JP5547873B2

JP5547873B2 - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP5547873B2
Application number: JP2008111383A
Authority: JP
Inventors: 圭史松田
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2008-04-22
Filing date: 2008-04-22
Publication date: 2014-07-16
Anticipated expiration: 2028-04-22
Also published as: JP2009261456A

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ装置に関する。

Ｘ線ＣＴ装置（Ｘ線コンピュータ断層撮影装置）は、Ｘ線照射装置により患者等の被検体に対してＸ線を照射し、Ｘ線検出装置により被検体を透過したＸ線量を検出し、検出したＸ線量に基づくＸ線透過データを収集し、収集したＸ線透過データに対して再構成処理を行って被検体の断面画像（スライス画像）を取得する装置である。このＸ線ＣＴ装置では、例えば、被検体が寝る寝台を固定して撮像を行うコンベンショナルスキャンやその寝台を移動させながら撮像を行うヘリカルスキャン等が行われている。

このようなＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線エネルギー分別を行うことにより密度分解能の向上を実現するデュアルエナジー測定可能なＸ線ＣＴ装置が開発されている。このデュアルエナジー測定可能なＸ線ＣＴ装置としては、二組のＸ線照射装置及びＸ線検出装置を備えるＸ線ＣＴ装置、Ｘ線エネルギー特性が異なる２つのシンチレータを積層した二層シンチレータのＸ線検出装置を備えるＸ線ＣＴ装置、Ｘ線エネルギー特性が異なる２つのシンチレータを被検体の体軸方向に並べた二列シンチレータのＸ線検出装置を備えるＸ線ＣＴ装置（例えば、特許文献１参照）が提案されている。
特開平６−２９６６０７号公報

しかしながら、前述の二組のＸ線照射装置及びＸ線検出装置を備えるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線照射装置及びＸ線検出装置のユニットが二組必要となるため、コストが上昇してしまう。また、前述の二層シンチレータを用いるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線検出装置の構造が複雑となり、シンチレータを多列化した場合の量産等が困難になってしまう。加えて、前述の二列シンチレータを用いるＸ線ＣＴ装置においては、コンベンショナルスキャンを行ってＸ線エネルギーが異なる二種類の再構成画像を得る場合、その二種類の再構成画像の断面位置（スライス位置）が異なってしまうため、同じ断面位置の二種類の再構成画像を得ることができない。

本発明は上記に鑑みてなされたものであり、その目的は、低コスト化及びＸ線検出構造の簡略化を実現することができ、さらに、Ｘ線エネルギーが異なる二種類以上の再構成画像を同じ断面位置で得ることができるＸ線ＣＴ装置を提供することである。

請求項１記載の発明の特徴は、Ｘ線ＣＴ装置において、被検体に対してＸ線を照射するＸ線照射装置と、Ｘ線の入射により蛍光を発する複数のシンチレータが格子状に配列され、Ｘ線エネルギー特性が異なる二種類のシンチレータ列が交互に４列以上並んでいるシンチレータブロックを有し、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出装置と、Ｘ線検出装置により検出されたＸ線をＸ線透過データとして収集するデータ収集部と、Ｘ線透過データをＸ線エネルギーが異なる二種類以上のエネルギーデータに分別し、Ｘ線エネルギーが異なる二種類以上の断面画像を被検体の体軸方向の位置を合わせて再構成する画像再構成部とを備え、画像再構成部は、所望の一種類の断面画像を再構成する場合、被検体の体軸方向に交差する所望の断面位置に応じて、その所望の断面位置に関連する複数のシンチレータ列による個々のエネルギーデータを所定の比率で用いることである。

本発明によれば、低コスト化及びＸ線検出構造の簡略化を実現することができ、さらに、Ｘ線エネルギーが異なる二種類以上の再構成画像を同じ断面位置で得ることができるＸ線ＣＴ装置を提供することができる。

