WO2003101301A1 - Dispositif tomodensitometre rayons x a tranches multiples - Google Patents

Dispositif tomodensitometre rayons x a tranches multiples Download PDF

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WO2003101301A1
WO2003101301A1 PCT/JP2003/007008 JP0307008W WO03101301A1 WO 2003101301 A1 WO2003101301 A1 WO 2003101301A1 JP 0307008 W JP0307008 W JP 0307008W WO 03101301 A1 WO03101301 A1 WO 03101301A1
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ray
detector
projection data
data
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PCT/JP2003/007008
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Osamu Miyazaki
Taiga Goto
Hiroto Kokubun
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Hitachi Medical Corporation
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    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4488—Means for cooling

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus for acquiring a tomographic image of a subject.
  • X-ray CT Computer Tomography
  • Figure 35 shows the configuration of the X-ray CT device.
  • the X-ray CT system is composed of a host computer 11 that supervises and controls the entire system, an X-ray tube, a detector, and a scanner 12 with a rotary scanning mechanism equipped with a turntable. It has a voltage generator 15.
  • an image processing apparatus that performs various types of image processing such as an object table 13, pre-processing, and reconstruction processing for transporting the object 16 during positioning of the object 16 and spiral scanning.
  • 14 and a display device 17 for displaying a tomographic image of the subject 16.
  • the X-ray in a single-row detector type X-ray computer tomography system using a single-row detector, the X-ray is collimated (restricted) to an arbitrary width by a slice collimator before irradiating the subject with X-rays. Determines the slice thickness of the tomographic image.
  • the slice thickness is determined by the element width of the detector in the orbital axis direction. ing.
  • an X-ray CT apparatus having a configuration in which three X-ray tubes are used and three single-row detectors are provided in the orbital direction corresponding to each X-ray tube is a third-generation invention. It is disclosed in Japanese Unexamined Patent Publication No. 54-152524-9, which discloses that the X-ray tube can move independently in the direction of the orbital axis.
  • the rotation time for one rotation is about 0.3 to 0.4 seconds, considering the vibration resistance of the rotating anode X-ray tube. It is considered the limit.
  • problems such as insufficient radiation dose.
  • the maximum tube current can flow up to 700 mA in the X-ray CT system of this rotating anode X-ray tube, the problem of insufficient dose still remains at the time of 0.1 second scan when the tube current is 70 mA s.
  • the electron beam scanning X-ray CT system is a high-speed X-ray CT dedicated to the heart. Treated as a device.
  • the quarter offset uses half reconstruction (projection data for 180 ° phase) without using facing data.
  • the effect cannot be obtained by reconfiguring data. In the case of performing spiral scanning imaging, the effect decreases because the opposing position moves to the rotation axis.
  • a method of adjusting the helical pitch has been proposed to have the same effect as the quarter offset on the revolving axis resolution, but it has the same problem as the quarter offset.
  • An object of the present invention is to provide a multi-slice X-ray CT apparatus and method capable of acquiring high-speed, high-density, high-resolution projection data without lowering the use efficiency of X-rays.
  • the X-ray CT apparatus is configured as follows.
  • An X-ray CT apparatus that irradiates X-rays while rotating around the body axis of a specimen substantially around the body axis and detects X-rays transmitted through the subject
  • a plurality of pairs of an X-ray source and a detector array wherein the X-ray source is capable of irradiating X-rays, and the detector array is arranged to face the X-ray source with a subject interposed therebetween, and A plurality of pairs of X-ray sources and detector rows, characterized by having a single row or multiple rows of detectors capable of detecting and signaling X-rays emitted from the source and transmitted through the subject;
  • Image reconstruction unit that processes the above signal to create an image
  • At least one of the plurality of detector rows is a multi-row detector, and the rotation direction width, the number of rows, and the column width of the detector rows are different even if the plurality of detector rows are the same.
  • a multi-slice X-ray CT apparatus characterized in that it may be used.
  • Multi-slice X-ray CT according to (1) or (2), characterized in that
  • the plural pairs of the X-ray source and the detector array are three pairs, and the rotational phase difference between each pair is 120 °, and the plural pairs can rotate simultaneously while maintaining the rotational phase difference.
  • the multi-slice X-ray CT apparatus according to any one of (1) to (3).
  • Multi-slice X-ray CT according to any one of (2) to (5), in which high-speed imaging mode, orbital resolution priority mode, or time resolution priority mode can be set.
  • the image reconstruction unit performs the reconstruction by combining data of different rotation phases in the same slice at the time of the weighted spiral correction reconstruction in the signal processing.
  • (1) to (6) The multi-slice X-ray CT apparatus according to any of the above.
  • the offset coefficient is made smaller than 1 in order to increase the number of slice divisions in data processing.
  • the multi-slice X-ray CT apparatus according to any one of (1) to (4), characterized in that:
  • the scan cycle and the number of rows of the detector rows are determined from the heart rate measurement data of the subject, and the divided projection data having substantially the same cardiac phase is determined based on the scan cycle and the number of rows of the detector rows.
  • the image reconstruction unit creates a cardiac tomographic image at an arbitrary slice position based on the divided projection data. Slice X-ray CT device.
  • FIGS. 1A and 1B are diagrams showing a configuration of an X-ray tube and a multi-slice detector according to an embodiment of the present invention.
  • FIGS. 1A and 1B are diagrams showing the relationship between the X-ray tube and the multi-slice detector shown in FIGS. 1A and 1B, and a slice collimator.
  • FIG. 3 is a diagram showing the system blocks of the X-ray tube and the multi-slice detector shown in FIGS. 1A and 1B.
  • FIGS. 4A and 4B are an explanatory diagram of the high-voltage generator of the X-ray tube shown in FIGS. 1A and 1B and a block diagram showing an imaging procedure according to the embodiment of the present invention.
  • 31 is a multi-slice detector A
  • 32 is a multi-slice detector B
  • 33 is a multi-slice detector C.
  • FIGS. 5A and 5B are diagrams showing the measurement system of the X-ray tube and the multi-slice detector shown in FIGS. 1A and 1B.
  • Figure 6A—6E shows the replacement paper for the X-ray tube and multi-slice detector shown in Figure 1A, IB (Rule 26) 5/1
  • FIG. 3 is a diagram showing a dynamic scan according to the first embodiment.
  • FIGS. 7A and 7B show the results of the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 2A to 2C.
  • FIG. 7B It is a figure showing an example of high speed photography.
  • 31A, 31B, and 31C indicate multi-slice detectors.
  • FIGS. 8A and 8B are diagrams showing another example of high-speed imaging by the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 2A to 2C.
  • FIGS. 9A and 9B are diagrams showing the relationship between the fan beam and the parallel beam by the X-ray tube and the multi-slice detector shown in FIGS. 1A and 1B.
  • FIGS. 10A and 10B are diagrams showing the relationship between the fan beam and the parallel beam by the X-ray tube and the multi-slice detector shown in FIGS. 1A and 1B.
  • FIGS. 11A and 11B show another example of high-speed imaging by the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 2A-2C.
  • FIGS. 12A and 12B are diagrams showing another example of high-speed imaging by the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 2A to 2C.
  • FIGS. 13A and 13B are diagrams showing an example of high-density imaging by the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 2A to 2C.
  • FIGS. 14A and 14B are diagrams showing another example of high-density imaging by the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 2A to 2C.
  • 15A and 15B are diagrams showing another example of high-density imaging by the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 2A to 2C.
  • FIGS. 16A and 16B are diagrams showing an example of high time resolution imaging by the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 2A to 2C.
  • FIGS. 17A and 17B are diagrams showing another example of high temporal resolution imaging by the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 2A to 2C.
  • 18A and 18B are diagrams illustrating an example of an imaging operation using three pairs of X-ray tubes and a multi-slice detector.
  • FIG. 19 is a diagram showing an arrangement in a case where the X-ray tube and the multi-slice detector shown in FIGS. 1A and 1B are six pairs.
  • FIG. 20 is a diagram showing a processing flow for obtaining a high-resolution image by the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 1A and 1B.
  • Fig. 21 shows the high-replacement paper using the multi-slice X-ray CT system shown in Figs. 1A and IB (Rule 26). 6/1
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a method for generating resolution projection data.
  • FIG. 22 is a diagram showing a method of generating high-resolution projection data by the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 1A and 1B.
  • FIGS. 23A to 23D are diagrams showing a method of generating high-resolution projection data by the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 1A and 1B.
  • FIG. 24 is a diagram showing the configuration of one embodiment of the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 1A and 1B.
  • FIGS. 25A to 25C are diagrams for explaining an image reconstruction method from the projection data of the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIGS. 1A and 1B.
  • FIG. 26 is a diagram depicting a processing flow in another embodiment
  • FIGS. 28A and 28B are diagrams showing a circular orbit scan and a spiral orbit scan.
  • FIGS. 28A and 28B are diagrams illustrating measurement trajectories in a case where reconstruction is performed by interpolating a helical trajectory into a circular trajectory according to an embodiment of the present invention.
  • Figure 28A shows the case of 3 tubes, 1 system
  • J, and helical pitch P 6.
  • FIGS. 29A-29H are diagrams showing the helix correction weights of the measurement trajectory shown in FIGS. 28A and 28B.
  • 30A and 30B are diagrams showing the shape of the helix correction weight shown in FIGS. 29A to 29D.
  • FIGS. 31A and 3IB are diagrams showing unit data in an equal angular arrangement of one tube CT and three tube CT.
  • Fig. 31A shows the case of one pair of X-ray tube and multi-slice detector
  • Fig. 31B shows the case of three pairs.
  • FIG. 32 is a diagram showing a trajectory of projection data by a multi-slice X-ray CT apparatus having multi-slice detectors arranged at intervals of 120 °.
  • FIG. 33 is a diagram showing an example of a weighting function for obtaining a good image in the multi-tube multi-slice X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • the part shown by the broken line shows an example of correcting the discontinuity by reducing the weighting factor.
  • FIG. 34 is a diagram illustrating a weight ratio occupied by projection data of each tube in the correction, which is the embodiment of the present invention. Reduce the weighting factor in the area indicated by the broken line Fig. 8 shows an example of correcting discontinuities.
  • FIG. 35 is a diagram showing the overall configuration of a conventional X-ray CT apparatus.
  • FIGS. 36A and 36B show a combination of a conventional X-ray CT apparatus and ECG gate scan.
  • the box includes plural pairs other than three pairs.
  • FIGS. 1A and IB show three pairs of X-ray tubes 21 A, 21 B, and 21 C of the multi-slice X-ray CT apparatus of the present embodiment and a multi-slice detector (two-dimensional multi-slice detector).
  • FIG. 3 is a diagram showing a configuration (three-tube system) of 31 A, 31 B, and 31 C. Since the basic configuration of the X-ray CT of the present invention is the same as in FIG. 35, the same numbers are used for the common components.
  • the rotating disk 49 installed in the scanner unit 12 includes three pairs of X-ray tubes 21A to 21C and a multi-slice detector 31A to 31C. With a rotation phase difference of 120 °.
  • the set of 3 pairs is the distance between the X-ray tube 21 A to 21 C and the multi-slice detector 31 A to 31 C, and the distance between the X-ray tube 21 A to 21 C and the center of rotation. Rotate simultaneously while maintaining the relative positional relationship of the shooting geometric system (geometry), such as the distance of the camera.
  • X-rays are emitted from the X-ray tube 21A while the subject 16 is laid on the subject table 13.
  • the X-rays are directed by the slice collimator 48 A (Fig. 2A) and detected by the multi-slice detector 31 A.
  • the turntable 49 is moved around the subject 16.
  • the X-ray transmission data of the subject 16 is detected by using the multi-slice detector 31A while changing the X-ray irradiation angle by rotating the X-ray.
  • the tube current that can flow through one X-ray tube 21 A is determined by the size of the target (focal size) that is the source of X-rays and the number of rotations of the rotating anode. Therefore, in general, when the target diameter is increased, it is difficult to increase the number of revolutions in terms of the life of the bearing and runout, and the maximum tube current is limited.
  • a small X-ray tube 21 A of about 2 MHU (mega heat unit) is mounted, and for example, a tube current of 35 O mA is supplied to each of the three X-ray tubes 21 A to 21 C. Therefore, it is possible to easily obtain an irradiation dose of a tube current of 100 O mA or more.
  • the set of three pairs of X-ray tubes 21 A to 21 C and the multi-slice type detectors 31 A to 31 C are offset in the orbital axis direction, respectively. Then, by rotating the subject relative to the subject on the subject table, a three-dimensional tomographic image of the region of interest of the subject 16 can be created.
  • Figures 2A-2C show the configurations of X-ray tubes 21A-21C, multi-slice detectors 31A-31C, and slice collimators 48A-48C. is there.
  • slice collimators 48A to 48C are installed in each X-ray tube 21A to 21C.
  • FIG. 2B in the cross section in the circumferential axis Z direction, for example, a relationship such as the X-ray tube 21B and the multi-slice detector 31B is obtained.
  • the X-rays emitted from the X-ray tube 21 B are restricted by the slice collimator 48 B in the slice direction (circumferential axis Z direction), and the multi-slice type detector facing the X-ray tube 21 B is detected.
  • the multi-slice detector 31 B measures the projection data of a plurality of cross sections (multi-slice).
