えたことを特徴とする。
【００１３】
本発明による断層撮影装置は、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段と、可変速手段による可変中の投影データからその移動速度を関数として断層撮影像を作成する可変速画像再構成手段を備えたため、投影データの収集中における体軸方向の相対的な移動速度を一定でない移動速度で任意の移動特性を選定しても、可変速画像再構成手段によりその移動速度を関数として断層撮影像を作成することができ、従来のような強いアーチファクトの発生を防止することができ、また、撮影時の移動速度に至るまでの加減速に要する部分でも良好な断層撮影像を得ることができる。
【００１４】
また請求項２に記載の本発明は上記目的を達成するために、請求項１に記載のものにおいて、上記可変速画像再構成手段は、上記放射線源の被検体に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、上記放射線源の位置と再構成ボクセルの位置に応じて使用するデータを決定するデータ決定手段を有することを特徴とする。
【００１５】
請求項２に記載の本発明による断層撮影装置は、可変速画像再構成手段に、放射線源の被検体に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、放射線源の位置と再構成ボクセルの位置に応じて使用するデータを決定するデータ決定手段とを設けたため、放射線源に対する被検体の軸方向位置と周回方向位置が正確に関連づけられ、移動速度および螺旋ピッチが一定でなくても良好な画像を取得でき、従来のような高速移動時の移動精度や移動の揺らぎによる画質の劣化を防止することができる。
【００１６】
また請求項３に記載の本発明は上記目的を達成するために、請求項１に記載のものにおいて、上記可変速画像再構成手段は、上記放射線源の被検体に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、上記放射線源の位置と再構成ボクセルの位置に応じて重みを決定する重み付け決定手段を有することを特徴とする。
【００１７】
請求項３に記載の本発明による断層撮影装置は、可変速画像再構成手段に、放射線源の被検体に対する体軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、放射線源の位置と再構成ボクセルの位置に応じて重みを決定する重み付け決定手段を備えたため、放射線源に対する被検体の軸方向位置と周回方向位置が正確に関連づけられ、移動速度および螺旋ピッチが一定でなくても良好な画像を取得でき、従来のような高速移動時の移動精度や移動の揺らぎによる画質の劣化を防止することができる。
【００１８】
また請求項４に記載の本発明は上記目的を達成するために、請求項１に記載のものにおいて、上記可変速画像再構成手段は、被検体の軸方向への相対的な移動速度を計測する計測手段と、この計測手段によって計測された移動速度から上記放射線源の被検体に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段および画像再構成アルゴリズムに反映させる反映手段とを有することを特徴とする。
【００１９】
請求項４に記載の本発明による断層撮影装置は、可変速画像再構成手段に、被検体の軸方向への相対的な移動速度を計測する計測手段と、この計測手段によって計測された移動速度から放射線源の被検体に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段および画像再構成アルゴリズムに反映させる反映手段とを設けたため、被検体の軸方向への相対的な移動速度を画像再構成アルゴリズムに正確に反映させることができ、さらに、放射線源に対して被検体を軸方向に相対的に移動させた場合における移動精度悪や移動速度のゆらぎによる画質劣化等の悪影響を改善することができる。
【００２０】
さらに請求項５に記載の本発明は上記目的を達成するために、請求項１に記載のものにおいて、上記駆動装置は、上記放射線源を被検体に対して軸方向に相対的に反復移動する反復移動手段を有することを特徴とする。
【００２１】
請求項５に記載の本発明による断層撮影装置は、駆動装置に、放射線源を対象物に対して体軸方向に相対的に反復移動する反復移動手段を設けたため、従来では一度目の撮影終了後、移動速度を減速停止し、次の撮影開始位置に移動し、移動速度を加速する必要があるため、撮影に要する時間が長くなっていたが、体軸方向に相対的に反復移動させることができるようになり、これによって、より短い間隔で次の撮影を行うことができ、所望の撮影タイミングで撮影を行うことができる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。
図２は、本発明の一実施の形態による断層撮影装置の概略構成を示す斜視図である。
断層撮影装置は、撮影用に用いるスキャナ１と、被検体をのせて移動するための寝台２と、マウスやキーボードなどで構成され放射線源に対する相対的な寝台移動速度情報や再構成位置など計測および再構成パラメータを入力するための入力装置３と、放射線検出器４から得られたデータを処理する演算装置５と、再構成画像を表示する表示装置６などを有している。
【００２３】
図１は、上述した断層撮影装置のより詳細な構成を示すブロック構成図である。
スキャン方式はローテート−ローテート方式（第３世代）であり、スキャナ１には寝台２と、高電圧スイッチングユニット８、高電圧発生装置９、放射線制御装置１０を有する放射線発生装置などの放射線源１１と、被検体１２を介して放射線源１１と対向配置した放射線検出器１３と、この放射線検出器１３および放射線源１１を図示しない周回方向位置および軸方向位置を検出する位置検出手段と協同させながら周回方向および軸方向に駆動する駆動装置１４と、放射線源１１から照射する放射線領域を制御するコリメータ１５などを有している。コリメータ１５を制御するコリメータ制御装置１６と、駆動装置１４を制御するスキャナ制御装置１７と、寝台２を制御する寝台制御装置１８および寝台２の相対的な移動量を計測する寝台移動計測装置１９と、これらを制御する中央制御装置２０とを有している。
【００２４】
入力装置３から撮影条件（寝台移動速度、管電流、管電圧、スライス位置など）を入力し、その指示に基づいて撮影に必要な制御信号が中央制御装置２０から放射線制御装置１０、寝台制御装置１８、スキャナ制御装置１７に送られ、撮影スタート信号を受けて撮影を開始する。撮影が開始されると放射線制御装置１０により高電圧発生装置９に制御信号が送られ、高電圧が放射線源１１に印加され、この放射線源１１から放射線が被検体１２へ照射される。同時に、スキャナ制御装置１７から駆動装置１４に制御信号が送られ、放射線源１１、放射線検出器１３およびプリアンプ２１などが被検体１２に対して相対的に周回される。一方、寝台制御装置１８により被検体１２を乗せた寝台２が円軌道スキャン時に静止、また螺旋軌道スキャン時には放射線源１１等の周回軸方向に平行移動される。
【００２５】
駆動装置１４、スキャナ制御装置１７および寝台制御装置１８等によって、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置を構成している。また詳細を後述するように、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置に、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を備えている。
【００２６】
放射線源１１から照射された放射線は、コリメータ１６により照射領域を制限され、被検体１２内の各組織で吸収減衰され、被検体１２を通過して放射線検出器１３で検出される。この放射線検出器１３で検出された放射線は、電流に変換されてプリアンプ２１で増幅され、投影データ信号として演算装置５に入力される。演算装置５に入力された投影データ信号は、演算装置５内の画像再構成手段２２、特に詳細を後述する移動速度に関連して断層撮影像を作成する可変速画像再構成手段２３で再構成処理される。再構成画像は、入出力装置３内の記憶装置２３に保存され、表示装置６で断層撮影像として表示される。
【００２７】
図３は、円軌道スキャンと螺旋軌道スキャンを示す斜視図である。
同図は、円軌道スキャン時の放射線源の移動軌跡（ａ）と、螺旋軌道スキャン時の放射線源の移動軌跡（ｂ）を示している。移動軌跡（ａ）のように円軌道で撮影された場合には、フィルタ補正二次元逆投影を行うことで放射線源位置の画像を正確に再現することができる。しかし、移動軌跡（ｂ）のように螺旋軌道で撮影された場合には、撮影端部位置においてデータの不連続性によりフィルタ補正二次元逆投影のみではその位置でストリーク状のアーチファクトを生じてしまう。そこで、移動軌跡（ｂ）のように螺旋軌道で得られたデータに対し、データ補間を用いることで移動軌跡（ａ）のような円軌道データに補正し、その後にフィルタ補正二次元逆投影を行う。
【００２８】
このように補間を用いることによって不連続性を低減した画像を得ることができる。この場合のアーチファクトの程度は、放射線源軌跡における不連続の程度によって決定され、つまり、被検体の移動速度によってアーチファクト程度は変わる。通常用いられている単一列型螺旋走査断層撮影装置（ＳＤＣＴ）では、一般的に螺旋ピッチ、つまり被検体移動速度の周回軸位置での放射線ビームの厚みに対する比率は２程度まで使用されている。
【００２９】
図４は、単一列放射線検出器１３ａと多列放射線検出器１３ｂを並記した概略側面図である。多列放射線検出器１３ｂでは、より幅の狭い単一列放射線検出器１３ａが周回軸方向に複数列並べられ、全体としては単一列放射線検出器１３ａよりも広い検出器を実現している。
【００３０】
図５は、単一列放射線検出器１３ａと、多列放射線検出器１３ｂにおける１列当たりの放射線ビームのコリメーション厚さ（以下、ディテクタコリメーション厚と称す）を示す概略側面図ある。
多列放射線検出器１３ｂは、単一列放射線検出器１３ａに比べてディテクタコリメーション厚が薄く、全体としては、より広い範囲を一度に撮影することができる。得られる断層撮影像の周回軸方向の空聞分解能は、ディテクタコリメーション厚に依存する部分が大きく、ディテクタコリメーション厚が薄いほど体軸分解能も向上する。
【００３１】
図６および図７は、被検体１２の移動速度と放射線源軌跡を示す図である。
図６は被検体１２を等速で移動した場合の放射線源の軌跡２５を示しており、図７は、被検体１２を任意に変化する速度で移動した場合の放射線源の軌跡２６を示している。図７では、移動開始付近および移動終了付近で被検体１２の移動速度が低速となっているため、周回軸方向の計測が密になっている。
【００３２】
図８は、被検体１１の移動速度つまり寝台移動速度と撮影可能範囲を示す速度特性図である。
図８（ａ）はステップ応答的な速度変化によって一定速度に達したときに計測を行う場合で、撮影開始と同時に寝台移動速度がＬＳにまであげられ、撮影終了と同時に寝台移動速度はＯになっている。この場合、撮影可能範囲は広いが、実際には寝台移動速度を上げるためには図８（ｂ）のように加速範囲が必要であり、いずれも一定速度ＨＳあるいはＬＳに達してから計測を行っている。従って、従来の等速のみを補償した再構成アルゴリズムを用いて再構成を行う場合、寝台移動速度が速くなるにつれ撮影可能範囲は狭くなる。撮影可能範囲を広くしようとすると、加速範囲を狭くしよりステップ応答的に立ち上げる必要があるが、ステップ応答的な立ち上がりは対象物への負担や機械的負担が大きいため望ましくない。
【００３３】
これに対して図８（ｃ）は、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置に、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を設け、詳細を後述する任意速度に対応した画像再構成アルゴリズムを備えた図１の可変速画像再構成手段２２を使用することにより、図８（ｂ）のような加速範囲を必要とすることなく、広い撮影可能範囲を実現している。また、これによって図８（ｂ）の場合のように加速範囲を狭くする必要はなくより緩やかに加速することができる。
【００３４】
また、図１に示した寝台制御装置１８などによって軸方向の相対的な移動速度を投影データ収集中に可変する可変速手段を構成し、この可変速手段によって図８（ｄ）に示すように、部位毎に必要とする画質を得るための寝台移動速度を変更しながら撮影することができるようになり、より高画質な画像を得る部位では周回軸方向の計測は密にするため低速にし、より高速に撮影する部位では周回軸方向の移動速度を高速にして、非常に効率的な撮影を行うことができる。
【００３５】
図９は、単一列検出器における計測軌跡を示す特性図で、図９（ａ）は移動速度が一定の場合のデータ軌跡であり、図９（ｂ）は移動速度が変化する場合のデータ軌跡である。
同図において、太線は実データ軌跡２７であり、点線は対向位置に放射線源がある場合の対向データ軌跡２８を示している。下方の矩形２９は位相が０［ｒａｄ］における放射線検出器のサイズを示しており、各計測位置でデータの冗長性を一定にするためには、その時点（位相）および前後１周位置の寝台移動速度に応じてコリメーションサイズを縮小可能であることを示している。
【００３６】
図１０は、多列検出器におけるデータ経路中心位置における計測軌跡を示す特性図で、図１０（ａ）は移動速度が一定の場合のデータ軌跡であり、図１０（ｂ）は移動速度が変化する場合のデータ軌跡である。
同図において、太線は実データ軌跡２７であり、点線は対向位置に放射線源がある場合の対向データ軌跡２８を示している。この場合、データ密度が寝台移動速度によって異なることを示している。遅い速度ではデータは密になり（重複し）、速い場合では粗になる。各速度においてデータの密度は、使用する列数を変更し、同時に放射線をコリメータで制限することで修正することが可能である。
【００３７】
次に、画像を再構成するための三次元画像再構成法の一例を示す。ここでは、特開２０００−１０２５３０号公報に示されるように冗長性を排除した最小の放射線検出器を利用する。
図１１に示すようにステップＳ１で放射線源１１の被検体１２に対する相対的な体軸方向への移動速度を周回角度βと関連づけて移動速度Ｔ（β）を得、この移動速度Ｔ（β）に応じた重み関数を作成し、投影データにデータ補正用の重み付けをし、ステップＳ２で並べ替え処理を行い、ステップＳ３でフィルタ補正を行い、ステップＳ４で放射線源１１と被検体１２との軸方向への相対的な移動速度Ｔ（β）に応じて領域制限をし、ステップＳ５で放射線源１１と被検体１２との軸方向の相対的な移動速度Ｔ（β）に応じて三次元逆投影を実施する。
【００３８】
上述した図１１のフローチャートに従って三次元再構成アルゴリズムの一例について説明する。
放射線検出器の形状に応じて放射線源と各検出器素子とのエネルギーの補正を行うためにステップＳ１の重み付け処理を実施する。これは、放射線のエネルギーが放射線源からの距離の２乗に反比例して減衰するため、放射線検出器の形状によりビームの依存性が変化することに起因する。このため、放射線検出器の形状に応じて補正が必要となり、次のようにして補正を行う。
【００３９】
放射線源を中心とした円筒面上に配置された放射線検出器を使用した場合において、投影データをＰｆ（β，α，ν）、重み付け後の投影データをＰｆａｎ（β，α，ν）、放射線源と放射線検出器間の距離をＳＩＤ、放射線検出器上の周回軸方向位置をν、他方の位置をｕとすると距離に対する補正処理は数式１のように示すことができる。ただし、βは周回角度、αは周回方向のファンビーム開き角度（ファンビームチャンネル方向）、νはＸ線源を中心とした円筒検出器上の軸方向位置である。
【数１】