本発明の実施の一形態について図面を参照して説明する。

図１に示すように、本発明の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置（Ｘ線コンピュータ断層撮影装置）１は、患者等の被検体Ｍが載置される寝台２と、その寝台２上の被検体Ｍに対して医用画像を撮影する撮影動作を行う撮影部３と、その撮影部３の駆動を制御する制御装置４とを備えている。このＸ線ＣＴ装置１は、撮影部３により寝台２上の被検体Ｍを断層撮影する装置である。

寝台２は、被検体Ｍが載置される天板２ａと、その天板２ａを支持して水平方向及び鉛直方向に移動させる天板駆動部２ｂとを備えている。この寝台２は、天板駆動部２ｂにより天板２ａを移動させ、天板２ａ上の被検体Ｍを所定の位置に位置付ける。

撮影部３は、筐体内に回転可能に設けられた回転枠３ａと、その回転枠３ａを回転させる回転駆動部３ｂと、回転枠３ａに設けられＸ線を照射するＸ線照射装置３ｃと、そのＸ線照射装置３ｃに高電圧を供給する高電圧発生部３ｄと、Ｘ線照射装置３ｃにより照射されたＸ線を検出するＸ線検出装置３ｅと、そのＸ線検出装置３ｅにより検出されたＸ線をＸ線透過データとして収集するデータ収集部３ｆとを備えている。

回転枠３ａは、例えば円環状に形成されている。この回転枠３ａには、Ｘ線照射装置３ｃやＸ線検出装置３ｅ等が固定されている。これにより、Ｘ線照射装置３ｃ及びＸ線検出装置３ｅは、寝台２上の被検体Ｍを間にし、その寝台２上の被検体Ｍの体軸方向に直交する面内で寝台２上の被検体Ｍの周囲（被検体Ｍの体軸周り）を回転する。なお、寝台２の天板２ａは回転枠３ａの枠内に挿入される。

回転駆動部３ｂは筐体内に設けられている。この回転駆動部３ｂは、制御装置４による制御に応じて、回転枠３ａの回転駆動を行う。例えば、回転駆動部３ｂは、制御装置４から送信された制御信号に基づいて、一方向に所定の回転スピードで回転枠３ａを回転させる。なお、回転枠３ａ及び回転駆動部３ｂが回転機構として機能する。

Ｘ線照射装置３ｃは、Ｘ線を出射するＸ線管１１と、そのＸ線管１１から出射されたＸ線を絞る絞り部１２とを備えている。このＸ線照射装置３ｃは、Ｘ線管１１によりＸ線を出射し、そのＸ線を絞り部１２により絞って、寝台２上の被検体Ｍに対し、コーン角を持つファンビーム形状、例えば、円錐形状または角錐形状を有するＸ線を照射する。

高電圧発生部３ｄは回転枠３ａ内に設けられている。この高電圧発生部３ｄは、Ｘ線照射装置３ｃに供給する高電圧を発生させる装置であり、制御装置４から与えられた電圧を昇圧及び整流し、その電圧をＸ線照射装置３ｃに供給する。なお、制御装置４は、Ｘ線照射装置３ｃに所望のＸ線を発生させるため、高電圧発生部３ｄに与える電圧の波形、すなわち振幅やパルス幅等の各種条件を制御する。

Ｘ線検出装置３ｅはＸ線照射装置３ｃに対向させて配置されている。このＸ線検出装置３ｅは、寝台２上の被検体Ｍを透過したＸ線を光学情報に変換し、その光学情報を電気信号に変換してデータ収集部３ｆに送信する。

データ収集部３ｆはＸ線検出装置３ｅ内に設けられている。このデータ収集部３ｆは、Ｘ線検出装置３ｅから送信された電気信号をＸ線透過データとして収集し、そのＸ線透過データを制御装置４に送信する。