  • each projection data in this case has a small divergence angle (cone angle) force of the X-ray beam in the orbital axis Z direction and a small cone angle 10 ⁇ projection data only in a large cone angle theta 2 equivalent of projection data can be formed.
  • the time resolution of the spiral scan is improved, the cone angle distortion is reduced, and high image quality is realized.
  • the set of the three pairs of X-ray tubes 21A to 21C and the multi-slice type detectors 31A to 31C is moved relatively parallel to the orbital axis or stopped. Then, the subject 16 is irradiated with three-dimensionally spread cone-shaped or pyramid-shaped X-rays from three pairs of X-ray tubes 21 A to 21 C (fan beam).
  • the irradiation field in the orbital axis direction is limited using the slice collimators 48 A to 48 C, and the X-ray transmitted through the subject 16 is two-dimensionally Using the multi-slice detectors 31 A to 31 C arrayed in the array, and the projection data detected from the multi-slice detectors 31 A to 31 C A multi-tube type three-dimensional tomography apparatus that creates a three-dimensional tomography image of the above is realized.
  • FIG. 3 is a diagram showing a system block according to the present embodiment.
  • the system of the multi-slice X-ray CT apparatus has a host computer 11, a scanner 12, a subject table 13 and an image processing device 14.
  • the central control unit 42 includes a measurement control unit 51, an object table control unit 61, and an image reconstruction unit. 6 Give instructions to 4.
  • the measurement control unit 51 instructs the high-voltage generator 52 the X-ray conditions sent from the central control unit 42, and the X-ray tube 21A emits X-rays ⁇ the measurement circuit 5 3
  • a measurement start instruction is given, and an instruction is given to the collimator control unit 54 and the rotation control unit 55.
  • the tubes 21 to 21, the multi-slice detectors 31 A to 31 C, and the measurement circuits 53 A to 53 C are composed of three pairs,
  • the outputs of the circuits 53A to 53C are transmitted to the data transmission unit 70.
  • the transmission data from the data transmission unit 70 is transmitted to the data reception unit 74, and the preprocessing unit 76 and the image reconstruction unit 64 determine a tomographic image of the subject 16.
  • the obtained tomographic image is processed by the central control unit 42, displayed on the image display unit 43, and used for diagnosis.
  • the processing result is recorded in the memory 44.
  • the tube voltage of the X-ray tube 21 A is measured by the tube voltage monitor 56, and the measurement result is 11
  • Each drive unit is controlled by each control unit, the collimator drive unit 57 is controlled by the collimator control unit 54, the rotation drive unit 58 is a rotation control unit 55, and the subject table drive unit 59 is a subject.
  • Each is controlled by the sample table controller 61.
  • the offset controller 63 controls the offset of the X-ray tube and the X-ray detector in the peripheral axis direction.
  • FIG. 4A is a diagram showing a system configuration including the high-voltage generator 52 of the present embodiment.
  • the subject 16 on the subject table 13 is moved in the rotation axis direction. Then, power is supplied to each of the X-ray tubes 21 A to 21 C from the same high voltage generator 52.
  • the inverter section 83, the converter section 84, and the coolers 46A to 46C are separated. By doing so, an optimal weight balance is realized, and the burden on the turntable 49 can be reduced.
  • Multi-slice detector 3 In order to reduce the weight of the rotating body, only the high voltage tank 45 may be mounted, and the inverter section 83 may be arranged in a stationary system. Multi-slice detector 3
  • Space saving can be achieved by integrating or miniaturizing the measurement circuit 53A-53C (Fig. 3) connected to 1A to 31C.
  • the three multi-slice detectors 31 A to 31 C simultaneously measure the projection data of the subject 16. Since the number of views is desirably a multiple of three, 900 rotations are used in this embodiment.
  • the data rate per one multi-slice detector is 150 views / sec for a rotation of 0.6 seconds. Since the data transfer rate to the stationary system is measured at the same time for three data sets, it is 450 thousand views Z seconds.
  • the data transfer rate is about 1.1 Gbps.
  • FIGS. 5A and 5B are diagrams showing a measurement system of the X-ray tube and the multi-slice type detector according to the present embodiment. As shown in Figure 5A, three multi-slice detectors 3 1
  • the three data sets measured by A to 31C and the measurement circuits 53A to 53C are bundled by the data transmission unit 70, and are sent to the transmission path 72 as one serial data. 12
  • the data receiving section 74 separates the projection data corresponding to each of the three pairs from the serial data and transfers the data to the preprocessing section 76.
  • the pre-processing unit 76 performs offset, air-carrying, and log conversion. Air calibration needs to be performed for each combination of each X-ray tube 21A to 21C and multi-slice detector 31A to 31C.
  • the image reconstruction unit 64 calculates a tomographic image of a desired slice by using a known multi-slice spiral reconstruction algorithm. Then, the cross-sectional image of the subject 16 is displayed on the image display section 43 and used for diagnosis.
  • the data transmission of the three multi-slice detectors 31A to 31C and the measurement circuit 53A to 53C is performed by three independent data transmitters 71A.
  • the data may be separately received by the data receivers 75 A to 75 C.
  • the image reconstruction processing for the required number of views is separately performed by separate preprocessing units 77 A to 77 C and image reconstruction units 65 A to 65 C, and then the image The images may be added by the combining unit 79.
  • the obtained image is displayed on the image display section 43 and used for diagnosis.
  • Dynamic scanning is an imaging method that continuously captures the same cross-section and typically achieves dynamic observation such as the flow of a contrast agent, and requires a high temporal resolution.
  • the shift amount (offset) ⁇ ⁇ is the thickness d of the row (slice) of the multi-slice detector 31 A to 31 C and the offset coefficient N Set by the product of
  • step 1A set the measurement parameters.
  • the parameters include the shift amount ⁇ , the slice thickness d of the detector, and the offset coefficient N.
  • Step 1B a region of interest is set.
  • the region of interest refers to a range where dynamic imaging is desired or a range where high resolution is desired. 13
  • step 2 at least one of the X-ray tube and the detector corresponding to the offset coefficient set in step 1A is moved in the rotation axis direction.
  • the moving mechanism of the X-ray tube can be realized by, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 09-210352.
  • the signal from the offset control unit shown in FIG. 3 of the present application is directly input to the control device 16 shown in FIG. 1 of Japanese Patent Application Laid-Open No. 09-200135, and the X-ray tube is moved in the orbital axis direction to set the offset.
  • a parallel moving device such as the drive mechanism 18 and the control device 16 of FIG. 1 of Japanese Patent Application Laid-Open No.
  • H09-2091352 on a rotating disk of the gantry is used.
  • a detector such as a motor may be mounted on the parallel moving device so that the motor can be driven by combining the driving means such as a motor.
  • a member a rotating disk or a gantry that holds the detector and the X-ray tube at the same time is provided by Japanese Patent Application Laid-Open No. H06-0389757.
  • a plurality of pairs may be prepared and arranged, and a driving means may be provided so that these can be individually moved.
  • multiple detectors and multiple X-ray tubes can be moved individually in the orbital direction on one gantry, and the corresponding detector and X-ray tube pair May be separately controlled by the central control unit 42 or the offset control unit 63 so that. It should be smaller than the column width of the minimum pitch detector for the above movement and can be set finely.
  • step 3 dynamic shooting is performed, and in step 5, preprocessing for imaging is performed.
  • step 6 image reconstruction is performed by performing filtered back projection.
  • the slices 3 to 8 at the center are measured by three multi-slice detectors 31A to 31C, and the time required for six slices is higher. A resolution image is obtained. Then, a wide range of imaging (10 slices) in the rotation axis direction by 2 slices is possible.
  • the offset coefficient is 1, the measurement of one multi-slice detector 31 A is performed in the rows of slices 1 and 10 at both ends, and the inner slice 1 In rows 14 and 10, two multi-slice detectors 31A and 31B are used for measurement, so the time resolution is lower than that for the central six slices.
  • the shooting range is extended to slices 1 to 10.
  • Step 5 of FIG. 4B will be described with reference to FIG. 6B.
  • the second column in Fig. 6B in the case of three tubes, only detector rows 31A and 31B are available, and the data for 360 degrees will be available only after these are rotated 240 degrees. At this time, the overlapping views may be averaged.
  • the shift amount (offset) ⁇ is selected according to the range in which dynamic imaging is desired or the range in which high time resolution is desired.
  • the shift amount (offset) ⁇ is selected according to the range in which dynamic imaging is desired or the range in which high time resolution is desired.
  • the dynamic scan with improved resolution in the rotation axis direction is also possible.
  • FIG. 3 is a diagram showing characteristics of a spiral scan in a line CT apparatus.
  • FIGS. 7A and 7B are diagrams showing examples suitable for high-speed imaging of the multi-slice X-ray CT apparatus according to the present embodiment.
  • the vertical axis is the angle of view (sampling in the rotation direction), and the horizontal axis is the measurement trajectory of the helical scan of the multi-slice detectors 31A to 31C when the distance in the orbital axis direction is used.
  • the measurement trajectories 1b and 1c of the other multi-slice detectors 31B and 31C start from the rotation angles of 120 ° and 240 °, respectively.
  • the helical pitch (the number of faults for one round of the measurement trajectory) P is obtained by the following equation.
  • a pitch P 12 was obtained in the same way as in Figs. 7A and 7B. Then, a multi-slice detector 31 A having 12 columns is required.
  • Making the number of rows three times that of Figs. 7A and 7B means measuring at three times the cone angle as described in Fig. 2C. That is, in the embodiment shown in FIGS. 7A and 7B, measurement can be performed with a narrow cone angle, and a high-speed multi-slice X-ray CT apparatus can be realized without lowering the spatial resolution in the orbital axis direction.
  • FIGS. 8A and 8B are diagrams showing another example suitable for high-speed imaging of the multi-slice X-ray CT apparatus of the present embodiment.
  • FIG. 9A is diagrams showing the relationship between the fan beam and the parallel beam.
  • the X-ray beam can be regarded as a fan-shaped (fan-shaped) beam as shown in Fig. 9A.
  • the fan-shaped X-ray beam is taken 360 degrees while orbiting when viewed from the orbital axis direction.
  • Image reconstruction is generally performed using 360 ° phase projection data. However, there is a method of reconstructing with 180 ° phase projection data using the redundancy with the facing projection data (opposite data). This is called half reconstruction.
  • the parallel beam since the projection data of each phase coincides with the parallel beam in the opposite phase with the rotation axis as the center, one cycle of the projection data of exactly 180 ° phase parallel beam It can be reconstructed as projection data.
  • the fan beam requires an X-ray beam with a phase (180 ° + fan angle ⁇ ) from S1 to S2 as shown in Fig. 9A.
  • Data group includes redundant X-ray beam data as viewed from the orbital direction.
  • Figures 10A and 10B show the minimum fan beam and parallel beam data ranges required for image reconstruction.
  • Fig. 1 Thick line of OA shows fan beam data.
  • the thick line in FIG. 10B shows the parallel beam data.
  • the upper and lower thick lines in FIGS. 10A and 10B are complementary.
  • the sinogram projection data in which the horizontal axis is in the channel direction and the vertical axis is in the phase direction
  • it is shown at the data position as shown in Figs. 10A and 10B. Therefore, the data range shown in Fig. 10B is used for the half scan using the parallel beam
  • the data range shown in Fig. 10A is used for the half scan using the fan beam.
  • the half scan using this parallel beam results in a system IJ. 17 uses the 7th to 10th projection data as the facing data.
  • FIGS. 13A and 138 to FIGS. 15 and 15B are diagrams showing examples suitable for improving the density in the circumferential axis direction.
  • FIGS. 13A and 13B show an example of high-density imaging using a multi-slice X-ray CT apparatus.
  • the density of data sampling in the rotation axis direction is three times higher than that of a single multi-slice detector between 240 ° and 360 °, enabling high-density, high-quality tomographic imaging. .
  • the helical pitch P is obtained by the following equation.
  • the pitch ⁇ 7
  • a high-density, high-quality multi-slice X-ray C ⁇ device is realized.
  • the sampling density in the orbital axis direction is the ratio to the one-tube type
  • the sampling density in the orbital axis direction is 1 in each of Figs. 13 ⁇ , 138 to 158, 15 1.
  • the accuracy is improved by 3 times that of the tube type.
  • FIGS. 16 ⁇ and 168 to FIGS. 17 and 17 ⁇ are diagrams showing preferable examples when it is desired to improve the time resolution.
  • FIGS. 16A and 16B are diagrams showing a case where three multi-slice detectors 31A to 31C are arranged so as to be aligned in the rotation axis direction.
  • the three pairs of X-ray tubes 21 A to 21 C and the multi-slice detectors 31 A to 31 C are arranged in a circumferential direction at an interval of 120 °. In this measurement, the trajectories of the three pairs of X-ray tubes 21 A to 21 C and the multi-slice detectors 31 A to 31 C are completely coincident. (The figures are shown separately for easy understanding.)
  • the X-ray tubes 21A to 21C and the multi-slice detectors 31A to 31C are 3 19
  • the array of multi-slice detectors 31A to 31C overlaps twice in the first and second rounds, so that the number of arrays is doubled.
  • the offset coefficient N 13 for the shift amount (offset) ⁇ in the rotation axis Z direction.
  • FIGS. 16A and 16B and FIGS. 17A and 17B all columns are not spiral. Since the trajectories match, the time resolution improves.
  • FIGS. 18A and 18B are diagrams illustrating an example of an imaging operation by three pairs of X-ray tubes 21A to 21C and multi-slice detectors 31A to 31C.