【００４０】
また平面検出器を使用した場合、投影データをＰＦ（β，μ，ν）、重み付け後の投影データをＰｆａｎ（β，α，ν）、放射線源と放射線検出器間の距離をＳＩＤ、放射線検出器上の周回軸方向位置をν、他方の位置をｕとすると重み付け処理は次に数式２のように示すことができる。
【数２】

【００４１】
演算の高速化のために周回軸方向からみてファン状に照射された放射線ビーム（ファンビーム）を周回軸から見て平行な放射線ビーム（パラレルビーム）に並べ替えるために、次に、ステップＳ２の並べ替え処理を行う。ファンビームをＰｆａｎ（β，α，ν）、パラレルビームをＰｐａｒａ（βＰ，ｔ，ν）とすると、並べ替え処理は数式３のように示すことができる。ただし、αは周回方向のファンビーム開き角度（ファンビームチャンネル方向）、νはＸ線源を中心とした円筒検出器上の軸方向位置、ｔはパラレルビームにおけるビームに垂直な軸（パラレルビームチャンネル方向）である。
【数３】

【００４２】
次に、投影データのぼけを修正するフィルタ補正（再構成フィルタリング）のために、ステップＳ３の再構成フィルタの畳み込み演算（フィルタ処理）を行う。この再構成フィルタリングには実空間で畳み込み演算する方法（実空間フィルタリング）と、フーリエ空間で乗算を行う方法（フーリエ空間フィルタリング）の２種類が存在する。フーリエ空間フィルタリングは、フーリエ変換を用いてフーリエ空間に変換しフィルタ関数（空間周波数フィルタ）を乗じた後にフーリエ逆変換を施す処理であり、一方、実空間フィルタリングは、実空間でのフーリエ逆変換したフィルタ関数の畳み込み処理である。これらは、いずれも数学的に等価であるが、演算時間が高速なフーリエ空間でのフィルタ処理が一般的に用いられる。再構成に使用するフィルタはＳｈｅｐｐａｎｄＬｏｇａｎや、ＲａｍａｃｈｃｈａｎｄｒａｎａｎｄＬａｋｓｈｍｉｎａｒａｙａｎａｎや、Ｒａｍｐ、またはこれらのフィルタ関数を臨床的経験により修正したものの中から臨床的経験に基づいて選択し使用する。パラレル投影データをＰｐａｒａ（β，ｔ，ν）、フィルタ処理後のパラレル投影データをｆＰｐａｒａ（β，ｔ，ν）、再構成フィルタをＧ（ω）とすると、フーリエ空間フィルタリングは数式４のように示すことができる。
【数４】