制御装置４は、各部の駆動を制御する制御部４ａ、Ｘ線透過データを投影データとする前処理やその投影データに対して画像再構成を行う画像再構成処理等を含む画像処理を行う画像処理部４ｂ、医用画像等の各種データ及び各種プログラムを格納する記憶部４ｃ、操作者による入力操作を受け付ける操作部４ｄ及び画像を表示する表示部４ｅ等を備えている。これらの各部４ａ〜４ｅは、バスライン４ｆにより電気的に接続されている。

制御部４ａは、天板駆動部２ｂ、回転駆動部３ｂ及び高電圧発生部３ｄ等の各部の駆動を制御する。加えて、制御部４ａは、記憶部４ｃの医用画像を表示部４ｅに表示する表示制御も行う。

画像処理部４ｂは、データ収集部３ｆから送信されたＸ線透過データに対し、前処理や画像再構成処理を含む画像処理を行い、加えて、医用画像を記憶部４ｃに保存する。この画像処理部４ｂとしては、例えばアレイプロセッサ等を用いる。

記憶部４ｃは、各種プログラムや各種データ等を記憶する記憶装置であって、特に、各種データとして、撮影した医用画像を記憶する記憶装置である。この記憶部４ｃとしては、例えば、ＲＯＭ、ＲＡＭ、フラッシュメモリ及びハードディスク等を用いる。なお、医用画像のデータは、制御装置４にネットワークを介して接続された画像サーバ等に記憶されるようにしてもよい。

操作部４ｄは、操作者により入力操作される入力部である。この操作部４ｄとしては、例えば、キーボードやマウス等を用いる。操作者は、操作部４ｄを入力操作して、各種の設定を行ったり、あるいは、撮影部３による撮影を行ったり、また、再構成後の複数の医用画像から希望する医用画像を選択して表示させたりする。

表示部４ｅは、被検体の医用画像や操作画面等の各種の画像を表示する表示装置である。この表示部４ｅとしては、例えば、液晶ディスプレイやＣＲＴ（ブラウン管）ディスプレイ等を用いる。

次いで、Ｘ線検出装置３ｅについて詳しく説明する。

Ｘ線検出装置３ｅは、図２に示すように、Ｘ線照射装置３ｃの焦点スポットＳから出射されたＸ線を検出するためのシンチレータブロック２１と、そのシンチレータブロック２１に接合された複数の光電変換素子２２とを備えている。シンチレータブロック２１では、Ｘ線の入射により蛍光を発する複数のシンチレータ２１ａ、２１ｂが格子状に配列されている。すなわち、このＸ線検出装置３ｅは、Ｘ線検出素子であるシンチレータ２１ａ、２１ｂをチャンネル方向Ａ１に沿って配置したシンチレータ列を列方向（スライス方向）Ａ２に沿って複数列配置したマルチスライス用のＸ線検出装置である。チャンネル方向Ａ１は被検体Ｍの体軸方向に直交する方向であり、列方向Ａ２は被検体Ｍの体軸方向である。なお、各光電変換素子２２としては、例えばフォトダイオード等を用いる。

シンチレータブロック２１は、図３に示すように、各シンチレータ２１ａ、２１ｂが格子状にシンチレータセグメントとして配列されて構成されている。各シンチレータ２１ａ、２１ｂ間には、クロストークを防止するためのリフレクタが設けられている。このシンチレータブロック２１では、Ｘ線エネルギー特性が異なる二種類のシンチレータ列が交互に列方向Ａ２に４列以上（例えば１６列や６４列）並んでいる。二種類のシンチレータ列は、シンチレータ２１ａがチャンネル方向Ａ１に例えば８００〜１３００程度並んでいる列と、シンチレータ２１ｂがチャンネル方向Ａ１にシンチレータ２１ａと同数並んでいる列である。なお、シンチレータ２１ａは低エネルギー側に感度がある低エネルギー用のシンチレータであり、シンチレータ２１ｂは高エネルギー側に感度がある高エネルギー用のシンチレータである。