  • the projection data of imaging ranges 1, 2 and 3 are simultaneously measured by three pairs of X-ray tubes 21A to 21C and a multi-slice detector 31A to 31C. I do.
  • the projection data can be obtained from the facing data 1 to 3 of the measurement values obtained by the three multi-slice detectors 31A to 31C.
  • effective measurement is performed by simultaneously measuring the neck of the subject 16 in the imaging range 1, the brain internal tissue in the imaging range 2, and the cerebral blood vessels in the imaging range 3. It becomes possible to take a sectional image.
  • the operator uses the data input unit 41 to select imaging conditions according to the purpose of diagnosis and observation.
  • the data input unit 41 has the above-described features (high speed, high resolution). 20
  • the data input unit 41 is used to input measurement parameters related to measurement, such as the imaging range and the geometry of the set of the X-ray tube 21 and the multi-slice type detector 31 (imaging geometric system). Enter 1
  • the host computer 11 sets parameters in the offset control unit 63, the subject table control unit 61, and the measurement control unit 51 according to the conditions selected by the data input unit 41. After each unit is ready for shooting, such as an offset adjustment operation prior to rotation of the scanner 12 according to an instruction from the offset control unit 63, the control unit notifies the host computer 11 that shooting is possible.
  • the start of imaging is instructed, X-rays are emitted from the three X-ray tubes 21A to 21C almost simultaneously according to the instructed X-ray conditions. Scanning for one round (360 °) can be performed only by rotating the scanner 12 by 120 °, so the effective scan time (time resolution) is 1Z3 and the time resolution is improved. I do.
  • the imaging range and time resolution can be appropriately selected depending on the imaging region, and a quick diagnosis of the operator's area of interest And so on.
  • the scan time is 0.2 seconds in this embodiment, and the high-speed multi-speed operation is performed.
  • Rice X-ray CT device is realized. Also, a 0.2 second scan can be realized without using a dynamic scan or a spiral scan.
  • FIG. 19 is a diagram showing an embodiment in which there are six X-ray tubes. As shown in Fig. 19, the X-ray tubes 21 A to 21 F and the multi-slice detectors 31 A to 31 F installed on the turntable 49 are set to a rotation phase difference of 60 °. When this is set, high-speed helical scanning can be realized because operation for 360 ° is possible only with a rotation of 60 °.
  • a set of rotation angles of 120 ° (three pairs each) consists of two groups.
  • the first group consists of three pairs of X-ray tubes 21 A to 21 C and a multi-slice detector 31 A to 31 C
  • the second group consists of three pairs of X-ray tubes 21 D to 2 1 F and Ma 21 Multi-slice detector 31 1D to 31F. Therefore, the first group and the second group are installed at positions shifted in the direction of the orbital axis, and the condition is that the X-rays emitted from the X-ray tubes 21A to 21F do not interfere with each other. Become.
  • FIG. 20 is a diagram showing a processing flow of the multi-slice X-ray CT apparatus.
  • a method of measuring with the same trajectory and generating a high-resolution image based on the measurement will be described.
  • the measurement parameter setting (step 1), spiral scanning (step 3), weighted helix correction processing (step 5), and filter-corrected backprojection processing (step 6) are performed by conventional methods.
  • the method for creating a tomographic image is shown below.
  • a procedure (step 2) for shifting the set of the X-ray tube 20 and the multi-slice detector 30 in the direction of the rotation axis (step 2) and a high-resolution generation process (step 4) are added. I do.
  • the moving speed of the object table 13 and the tube current of each X-ray tube 21 A to 21 C, and the multi-slice type of each X-ray tube 21 A to 21 C Geometry of the set of detectors 31 A to 31 C (X-ray tube 21 A to 21 C—Distance between multi-slice detectors 31 A to 31 C, X-ray tube 21 A to A measurement parameter such as 21C—the distance between the centers of rotation) is input from the data input unit 41 to the host computer 11 (step 1).
  • the X-ray irradiation field of view is determined by the slice collimator 4 in the rotation axis direction according to the region of interest of the subject 16 and in the rotation direction of the X-ray tubes 21A to 21C. Limit using 8A to 48C (step 1).
  • steps 2 to 6 of the processing flow of the multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIG. 20 each processing time increases according to the size of the imaging range. Therefore, the setting of the region of interest of the subject 16 stipulated in the setting of the measurement parameters reduces the examination time, and the burden on the subject 16 can be reduced.
  • the X-ray tubes 21 A to 21 C mounted on the scanner and the multi-slice type so that each X-ray tube 21 A to 21 C measures the same trajectory.
  • the set of detectors 31A to 31C is shifted in the rotation axis direction (step 2), and spiral scanning is performed (step 3). 22
  • high-resolution projection data generation processing for generating one high-resolution projection data from a plurality of projection data obtained by imaging is performed (step 4).
  • the obtained high-resolution projection data is subjected to a weighted spiral correction process to generate corrected projection data (step 5).
  • the obtained corrected projection data is processed by filter-corrected backprojection to create a high-resolution image (step 6).
  • FIG. 21 is a diagram for explaining the contents of the high-resolution generation processing shown in step 4 of FIG. As shown in Fig. 21, this is an example of the case where imaging is performed with different geometries for each set of the X-ray tubes 21A and 21B and the multi-slice detectors 31A and 31B. is there.
  • the mounting position of each X-ray tube 21A and 21B is adjusted so that the X-ray beams from each X-ray tube 21A and 21B pass through different paths. I do.
  • the projection data of the multi-slice detectors 31 A to 31 B there is a method that includes projection data of rows having different thicknesses. According to this method, it is possible to obtain, by calculation, projection data of a row having a narrower thickness from projection data of a plurality of rows having different thicknesses than before calculation.
  • the resolution itself of the obtained projection data does not improve, but the projection data of the different X-ray tubes 21A to 21C cannot be used. Since the X-ray beam paths are different between the projection data of the same phase and the data sampling density is increased, high resolution can be realized even when half reconstruction is used.
  • an array of uniformly sized multi-slice detectors 31 A is composed of four rows, and the multi-slice detector 31 B has a pitch width P equal to that of the multi-slice detector 31 A.
  • elements of uniform size are composed of three rows.
  • the X-ray tubes 21 A and 2 IB and the multi-slice detectors 31 A and 31 B measure the same trajectory so that images can be taken along the beam path shown in Fig. 21 (j). it can.
  • the measurement with the multi-slice detectors 31A and 31B has seven slices, realizing a high-density multi-slice X-ray CT device. I do.
  • multi-slice detectors 31 A and 31 B in FIG. 23 In other words, a high-density multi-slice X-ray CT system with a fine pitch can be realized by displacing them in the rotational direction.
  • FIG. 22 is a diagram illustrating an example of the high-resolution generation process shown in step 4 of FIG.
  • X-ray beam 1 with d width obtained by X-ray tube 21A and X-ray beam 2 with d / 2 width obtained by X-ray tube 21B were obtained.
  • This is an example of calculating an X-ray beam 3 having a width dZ2 different from that of the X-ray beam 2.
  • the X-ray beam 2 is applied to one half of the multi-slice detector 31B. Considering the X-ray beam thus irradiated, it is clear that the projection data of X-ray beam 3 can be accurately calculated by subtracting the projection data of X-ray beam 2 from X-ray beam 1.
  • Figure 23A—23D shows the case where elements of different sizes are arranged for each set of X-ray tubes 21A to 21B and multi-slice detectors 31A to 31B.
  • FIG. 23A-23D in this case, each multi-slice detector 31A to 31B has an element with a different element width, and this difference is used to project data. Density.
  • FIG. 23B shows the sampling positions of both multi-slice detectors 31A and 31B (multi-slice detector X-ray tube 31A::! ⁇ 4) when measured along the same path.
  • the columns indicate (1) to (4), and the multi-slice detector 31B: 1 to 5 system IJ indicates A to E).
  • FIG. 23C shows sampling positions (a to h) obtained by the high-resolution processing. Therefore, from FIGS. 23A and 23B, a is A and b can be calculated as a value obtained by subtracting A from (1). Similarly, c can be calculated as B minus b.
  • high-resolution data was calculated by calculation from two narrow projection data (high-resolution data) forces. Ideally, however, more narrow projection data were arranged, and It is desirable to make corrections.
  • the present embodiment can obtain a high-accuracy and high-resolution tomographic image without errors without using a process of deteriorating projection data by interpolation or the like.
  • the method shown in FIGS. 23A to 23D realizes a three-dimensional tomography apparatus having means for generating high-resolution projection data from projection data obtained by imaging.
  • FIG. 24 is a diagram showing a configuration of the multi-slice X-ray CT apparatus of the present embodiment.
  • the multi-slice X-ray CT scanner is detected by a scanner 12 that performs X-ray irradiation and X-ray detection, and multi-slice detectors 31A, 31B, and 31C. It has a pre-processing unit 76 for creating projection data from the measured data, an image processing device 78 for processing the projection data into a CT image signal, and an image display unit 43 for outputting a CT image.
  • Scanner 12 is attached to turntable 49 and X-ray tubes 21A, 21B, 21C and X-ray tubes 21A, 21B, 21C mounted on turntable 49
  • the turntable 49 is rotated by a rotation control unit 55, and the rotation control unit 55 is controlled by a measurement control unit 51.
  • the intensity of X-rays generated from the X-ray tubes 21 A, 21 B, 21 C is controlled by the measurement control unit 51.
  • the measurement controller 51 is operated by the host computer 11.
  • the preprocessing unit 76 is connected to the electrocardiograph 18 to obtain an electrocardiographic waveform of the subject 16.
  • the transmission data detected by the multi-slice detectors 31A, 31B, and 31C is transferred to the preprocessing unit 76, and the transmission data of the subject 16 measured by the electrocardiograph 18 is used. From the electrocardiogram waveform and the imaging conditions obtained from the measurement control unit 51, the motion twenty five
  • the projection data with few errors is formed, and the obtained projection data is reconstructed into a tomographic image of the subject 16 by the image processing device 78 and displayed on the image display section 43.
  • FIGS. 25A to 25C are diagrams illustrating an image reconstruction method for reconstructing an image from projection data of a multi-slice X-ray CT apparatus.
  • the vertical axis shows the distance in the direction of the orbit
  • the horizontal axis shows the projection angle and time.
  • the ECG signal is plotted below the horizontal axis, showing the position of the cardiac phase in the direction of the rotation angle.
  • the imaging conditions were as follows: the helical pitch was 1, the number of rows of the multi-slice detectors 31A to 31C was four, and the angle was converted to a scan period of 2 ⁇ , and a cardiac phase period. Is assumed to be 2 ⁇ (2 5/2 4).
  • the helical pitch is defined as a ratio with respect to the detection element arrangement pitch in the direction of the rotation axis.
  • Fig. 25 (5) is a diagram in which the projection data 1-12 of Fig. 25 (5) is collected.
  • the rectangle in FIG. 25B indicates the projection data of the four rows of detection elements 1 to 4 at the rotation center when the spiral scan is performed, and indicates the projection data having the same cardiac phase. Also, the projection data after collection is shown in the first scan so that the method of collecting the divided projection data can be easily understood.
  • each divided part represents each of the collected divided projection data (1) to ( 4) indicates the detector data of each divided projection data, the number of scans from the start of scanning, and the range of the projection angle.
  • the projection data with different numbers of scans and the same cardiac phase are collected (in this case, half reconstruction is performed, so the projection data of 180 ° + fan beam angle, approximately 240 °) Has been collected), image reconstruction is performed.
  • the three rectangles on the same scan are the X-ray tubes 21A to 21C and the multi-slice detector 31A to 31C at the same time. Shows ⁇ 12. Then, in order to process the projection data 1-12 and reconstruct an image, as shown in FIG. 26
  • the interval between each projection data, 60 ° to; 120 ° and the range of 180 ° to 240 ° correspond to the facing data obtained by the method described in FIGS. 9A and 9B and FIGS. 10A and 10B.
  • the image is reconstructed by interpolating the data.
  • a multi-slice X-ray CT system As shown in Fig. 25C, image reconstruction can be performed from projection data of three tubes at 60 ° intervals. Therefore, in the case of a three-tube multi-slice X-ray CT apparatus, in order to obtain an image reconstructed image at an arbitrary slice position, projection data at an angle of 60 ° for 1Z6 scans per bulb is required. In Fig. 25A-25C, the projection data at an angle of 60 ° required for image reconstruction is concatenated with the divided projection data obtained from the multi-slice detectors 31A to 31C with four slices. Have been created.
  • the projection angle of the divided projection data per one multi-slice detector 31A is the angle rotated by (60 ° 360 °) X (1Z4) scans. Therefore, in Figure 25A-25C, a time resolution of 1 to 24 of the scan period is obtained.
  • projection data is collected by adding an electrocardiographic waveform to the scan data, and image reconstruction is performed from multiple scan data.
  • the image is reconstructed by collecting projection data of the same cardiac phase for the projection angle required for.
  • the scan cycle and the amount of movement of the subject table By adjusting the scanner cycle and synchronizing the rotation cycle of the scanner with the heart cycle, projection data collection can be performed efficiently.
  • one heartbeat is divided into several cardiac phases, and the projection data obtained by combining the divided projection data having substantially the same divided cardiac phases is obtained.