【００４３】
再構成フィルタＧ（ω）のフーリエ逆変換ｇ（ｔ）は数式５で表される。
【数５】

【００４４】
従って、実空間フィルタリングは、数式６のように示すことができる。
【数６】

【００４５】
次に、ステップＳ４のデータ領域制限について説明する。
冗長性の一定な投影データを作成するために、パラレルビーム投影角毎に制限領域によってパラレルビームを制限する。制限する領域の放射線源周回方向の長さ（幅）は、対象物の最大幅を含むように決定する。また、制限する領域の周回軸方向の長さ（高さ）は、移動速度Ｔ（β）を考慮して、Ｔ（β）によって決定され、具体的には、次にのように決定する。放射線源の周回角度βのときの移動速度Ｔ（β）より周回軸方向の放射線源位置Ｚ（β）は、数式７で表される。
【数７】

【００４６】
放射線源軌跡を含み周回軸を中心とした円柱上における制限領域の上限Ｈ（β，ｔ）および制限領域の下限Ｌ（β，ｔ）は、数式８および数式９で示される。
【数８】

【数９】

【００４７】
その後のステップＳ５における三次元逆投影は、図１２に示すように再構成ボクセルＩ（ｘＩ，ｙＩ，ｚＩ）、放射線源の初期位相角度βＳＯ，放射線源の初期ｚ位置ｚＳＯ，放射線源の位相角度β、放射線源位置Ｓ（ｘＳ，ｙＳ，ｚＳ）、放射線源と再構成ボクセル間の距離Ｒ，放射線源と回転中心間の距離ＳＯＤ，放射線源と放射線検出器間の距離ＳＩＤ、放射線検出器の素子幅ｄａｐｐ、放射線検出器の列数Ｎ、放射線検出器上のスキャナ１回転当たりの被検体の移動距離Ｔ、放射線源を中心とした円筒検出器上の軸方向位置ν、画像再構成領域ＦＯＶとすると、数式１０で表される。
【数１０】

【００４８】
この点をさらに具体例を説明する。
初めに、移動速度ＴにおいてＦ０Ｖ内の各画素で１８０度のデータが得られるβの範囲（βＳ≦β＜βｅ）について求めると、数式１１が求められる。
【数１１】

【００４９】
ここで、Ｘ線源β位相におけるｚ位置ｚＳはｚＳ＝｛Ｔ（β−βＳＯ）／２π｝＋ｚＳＯとなり、放射線源を中心とした円筒検出器上の軸方向位置νへの放射線ビームの再構成ボクセル位置Ｉ（ｘＩ，ｙＩ，ｚＩ）での周回軸方向位置ＺＳＩは、ｚＳＩ＝（Ｒ・ν／ＳＩＤ）＋ｚＳとなる。また放射線源を中心とした円筒検出器上の軸方向位置νの条件は、数式１２となる。
【数１２】

【００５０】
また、ｘｓ＝ＳＯＤ・ｓｉｎβ、ｙｓ＝ＳＯＤ・ｃｏｓβ、Ｒ＝｛（ｘＳ−ｘＩ）２＋（ｙＳ−ｙＩ）２｝１／２より、放射線ビームが再構成ポクセルを通過する条件は、数式１３となる。
【数１３】

【００５１】
また、位相βにおける放射線源から発せられ再構成ボクセルＩ（ｘＩ，ｙＩ，ｚＩ）を通過する放射線ビームの検出器行方向の位置ｔＩ、及びθｔは、ＳＯＤｓｉｎθｔ＝ｔＩ、また、それぞれベクトルを数式１４および数式１５とすると、数式１６が得られる。
【数１４】

【数１５】

【数１６】

これより、数式１７、さらに数式１７から数式１８を得る。
【数１７】

【数１８】

【００５２】
このように図１１に示した処理を実現するためには、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置に、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を設け、この可変速手段による可変中の投影データからその移動速度に関連して断層撮影像を作成する可変速画像再構成手段２３を備えると共に、この可変速画像再構成手段２３は、放射線源１１の被検体１２に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、放射線源１１の位置と再構成ボクセルの位置に応じて使用するデータを決定するデータ決定手段を有したため、投影データの収集中における体軸方向の相対的な移動速度を一定でない移動速度で任意の移動特性を選定しても、可変速画像再構成手段によりその移動速度を関数として断層撮影像を作成することができ、撮影時の移動速度に至るまでの加減速に要する部分でも良好な断層撮影像を得ることができると共に、放射線源１１に対する被検体１２の軸方向位置と周回方向位置が正確に関連づけられ、移動速度および螺旋ピッチが一定でなくても良好な画像を取得でき、従来のような高速移動時の移動精度や移動の揺らぎによる画質の劣化を防止することができる。
【００５３】
上述したアルゴリズムにおいて、実際は離散的に扱われるべき投影データや再構成画像を連続的なデータとして扱っているため、実際にはＬａｇｒａｎｇｅ補間等の補間法を用いて、補間により離散的に算出する必要がある。理想的には、位相方向、検出器チャンネル方向、検出器列方向の３方向の補間により算出する。
【００５４】
次に、ＭＤＣＴにおける画像再構成アルゴリズムの他の例、重み付け螺旋補正再構成アルゴリズムについて図１３に示すフローチャートを用いて説明する。
この重み付け螺旋補正法では、ステップＳ６で投影データに補正用重み付けを行い、ステップＳ７で並べ替え処理を行い、ステップＳ８で放射線源の被検体に対する相対的な体軸方向への移動速度を周回角度βと関連づけられた移動速度Ｔ（β）を用い、放射線源の被検体に対する軸方向への相対的な位置に応じて変化する重み関数を作成し、これをステップＳ９で投影データに加重し、ステップＳ１０でフィルタ処理し、ステップＳ１１で従来から用いられている二次元逆投影を行う。
【００５５】
ここでは、上述したステップＳ３の変化する重み関数の作成方法を図１４を用いて説明する。
移動速度Ｔ（β）から再構成スライス位置となる周回位相βｉを算出し、βｉを挟んでπ［ｒａｄ］離れた位相（β１、β２）から、β１、β２における体軸方向位置Ｚ（β１）、Ｚ（β２）を算出する。
【数１９】

【００５６】
このβ１、β２における体軸方向位置Ｚ（β１）、Ｚ（β２）から重み関数は、β１≦β＜βｉのとき数式２０およびβｉ≦β＜β２のとき数式２１のように補間により求まる。
【数２０】