シンチレータ２１ａ、２１ｂのＸ線エネルギー感度特性差は、図４に示すように、シンチレータ２１ａ、２１ｂの素材の種類により生じている。低エネルギー用のシンチレータ２１ａとしては、例えばＮａＩ、ＣｓＩやＣａＦ等のシンチレータ（密度約３〜５ｇ／ｃｍ^３）等を用い、高エネルギー用のシンチレータ２１ｂとしては、例えばＧＯＳ等のシンチレータ（密度約７ｇ／ｃｍ^３）を用いる。

なお、本実施の形態では、シンチレータ２１ａ、２１ｂの素材の種類によりＸ線エネルギー感度特性差を生じさせているが、これに限るものではなく、例えば、図５に示すように、シンチレータ２１ａ、２ｂの表面（Ｘ線の入射面）に対するフィルタＦの有無によりＸ線エネルギー感度特性差を生じさせるようにしてもよく、また、図６に示すように、シンチレータ２１ａ、２１ｂの厚さ（Ｘ線の入射方向の厚さ）の差によりＸ線エネルギー感度特性差を生じさせるようにしてもよい。

図５では、フィルタＦが設けられていないシンチレータ２１ａが低エネルギー用のシンチレータであり、フィルタＦが設けられたシンチレータ２１ｂが高エネルギー用のシンチレータである。フィルタＦとしては、例えば、金属膜やセラミック等を用いる。図６では、互いを比較して、厚さが薄いシンチレータ２１ａが低エネルギー用のシンチレータであり、厚さが厚いシンチレータ２１ｂが高エネルギー用のシンチレータである。

次いで、画像処理部４ｂについて詳しく説明する。

画像処理部４ｂは、図７に示すように、Ｘ線透過データに対して画像再構成を行う画像再構成部２３を備えている。画像再構成部２３は、低エネルギー処理部２３ａ、高エネルギー処理部２３ｂ及び全エネルギー処理部２３ｃを有している。この画像再構成部２３は、Ｘ線透過データを三種類（二種類以上）のエネルギーデータ、すなわち低エネルギーデータ、高エネルギーデータ及び全エネルギーデータに分別し、低エネルギー処理部２３ａ、高エネルギー処理部２３ｂ及び全エネルギー処理部２３ｃにより、Ｘ線エネルギーが異なる三種類（二種類以上）の再構成画像を取得する。

低エネルギー処理部２３ａは、低エネルギーデータを用いて低エネルギーの再構成画像を生成する。高エネルギー処理部２３ｂは、高エネルギーデータを用いて高エネルギーの再構成画像を生成する。全エネルギーデータは、低エネルギーデータ及び高エネルギーデータを用いて全エネルギーの再構成画像を生成する。

ここで、寝台２の天板２ａを固定して撮像を行うコンベンショナルスキャンや寝台２の天板２ａを移動させながら撮像を行うヘリカルスキャンが行われるが、コンベンショナルスキャンを行う場合には、画像再構成部２３は、Ｘ線エネルギーが異なる三種類の再構成画像を重心位置（被検体Ｍの体軸方向の位置）を合わせて取得する。

例えば、図８に示すように、所望の断面位置（スライス位置）Ｓ１毎に、所望の断面位置Ｓ１に対応する三種類の再構成画像、すなわち低エネルギーの再構成画像、高エネルギーの再構成画像及び全エネルギーの再構成画像が生成される。なお、この三種類の再構成画像はシンチレータブロック２１の二列毎に順次求められるので、各シンチレータ２１ａ、２１ｂの体軸方向の幅が例えば０．５ｍｍである場合、コンベンショナルスキャンによるデュアルエナジー測定を行うと、列方向分解能は１．０ｍｍとなる。