  • An image is reconstructed and a cardiac tomographic image or a three-dimensional tomographic image obtained from a plurality of cardiac tomographic images is displayed continuously in the order of cardiac phases.
  • E C G Electro Cardio Graph
  • a method is proposed in which projection data is obtained (photographed) without synchronizing with the cardiac cycle, and after the projection data is obtained, an image is reconstructed by combining the projection data having the same cardiac phase. Have been. This method is generally called ECG gate photography.
  • Figures 36A and 36B show the combination of a conventional X-ray CT device and ECG gate scan.
  • the vertical axis represents the distance in the direction of the rotation axis
  • the horizontal axis represents the projection angle and time.
  • the ECG signal is plotted below the horizontal axis, and the position of the heartbeat in the rotation angle direction is shown.
  • the imaging conditions were assuming a helical pitch of 1, a detector row of 4, a scan cycle of 0.6 sec, and a heartbeat cycle of 0.7 sec.
  • the helical pitch is defined as a ratio to the arrangement pitch of the detector elements in the Z direction of the rotation axis.
  • the rectangle in FIG. 36A indicates the projection data of the detector rows 1 to 4 at the rotation center when the spiral scan is performed, and indicates the projection data having the same cardiac phase. Also, the projection data after collection is shown in the first scan (cycle) so that the method of collecting the divided projection data can be easily understood.
  • Fig. 36B is an enlarged view of the projection data after collection, and each divided part represents each of the collected divided projection data (1) to (4).
  • the projection data obtained from the projection data measured at the same time is used. Since it is a reconstructed image, a tomographic image with excellent image quality can be obtained.
  • the time resolution when the scan cycle is S [sec] and the number of rows of the multi-slice detector 31A is L rows can be calculated from the equation SX (1/6) X (1 / L).
  • SX (1/6) X (1 / L) the equation SX (1/6) X (1 / L.
  • a plurality of cardiac tomographic images in the cardiac phase at arbitrary time intervals are created, and the obtained cardiac tomographic images are aggregated in the orbital axis direction for each cardiac time phase to obtain a desired time.
  • a three-dimensional moving image (tomographic image) of the heart pulsating without interruption, ie, smooth It is possible to obtain a simple four-dimensional tomographic image.
  • the scan cycle, the width of the divided projection data, and the number of divided projection data must be adjusted to synchronize the measurement with the cardiac phase, as in the past. Is possible.
  • the preprocessing unit 76 adjusts the head projection angle of the divided projection data when acquiring divided projection data having the same cardiac phase from the projection data of each of the multi-slice detectors 31A to 31C.
  • the preprocessing unit 76 adjusts the head projection angle of the divided projection data when acquiring divided projection data having the same cardiac phase from the projection data of each of the multi-slice detectors 31A to 31C.
  • FIG. 26 is a diagram showing a processing flow of another embodiment of the multi-tube multi-slice X-ray CT apparatus. Here, as shown in FIG.
  • step 11 measurement parameter design (step 11), spiral scanning (step 12), weighting spiral correction processing (step 13), and filter correction back projection processing (step 11).
  • a tomographic image of the subject 16 is created by the procedure of step 14).
  • steps 2 to 4 of the processing flow of the multi-tube multi-slice X-ray CT apparatus shown in FIG. 26 each processing time increases according to the size of the imaging range. Therefore, the setting of the region of interest of the subject 16 stipulated by the setting of the measurement parameter shortens the examination time, and can reduce the burden on the subject 16.
  • the X-ray tubes 21 A to 21 C mounted on the scanner and the multi-slice type so that each X-ray tube 21 A to 21 C measures the same trajectory.
  • Spiral scanning is performed by setting detectors 31A to 31C (step 30).
  • a weighted spiral correction process is performed on a plurality of projection data obtained by imaging to generate corrected projection data (step 13). Then, the obtained corrected projection data is processed by filter-corrected backprojection to create a high-resolution image (step 14).
  • FIGS. 27A and 27B show a circular orbit scan and a spiral orbit scan.
  • the filter-corrected backprojection method is performed on projection data obtained from irradiated X-rays from an X-ray tube orbiting a circular orbit, that is, orbiting a reconstructed image.
  • large distortion occurs. Therefore, as shown in Fig. 27B, when the image is taken in a spiral trajectory, the spiral trajectory is interpolated into a circular trajectory and reconstructed as a circular trajectory.
  • Figs. 28A and 28B show measurement trajectory diagrams in the case of performing reconstruction by interpolating a helical trajectory into a circular trajectory.
  • the solid line is the actual data locus actually measured
  • the broken line is the locus of the opposing data located 180 ° opposite to the real data locus.
  • a shorter view when reconstructing by interpolating a helical trajectory into a circular trajectory, a shorter view
  • the continuity of the phase (view) at the reconstruction position can be maintained even in the range (per column).
  • the oncoming data may be created virtually from the actual data.
  • Figure 28A shows the projection data measured by the multi-slice detectors 31A to 31C (pitch 6) with one row, which satisfies the condition for interpolating the spiral trajectory into a circular trajectory. It is a figure showing a locus.
  • continuous interpolation data of 360 ° (180 °) including the oncoming data can be created.
  • FIG. 28B is a diagram showing the locus of the projection data when measured by the multi-slice detectors 31 A to 31 C (pitch 18) having three columns.
  • the algorithm used is weighted-shear correction reconstruction (step 13). Therefore, the feature of the present embodiment is that the measurement data and the interpolation data do not match at the opposing position, so There is a place where images can be created by using measurement data.
  • the condition for improving the time resolution is when the relationship between the helical pitch P and the number of rows L per one multi-slice detector used satisfies the following condition.
  • FIG. 29A_29H is a diagram showing spiral correction weights in the case of FIG. 28B.
  • the weight for helix correction is weighted to the obtained projection data (sinogram) to obtain weighted projection data, and the projection data of each column of each multi-slice type detector is corresponded.
  • the phase By adding to the phase, one corrected projection data is obtained.
  • the corrected projection data is back-projected by filter correction to obtain a reconstructed image (step 14).
  • FIGS. 30A and 30B are diagrams showing the shape of each weight. As shown in Fig. 3 OA, in Fig. 29A-29H, a weighting factor that changes in a step response is used, but as shown in Fig. 30B, the weighting factor is changed to a weighting factor with a wider width in the view direction to be applied. You can use. In FIG. 30B, since the sudden transition of the projection data is reduced, the artifact due to the discontinuity is reduced as compared with FIG. 3OA.
  • Figure 3 1A and 3 IB use unit data when using a pair of X-ray tubes and a multi-slice detector, and use three pairs of X-ray tubes and a multi-slice detector (equal angle arrangement)
  • the unit data at the time of performing is shown.
  • the vertical axis represents the distance in the direction of the rotation axis
  • the horizontal axis represents the view angle.
  • this data amount is referred to as unit data.
  • the unit data of one multi-slice detector is 180 ° phase (view) of projection data.
  • the unit data of one multi-slice detector is 180 ° phase (view) of projection data.
  • the projection data of two of the three multi-slice detectors out of the three is detected along the X-ray beam path.
  • the data is rearranged to the projection data of the X-ray beam, it becomes continuous 180 ° projection data as in the case of one multi-slice detector, so that it can be reconstructed.
  • FIG. 32 is a diagram showing a trajectory of projection data by a multi-bulb multi-slice X-ray CT apparatus in which three multi-slice detectors are arranged at intervals of 120 °. As shown in FIG. 32, it is a measurement diagram obtained by measuring the projection data adjacent to each end 1/3 of the projection data with redundancy. Since the scan trajectory is different for each multi-slice detector, there is a discontinuity in the projection data due to the data switching position E between the multi-slice detectors. Due to the discontinuity of the projection data, strong artifacts occur from the reconstructed image.
  • reconstructed data is created by combining unit data of different phases (views) at the same slice position. Therefore, it is possible to reduce artifacts and obtain higher quality images, as well as averaging a plurality of images having artifacts of different phases (views) without increasing the slice thickness. It is possible.
  • FIG. 33 is a diagram illustrating weighting (normalization) of unit data of three phases (first to third phases) obtained by the measurement illustrated in FIG. 32. Note that, as shown in Fig. 33, normalization is performed by multiplying a redundant part by a coefficient. Of course, it is better for this weighting to have a higher weighting factor closer to the reconstruction slice position (second phase).
  • FIG. 34 is a diagram illustrating a weight ratio occupied by projection data of each tube in the correction.
  • the vertical axis of Fig. 34 shows the ratio of the weight occupied by each multi-slice detector data in the correction data obtained by weighting, and the horizontal axis shows the view (angle).
  • the weight ratio is reduced to 0.5 at the position where the discontinuity occurs in FIG. 32, and relatively high to 1.0 at the reconstructed slice position. This reduces discontinuities and produces good images.
  • the view see Fig. 34
  • detector rows a higher quality image can be obtained.
  • An ideal condition in the present embodiment is that the switching position E of the projection data between the multi-slice detectors does not coincide with the switching position E of the projection data of the opposing multi-slice detector. I do.
  • the discontinuity between the multi-slice detectors is corrected by the projection data at the opposing position, and a better image can be obtained.
  • the number of detector rows L is multi-sliced as shown in equation (6).
  • the discontinuity can be improved most efficiently if the helical pitch P is twice the number L of detector rows, as in the condition shown in Eq. (7), where Q is a multiple of the number K of type detectors.
  • the number of X-ray tubes is described as three, but the number of X-ray tubes is different. A similar effect can be obtained with a multi-tube multi-slice X-ray CT system. It is apparent from the above description of the present embodiment that the object of the present embodiment has been achieved. Although the present embodiment has been described and illustrated in detail, these are intended for explanation and illustration only, and are not intended to be limiting.
  • a tomographic apparatus using X-rays is used.
  • the present invention is not limited to this, and a tomographic apparatus using gamma rays or light and having a transmissive irradiable radiation source may be used. Applicable.
  • one projection data similar to the one-bulb type can be created and an image can be reconstructed.
  • each of the X-ray tubes 21A to 21C is measured on the same trajectory, the present invention is not limited to this, and measurement may be performed on different measurement trajectories. In this case, it is possible to increase the resolution by using the X-ray beam at the opposing position.
  • the overall size of each of the multi-slice detectors 31 A to 31 C may be different. The number of rows of the multi-slice detector 31 A to 31 C and the element size are not limited.
  • the number of X-ray tubes is described as three.
  • the same effect can be obtained in the case of a multi-tube three-dimensional tomography apparatus having different numbers of X-ray tubes. It is apparent from the above description of the present embodiment that the object of the present embodiment has been achieved. Although the present embodiment has been described and illustrated in detail, these are intended for explanation and illustration only, and are not intended to be limiting.
  • a tomographic apparatus using X-rays is used.
  • the present invention is not limited to this, and a tomographic apparatus using gamma rays or light and having a transmissive irradiable radiation source may be used.
  • Applicable the reconstruction method uses a weighted spiral correction reconstruction algorithm, but is not limited to this. Any reconstruction method used in a single X-ray CT apparatus including a three-dimensional backprojection algorithm Algorithms are also applicable.
  • each of the X-ray tubes 21A to 21C is measured on the same trajectory, the present invention is not limited to this, and measurement may be performed on different measurement trajectories. In this case, it is possible to increase the resolution by using the X-ray beam at the opposing position.
  • the overall size of each of the multi-slice detectors 31 A to 31 C may be different. Multi-slice detectors The number of rows of 31A to 31C and the element size are not limited.
  • a high-quality tomographic image can be obtained by arranging a slice collimator with an X-ray tube and a multi-slice detector as a set.
  • the turntable is equipped with three pairs of X-ray tubes and a multi-slice detector.
  • the three pairs have a rotation phase difference of 120 ° and rotate simultaneously while maintaining the relative positional relationship of the imaging geometric system.
  • Measurement data of a relatively narrow helical scan pitch equivalent to a three-fold increase in the number of rows, without mounting a multi-slice detector with an increased number of multi-slices. It is possible to achieve high image quality with high temporal resolution and little influence of the cone angle, and a tomographic image can be obtained.
  • a plurality of cardiac tomograms in the cardiac phase at arbitrary time intervals are created, and a plurality of obtained cardiac tomograms are aggregated in the body axis direction for each cardiac phase, thereby providing a tertiary heart beat.
  • the original tomographic images can be created smoothly without interruption, and four-dimensional tomographic images can be obtained in the order of the obtained cardiac phases.
  • a high-speed, high-density, high-resolution tomographic image can be obtained. it can.
  • the three-dimensional tomography apparatus with a means for generating high-resolution projection data from projection data obtained by imaging, a high-resolution tomographic image can be obtained.
  • the multi-slice detector element 31 that is different for each set of the X-ray tube and the multi-slice detector 31 provides high accuracy and high resolution with no errors due to the array of multi-slice detectors 31. Obviously, it is possible to obtain a tomographic image.
  • time resolution is improved by substituting the projection data of the facing position by the multi-slice detector with the actual data.