【数２１】

【００５７】
このように図１３に示した処理を実現するためには、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置に、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を設け、この可変速手段による可変中の投影データからその移動速度に関連して断層撮影像を作成する可変速画像再構成手段２３を備えると共に、この可変速画像再構成手段２３に、放射線源１１の被検体１２に対する体軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、放射線源１１の位置と再構成ボクセルの位置に応じて重みを決定する重み付け決定手段を備えたため、投影データの収集中における体軸方向の相対的な移動速度を一定でない移動速度で任意の移動特性を選定しても、可変速画像再構成手段によりその移動速度を関数として断層撮影像を作成することができ、撮影時の移動速度に至るまでの加減速に要する部分でも良好な断層撮影像を得ることができると共に、放射線源に対する被検体の軸方向位置と周回方向位置が正確に関連づけられ、移動速度および螺旋ピッチが一定でなくても良好な画像を取得でき、従来のような高速移動時の移動精度や移動の揺らぎによる画質の劣化を防止することができる。
【００５８】
さらに、いずれの処理においても、可変速画像再構成手段２３に、被検体１２の軸方向への相対的な移動速度を計測する寝台移動計測装置１９などの計測手段と、この計測手段によって計測された移動速度から放射線源１１の被検体１２に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、画像再構成アルゴリズムに反映させる反映手段とを有しているため、被検体１２の軸方向への相対的な移動速度を画像再構成アルゴリズムに正確に反映させることができ、さらに、放射線源に対して被検体を軸方向に相対的に移動させた場合における移動精度悪や移動速度のゆらぎによる画質劣化等の悪影響を改善することができる。
【００５９】
図１５は、放射線源の被検体に対する体軸方向への相対的な反復移動について説明する特性図である。
上述したように、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置に、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を備えている。この可変速手段は、放射線源１１を被検体１２に対して軸方向に相対的に反復移動する反復移動手段を有する。この反復移動手段によって図１５に示す反復運動を実現することができる。
【００６０】
図１５の反復運動は、被検体１２に対する放射線源１１の軸方向への相対的な移動速度を、予め設定された移動速度関数Ｔ（β）に基づいて、正負にわたり正弦的に変化させ移動させることで実現できる。このとき、放射線源１１の軸方向位置を固定し被検体１２を移動させることで実現してもよいが、被検体１２を固定し放射線源１１を移動させてもよい。また、放射線源１１と被検体１２の移動を組合せ、同期させて移動させてもよい。
【００６１】
同一部位を多時相にわたって撮影する場合、従来の手法では、移動速度を加速した後に一度目の撮影を行ない、撮影終了後に移動速度を減速し停止させ、次の撮影位置に移動させた後再び移動速度を加速しなければならないため、全体の撮影に要する時間が長くなってしまう。しかし、駆動装置に、放射線源１１を被検体１２に対して軸方向に相対的に反復移動する反復移動手段を設けたため、体軸方向に相対的に反復移動させることができるようになり、これによって、より短い間隔で次の撮影を行うことができ、所望の撮影タイミングで撮影を行うことができるようになる。
【００６２】
尚、本実施の形態における断層撮影装置の放射線源としては、Ｘ線、ガンマ線、中性子線、陽電子や電磁エネルギーや光を用いることも可能である。また、スキャン方式も第１世代、第２世代、第３世代、第４世代といずれの方式かに限定されるものではなく、放射線源を複数搭載した多管球断層撮影装置やドーナツ型管球断層撮影装置に対しても使用することが可能である。また、放射線検出器の形状も放射線源を中心とした円筒表面に配置した放射線検出器、平面放射線検出器、放射線源を中心として球面上に配置した放射線検出器、周回軸を中心として円筒表面に配置した放射線検出器などいずれにも適用することが可能である。
【００６３】
【発明の効果】
以上に説明したように本発明の断層撮影装置によれば、一定速度に達するまでの加減速領域においても撮影を行うことができるので、被検体の移動精度の影響を受けず、かつ移動時の揺らぎの影響を受けずに、関心領域における良好な断層撮影像を高速に得ることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施の形態による断層撮影装置のブロック構成図である。
【図２】図１に示した断層撮影装置の外観を示す斜視図である。
【図３】円軌道スキャンと螺旋軌道スキャンの焦点軌跡を示す斜視図である。
【図４】単一放射線検出器と多列放射線検出器の腰部側面図である。
【図５】単一放射線検出器と多列放射線検出器の１列当たりのＸ線ビームのコリメーション厚さを示す側面図である。
【図６】被検体が等速で移動したときの放射線源軌跡を示す斜視図である。
【図７】被検体が可変速で移動したときの放射線源軌跡を示す斜視図である。
【図８】被検体がそれぞれ異なる速度特性で移動したときの撮影可能範囲を示す特性図である。
【図９】単一列検出器における計測軌跡を示す説明図である。
【図１０】多列検出器における計測軌跡を示す説明図である。
【図１１】図１に示した断層撮影装置による画像再構成アルゴリズムの処理動作を示すフローチャートである。
【図１２】図１１に示した再構成アルゴリズムにおける三次元逆投影の説明図である。
【図１３】図１に示した断層撮影装置による他の画像再構成アルゴリズムの処理動作を示すフローチャートである。
【図１４】図１３に示した画像再構成アルゴリズムの処理動作における重み関数作成の説明図である。
【図１５】図１に示した断層撮影装置における反復移動手段による動作特性図である。
【図１６】従来の断層撮影装置における移動速度と撮影可能範囲の関係を示す特性図である。
【符号の説明】
２寝台
５演算装置
１１放射線源
１２被検体
１３放射線検出器
１４駆動装置
１５コリメータ
１８寝台制御装置
２２画像再構成手段
２３可変速画像再構成手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a tomographic apparatus including an image reconstruction unit that creates a tomographic image of a region of interest of a subject from projection data detected by a radiation detector.
[0002]
[Prior art]
In a single-row detector type X-ray computed tomography apparatus (referred to as a third generation method, hereinafter referred to as SDCT) using a single-row detector, initially, the bed on which the subject is mounted is fixed, 360 degree fan beam projection data at a slice position of the subject is collected by radiation irradiated from an X-ray source that circulates the subject, and then the subject is moved along the orbital axis and projected in the same manner. By collecting data and repeating this, projection data of a plurality of slices was obtained. These data are discrete every 360 degrees, and a tomographic image is created based on projection data of 360 degrees different for each slice.
[0003]
However, when spiral scanning became possible due to the appearance of slip rings, continuous data acquisition in the direction of the rotation axis became possible, and a plurality of arbitrary imaging sections could be taken at once. Spiral scanning can usually be realized by rotating an X-ray source and an X-ray detector arranged opposite to each other through a subject in a circular orbit and moving the subject in the direction of the rotation axis. As a result, a wide range of images can be taken at once, and the shooting time has been dramatically reduced. However, the continuous 360-degree circular orbit data is not obtained in the helical scan, and the image reconstruction for the circular orbit as performed so far involves deterioration of the image quality. Therefore, the helical orbit data is converted into the circular orbit using interpolation. A weighted spiral correction reconstruction method is used to interpolate and reconstruct as circular orbit data.
[0004]
In recent years, a multi-row detector type X-ray computed tomography apparatus (hereinafter referred to as MDCT) in which a plurality of detector rows are arranged in the direction of the rotation axis has appeared. By making the detector wider than the arrayed SDCT, it is possible to cover a wide range of imaging areas at once, moving the subject at a faster speed than the SDCT, shortening the imaging time, and movement such as breathing It is possible to reduce the artifacts caused by, and improve the resolution in the direction of the rotation axis. Since this MDCT has a plurality of inclination angles in different rotation axis directions for each detection row, the image reconstruction method has also been diversified, including a weighted spiral correction reconstruction method improved for MDCT with high-speed operation. Various methods such as a Feldkamp method and a three-dimensional reconstruction method typified by the Wang method have been proposed as reconstruction algorithms when higher accuracy is required. In recent years, in order to increase the number of persons per unit time by photographing in a high throughput, that is, in a short time, and to reduce the burden on the patient, a wider detector in the body axis direction is used in MDCT. There is a tendency to move the X-ray detector relative to the object at a higher speed for imaging.
[0005]
When performing such tomography, the moving speed is controlled by a spiral pitch set in advance before imaging, and the spiral pitch is set on the assumption that the set spiral pitch is constant as shown in FIG. Based on the reconstruction process. In addition, when imaging is performed over a wide range of phases using a contrast agent, it is necessary to image the same part multiple times at arbitrary time intervals by spiral scanning. At this time, in imaging at a constant speed as in the prior art, the X-ray source is first moved to the imaging start position in the subject, the contrast agent is injected, and then the X-ray source is moved relative to the subject. This is realized by repeating the process of moving at a constant speed to perform the first imaging, stopping the scanner after the imaging of the region of interest is completed, and moving the scanner to the imaging start position.
[0006]
Also, as a conventional X-ray tomography apparatus, a proposal has been made to achieve both high-quality imaging and high-speed imaging by combining scan ranges with different data collection speeds. It is assumed to be used (see, for example, Patent Document 1). In addition, as an exception to imaging at a constant speed, there is known one that uses a spiral scan at a slower pitch without using a circular orbit scan at the start and end positions of the spiral orbit scan (for example, patents) Reference 2).
[0007]
[Patent Document 1]
JP 2002-10998 A
[Patent Document 2]
Japanese Patent Laid-Open No. 10-146331
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the conventional X-ray tomography apparatus, when the X-ray source and the X-ray detector are moved relatively faster with respect to the subject, the step-responsive control as shown in FIG. The acceleration / deceleration time to the moving speed, the fluctuation of the moving speed, and the moving accuracy are problems. In particular, when moving the X-ray source with the subject fixed, the acceleration / deceleration time is long and the movement accuracy is deteriorated because the scanner has a weight of several hundred kg to several tons. These image reconstructions that have been proposed so far are based on the premise that the rotational speed of the scanner and the relative movement speed of the subject relative to the X-ray source in the axial direction are constant during imaging. It has been studied. If the image reconstruction algorithm that has been studied so far is applied as it is to projection data obtained by imaging an object moving at a non-constant speed, the calculated X-ray beam path and the actual X-ray beam path Strong motion artifacts are generated due to errors from the line beam path. In addition, since a good image cannot be obtained in the part required for acceleration / deceleration up to the moving speed at the time of shooting, the time required for shooting becomes longer, and fluctuations in moving speed and moving accuracy cause image deterioration as well. It was.
[0009]
Further, in the X-ray tomography apparatus disclosed in Patent Document 1, the data collection speed needs to be constant in an area where an image is to be acquired as shown in FIG. A good image cannot be obtained until the moving distance becomes stable. Further, in the X-ray tomography apparatus disclosed in Patent Document 1, a spiral scan path having a higher pitch and a uniform pitch between them at an opposite terminal in a region of interest is used as a beam source scanning trajectory. And a spiral scan path with a higher pitch for the stage of the upper and lower boundary span of the region of interest, and a uniform lower pitch for the stage of the boundary span of interest between them. As described in the definition of the beam source scanning trajectory, it is necessary to have a uniform speed in the reconstructed range. This is because the image reconstruction method used here is not systematically different from the algorithm of US Pat. No. 5,257,183, and the revolution speed of the X-ray source is changed according to the bed moving speed. If the moving speed is changed in the region of interest in the shooting range, motion artifact distortion occurs. Further, in the reconstruction method proposed here, it is necessary to capture the entire desired region of interest before performing the reconstruction process, and it is necessary to collect data at a constant speed. Further, although there is no description regarding exposure at the time of photographing, when photographing within the same scan range, there arises a problem that data that is not used at the scan start position and end position, that is, invalid exposure occurs.
[0010]