低エネルギーの再構成画像では、所望の断面位置Ｓ１に最も近い低エネルギー用のシンチレータ２１ａによる低エネルギーデータが７５％用いられ、その所望の断面位置Ｓ１に次に近い低エネルギー用のシンチレータ２１ａによる低エネルギーデータが２５％用いられる。この比率は、所望の断面位置Ｓ１及び最も近い低エネルギー用のシンチレータ２１ａ中心の離間距離と、その所望の断面位置Ｓ１及び次に近い低エネルギー用のシンチレータ２１ａ中心の離間距離との比（図８中の１：３）の逆比に基づいて設定されている。

同様に、高エネルギーの再構成画像では、所望の断面位置Ｓ１に最も近い高エネルギー用のシンチレータ２１ｂによる高エネルギーデータが７５％用いられ、その所望の断面位置Ｓ１に次に近い高エネルギー用のシンチレータ２１ａによる高エネルギーデータが２５％用いられる。この比率は、所望の断面位置Ｓ１及び最も近い高エネルギー用のシンチレータ２１ｂ中心の離間距離と、その所望の断面位置Ｓ１及び次に近い高エネルギー用のシンチレータ２１ｂ中心の離間距離との比の逆比に基づいて設定されている。

また、全エネルギーの再構成画像では、所望の断面位置Ｓ１に最も近い低エネルギー用のシンチレータ２１ａによる低エネルギーデータが５０％用いられ、その所望の断面位置Ｓ１に最も近い高エネルギー用のシンチレータ２１ｂによる高エネルギーデータが５０％用いられる。この比率は、所望の断面位置Ｓ１及び最寄りの低エネルギー用のシンチレータ２１ａ中心の離間距離と、その所望の断面位置Ｓ１及び最も近い高エネルギー用のシンチレータ２１ｂ中心の離間距離との比の逆比に基づいて設定されている。このようにして、同じ断面位置Ｓ１で三種類の再構成画像、すなわち低エネルギーの再構成画像、高エネルギーの再構成画像及び全エネルギーの再構成画像が得られる。

一方、ヘリカルスキャンを行う場合にも、画像再構成部２３は、同じ断面位置Ｓ１でＸ線エネルギーが異なる三種類の再構成画像、すなわち低エネルギーの再構成画像、高エネルギーの再構成画像及び全エネルギーの再構成画像を取得する。

ここで、シンチレータブロック２１の４列収集（シンチレータ列数が４である場合）を例にして、ヘリカルスキャン時におけるＸ線照射装置３ｃの位置（管球位置）と体軸方向との関係を説明する。なお、図９ないし図１１において、四角枠で示す領域Ｒ１の任意断面内のデータを用いて再構成画像を作成する。図９ないし図１１では、実線が高エネルギー用のシンチレータ列（シンチレータ２１ｂの列）の軌跡であり、点線が低エネルギー用のシンチレータ列（シンチレータ２１ａの列）の軌跡である。

再構成画像を作成する際にデータが抜けている個所には、データが補間される。例えば、高エネルギーの再合成画像を作成する際には奇数列のみのデータを用いて、あるいは、低エネルギーの再合成画像を作成する際には偶数列のみのデータを用いてヘリカルスキャン補間再構成を行うことによって、通常のヘリカルスキャン（デュアルエナジー測定を行わないヘリカルスキャン）と同程度の列方向分解能を得ることができる。例えば、再構成したい断面位置Ｓ１での任意の角度のデータは、同じパスの異なる断面位置のデータを用いた補間により求められる。

図９に示すように、第１のヘリカルスキャンでは、奇数列（１列目と３列目）と偶数列（２列目と４列目）のそれぞれのデータのみを用いて再構成を行う。この場合には、一枚の再構成画像を作成するのに用いるデータ数は、通常のヘリカルスキャンの半分になってしまうため、画質低下が懸念される。なお、第１のヘリカルスキャンにおけるヘリカルピッチ（被検体Ｍの移動ピッチ）は５である。