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Description

明 細 書 マルチスライス X線 C T装置 技術分野
本発明は、 被検体の断層像画像を取得する X線 C T (Computed Tomography) 装置に関するものである。
背景技術
X線 C T装置が開発されて以来、 近年まで検査時間の短縮が一貫して試みられ てきた。
図 3 5に X線 C T装置の構成図を示す。 X線 C T装置は、 システム全体を統括 制御するホス トコンピュータ 1 1 、 X線管、 検出器および、 回転盤を搭載した回 転走査機構を有するスキャナ 1 2および、 X線管の電源である高電圧発生装置 1 5を有する。 また、 被検体 1 6の位置決め時および、 らせん走査時に被検体 1 6 を搬送するための、 被検体テーブル 1 3、 前処理、 再構成処理をはじめとした各 種画像処理を実施する画像処理装置 1 4および、 被検体 1 6の断層像を表示する 表示装置 1 7を有する。
上記検出器について、 単一列の検出器を用いた単一列検出器型 X線コンビユー タ断層撮影装置では、 X線を被検体に照射する前に、 スライスコリメータにより 任意幅にコリメート （制限） することで、 断層撮影像のスライス厚を決定してい る。
一方、 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 （MDCT :Multi Detector CT) では、 検出器の周回軸方向の素子幅に よってスライス厚を決定している。
このような、 機械走查式の X線 C T装置において高速化を実現する手段として、 複数の X線管 （多管球） を利用するものがある。 中でも、 3つの X線管を用い、 各 X線管に対応して周回軸方向に単一列の検出器を 3っ設けた構成を有する X線' C T装置は、 第 3世代方式の発明として特開昭 5 4— 1 5 2 4 8 9号公報に開示 され、 ここでは X線管が周回軸方向に独立移動可能なことが記載されている。 こ の第 3世代方式において、 X線管と検出器列の対を周囲軸方向にずらしてへリカ ノレ （らせん） 軌跡が同一となるように走査する技術も開示されている。 （特開平 06-038957号公報参照） 。
(発明が解決しょうとする課題）
しカゝしながら、 単一列検出器を用いる機械走査式 CT装置では、 回転陽極型 X 線管の耐振動性能を考慮すると、 1回転の回転時間は、 0. 3〜0. 4秒程度が 限界と考えられている。 また、 最大許容負荷は、 X線管の管電流 500mA程度 が限界と考えられ、 0. 3秒スキャンの場合、 X線管の管電流は、 0. 3 X 5 00 = 1 50mA sとなり、 X線の線量が十分取れないなどの問題がある。 この 回転陽極型 X線管の X線 C T装置では最大の管電流は 700 mAまで流せるが、 それでも 0. 1秒スキャンの撮影時には、 管電流は 70mA sと、 線量不足の問 題は依然として残り、 腹部などの X線の減衰が大きい部位の撮影においては、 X 線のゆらぎに起因するノイズが多く画質的に劣っているため、 電子ビーム走查型 X線 CT装置は心臓専用の高速 X線 CT装置として扱われている。
また、 上記 MP CTで列数を増加させ、 周回軸方向に検出器面積を広げること は、 コーン角 （周回軸方向の X線ビーム広がり角度） が広がることによる画質低 下が生じるので、 3次元再構成アルゴリズムが必要となり、 演算時間が大幅に増 加する。 また、 検出器の面積を広げることは、 検出器の部品であるフォトダイォ ードを、 大量に使用することによる、 歩留まり低下などの課題があり、 価格の增 大につながる。
また、 分解能を向上するために素子サイズを小さくする場合には、 素子を分割 するセパレータが必要となる。 そして、 このセパレータの使用により入射線量が 低下し、 照射 X線の使用効率低下を引き起こす。 また、 線量不足によるノイズが 増加し、 断層像の画質が低下する。
そこで、 クウオーター 'オフセッ トを用いることで、 クウオーター .オフセッ ト無しの場合より高い空間分解能の画像を得ることができる。 しかし、 投影デー タの分解能は検出器素子サイズに依存しており、 得られる分解能は最大でも 25 %程度である。 また、 クウオーター ·オフセッ トは対向データを用いて高分解能 化するために、 対向データを使用しないハーフ再構成 （1 80° 位相分の投影デ ータでの再構成） などでは効果を得ることはできない。 また、 らせん走査撮影を 行った場合には、 対向位置が周回軸に移動するために効果は低減する。 同様に、 周回軸分解能に対してクウォーター ·オフセットと同等の効果をもたらすために、 らせんピッチを調整する手法も提案されているが、 クウオーター ·オフセットと 同様な問題を有している。
発明の開示
本発明では、 X線の使用効率を低下させることなく、 高速で、 高密度、 高分解 能な投影データを取得可能とするマルチスライス X線 C T装置および方法を提供 することを目的とする。
また、 広いコーン角 （周回軸方向の X線ビーム広がり角度） による計測を行わ ずに、 らせんスキャンの時間分解能を向上することで、 高画質化を達成すること も目的とする。 更に、 心臓の拍動によるモーションアーチファク トの少ない心臓 の四次元断層像が得られるマルチスライス X線 C T装置および方法を提供するこ とを目的とする。
前記の目的を実現するために、 本発明においては、 X線 C T装置を下記のよう に構成している。
( 1 ) 検体の体軸をほぼ周回軸としてその外周を回転しながら X線を照射し該被 検体を透過した X線を検出する X線 C T装置において、
X線源と検出器列の複数対であり、 上記 X線源は X線を照射可能であり、 上記 検出器列は該 X線源に対して被検体をはさんで対向配置され該 X線源から照射さ れ上記被検体を透過した X線を検出して信号化可能な単一列または多数列の検出 器を有することを特徴とする X線源と検出器列の複数対、
被検者を搭載し、 上記 X線源と検出器列の複数対に相対的に上記周回軸方向に 移動可能な寝台、
上記信号を処理して画像を作成する画像再構成部
とを含んだマルチスライス X線 C T装置において、
上記複数の検出器列の少なくともひとつは多数列検出器であり、 検出器列の回 転方向幅、 列数、 列幅のそれぞれは上記複数の検出器列間で同一であっても異な つていてもよいことを特徴とするマルチスライス X線 C T装置。 (2) 上記 X線源と検出器列の複数対間の相互の位置関係を、 所望の関心領域に 応じて上記周回軸方向に制御することを特徴とした （1) に記載のマルチスライ ス X線 CT装置。
(3) 上記 X線源または上記検出器列の少なくともいずれか一方を被検体に対し て相対的に移動することで上記 X線源と検出器列の複数対間の相互の位置関係を 制御することを特徴とした （1) または （2) に記載のマルチスライス X線 CT
( 4 ) 上記 X線源と検出器列の複数対は 3対であり、 各対間の回転位相差は 1 2 0° であり、 上記複数対はこの回転位相差を保持したまま同時に回転可能であ ることを特徴とする （1) 力 ら (3) のいずれかに記載のマルチスライス X線 C T装置。
(5) 上記周回軸方向のスライス数、 上記 X線源または上記検出器列の少なくと もいずれか一方を被検体に対して相対的に移動する度合いであるオフセット係数、 らせんピッチのうち少なくとも 2つを外部から設定可能であることを特徴とする 請求項 3に記載のマルチスライス X線 C T装置。
(6) 高速撮影モード、 周回軸方向分解能優先モード、 または時間分解能優先モ ードを設定可能な （2) から （5) のいずれかに記載のマルチスライス X線 CT
(7) 上記画像再構成部は、 上記信号処理に際して、 回転位相上対向位置の投影 データを実データで代用することを特徴とする （1) から （6) いずれかに記載 のマルチスライス X,線 C T装置。
(8) 上記画像再構成部は、 上記信号処理に際して、 重み付けらせん補正再構成 時に、 同じスライスにおける異なる回転位相のデータを組合わせることで再構成 をおこなうことを特徴とする （1) から （6) いずれかに記載のマルチスライス X線 CT装置。
(9) 上記関心領域の画像再構成にあたり、 高速度撮影をする場合には、 上記関 心領域中のダイナミック撮影したい範囲を広げ同時に上記関心領域中の高い時間 分解能を得たい範囲は狭めるように、 上記 X線源または上記検出器列の少なくと もいずれか一方を被検体に対して相対的に移動する度合いであるオフセット係数 を大きな整数にするようにし、
周回軸方向分解能を上げる場合には、 上記ダイナミック撮影したい範囲は狭め 同時にスライス分割数をデータ処理上で増加させるために、 上記オフセット係数 を 1より小さくし、
高い時間分解能を上記周回軸方向に幅広く得たい場合には、 上記関心領域中の ダイナミック撮影したい範囲は狭め同時に上記関心領域中の高い時間分解能を得 たい範囲は広げるように上記オフセット係数を小さな整数にすることを特徴とす る （1) から （4) いずれかに記載のマルチスライス X線 CT装置。
(10) 被検体の心拍数計測データから、 スキャン周期および上記検出器列の列 数を決定し、 該スキャン周期と該検出器列の列数をもとに心時相の略等しい分割 投影デ一タを収集し、 前記画像再構成部ではこの分割投影データをもとに任意の スライス位置の心臓断層像を作成することを特徴とする （1) 力 ら (6) いずれ かに記載のマルチスライス X線 CT装置。
本発明の他の目的、 特徴及び利点は添付図面に関する以下の本発明の実施例の 記載から明らかになるであろう。
図面の簡単な説明
図 1A、 I Bは、 本発明の実施の形態である、 X線管とマルチスライス型検出 器の構成を示す図である。
図 2A、 2B、 2Cは、 図 1 A、 1 Bに示した X線管およびマルチスライス型 検出器と、 スライスコリメータの関連を示す図である。
図 3は、 図 1 A、 I Bに示した、 X線管とマルチスライス型検出器のシステム ブロックを示す図である。
図 4A、 4Bは、 図 1 A、 I Bに示した、 X線管の高電圧発生器の説明図と本 発明の実施の形態による撮影手順を示したプロック図である。 図 4 Aにおいて、 3 1はマルチスライス型検出器 A、 32はマルチスライス型検出器 B、 33はマ ルチスライス型検出器 Cである。
図 5A、 5 Bは、 図 1 A、 I Bに示した、 X線管とマルチスライス型検出器の 計測系を示す図である。
図 6 A— 6 Eは、 図 1 A、 I Bに示した、 X線管とマルチスライス型検出器に 差替え用紙 （規則 26) 5/1
よる、 ダイナミックスキャンを示す図である。 図 6 Aはオフセット係数 N=0、 ダイナミック範囲 8スライスの場合、 図 6 Bはオフセッ ト係数 N= 1、 ダイナミ ック範囲が 6スライスの場合、 図 6 Cはオフセッ ト係数 N= 2、 ダイナミック範 囲が 4スライスの場合、 図 6 Dはオフセット係数 N=3、 ダイナミック範囲が 2 スライスの場合、 図 6 Eはオフセット係数 N=0. 33、 ダイナミック範囲が 2 4スライスの場合を示す。
図 7A、 7Bは、 図 2A— 2Cに示した、 マルチスライス X線 C T装置による、
差替え用紙 （規則 26) 6
高速撮影の一例を示す図である。 図 7Bの 3 1 A、 31 B、 31 Cはマルチスィ ス型検出器を示す。
図 8A、 8Bは、 図 2A— 2Cに示した、 マルチスライス X線 CT装置による、 高速撮影の他の一例を示す図である。
図 9A、 9Bは、 図 1 A， I Bに示した、 X線管とマルチスライス型検出器に よる、 ファンビームとパラレルビームの関係を示す図である。
図 10A、 10Bは、 図 1 A、 I Bに示した、 X線管とマルチスライス型検出 器による、 ファンビームとパラレルビームの関係を示す図である。
図 1 1 A、 1 1 Bは、 図 2 A— 2 Cに示した、 マルチスライス X線 C T装置に よる、 高速撮影の他の一例を示す図である。
図 1 2A、 1 2Bは、 図 2A— 2Cに示した、 マルチスライス X線 C T装置に よる、 高速撮影の他の一例を示す図である。
図 13A、 1 3 Bは、 図 2 A— 2 Cに示した、 マルチスライス X線 C T装置に よる、 高密度撮影の一例を示す図である。
図 14A、 14Bは、 図 2 A— 2 Cに示した、 マルチスライス X線 CT装置に よる、 高密度撮影の他の一例を示す図である。
図 15A、 1 5Bは、 図 2A— 2Cに示した、 マルチスライス X線 C T装置に よる、 高密度撮影の他の一例を示す図である。
図 16A、 16Bは、 図 2 A— 2 Cに示した、 マルチスライス X線 C T装置に よる、 高時間分解能撮影の一例を示す図である。
図 1 7A、 1 7Bは、 図 2A— 2Cに示した、 マルチスライス X線 C T装置に よる、 高時間分解能撮影の他の一例を示す図である。
図 18A、 18Bは、 3対の X線管とマルチスライス型検出器による、 撮影動 作の一例を示す図である。
図 1 9は、 図 1A、 1 Bに示した X線管とマルチスライス型検出器が 6対の場 合の配置を示す図である。
図 20は、 図 1 A、 I Bに示した、 マルチスライス X線 CT装置による、 高分 解能画像を得るための処理フローを示す図である。
図 21は、 図 1A、 I Bに示した、 マルチスライス X線 CT装置による、 高分 差替え用紙 （規則 26) 6/1
解能投影データの生成方法を示す図である。