As described above, any of the reconstruction methods proposed so far can obtain a good image only when the moving speed and the helical pitch are constant, and the image quality deteriorates due to moving accuracy and movement fluctuation during high-speed movement. However, a good image cannot be obtained even in the acceleration time to the moving speed at the time of photographing. This is because the position in the body axis direction of the object relative to the X-ray source and the position in the rotation direction are not accurately associated. Another problem is that when the same part is photographed over multiple time phases, in the conventional method, from the first photographing to the preparation for the next photographing, that is, after the first photographing is completed, the moving speed is decelerated and stopped. Since it takes a long time to move to the shooting start position and accelerate the moving speed, it is often the case that the desired shooting time has passed when the preparation for shooting has been completed, and the shooting is timely in the desired time phase. Cannot be done. This is because conventional X-ray tomography apparatuses can only perform imaging at a constant helical pitch. In other words, this is because there is no means for accurately reconstructing data taken at a non-constant spiral pitch.
[0011]
An object of the present invention is to provide a tomographic apparatus capable of obtaining a good tomographic image without maintaining a constant speed.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention provides a radiation source, a radiation detector arranged so as to face the radiation source via the subject, and the radiation source and the radiation detector relative to the subject. And a drive device that can move relatively in the axial direction of the subject, a collimator that limits the radiation from the radiation source to the region of interest of the subject, and projection data detected from the radiation detector. A tomography apparatus comprising an image reconstruction means for creating a tomography image of a region of interest of a specimen, wherein the driving device is a variable speed means for varying the relative movement speed in the axial direction during the collection of projection data. The image reconstructing means includes variable speed image reconstructing means for creating a tomographic image in relation to the moving speed from the projection data being varied by the variable speed means.
[0013]
A tomography apparatus according to the present invention includes a variable speed means for changing the relative movement speed in the axial direction during the collection of projection data, and a tomographic image as a function of the movement speed from the projection data being changed by the variable speed means. Since the variable speed image reconstructing means is provided, the variable speed image reconstructing means can be used to select an arbitrary movement characteristic with a non-constant moving speed relative to the body axis direction during the collection of projection data. It is possible to create a tomographic image as a function of the moving speed, to prevent the occurrence of strong artifacts as in the past, and to improve the acceleration / deceleration up to the moving speed during imaging. A tomographic image can be obtained.
[0014]
According to a second aspect of the present invention, in order to achieve the above object, in the first aspect, the variable speed image reconstructing means includes an axial position and a circumferential position of the radiation source with respect to the subject. And a data determining means for determining data to be used according to the position of the radiation source and the position of the reconstructed voxel.
[0015]
The tomography apparatus according to the second aspect of the present invention includes a position correspondence means for associating an axial position and a circumferential position of the radiation source with respect to the subject, the variable speed image reconstruction means, and the position and reconstruction of the radiation source. Data determining means for determining data to be used according to the position of the voxel is provided, so that the axial position of the subject with respect to the radiation source and the position in the circumferential direction are accurately related, and the moving speed and the helical pitch are not constant. A good image can be acquired, and deterioration of image quality due to movement accuracy and movement fluctuation at the time of high-speed movement as in the prior art can be prevented.
[0016]
According to a third aspect of the present invention, in order to achieve the above object, in the first aspect, the variable speed image reconstructing means includes an axial position and a circumferential position of the radiation source with respect to the subject. And a weight determining means for determining the weight according to the position of the radiation source and the position of the reconstructed voxel.
[0017]
According to a third aspect of the present invention, there is provided a tomographic apparatus according to the present invention, wherein the variable speed image reconstruction means is associated with a position correspondence means for associating a position in the body axis direction with respect to the subject of the radiation source and a position in the rotation direction, Since the weight determining means for determining the weight according to the position of the constituent voxel is provided, the axial position of the subject with respect to the radiation source and the position in the rotation direction are accurately related, and it is good even if the moving speed and the helical pitch are not constant. An image can be acquired, and deterioration of image quality due to movement accuracy and movement fluctuation at the time of high-speed movement as in the prior art can be prevented.
[0018]
According to a fourth aspect of the present invention, in order to achieve the above object, in the first aspect, the variable speed image reconstruction means measures a relative movement speed of the subject in the axial direction. Measurement means for performing the measurement, a position correspondence means for associating the axial position of the radiation source with respect to the subject and the position in the rotation direction based on the moving speed measured by the measurement means, and a reflection means for reflecting in the image reconstruction algorithm. Features.
[0019]
In the tomography apparatus according to the present invention as set forth in claim 4, the variable speed image reconstruction means has a measuring means for measuring a relative moving speed of the subject in the axial direction, and a moving speed measured by the measuring means. Since the position correspondence means for associating the axial position of the radiation source with respect to the subject and the rotation direction position and the reflecting means for reflecting in the image reconstruction algorithm are provided, the relative movement speed of the subject in the axial direction can be calculated. It can be accurately reflected in the configuration algorithm, and it can improve adverse effects such as poor image quality due to poor movement accuracy and movement speed fluctuations when the subject is moved in the axial direction relative to the radiation source. Can do.
[0020]
Furthermore, in order to achieve the above object, the present invention as set forth in claim 5 is characterized in that, in the device according to claim 1, the drive device repeatedly moves the radiation source relative to the subject in the axial direction. It has repetitive moving means.
[0021]
In the tomography apparatus according to the present invention as set forth in claim 5, since the driving device is provided with the repetitive movement means for repetitively moving the radiation source relative to the object in the body axis direction, conventionally, the first imaging is completed. After that, it is necessary to decelerate and stop the moving speed, move to the next shooting start position, and accelerate the moving speed, so the time required for shooting has become longer. Thus, the next shooting can be performed at shorter intervals, and the shooting can be performed at a desired shooting timing.
[0022]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
FIG. 2 is a perspective view showing a schematic configuration of the tomography apparatus according to the embodiment of the present invention.
The tomography apparatus includes a scanner 1 used for imaging, a bed 2 for moving a subject, a mouse, a keyboard, and the like. It has an input device 3 for inputting reconstruction parameters, an arithmetic device 5 for processing data obtained from the radiation detector 4, a display device 6 for displaying a reconstructed image, and the like.
[0023]
FIG. 1 is a block configuration diagram showing a more detailed configuration of the tomography apparatus described above.
The scan method is a rotate-rotate method (third generation). The scanner 1 includes a bed 2, a radiation source 11 such as a radiation generator having a high voltage switching unit 8, a high voltage generator 9, and a radiation controller 10. The radiation detector 13 disposed opposite to the radiation source 11 via the subject 12, and the radiation detector 13 and the radiation source 11 circulate while cooperating with a position detection means for detecting a circumferential position and an axial position (not shown). And a collimator 15 for controlling the radiation area irradiated from the radiation source 11. A collimator control device 16 for controlling the collimator 15, a scanner control device 17 for controlling the drive device 14, a bed control device 18 for controlling the bed 2, and a bed movement measuring device 19 for measuring the relative movement amount of the bed 2; And a central control unit 20 for controlling them.
[0024]
An imaging condition (bed movement speed, tube current, tube voltage, slice position, etc.) is input from the input device 3, and control signals necessary for imaging are sent from the central control device 20 to the radiation control device 10 and the bed control device based on the instructions. 18 is sent to the scanner control device 17 and receives a shooting start signal to start shooting. When imaging is started, a control signal is sent from the radiation control device 10 to the high voltage generator 9, a high voltage is applied to the radiation source 11, and the subject 12 is irradiated with radiation from the radiation source 11. At the same time, a control signal is sent from the scanner control device 17 to the drive device 14, and the radiation source 11, the radiation detector 13, the preamplifier 21, and the like circulate relative to the subject 12. On the other hand, the bed 2 on which the subject 12 is placed is moved by the bed control device 18 at the time of circular orbit scanning, and translated in the direction of the rotation axis of the radiation source 11 and the like at the time of spiral orbit scanning.