そこで、図１０に示す第２のヘリカルスキャンや図１１に示す第２のヘリカルスキャンが用いられる。これらのスキャンによれば、寝台２の天板２ａの移動ピッチ、すなわちヘリカルピッチ（被検体Ｍの移動ピッチ）が小さくされ、任意断面内のデータ数を増やすことが可能になるので、画質を向上させることができる。

図１０に示すように、第２のヘリカルスキャンでは、ヘリカルピッチは５から２．５へと１／２に変更されている。このように寝台２の天板２ａの移動ピッチ（被検体Ｍの移動ピッチ）が減少すると、任意断面内のデータ数が増加するので、画質を向上させることが可能になる。ただし、この場合には、奇数列同士、又は、偶数列同士が比較的近い軌跡を通ってしまう。これは、Ｘ線照射装置３ｃの位置（管球位置）ごとにデータの疎密が発生することになる。

図１１に示すように、第３のヘリカルスキャンでは、ヘリカルピッチ（被検体Ｍの移動ピッチ）は収集列数以下の奇数に、すなわち４列収集ではヘリカルピッチが３に設定されている。これにより、画質の向上に加え、同じ位置に偶数列と奇数列の両方の軌跡がくることになるので、図１０の場合に比べデータの疎密が小さくなり、画質低下をより防止することができる。

前述のヘリカルスキャンでは、４列収集を例としてヘリカルピッチを説明しているが、１６列や６４列収集等でもそれぞれで最適となるヘリカルピッチが存在すると考えられるが、前述と同様の考え方により、列数以下の奇数を用いることが好ましい。その中で、ピッチの値を小さくするほど、一列おきで収集していることによる歯抜けのデータを補うことができ、加えて、総列数の１／２以下のヘリカルピッチを用いれば、全ての歯抜けのデータを補うことができる。

したがって、総列数の１／２以下の奇数（６４列収集であれば３２以下の奇数）を寝台２の天板２ａの移動ピッチにすることにより、シンチレータブロック２１の列毎の軌跡が重なるので、通常のヘリカルスキャンと同等のデータを奇数列及び偶数列それぞれで得ることが可能になる。このように設定された天板２ａの移動ピッチに基づいて制御部４ａは寝台２及び回転駆動部３ｂ等を制御してヘリカルスキャンを行うことなる。例えば、前述の４列収集において、ヘリカルピッチが１に設定されると、偶数列と奇数列の両方の軌跡が撮像範囲の略全体にわたって重なり、図１１の場合に比べさらにデータの疎密が減少するので、画質低下をより防止することができる。

以上説明したように、本発明の実施の形態によれば、Ｘ線エネルギー特性が異なる二種類のシンチレータ列が交互に４列以上並ぶシンチレータブロック２１を設け、Ｘ線透過データをＸ線エネルギーが異なる三種類のエネルギーデータに分別し、Ｘ線エネルギーが異なる三種類の断面画像を被検体Ｍの体軸方向の位置を合わせて再構成することによって、Ｘ線照射装置３ｃ及びＸ線検出装置３ｅの一組のユニットでデュアルエナジー測定を行うことが可能になり、さらに、シンチレータブロック２１の構造も簡略にすることが可能になるので、低コスト化及びＸ線検出構造の簡略化を実現することができる。加えて、三種類の断面画像において被検体Ｍの体軸方向の位置が合わされるので、三種類の再構成画像を同じ断面位置で得ることができる。特に、ハード的には従来のＸ線検出装置に対しシンチレータブロック２１のみの変更でデュアルエナジー測定を実現することができる。

なお、本発明は、前述の実施の形態に限るものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能である。

例えば、前述の実施の形態においては、二種類のシンチレータ列を列方向Ａ２に交互に配列しているが、これに限るものではなく、二種類のシンチレータ列をチャンネル方向Ａ１に交互に配列するようにしてもよく、また、二種類のシンチレータ列をチャンネル方向Ａ１及び列方向Ａ２の両方向に交互に配列するようにしてもよい。これにより、多様なデュアルエナジー測定を行うことが可能になる。