差替え用紙 （規則 26) 7
図 22は、 図 1A、 I Bに示した、 マルチスライス X線 CT装置による、 高分 解能投影データの生成方法を示す図である。
図 23 A— 23Dは、 図 1A、 I Bに示した、 マルチスライス X線 C T装置に よる、 高分解能投影データの生成方法を示す図である。
図 24は、 図 1A、 I Bに示した、 マルチスライス X線 CT装置の一実施例の 構成を示す図である。
図 25 A— 25 Cは、 図 1A、 I Bに示した、 マルチスライス X線 C T装置の 投影データから、 画像再構成方法を説明する図である。
図 26は、 他の実施例における処理フローを示す図である。
図 27A、 27Bは、 円軌道スキャンとらせん軌道スキャンを示す図である。 図 28A、 28 Bは、 本発明の実施例の形態である、 らせん軌跡を円軌跡に補 間して再構成を行う場合の、 計測軌跡図を示す図である。 図 28 Aは 3管球、 1 歹 |J、 らせんピッチ P= 6の場合を示す。 図 28 Bは 3管球、 3歹 IJ、 らせんピッチ P = 1 8の場合を示す。
図 29A— 29Hは、 図 28A、 28 Bに示した、 計測軌跡の、 らせん補正用 重みを示す図である。 図 29D、 29 Hは 3管球、 3歹 ij、 ピッチ P= 18の場合 の合成結果を示す。
図 30A、 30Bは、 図 29 A— 29 Dに示した、 らせん補正用重みの形状を 示す図である。
図 3 1A、 3 I Bは、 1管球 CTと 3管球 CTの均等角度配置における単位デ ータを示す図である。 図 31 Aは X線管とマルチスライス型検出器が 1対の場合 を示し、 図 31 Bは 3対の場合を示す。
図 32は、 角度 120° 間隔でマルチスライス型検出器を配置したタ管球マ ルチスライス X線 CT装置による投影データの軌跡を示す図である。
図 33は、 本発明の実施の形態である、 多管球マルチスライス X線 CT装置に おける、 良好な画像を得るための重み関数の 1例を示す図である。 破線で示した 部分は重み係数を小さくすることで、 不連続を補正する例を示す。
図 34は、 本発明の実施の形態である、 補正における各管球の投影データが占 める重みの比率を示す図である。 破線で示した部分は重み係数を小さくすること 8 で、 不連続を補正する例を示す。
図 3 5は、 従来の X線 C T装置の全体構成を示す図である。
図 3 6 A、 3 6 Bは、 従来の X線 C T装置と E C Gゲートスキャンの組合わせ を示す図である。
発明を実施するための最良の形態
以下 3管球の場合について説明をするが、 X線管と検出器の対が複数であれば 下記説明を元に他の対の数に適用することは可能であり、 本願に基づく権利の範 囲に 3対以外の複数対が含まれることは云うまでも無い。
図 1 A、 I Bは、 本実施の形態のマルチスライス X線 C T装置の 3対の X線管 2 1 A、 2 1 B、 2 1 Cとマルチスライス型検出器 （二次元マルチスライス型検 出器） 3 1 A、 3 1 B、 3 1 Cの構成 （ 3管球方式） を示す図である。 本発明の X線 C Tの基本構成は図 3 5と同じであるので共通の構成要素については同一番 号を用いる。 図 1 Aの正面図に示すように、 スキャナ部 1 2に設置した回転盤 4 9に、 3対の X線管 2 1 A〜2 1 Cとマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cを 1 2 0 ° の回転位相差を持って搭載する。
そして、 3対のセットは、 X線管 2 1 A〜2 1 Cとマルチスライス型検出器 3 1 A〜 3 1 C間の距離および、 X線管 2 1 A〜 2 1 Cと回転中心間の距離などの、 撮影幾何学系 （ジオメ トリ） の相対位置関係を保持したまま、 同時に回転させる。 また、 被検体テーブル 1 3に被検体 1 6を寝かせた状態で、 X線管 2 1 Aから X線を照射する。 この X線は、 スライスコリメータ 4 8 A (図 2 A) により指向 性を得て、 マルチスライス型検出器 3 1 Aによって検出されるが、 この時、 回転 盤 4 9を被検体 1 6の周囲に回転させることにより、 X線を照射する角度を変え ながら、 マルチスライス型検出器 3 1 Aを用いて、 被検体 1 6の X線透過データ を検出する。
そして、 1台の X線管 2 1 Aに流せる管電流は、 X線の発生源となるターゲッ 卜の大きさ （焦点サイズ） や回転陽極の回転数などで決まる。 従って、 一般的に ターゲット径を大きくすると軸受けの寿命や、 回転ぶれなどの点から回転数を上 げにくくなり、 最大の管電流は限られてくる。
し力 し、 本実施の形態の 3管球方式のマルチスライス X線 C T装置では、 3台 9
の X線管 2 1 A〜2 1 Cによる X線が、 相互に干渉しないので、 同時に X線を曝 射できる。 従って、 例えば 2 MH U (メガヒートユニット） 程度の小型の X線管 2 1 Aを搭載し、 3台の X線管 2 1 A〜2 1 Cのそれぞれに、 例えば管電流 3 5 O mAを流すことが可能となり、 管電流 1 0 0 O mA以上の照射線量を容易に得 ることができる。
また、 図 1 Bの側面図に示すように、 本実施の形態の 1つの特徴として、 3対 の X線管 2 1 A〜2 1 Cとマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cを被検体 1 6 の周回軸 Z方向にずらして配置することを可能にした。 そして、 周回軸 Z方向の ずらし量 （o f f s e t ) Δ Ζは、 マルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cの列 (スライス） の 1つの厚さ dに対して、 オフセッ ト係数を Nとすると、 A Z = d Χ Νで表せる。
この図 1 A、 I Bの構成により、 3対の X線管 2 1 A〜2 1 Cとマルチスライ ス型検出器 3 1 A〜3 1 Cのセットを、 各々周回軸方向にオフセットさせ、 さら に、 被検体テーブル上の被検体に対して相対的に周回させることによって、 被検 体 1 6の関心領域の三次元断層撮影像を作成する事ができる。
また、 図 2 A— 2 Cは、 X線管 2 1 A〜2 1 Cとマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cおよび、 スライスコリメータ 4 8 A〜4 8 Cの構成を示す図である。 図 2 Aの平面図に示すように、 それぞれの X線管 2 1 A〜2 1 Cにはスライスコ リメータ 4 8 A〜4 8 Cを設置する。 そして、 図 2 Bの側面図に示すように、 周 回軸 Z方向の断面においては、 例えば、 X線管 2 1 Bとマルチスライス型検出器 3 1 Bのような関係が得られる。 すなわち、 X線管 2 1 Bから曝射される X線は、 スライスコリメータ 4 8 Bによって、 スライス方向 （周回軸 Z方向） に制限され て、 X線管 2 1 Bに対向するマルチスライス型検出器 3 1 Bに入射する。 そして、 マルチスライス型検出器 3 1 Bは、 複数の断面 （マルチスライス） の投影データ を計測する。
そして、 検出器の幅 （列数 L ) 力 らせんスキャン時の周回軸方向のずらし量 Δ Ζと一致する場合は、 図 2 Cに示すように、 3 X L列分の範囲 （図中では L = 4 , 1 2列） を同時計測できる。 さらに、 この場合の各投影データは周回軸 Z 方向の X線ビームの広がり角度 （コーン角） 力 と小さく、 小さいコーン角 Θ 10 丄の投影データのみで、 大きなコーン角 Θ 2と同等の投影データが形成できる。 これにより、 らせんスキャンの時間分解能が向上し、 コーン角歪が小さくなり、 高画質化が実現する。
さらに、 3対の X線管 2 1 A〜2 1 Cとマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cのセットを、 周回軸に対して相対的に平行に移動させ、 または、 静止させる。 そして、 3対の X線管 2 1 A〜2 1 C力 ら、 被検体 1 6に対して、 三次元的に広 がりを有する円錐状、 または角錐状の X線を照射し （ファンビーム） 、 被検体 1 6の関心領域に応じて、 周回軸方向の放射線照射視野を、 スライスコリメータ 4 8 A〜4 8 Cを用いて限定し、 被検体 1 6を透過した X線を、 二次元的に配列し たマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cを用いて検出し、 マルチスライス型検 出器 3 1 A〜 3 1 Cから検出された投影データから、 被検体 1 6の関心領域の三 次元断層撮影像を作成する、 多管球式三次元断層撮影装置が実現する。
図 3は、 本実施の形態のシステムブロックを示す図である。 図 3に示すように、 マルチスライス X線 C T装置のシステムは、 ホストコンピュータ 1 1、 スキャナ 1 2、 被検体テーブル 1 3および、 画像処理装置 1 4を有する。
そして、 ホストコンピュータ 1 1に含まれるデータ入力部 4 1によって、 オペ レータが選択した撮影条件に従い、 中央制御部 4 2は、 計測制御部 5 1、 被検体 テーブル制御部 6 1、 画像再構成部 6 4に指示を出す。 計測制御部 5 1は中央制 御部 4 2から送られてきた X線条件を、 高電圧発生器 5 2に指示し、 X線管 2 1 Aによる X線の曝射タイミングゃ計測回路 5 3 Aの計測開始指示、 コリメータ制 御部 5 4、 回転制御部 5 5への指示を行う。
また、 図 3に示すように、 線管2 1 〜2 1じ、 マルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cおよび、 計測回路 5 3 A〜5 3 Cは、 3対で構成し、 計測回路 5 3 A〜5 3 Cの出力を、 データ送信部 7 0に送信する。 そして、 データ送信部 7 0 からの送信データは、 データ受信部 7 4に送信して、 前処理部 7 6および、 画像 再構成部 6 4によって、 被検体 1 6の断層像を求める。 そして、 得られた断層像 は、 中央制御部 4 2で処理し、 画像表示部 4 3に表示して、 診断に使用する。 ま た、 処理結果はメモリ 4 4に記録する。
一方、 X線管 2 1 Aの管電圧は、 管電圧モニタ 5 6により計測し、 計測結果を、 11
高電圧発生器 5 2にフィードバックして、 X線管 2 1 Aによる X線の線量を制御 する。 また、 各駆動部は各制御部によって制御され、 コリメータ駆動部 5 7はコ リメータ制御部 5 4により制御され、 回転駆動部 5 8は回転制御部 5 5、 被検体 テーブル駆動部 5 9は被検体テーブル制御部 6 1によってそれぞれ制御される。 オフセット制御部 6 3は X線管と X線検出器の周囲軸方向のオフセットを制御す る。
図 4 Aは、 本実施の形態の高電圧発生器 5 2を含むシステム構成を示す図であ る。 図 4 Aに示すように、 被検体テーブル 1 3上の被検体 1 6を、 周回軸方向に 移動させる。 そして、 各 X線管 2 1 A〜 2 1 Cには同一の高電圧発生器 5 2から 電力を供給する。 また、 本出願人が示したように （特願 2 0 0 1 - 2 8 0 4 8 9 号参照） 、 インバータ部 8 3、 コンバータ部 8 4および、 冷却器 4 6 A〜4 6 C を分離することで、 最適な重量バランスを実現し、 回転盤 4 9の負担が軽減でき る。
別の手段として、 回転体の重量を低減するために、 高電圧タンク 4 5のみを搭 載し、 インバータ部 8 3は静止系に配置してもよレ、。 マルチスライス型検出器 3
1 A〜3 1 Cに接続する計測回路 5 3 A— 5 3 C (図 3 ) を一体化または、 小型 化することで省スペース化が達成できる。
また、 3台のマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cでは、 同時に被検体 1 6 の投影データを計測する。 ビュー数は 3の倍数が望ましいため、 本実施の形態で は 9 0 0ビュー Z回転とした。 1台のマルチスライス型検出器あたりのデータレ ートは 0 . 6秒回転では 1 5 0 0ビュー/秒となる。 静止系へのデータ転送レー トは同時に 3つのデータセットが計測されるため、 4 5 0 0ビュー Z秒となる。
1 0 2 4チャンネル、 1 6スライス、 1 6ビッ ト Zデータとすると、 データ転送 レートは約 1 . 1 G b p sとなる。
次に、 図 5 A、 5 Bは、 本実施の形態の X線管とマルチスライス型検出器の計 測系を示す図である。 図 5 Aに示すように、 3台のマルチスライス型検出器 3 1
A〜3 1 Cと計測回路 5 3 A〜5 3 Cによって、 計測した 3つのデータセットは、 データ送信部 7 0で束ねられ、 1つのシリアルデータとして伝送路 7 2に流され る。 12
データ受信部 7 4ではシリアルデータから各 3対に対応する投影データごとに 分離し、 前処理部 7 6に転送する。 前処理部 7 6ではオフセッ ト、 エアーキヤリ ブレーシヨン、 ログ変換などを施す。 エアーキャリブレーションは、 各 X線管 2 1 A〜2 1 Cとマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cの組合わせごとに実施す る必要がある。 画像再構成部 6 4では、 公知のマルチスライスらせん再構成アル ゴリズムを用いて、 所望スライスの断層像を計算する。 そして、 被検体 1 6の断 層像を画像表示部 4 3に表示し、 診断に使用する。