[0025]
The radiation source 11 and the radiation detector 13 circulate relative to the subject 12 and can be moved relatively in the axial direction of the subject 12 by the driving device 14, the scanner control device 17, the bed control device 18, and the like. The drive device is configured. As will be described in detail later, the radiation source 11 and the radiation detector 13 circulate relative to the subject 12 and move relative to the subject 12 in the axial direction. Variable speed means is provided for changing a typical movement speed during the collection of projection data.
[0026]
The radiation irradiated from the radiation source 11 is limited in irradiation region by the collimator 16, absorbed and attenuated by each tissue in the subject 12, passes through the subject 12, and is detected by the radiation detector 13. The radiation detected by the radiation detector 13 is converted into an electric current, amplified by the preamplifier 21, and input to the arithmetic unit 5 as a projection data signal. The projection data signal input to the arithmetic unit 5 is reconstructed by an image reconstruction unit 22 in the arithmetic unit 5, particularly a variable speed image reconstruction unit 23 that creates a tomographic image in relation to the moving speed, which will be described in detail later. It is processed. The reconstructed image is stored in the storage device 23 in the input / output device 3 and displayed as a tomographic image on the display device 6.
[0027]
FIG. 3 is a perspective view showing a circular orbit scan and a spiral orbit scan.
The figure shows the movement trajectory (a) of the radiation source at the time of circular orbit scanning and the movement trajectory (b) of the radiation source at the time of scanning of the spiral orbit. When the image is taken in a circular orbit like the movement locus (a), the image of the radiation source position can be accurately reproduced by performing filter-corrected two-dimensional backprojection. However, when the image is taken with a spiral trajectory as in the movement trajectory (b), streak-like artifacts are generated at that position only by the filter-corrected two-dimensional backprojection due to the discontinuity of the data at the photographing end position. . Therefore, the data obtained by the spiral trajectory as in the movement trajectory (b) is corrected to circular trajectory data as in the movement trajectory (a) by using data interpolation, and then the filter correction two-dimensional backprojection is performed. Do.
[0028]
Thus, an image with reduced discontinuity can be obtained by using interpolation. The degree of artifact in this case is determined by the degree of discontinuity in the radiation source locus, that is, the degree of artifact varies depending on the moving speed of the subject. In a commonly used single-row helical scanning tomography apparatus (SDCT), generally, a helical pitch, that is, a ratio of the subject moving speed to the radiation beam thickness at the circumference axis position is used up to about 2.
[0029]
FIG. 4 is a schematic side view in which the single-row radiation detector 13a and the multi-row radiation detector 13b are shown side by side. In the multi-row radiation detector 13b, narrower single-row radiation detectors 13a are arranged in a plurality of rows in the circumferential axis direction, and as a whole, a detector wider than the single-row radiation detector 13a is realized.
[0030]
FIG. 5 is a schematic side view showing collimation thicknesses of radiation beams per row (hereinafter referred to as detector collimation thickness) in the single row radiation detector 13a and the multi-row radiation detector 13b.
The multi-row radiation detector 13b has a thinner detector collimation thickness than the single-row radiation detector 13a, and as a whole, can capture a wider range at a time. The spatial resolution of the obtained tomographic image in the direction of the rotation axis largely depends on the detector collimation thickness. The thinner the detector collimation thickness, the better the body axis resolution.
[0031]
6 and 7 are diagrams showing the moving speed of the subject 12 and the radiation source locus.
6 shows a radiation source trajectory 25 when the subject 12 is moved at a constant speed, and FIG. 7 shows a radiation source trajectory 26 when the subject 12 is moved at an arbitrarily changing speed. Yes. In FIG. 7, since the moving speed of the subject 12 is low near the start of movement and near the end of movement, measurement in the rotation axis direction is dense.
[0032]
FIG. 8 is a speed characteristic diagram showing the moving speed of the subject 11, that is, the bed moving speed and the imageable range.
FIG. 8A shows a case where measurement is performed when a constant speed is reached due to a step-responsive speed change. The bed moving speed is increased to LS simultaneously with the start of shooting, and the bed moving speed is set to O simultaneously with the end of shooting. It has become. In this case, although the shootable range is wide, in order to actually increase the bed moving speed, an acceleration range is necessary as shown in FIG. 8B, and measurement is performed after reaching a constant speed HS or LS. ing. Therefore, when reconstruction is performed using a conventional reconstruction algorithm that compensates for only constant velocity, the imageable range becomes narrower as the bed moving speed increases. In order to increase the photographing range, it is necessary to narrow the acceleration range and start up in a step-responsive manner. However, a step-responsive start-up is not desirable because the burden on the object and the mechanical burden are large.
[0033]
On the other hand, FIG. 8C shows a drive device that rotates the radiation source 11 and the radiation detector 13 relative to the subject 12 and is relatively movable in the axial direction of the subject 12. A variable speed image reconstructing means 22 having an image reconstructing algorithm corresponding to an arbitrary speed, which will be described in detail later, is provided by providing a variable speed means for varying the relative moving speed of the direction during the collection of projection data. By doing so, a wide photographing range is realized without requiring an acceleration range as shown in FIG. Further, as a result, it is not necessary to narrow the acceleration range as in the case of FIG.
[0034]
Further, a variable speed means for changing the relative movement speed in the axial direction during the collection of projection data is constituted by the bed control device 18 shown in FIG. 1, and the variable speed means as shown in FIG. 8 (d). , It will be possible to shoot while changing the bed moving speed to obtain the required image quality for each part, and in the part to obtain a higher quality image, the measurement in the direction of the rotation axis is slowed down to be dense, In a part to be imaged at a higher speed, the moving speed in the circumferential axis direction can be increased to perform very efficient imaging.
[0035]
FIG. 9 is a characteristic diagram showing a measurement trajectory in a single-row detector. FIG. 9A is a data trajectory when the moving speed is constant, and FIG. 9B is a data trajectory when the moving speed changes. It is.
In the figure, the bold line indicates the actual data locus 27, and the dotted line indicates the opposite data locus 28 when the radiation source is at the opposite position. The lower rectangle 29 indicates the size of the radiation detector when the phase is 0 [rad]. In order to make the data redundancy constant at each measurement position, the bed at the time point (phase) and the front and rear circumferential positions are shown. It shows that the collimation size can be reduced according to the moving speed.
[0036]
FIG. 10 is a characteristic diagram showing a measurement trajectory at the center position of the data path in the multi-row detector. FIG. 10 (a) is a data trajectory when the moving speed is constant, and FIG. 10 (b) is a change in moving speed. It is a data locus in the case of doing.
In the figure, the bold line indicates the actual data locus 27, and the dotted line indicates the opposite data locus 28 when the radiation source is at the opposite position. In this case, the data density is different depending on the bed moving speed. Data is dense (overlapping) at low speeds and coarse at high speeds. The data density at each speed can be corrected by changing the number of columns used and simultaneously limiting the radiation with a collimator.
[0037]
Next, an example of a three-dimensional image reconstruction method for reconstructing an image is shown. Here, as shown in Japanese Patent Laid-Open No. 2000-102530, a minimum radiation detector from which redundancy is eliminated is used.
As shown in FIG. 11, in step S1, the movement speed T (β) is obtained by associating the movement speed of the radiation source 11 relative to the subject 12 in the body axis direction with the rotation angle β. A weighting function corresponding to the above is created, weighting for data correction is performed on the projection data, rearrangement processing is performed in step S2, filter correction is performed in step S3, and axes of the radiation source 11 and the subject 12 in step S4. The region is limited according to the relative moving speed T (β) in the direction, and the three-dimensional inverse is performed according to the relative moving speed T (β) in the axial direction between the radiation source 11 and the subject 12 in step S5. Perform the projection.
[0038]
An example of the three-dimensional reconstruction algorithm will be described with reference to the flowchart of FIG.
In order to correct the energy between the radiation source and each detector element in accordance with the shape of the radiation detector, the weighting process in step S1 is performed. This is because the radiation energy is attenuated in inverse proportion to the square of the distance from the radiation source, and the beam dependency changes depending on the shape of the radiation detector. For this reason, correction is required according to the shape of the radiation detector, and correction is performed as follows.
[0039]
Focusing on radiation sources Cylinder When a radiation detector arranged on a surface is used, projection data is Pf (β, α, ν), weighted projection data is Pfan (β, α, ν), and between the radiation source and the radiation detector. If the distance is SID, the position in the rotation axis direction on the radiation detector is ν, and the other position is u, the correction process for the distance can be expressed as Equation 1. Here, β is the rotation angle, α is the fan beam opening angle in the rotation direction (fan beam channel direction), and ν is the axial position on the cylindrical detector with the X-ray source as the center.
[Expression 1]