また、前述の実施の形態においては、Ｘ線透過データを三種類のエネルギーデータに分別し、Ｘ線エネルギーが異なる三種類の断面画像を再構成しているが、これに限るものではなく、例えば、Ｘ線透過データを二種類のエネルギーデータに分別し、Ｘ線エネルギーが異なる二種類の断面画像を再構成するようにしてもよい。

また、前述の実施の形態においては、各種の材料を挙げているが、それらの材料は例示であり、限定されるものではない。加えて、各種の数値を挙げているが、これらの数値は例示であり、限定されるものではない。

本発明の実施の一形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成を示す模式図である。図１に示すＸ線ＣＴ装置が備えるＸ線検出装置の概略構成を示す斜視図である。図２に示すＸ線検出装置のシンチレータブロックの一部を拡大して示す平面図である。低エネルギー用のシンチレータ及び高エネルギー用のシンチレータの第１構造を説明するための説明図である。低エネルギー用のシンチレータ及び高エネルギー用のシンチレータの第２構造を説明するための説明図である。低エネルギー用のシンチレータ及び高エネルギー用のシンチレータの第３構造を説明するための説明図である。図１に示すＸ線ＣＴ装置が備える制御装置の画像処理部の概略構成を示すブロック図である。コンベンショナルスキャンによる画像再構成を説明するための説明図である。第１のヘリカルスキャンによる画像再構成を説明するための説明図である。第２のヘリカルスキャンによる画像再構成を説明するための説明図である。第３のヘリカルスキャンによる画像再構成を説明するための説明図である。

符号の説明

１Ｘ線ＣＴ装置
２寝台
３ｃＸ線照射装置
３ｅＸ線検出装置
３ｆデータ収集部
４ａ制御部
２１シンチレータブロック
２１ａシンチレータ
２１ｂシンチレータ
２３画像再構成部
Ｍ被検体