もちろん、 図 5 Bに示すように、 3台のマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cと計測回路 5 3 A〜5 3 Cのデータ送信を、 3つの独立したデータ送信器 7 1 A〜7 1 Cと伝送路 7 3 A〜7 3 Cを設け、 別々にデータ受信器 7 5 A〜 7 5 C で受信してもよい。 その場合は別々に必要なビュー数分の画像再構成の処理を、 別々の前処理部 7 7 A〜7 7 Cおよび、 画像再構成部 6 5 A〜6 5 Cで実施して から、 画像合成部 7 9によって画像加算してもよい。 得られた画像は画像表示部 4 3に表示され、 診断に使用する。
次に、 本実施の形態のマルチスライス X線 C T装置における撮影方法について 説明する。
( 1 ) ダイナミックスキャン
ダイナミックスキャンは同一断面を連続的に撮影して、 典型的には造影剤の流 れなどの動態観察を実現する撮影方法であり、 高い時間分解能が要求される。 本 実施の形態の場合は、 3対の X線管 2 1 A〜2 1 Cとマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cを回転盤 4 9に取り付けるときに、 周回軸方向にずらして設置する。 この、 ずらし量 （o f f s e t ) Δ Ζは、 図 1 A、 1 Bに示したように、 マルチ スライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cの列 （スライス） の厚さ dと、 オフセッ ト係数 Nの積で設定する。
ここで図 4 Bをもとに、 本願によるデータ処理の一般的手順を説明する。 ステ ップ 1 Aでは計測のパラメータを設定する。 ここでパラメータは、 上記ずらし量 Δ Ζ、 検出器のスライス厚さ d、 オフセッ ト係数 Nを含む。 ステップ 1 Bでは、 関心領域を設定する。 以下、 関心領域はダイナミック撮影したい範囲や高い分解 能を得たい範囲をいうものとする。 13
ステップ 2では、 ステップ 1 Aで設定するオフセット係数に見合った X線管と 検出器の少なくとも一方を周回軸方向に移動する。 ここで、 X線管の移動の機構 は、 たとえば特開平 0 9— 2 0 1 3 5 2によって実現可能である。 特開平 0 9— 2 0 1 3 5 2の図 1の制御装置 1 6に、 本願図 3のオフセッ ト制御部からの信号 を直接入力して X線管を周回軸方向に移動させオフセッ トを実現する。 また、 検 出器を移動する構成としては、 ガントリーの回転円盤上で上記特開平 0 9— 2 0 1 3 5 2の図 1の駆動機構 1 8と制御装置 1 6のような平行移動装置とモーター などその駆動手段を組合わせて、 平行移動装置に検出器をとりつけ駆動可能とし ても良い。 さらに検出器と X線管を対にして移動する構成としては、 検出器と X 線管を同時に保持する部材 （回転円盤やガントリー） を特開平 0 6— 0 3 8 9 5 7の図 1 0のように上記対の数分用意並べ、 さらにこれらを個々に移動できるよ う駆動手段を設けても良い。 あるいは上記のように、 ひとつのガントリー上で複 数の検出器と複数の X線管が周回軸方向にてすベて個々に移動できるようにして おき、 対応する検出器と X線管の対が同じ分だけ周回方向に移動するように、 別 途中央制御部 4 2かオフセット制御部 6 3で制御しても良い。 以上の移動の最小 ピッチ検出器の列幅よりも小さく、 細かく設定できるものとする。
ステップ 3ではダイナミック撮影をし、 ステップ 5で画像化の前処理をする。 ステップ 6では、 フィルタ補正逆投影をして画像再構成を行う。
図 6 A— 6 Dは、 オフセット係数 N = 0〜3の例について示す図である。 図 6 Aに示すように、 オフセッ ト係数 N = 0 (小さな整数） の場合は、 マルチスライ ス型検出器 3 1 A〜3 1 Cのスライス 1〜8の 8スライスが、 すべて高い時間分 解能で撮影可能となる。 ただし、 撮影範囲は、 マルチスライス型検出器 3 1が 1 台の場合と同じ範囲の撮影になる。
次に、 オフセット係数 N = l (図 6 B ) とすると、 中央のスライス 3〜8は、 3台のマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cでの計測となり、 6スライス分、 高い時間分解能の画像が得られる。 そして、 2スライス分だけ周回軸方向に広範 囲の撮影 （1 0スライス分） が可能となる。 また、 オフセット係数 1の場合 は、 オフセット係数 N = 0の場合と比較して、 両端のスライス 1および 1 0の列 では 1台のマルチスライス型検出器 3 1 Aの計測、 さらにその内側のスライス 1 14 および 10の列では、 2台のマルチスライス型検出器 31 Aおよび、 31 Bの計 測となるため、 中央の 6スライス分と比較して、 時間分解能は低下する。 ただし、 撮影範囲は、 スライス 1〜10に拡張する。
図 4 Bのステップ 5について、 図 6 Bの場合を参考に説明する。 図 6 Bの 2列 目については、 3管球の場合、 検出器列 31 Aと 31 Bのみ利用可能で、 これら が 240度回転して初めて 360度分のデータが揃う。 このとき重なったビュー は平均化などしても良い。
同様に、 図 6 Cに示すように、 オフセット係数 N= 2の場合は 4スライスのみ、 オフセッ ト係数 N=3 (大きな整数） の場合は 2スライスのみ高い時間分解能と なるが、 それぞれの撮影範囲は、 1 2スライスおよび、 14スライスとなり、 広 範囲の撮影が可能となる。 従って、 ずらし量 （o f f s e t) ΔΖは、 ダイナミ ック撮影したい範囲、 あるいは高い時間分解能を得たい範囲に応じて選択する。 図 6 Eの例では、 3対の X線管 21 A〜21 Cとマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cを 1スライスの 1Z3ずつ、 ずらして、 N=0. 33 (1より小さ レ、） とし周回軸方向の分解能を向上させたダイナミックスキャンも可能である。 (2) らせんスキャン
図 7A、 7B〜図 1 2A、 1 2B、 図 1 3A、 1 3B〜図 1 5A、 1 5 Bおよ び、 図 16A、 16B〜図 18A、 18 Bは、 本実施の形態のマルチスライス X 線 CT装置における、 らせんスキャンの特徴を示す図である。
図 7A、 7 Bは、 本実施の形態のマルチスライス X線 CT装置の高速撮影に好 適な例を示す図である。 図 7 Aは、 縦軸がビュー （回転方向のサンプリング） の 角度で、 横軸は、 周回軸方向の距離とした場合のマルチスライス型検出器 31 A 〜31 Cの、 らせんスキャンの計測軌跡を示す。 また、 図 7Bは （4 3) π = 240° のラインで見たマルチスライス型検出器 31 Α〜31 Cの位置関係を 示したもので、 周回軸方向のスライス数 （マルチスライス型検出器 31 Α〜 31 Cの列数に一致する断層数） Μは、 この実施の形態では Μ= 4である。
以下、 計測軌跡図の下の図は （4/3) π = 240° のラインで見た X線検 出器の位置関係を示す。
まず、 マルチスライス型検出器 3 1 Αの計測軌跡 1 aは、 ビューが回転角度 15
0° 力 ら始まり、 その数はスライス （断層数） の数 4本である。 また、 他のマル チスライス型検出器 31 B、 31 Cの計測軌跡 1 b、 1 cは、 各、 回転角度 1 2 0° および、 240° から始まる。
図 7A、 7 Bに示す条件では、 らせんピッチ （計測軌跡 1周分の断層数） Pは 次式で求められる。
P= 3 X (N + M) (1)
ここで
M：マルチスライス型検出器の周回軸方向のスライス数
N ：ずらし量 （O f f s e t) Δ Zのオフセット係数
そして、 周回軸方向のピッチ Pは、 図 7A、 7 Bに示すように、 P= 12であ り、 式 （1) の計算値 （N=0、 M=4、 P=l 2) と一致する。 従って、 1台 の X線管 21 Aおよび、 アレイ （列） 数が 4列のマルチスライス型検出器 3 1 A の場合に得られるピッチは、 P = 4であるから、 本実施の形態の図 7A、 7 Bで 得られるピッチ P= 1 2は、 3倍のピッチ数となる。 従って、 被検体テーブル 1 3の移動速度を、 1管球式 4列 MDCTと比較した速度比とすると、 被検体テー ブノレ 13は、 周回軸方向に 3倍の移動速度で計測が可能となる。 この結果、 本実 施の形態では、 高速のマルチスライス X線 CT装置が実現する。
また、 従来の 1台の X線管 21 Aおよび、 アレイ （列） 数が 4列のマルチスラ イス型検出器 3 1 Aで、 図 7A、 7 Bと同様にピッチ P= 1 2を得ようとすれば、 列数が 12のマルチスライス型検出器 31 Aが必要となる。 列数を図 7 A、 7 B の 3倍にすることは、 図 2 Cで説明したように、 3倍のコーン角で計測すること になる。 すなわち、 図 7A、 7 Bで示した実施の形態では、 狭いコーン角で計測 が可能となり、 周回軸方向の空間分解能を低下することなく、 高速のマルチスラ イス X線 C T装置が実現する。
次に、 図 8A、 8Bは、 本実施の形態のマルチスライス X線 CT装置の高速撮 影に好適な他の例を示す図である。 図 8A、 8Bは、 式 （1) において、 ずらし 量 （Offset) ΔΖのオフセッ ト係数 N= 1、 マルチスライス型検出器 31 Aの周 回軸方向のスライス数 M= 4の場合を示す。
ここで、 ファンビームとパラレルビームを説明する。 図 9A、 9 B、 図 10A、 16
1 OBに於いてひはファン角を示す。 図 9A、 9 Bは、 ファンビームとパラレル ビームの関係を示す図である。 図 9 Aに示すように、 マルチスライス X線 CT装 置では、 X線管 20のターゲット （微小な焦点） 力 ら円錐状、 又は角錐状に X線 は照射されるため、 X線管 20の周回軸方向から観察すると X線ビームは図 9 A のようなファン状 （扇状） のビームとみなすことができる。 この周回軸方向から 見てファン状の X線ビームは、 周回しながら 360° にわたり撮影される。 この とき、 周回軸方向から見て同一ベク トル方向に照射される X線ビーム （S 1〜S 2) を集めると、 図 9 Bに示すように仮想的にパラレルビームを作成することが できる。 この処理を一般的には 「並べ替え処理 （rebinning) 」 とよぶ。
画像再構成は一般には 360° 位相分の投影データで行われるが、 向かい合う 投影データ （対向データ） との冗長性を利用して 1 80° 位相分の投影データで 再構成する手法がある。 これをハーフ再構成とよぶ。 パラレルビームでは、 各位 相の投影データが、 回転軸を中心とした、 対向位相にあるパラレルビームと一致 することから、 ちょうど 180° 位相分のパラレルビームの投影データすべてに おいて、 1周期分の投影データとして再構成可能である。 これに対し、 ファンビ ームでは、 図 9 Aに示すように、 S 1から S 2までの位相 （180° +ファン角 α) の X線ビームが必要であり、 この位相データ内 （ファンビーム投影データ 群） には、 周回軸方向からみて冗長な X線ビームデータを含む。
このため、 このファンビームデータ群のうち冗長度が一定となるように X線ビ —ムを選択する力、 重み付け処理等により正規化を行う必要がある。
そこで、 図 10A、 10Bに、 画像再構成に必要な最小限のファンビーム、 及 ぴパラレルビームのデータ範囲を示す。 図 1 OAの太線は、 ファンビームデータ を示す。 図 10 Bの太線はパラレルビームデータを示す。 図 10A、 B中上下の 太線は相補的な関係にある。 サイノグラム （投影データを横軸がチヤンネル方向、 縦軸が位相方向で表した図） においては、 図 10A、 1 0Bに示すようなデータ 位置に表される。 このことから、 パラレルビームを用いたハーフスキャンでは図 10 Bのようなデータ範囲を使用し、 ファンビームのハーフスキャンでは図 10 Aのようなデータ範囲を使用する。
このパラレルビームを用いたハーフスキャンによって、 図 8A、 8Bでは、 歹 IJ 17 が 7〜10番目の投影データを対向データとして、 使用する。 1周目の周回軸方 向のピッチ Pは、 図 8A、 8 Bに示すように、 P= 1 5であり、 式 （1) の計算 値 （N= 1、 M= 4、 P= 1 5) と一致する。 従って、 1台の X線管 21 Aとマ ルチスライス型検出器 3 1 Aの場合に得られるピッチ P = 4および、 オフセット 係数 N = 0の場合のピッチ P = 1 2と比較すると、 さらに、 本実施の形態では、 高速のマルチスライス X線 C T装置が実現する。
また、 図 1 1A、 1 1 Bに、 オフセッ ト係数 N= 2の場合を示す。 図 1 1A、 1 I Bに示すように、 オフセッ ト係数 N= 2の場合では、 ピッチ P= 18が得ら れ、 高速のマルチスライス X線 CT装置が実現する。
以上、 オフセット係数 Nと、 ピッチ P力 図 7A、 7 Bは、 （N=0、 P= 1 2) 、 図 8 A、 8 Bは、 （N = 1、 P = 1 5) 、 図 1 1 A、 1 1 Bは、 （N = 2、 P= 1 8) の例であるが、 いずれも 1台の検出器 30および、 X線管 20で得ら れる最大ピッチ P= 8を上回る性能が、 達成できることを示している。