[0040]
When a flat detector is used, the projection data is PF (β, μ, ν), the weighted projection data is Pfan (β, α, ν), the distance between the radiation source and the radiation detector is SID, and radiation detection is performed. The weighting process can be expressed as Equation 2 below, where ν is the position in the circumferential axis direction on the vessel and u is the other position.
[Expression 2]

[0041]
In order to rearrange the radiation beam (fan beam) irradiated in a fan shape as viewed from the circumferential axis direction into a parallel radiation beam (parallel beam) as viewed from the circumferential axis in order to increase the calculation speed, Perform the sorting process. When the fan beam is Pfan (β, α, ν) and the parallel beam is Ppara (βP, t, ν), the rearrangement process can be expressed as Equation 3. Where α is the fan beam opening angle in the circulation direction (fan beam channel direction), ν is the axial position on the cylindrical detector around the X-ray source, and t is the axis perpendicular to the beam in the parallel beam (parallel beam channel) Direction).
[Equation 3]

[0042]
Next, for the filter correction (reconstruction filtering) for correcting the blur of the projection data, the convolution operation (filter process) of the reconstruction filter in step S3 is performed. There are two types of reconstruction filtering: a method of convolution calculation in real space (real space filtering) and a method of multiplication in Fourier space (Fourier space filtering). Fourier space filtering is a process of performing Fourier inverse transform after transforming to Fourier space using Fourier transform and multiplying by a filter function (spatial frequency filter), whereas real space filtering is inverse Fourier transform in real space. This is a filter function convolution process. Although these are all mathematically equivalent, filter processing in Fourier space having a high computation time is generally used. Filters used for reconstruction are selected and used based on clinical experience from Shepp and Logan, Ramachhandran and Lakshminarayan, Ramp, or a filter function modified by clinical experience. When the parallel projection data is Ppara (β, t, ν), the parallel projection data after the filter processing is fPpara (β, t, ν), and the reconstruction filter is G (ω), the Fourier space filtering is expressed by Equation 4. Can show.
[Expression 4]

[0043]
The inverse Fourier transform g (t) of the reconstruction filter G (ω) is expressed by Equation 5.
[Equation 5]

[0044]
Therefore, real space filtering can be expressed as Equation 6.
[Formula 6]

[0045]
Next, the data area restriction in step S4 will be described.
In order to create projection data with constant redundancy, the parallel beam is limited by a limited area for each parallel beam projection angle. The length (width) of the region to be restricted in the radiation source circulation direction is determined so as to include the maximum width of the object. Further, the length (height) of the restricted region in the direction of the rotation axis is determined by T (β) in consideration of the moving speed T (β). Specifically, the length is determined as follows. The radiation source position Z (β) in the rotation axis direction from the moving speed T (β) when the radiation source has the rotation angle β is expressed by Equation 7.
[Expression 7]

[0046]
The upper limit H (β, t) of the restriction region and the lower limit L (β, t) of the restriction region on the cylinder including the radiation source locus and centering on the rotation axis are expressed by Equation 8 and Equation 9, respectively.
[Equation 8]

[Equation 9]

[0047]
Subsequent three-dimensional backprojection in step S5 includes reconstruction voxel I (xI, yI, zI), radiation source initial phase angle βSO, radiation source initial z position zSO, and radiation source phase angle as shown in FIG. β, radiation source position S (xS, yS, zS), distance R between the radiation source and the reconstructed voxel, distance SOD between the radiation source and the rotation center, distance SID between the radiation source and the radiation detector, and the radiation detector Element width dapp, number N of radiation detector rows, movement distance T of the subject per scanner rotation on the radiation detector, axial position ν on the cylindrical detector around the radiation source, image reconstruction area FOV Then, it is expressed by Equation 10.
[Expression 10]

[0048]
A specific example of this point will be further described.
First, when the β range (βS ≦ β <βe) in which data of 180 degrees is obtained at each pixel within F0V at the moving speed T, Equation 11 is obtained.
## EQU11 ##

[0049]
Here, the z position zS in the X-ray source β phase is zS = {T (β−βSO) / 2π} + zSO, and the radiation beam is reconstructed to the axial position ν on the cylindrical detector with the radiation source as the center. The rotational axis direction position ZSI at the voxel position I (xI, yI, zI) is zSI = (R · ν / SID) + zS. Further, the condition of the axial position ν on the cylindrical detector with the radiation source as the center is expressed by Equation 12.
[Expression 12]

[0050]
Further, from xs = SOD · sin β, ys = SOD · cos β, and R = {(xS−xI) 2 + (yS−yI) 2} 1/2, the condition for the radiation beam to pass through the reconstructed poxel is as follows: Become.
[Formula 13]

[0051]
The position tI and θt in the detector row direction of the radiation beam emitted from the radiation source in the phase β and passing through the reconstructed voxel I (xI, yI, zI) are SODsinθt = tI, When Expression 15 is obtained, Expression 16 is obtained.
[Expression 14]

[Expression 15]

[Expression 16]

As a result, Expression 17 is obtained, and further Expression 17 is obtained from Expression 17.
[Expression 17]

[Formula 18]

[0052]
In order to realize the processing shown in FIG. 11 as described above, the radiation source 11 and the radiation detector 13 are rotated around the subject 12 and can be moved relatively in the axial direction of the subject 12. The drive unit is provided with variable speed means that can change the relative movement speed in the axial direction during the collection of projection data, and tomographic images are created in relation to the movement speed from the variable projection data by the variable speed means. The variable speed image reconstruction means 23 includes a position correspondence means for associating the position of the radiation source 11 with respect to the subject 12 in the axial direction and the position in the rotation direction, and the position of the radiation source 11. And a data decision means that decides the data to be used according to the position of the reconstructed voxel, so that the relative movement speed in the body axis direction during the acquisition of projection data can be arbitrarily set at a non-constant movement speed Even if moving characteristics are selected, a tomographic image can be created as a function of the moving speed by means of variable speed image reconstruction means, and good tomography is possible even in the part required for acceleration / deceleration up to the moving speed at the time of shooting. In addition to being able to obtain an image, the axial position of the subject 12 with respect to the radiation source 11 and the circumferential direction position are accurately related, and a good image can be obtained even if the moving speed and the helical pitch are not constant. It is possible to prevent image quality deterioration due to movement accuracy during high-speed movement and movement fluctuation.
[0053]
In the above-described algorithm, projection data and reconstructed images that should be handled in a discrete manner are actually handled as continuous data. Therefore, it is actually necessary to calculate discretely by interpolation using an interpolation method such as Lagrange interpolation. There is. Ideally, the calculation is performed by interpolation in three directions: a phase direction, a detector channel direction, and a detector row direction.
[0054]
Next, another example of the image reconstruction algorithm in MDCT, a weighted spiral correction reconstruction algorithm, will be described with reference to the flowchart shown in FIG.
In this weighted spiral correction method, correction weighting is performed on the projection data in step S6, rearrangement processing is performed in step S7, and the movement speed of the radiation source in the body axis direction relative to the subject is determined in step S8. Using the moving speed T (β) associated with β, a weighting function that changes according to the relative position of the radiation source with respect to the subject in the axial direction is created, and this is weighted to the projection data in step S9. Filter processing is performed in step S10, and two-dimensional backprojection conventionally used is performed in step S11.
[0055]
Here, the method of creating the weight function that changes in step S3 described above will be described with reference to FIG.
The rotational phase βi that is the reconstruction slice position is calculated from the moving speed T (β), and the body axis direction position Z (β1) at β1 and β2 from the phase (β1, β2) separated by π [rad] across βi. , Z (β2) is calculated.
[Equation 19]