Claims

被検体に対してＸ線を照射するＸ線照射装置と、
前記Ｘ線の入射により蛍光を発する複数のシンチレータが格子状に配列され、Ｘ線エネルギー特性が異なる二種類のシンチレータ列が交互に４列以上並んでいるシンチレータブロックを有し、前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出装置と、
前記Ｘ線検出装置により検出された前記Ｘ線をＸ線透過データとして収集するデータ収集部と、
前記Ｘ線透過データをＸ線エネルギーが異なる二種類以上のエネルギーデータに分別し、Ｘ線エネルギーが異なる二種類以上の断面画像を前記被検体の体軸方向の位置を合わせて再構成する画像再構成部と、
を備え、
前記画像再構成部は、所望の一種類の断面画像を再構成する場合、前記被検体の体軸方向に交差する所望の断面位置に応じて、その所望の断面位置に関連する複数のシンチレータ列による個々のエネルギーデータを所定の比率で用いることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記画像再構成部は、前記所望の断面位置を挟む二つのシンチレータ列による個々のエネルギーデータを所定の比率で用いることを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
前記画像再構成部は、前記所望の断面位置を互いの中心軸で挟む二つのシンチレータ列による個々のエネルギーデータを所定の比率で用いることを特徴とする請求項２記載のＸ線ＣＴ装置。
被検体に対してＸ線を照射するＸ線照射装置と、
前記Ｘ線の入射により蛍光を発する複数のシンチレータが格子状に配列され、Ｘ線エネルギー特性が異なる二種類のシンチレータ列が交互に４列以上並んでいるシンチレータブロックを有し、前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出装置と、
前記Ｘ線検出装置により検出された前記Ｘ線をＸ線透過データとして収集するデータ収集部と、
前記Ｘ線透過データをＸ線エネルギーが異なる二種類以上のエネルギーデータに分別し、Ｘ線エネルギーが異なる二種類以上の断面画像を前記被検体の体軸方向の位置を合わせて再構成する画像再構成部と、
前記被検体の体軸方向に前記被検体を移動させる寝台と、
前記Ｘ線照射装置及び前記Ｘ線検出装置を前記寝台上の前記被検体を間にして回転させる回転機構と、
前記被検体の移動ピッチを前記シンチレータ列の総列数以下の奇数に設定し、前記寝台及び前記回転機構を制御してヘリカルスキャンを行う制御部と、
を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
被検体に対してＸ線を照射するＸ線照射装置と、
前記Ｘ線の入射により蛍光を発する複数のシンチレータが格子状に配列され、Ｘ線エネルギー特性が異なる二種類のシンチレータ列が交互に４列以上並んでいるシンチレータブロックを有し、前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出装置と、
前記Ｘ線検出装置により検出された前記Ｘ線をＸ線透過データとして収集するデータ収集部と、
前記Ｘ線透過データをＸ線エネルギーが異なる二種類以上のエネルギーデータに分別し、Ｘ線エネルギーが異なる二種類以上の断面画像を前記被検体の体軸方向の位置を合わせて再構成する画像再構成部と、
前記被検体の体軸方向に前記被検体を移動させる寝台と、
前記Ｘ線照射装置及び前記Ｘ線検出装置を前記寝台上の前記被検体を間にして回転させる回転機構と、
前記被検体の移動ピッチを前記シンチレータ列の収集列数以下の奇数に設定し、前記寝台及び前記回転機構を制御してヘリカルスキャンを行う制御部と、
を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記二種類のシンチレータ列は、低エネルギー側に感度がある低エネルギー用のシンチレータ列と、高エネルギー側に感度がある高エネルギー用のシンチレータ列であり、
前記画像再構成部は、低エネルギーの断面画像を再構成する場合、前記被検体の体軸方向に交差する所望の断面位置に最も近い低エネルギー用のシンチレータ列によるエネルギーデータと、前記所望の断面位置に次に近い低エネルギー用のシンチレータ列によるエネルギーデータとを所定の比率で用いることを特徴とする請求項２又は３記載のＸ線ＣＴ装置。
前記二種類のシンチレータ列は、低エネルギー側に感度がある低エネルギー用のシンチレータ列と、高エネルギー側に感度がある高エネルギー用のシンチレータ列であり、
前記画像再構成部は、高エネルギーの断面画像を再構成する場合、前記被検体の体軸方向に交差する所望の断面位置に最も近い高エネルギー用のシンチレータ列によるエネルギーデータと、前記所望の断面位置に次に近い高エネルギー用のシンチレータ列によるエネルギーデータとを所定の比率で用いることを特徴とする請求項２又は３記載のＸ線ＣＴ装置。
前記二種類のシンチレータ列は、低エネルギー側に感度がある低エネルギー用のシンチレータ列と、高エネルギー側に感度がある高エネルギー用のシンチレータ列であり、
前記画像再構成部は、低エネルギー及び高エネルギーを含む全エネルギーの断面画像を再構成する場合、前記被検体の体軸方向に交差する所望の断面位置に最も近い低エネルギー用のシンチレータ列によるエネルギーデータと、前記所望の断面位置に最も近い高エネルギー用のシンチレータ列によるエネルギーデータとを所定の比率で用いることを特徴とする請求項２又は３記載のＸ線ＣＴ装置。
前記制御部は、前記被検体の移動ピッチを前記シンチレータ列の総列数の１／２以下の奇数に設定する請求項４記載のＸ線ＣＴ装置。
前記二種類のシンチレータ列は前記体軸方向に交互に並んでいることを特徴とする請求項１ないし９のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記二種類のシンチレータ列は前記体軸方向に直交する方向に交互に並んでいることを特徴とする請求項１ないし９のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記二種類のシンチレータ列は前記体軸方向及び前記体軸方向に直交する方向の両方向に交互に並んでいることを特徴とする請求項１ないし９のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。