[0056]
From the body axis direction positions Z (β1) and Z (β2) at β1 and β2, the weighting function is obtained by interpolation as shown in Equation 20 when β1 ≦ β <βi and Equation 21 when βi ≦ β <β2.
[Expression 20]

[Expression 21]

[0057]
In order to realize the processing shown in FIG. 13 as described above, the radiation source 11 and the radiation detector 13 are rotated around the subject 12 and can be moved relatively in the axial direction of the subject 12. The drive unit is provided with variable speed means that can change the relative movement speed in the axial direction during the collection of projection data, and tomographic images are created in relation to the movement speed from the variable projection data by the variable speed means. A variable speed image reconstructing means 23 that performs position matching means for associating the position of the radiation source 11 with respect to the subject 12 in the body axis direction and the position in the rotation direction. Since the weight determination means that determines the weight according to the position and the position of the reconstructed voxel is provided, the relative movement speed in the body axis direction during the acquisition of projection data can be arbitrarily moved at a non-constant movement speed. The tomographic image can be created as a function of the moving speed by the variable-speed image reconstruction means, even if it is selected. In addition, the axial position of the subject with respect to the radiation source and the circumferential position of the subject are accurately related, and a good image can be acquired even if the moving speed and the helical pitch are not constant. It is possible to prevent deterioration in image quality due to movement accuracy and movement fluctuation.
[0058]
Further, in any processing, the variable speed image reconstruction means 23 is measured by the measurement means such as the bed movement measuring device 19 that measures the relative movement speed of the subject 12 in the axial direction, and the measurement means. Since there is position correspondence means for associating the axial position of the radiation source 11 with respect to the subject 12 from the moving speed and the rotation direction position, and reflecting means for reflecting it in the image reconstruction algorithm, the axial direction of the subject 12 is provided. The relative movement speed can be accurately reflected in the image reconstruction algorithm, and the movement accuracy is poor and the movement speed fluctuates when the subject is moved in the axial direction relative to the radiation source. It is possible to improve adverse effects such as image quality degradation due to.
[0059]
FIG. 15 is a characteristic diagram for explaining the repetitive movement of the radiation source relative to the subject in the body axis direction.
As described above, the radiation source 11 and the radiation detector 13 circulate relative to the subject 12 and are moved relative to each other in the axial direction to the drive device that can move relative to the subject 12 in the axial direction. Variable speed means for varying the speed during the collection of projection data is provided. This variable speed means has repetitive movement means for repetitively moving the radiation source 11 relative to the subject 12 in the axial direction. The repetitive movement shown in FIG. 15 can be realized by the repetitive moving means.
[0060]
The repetitive motion of FIG. 15 moves the relative movement speed of the radiation source 11 in the axial direction with respect to the subject 12 by changing it in a sine manner over positive and negative based on a preset movement speed function T (β). This can be achieved. At this time, it may be realized by fixing the position of the radiation source 11 in the axial direction and moving the subject 12, but the subject 12 may be fixed and the radiation source 11 may be moved. Further, the movement of the radiation source 11 and the subject 12 may be combined and moved in synchronization.
[0061]
When imaging the same part over multiple phases, the conventional method is to take the first image after accelerating the moving speed, decelerate and stop the moving speed after the image is completed, move it to the next imaging position and then again Since the moving speed has to be accelerated, the time required for the entire photographing becomes longer. However, since the driving device is provided with a repetitive moving means for reciprocally moving the radiation source 11 relative to the subject 12 in the axial direction, it can be repetitively moved relatively in the body axis direction. Thus, the next shooting can be performed at shorter intervals, and the shooting can be performed at a desired shooting timing.
[0062]
Note that X-rays, gamma rays, neutron rays, positrons, electromagnetic energy, and light can be used as the radiation source of the tomography apparatus in this embodiment. Also, the scanning method is not limited to any of the first generation, second generation, third generation, and fourth generation methods, and a multi-tube tomography apparatus or a donut-type tube equipped with a plurality of radiation sources. It can also be used for a tomography apparatus. The shape of the radiation detector is also a radiation detector arranged on a cylindrical surface centered on the radiation source, a planar radiation detector, a radiation detector arranged on a spherical surface centered on the radiation source, and a cylindrical surface centered on the rotation axis. It can be applied to any of the arranged radiation detectors.
[0063]
【The invention's effect】
As described above, according to the tomography apparatus of the present invention, since imaging can be performed even in the acceleration / deceleration region until the constant speed is reached, it is not affected by the movement accuracy of the subject, and at the time of movement. A good tomographic image in the region of interest can be obtained at high speed without being affected by fluctuations.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of a tomography apparatus according to an embodiment of the present invention.
2 is a perspective view showing an appearance of the tomography apparatus shown in FIG. 1. FIG.
FIG. 3 is a perspective view showing a focal locus of a circular orbit scan and a spiral orbit scan.
FIG. 4 is a lumbar side view of a single radiation detector and a multi-row radiation detector.
FIG. 5 is a side view showing the collimation thickness of the X-ray beam per row of a single radiation detector and a multi-row radiation detector.
FIG. 6 is a perspective view showing a radiation source locus when a subject moves at a constant speed.
FIG. 7 is a perspective view showing a radiation source locus when a subject moves at a variable speed.
FIG. 8 is a characteristic diagram showing an imageable range when the subject moves with different speed characteristics.
FIG. 9 is an explanatory diagram showing a measurement trajectory in a single-row detector.
FIG. 10 is an explanatory diagram showing a measurement trajectory in a multi-row detector.
FIG. 11 is a flowchart showing the processing operation of the image reconstruction algorithm by the tomography apparatus shown in FIG. 1;
12 is an explanatory diagram of three-dimensional backprojection in the reconstruction algorithm shown in FIG. 11. FIG.
FIG. 13 is a flowchart showing the processing operation of another image reconstruction algorithm by the tomography apparatus shown in FIG. 1;
14 is an explanatory diagram of creating a weight function in the processing operation of the image reconstruction algorithm shown in FIG.
FIG. 15 is an operation characteristic diagram by repetitive movement means in the tomography apparatus shown in FIG. 1;
FIG. 16 is a characteristic diagram showing the relationship between the moving speed and the imageable range in a conventional tomographic apparatus.
[Explanation of symbols]
2 sleeper
5 Arithmetic unit
11 Radiation sources
12 Subject
13 Radiation detector
14 Drive unit
15 Collimator
18 Bed control device
22 Image reconstruction means
23 Variable speed image reconstruction means

Claims

A radiation source; a multi-row radiation detector arranged opposite to the radiation source via the subject; and the radiation source and the multi-row radiation detector circulate relative to the subject and A drive device that is relatively movable in the axial direction, a collimator that limits the radiation from the radiation source to the region of interest of the subject, and tomography of the region of interest of the subject from the projection data detected from the radiation detector In the tomography apparatus comprising image reconstruction means for creating an image, the drive device has variable speed means for varying the relative movement speed in the axial direction during the collection of projection data, and the image reconstruction means. The configuration means includes correction means for correcting projection data based on the position of each detector element of the multi-row detector in accordance with the shape of the radiation detector, and variable movement speed during collection of the corrected projection data Based on Projection data for determining the projection data to be used according to the position of the associated radiation source and the position of the reconstructed voxel, and the position correspondence means for associating the axial position and the circumferential position of the radiation source with respect to the subject A tomography apparatus comprising: determining means; and reconstruction processing means for performing image reconstruction based on the projection data.

The shape of the radiation detector in the correction means according to claim 1 is the shape of a multi-row detector arranged in a cylindrical shape or the shape of a multi-row detector arranged in a plane. Item 2. The tomography apparatus according to item 1.

2. The image reconstructing means according to claim 1, wherein the image reconstructing means further moves in a body axis direction relative to the subject of the radiation source in accordance with the position of the correlated radiation source and the position of the reconstruction voxel. The weight function determining means for determining a weight function that changes in accordance with the relative position of the radiation source in the axial direction with respect to the subject using the moving speed T (β) of the projection data, and the projection data obtained by the projection data determining means And a weighting means for weighting the weight obtained from the weighting function and outputting the weighted projection data to the reconstruction processing means .

The apparatus according to claim 1, further comprising a measuring unit that measures a relative movement speed of the subject in the axial direction, wherein the position correspondence unit of the image reconstruction unit is based on the movement speed measured by the measurement unit. A tomography apparatus characterized in that an axial position and a rotational position of the radiation source with respect to a subject are associated with each other .

The tomography apparatus according to claim 1, wherein the driving device includes repetitive moving means for repetitively moving the radiation source relative to the subject in an axial direction.