そして、 図 12A、 1 2Bに、 オフセッ ト係数 N= 4の場合を示す。 図 1 2 A、 1 2Bに示すように、 オフセット係数 N-4の場合で最大ピッチ P= 24まで可 能となり、 実効的に列数が 3倍になったのと同等の性能である。 これにより、 マ ルチスライス型検出器 3 1 A〜31 Cの小型化、 低価格化が実現する。
図 1 3A、 138〜図1 5 、 1 5Bは、 周回軸方向の密度を向上させたい場 合に好適な例を示す図である。
図 1 3A、 13 Bは、 マルチスライス X線 CT装置による、 高密度撮影の一例 を示す。 図 1 3 A、 1 3 Bに示すように、 3台のマルチスライス型検出器 31 A 〜31 Cを、 周回軸方向に N= 1 3列ずらして、 配置することにより、 投影軌 跡 （1) 〜 （3) は、 周回軸方向に、 ずれた投影データが得られる。 この結果、 周回軸方向のデータサンプリングの密度は、 240° 〜360° の間では 1台 のマルチスライス型検出器の場合の 3倍となり、 高密度で、 高画質の断層像撮影 が可能となる。
また、 らせんピッチ Pは次式で求められる。
P= 3 XN+ 1 (2)
ここで 18
N :ずらし量 （o f f s e t) ΔΖのオフセット係数
そして、 図 14A、 14Bは、 3台のマルチスライス型検出器 3 1 Α〜31 C を、 オフセッ ト係数 Ν= 1で配置する図を示す。 図 14Α、 14 Βに示すように、 この場合、 式 （2) から、 ピッチ Ρ = 4となり、 高密度で、 高画質の断層像撮影 が可能となる。
さらに、 図 1 5A、 1 5Bは、 3台のマルチスライス型検出器 3 1 Α〜31 C を、 オフセッ ト係数 Ν= 2で配置する図を示す。 図 1 5Α、 1 5 Βに示すように、 この場合、 式 （2) から、 ピッチ Ρ= 7となり、 さらに、 高密度で、 高画質のマ ルチスライス X線 C Τ装置が実現する。
ここで、 周回軸方向のサンプリング密度を、 1管球式に対する比とすると、 図 1 3Α、 138〜図1 5八、 1 5 Βいずれの場合においても、 周回軸方向のサン プリング密度は、 1管球式に対して、 3倍となり精度が向上する。
図 16Α、 1 68〜図1 7 、 1 7 Βは、 時間分解能を向上させたい場合に好 適な例を示す図である。
図 16A、 16 Bは、 3台のマルチスライス型検出器 31 Α〜 3 1 Cを、 周回 軸方向に位置を合わせて配置した場合を示す図である。 図 1 6A、 1 6 Bに示す ように、 3対の X線管 21 Α〜21 C、 マルチスライス型検出器 31 A〜31 C の、 オフセット係数 N= lで、 らせんピッチ P= 3の時の計測図であり、 各 3対 の X線管 21 A〜21 C、 マルチスライス型検出器 31 A〜31 Cは、 1 20° 間隔で周回方向に配置する。 この計測では、 各 3対の X線管 21 A〜21 C、 マ ルチスライス型検出器 3 1 A〜31 Cの軌跡が完全に一致する。 （図では理解を 容易にするため分けて示してある）
この各マルチスラィス型検出器の軌跡が、 完全に一致する時のらせんピッチ P は、 次式で求まる。
P= 3 XN (3)
ここで
N :ずらし量 （o f f s e t) ΔΖのオフセット係数
この図 16A、 16 Bに示す実施の形態を、 従来の 1管球 4列検出器 CTと比 較すると、 X線管 21 A〜2 1 Cとマルチスライス型検出器 31 A〜31 Cが 3 19
対で 3倍である。 また、 マルチスライス型検出器 31 A〜 31 Cのアレイが、 1 周目と 2周目で重なるアレイは 2列あるので 2倍、 さらに、 対向データの補間で 2倍である。 以上、 合計すると、 時間分解能をスキャナ 1回転当たりの速度に対 する比で表すと、 重複アレイ 2列 X 3管球 X対向データ 2 = 1 2となり従来と 比較して、 1 2倍に向上する。
同様に、 図 1 7A、 1 7 Bは、 周回軸 Z方向のずらし量 （o f f s e t) ΔΖ のオフセット係数 N= 1 3とした場合を示す図である。 この条件を式 （3) で 計算すると、 らせんピッチ Pが 1の時に各マルチスライス型検出器の軌跡が一致 する。 図では 1本の線として示している。 そして、 図 1 7に示すように、 図 16 A、 16 Bのマルチスライス型検出器 31 A〜31 Cのアレイ力 1周目と 4周 目で重なるアレイは 4列あるので 4倍であり、 他の条件は同一となるので、 時間 分解能は、 重複ァレイ 4列 X 3管球 X対向データ 2 = 24となり、 従来と比較 して、 24倍に向上する。
また、 図 9A、 9Bおよぴ図 10A、 1 OBに示した、 対向データの補間を考 慮すると、 図 16A、 1 6 Bおよび、 図 1 7A、 1 7Bでは、 すべての列で、 ら せん軌跡が一致するので、 時間分解能は向上する。
図 18A、 18Bは、 3対の X線管 2 1 A〜21 Cとマルチスライス型検出器 3 1 A〜 31 Cによる撮影動作の一例を示す図である。 図 1 8A、 1 8 Bに示す ように、 撮影範囲 1、 2および、 3の投影データを 3対の X線管 21 A〜2 1 C とマルチスライス型検出器 31 A〜31 Cで同時に計測する。 図 18 A、 1 8 B に示す撮影範囲 1〜 3では、 3台のマルチスライス型検出器 31A〜31 Cによ つて得た、 計測値の対向データ 1〜 3で投影データを得ることができる。 図 18 A、 18 Bの方法によれば、 例えば、 被検体 16の頸部を撮影範囲 1、 脳内部組 織を撮影範囲 2および、 脳血管を撮影範囲 3で同時に計測することで、 有効な断 層像の撮影が可能となる。
以上、 説明した 3対の X線管 21 A〜21 Cとマルチスライス型検出器 3 1 A 〜3 1 Cによる撮影動作について、 図 3を使って説明する。 まず、 操作者は、 デ ータ入力部 41によって、 診断および、 観察の目的に応じて撮影条件を選択する。 そして、 本実施の形態では、 データ入力部 41では、 前述の特長 （高速、 高分解 20
能） を生かし、 高速撮影モード、 周回軸方向分解能優先モードおよび、 時間分解 能優先モードの 3つの撮影モードを選択できる。 さらに、 データ入力部 4 1は、 撮影範囲および、 X線管 2 1とマルチスライス型検出器 3 1のセッ トのジオメ ト リ （撮影幾何学系） といった、 計測に関する計測パラメータをホス トコンビユー タ 1 1に入力する。
そして、 ホストコンピュータ 1 1は、 データ入力部 4 1によって選択された条 件に従い、 オフセッ ト制御部 6 3、 被検体テーブル制御部 6 1および、 計測制御 部 5 1にパラメータをセットする。 オフセット制御部 6 3の指示による、 スキヤ ナ 1 2の回転に先立つオフセット調整動作など、 各ュニットの撮影準備が整った 後、 撮影可能である旨が各制御部からホストコンピュータ 1 1に伝られる。 撮影 の開始指示がなされると、 指示された X線条件に従って、 3台の X線管 2 1 A〜 2 1 Cからほぼ同時に X線が曝射される。 1周 （3 6 0 ° ) 分の走査が、 スキヤ ナ 1 2の 1 2 0 ° の回転のみで可能となるため、 実効的なスキャン時間 （時間 分解能） が 1 Z 3となり、 時間分解能は向上する。
また、 3対の撮影幾何学系を周回軸方向に移動可能な機構を備えたことで、 撮 影範囲と時間分解能を撮影部位によって適切に選択可能となり、 操作者の関心領 域の迅速な診断などが可能となる。
従って、 図 2 A— 2 Cに示した、 回転盤 4 9の回転速度を 0 . 6秒に設定する と、 本実施の形態に於いて、 スキャン時間は、 0 . 2秒となり、 高速のマルチス ライス X線 C T装置が実現する。 また、 0 . 2秒スキャンはダイナミックスキヤ ンおよび、 らせんスキャンによらず実現できる。
そして、 図 1 9は、 X線管が 6台の場合の実施の形態を示す図である。 図 1 9 に示すように、 回転盤 4 9に設置の X線管 2 1 A〜 2 1 Fおよび、 マルチスライ ス型検出器 3 1 A〜 3 1 Fを、 回転位相差を 6 0 ° に設定した場合、 回転角度が 6 0 ° の回転のみで 3 6 0 ° 分の操作が可能となるため、 高速のらせんスキャン が実現できる。
また、 回転角度が 1 2 0 ° の間隔のセット （各 3対） 、 2グループで構成し てある。 第 1グループは、 3対の X線管 2 1 A〜 2 1 Cとマルチスライス型検出 器 3 1 A〜 3 1 Cで構成し、 第 2グループは、 3対の X線管 2 1 D〜 2 1 Fとマ 21 ルチスライス型検出器 3 1 D〜3 1 Fで構成する。 従って、 第 1グループと第 2 グループは、 周回軸方向に位置をずらして設置し、 X線管 2 1 A〜2 1 Fから放 射される X線が、 相互に干渉しないことが、 条件となる。
また、 次に、 以上の実施の形態のデータ処理について詳細に述べる。
図 2 0は、 マルチスライス X線 C T装置の処理フローを示す図である。 図 2 0 に示すように、 ここでは、 同一軌跡により計測を行い、 これを基に高分解能画像 を生成する方法を説明する。 そして、 図 2 0に示すように、 計測パラメータの設 定 （ステップ 1 ) 、 らせん走査撮影 （ステップ 3 ) 、 重み付けらせん補正処理 (ステップ 5 ) および、 フィルタ補正逆投影処理 （ステップ 6 ) は、 従来の断層 像作成方法を示す。 本実施の形態では、 X線管 2 0とマルチスライス型検出器 3 0のセッ トを、 周回軸方向にずらす （オフセッ ト） 手順 （ステップ 2 ) および、 高分解能生成処理 （ステップ 4 ) を付加する。
高分解能データを生成するにあたり、 被検体テーブル 1 3の移動速度および、 各 X線管 2 1 A〜2 1 Cの管電流、 更には各 X線管 2 1 A〜2 1 Cとマルチスラ イス型検出器 3 1 A〜3 1 Cのセッ トの、 ジオメ トリ （X線管 2 1 A〜2 1 C— マルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 C間距離、 X線管 2 1 A〜2 1 C—回転中 心間距離） といった計測に関する計測パラメータを、 データ入力部 4 1からホス トコンピュータ 1 1に入力する （ステップ 1 ) 。
さらに、 入力する計測パラメータとしては、 被検体 1 6の関心領域に応じて周 回軸方向、 ならびに X線管 2 1 A〜2 1 Cの回転方向に、 X線の照射視野をスラ イスコリメータ 4 8 A〜4 8 Cを用いて限定する （ステップ 1 ) 。
この図 2 0に示す、 マルチスライス X線 C T装置の処理フローのステップ 2〜 6は、 撮影範囲の大きさに対応して、 各処理時間は増加する。 そこで、 計測パラ メータの設定で規定する、 被検体 1 6の関心領域の設定は、 検査時間を短縮する ことになり、 被検体 1 6の負担を軽減することができる。
入力された計測パラメータを基に、 各 X線管 2 1 A〜2 1 Cが同一軌跡で計測 するように、 スキャナに搭載された各 X線管 2 1 A〜 2 1 Cおよび、 マルチスラ イス型検出器 3 1 A〜3 1 Cのセットを、 周回軸方向にシフトし （ステップ 2 ) 、 らせん走査撮影を行う （ステップ 3 ) 。 22 次に、 撮影により得られた複数の投影データから、 1つの高分解能投影データ を生成する高分解能の投影データ生成処理を行う （ステップ 4 ) 。 また、 得られ た高分解能投影データに対し、 重み付けらせん補正処理を行い、 補正投影データ を生成する （ステップ 5 ) 。 そして、 得られた補正投影データをフィルタ補正逆 投影によって処理し、 高分解能画像を作成する （ステップ 6 ) 。
図 2 1は、 図 2 0のステップ 4に示した、 高分解能生成処理の内容を説明する 図である。 図 2 1に示すように、 X線管 2 1 Aと 2 1 Bおよび、 マルチスライス 型検出器 3 1 Aと 3 1 Bのセット毎に、 異なるジオメ トリで撮影を行った場合の 例図である。 図 2 1では、 各 X線管 2 1 Aと 2 1 Bからの X線ビームが、 それぞ れ異なる経路を通過するように、 各 X線管 2 1 Aと 2 1 Bの取付位置を調整する。 また、 複数の多列マルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Bが、 周回軸方向に、 等間隔に配置された場合において、 マルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Bの投 影データが、 異なる複数の厚さの列の投影データを含む方法がある。 この方法に よれば、 異なる複数の厚さの列の投影データから、 計算により、 計算前と比べて、 より狭い厚さの列の投影データを、 取得することができる。
これらのジオメ トリの調整あるいは、 異なる複数の厚さの列の場合には、 得ら れる投影データの分解能自体は向上しないが、 異なる X線管 2 1 A〜2 1 Cの投 影データにおける、 同位相の投影データ同士で、 X線ビームの経路が異なり、 デ ータサンプリングを高密度化しあうため、 ハーフ再構成を用いた場合においても、 高分解能化が実現できる。
図 2 1において、 一様なサイズのマルチスライス型検出器 3 1 Aのアレイが 4 列により構成され、 マルチスライス型検出器 3 1 Bは、 マルチスライス型検出器 3 1 Aと等しいピッチ幅 Pで、 一様なサイズの素子が 3列で構成する。 X線管 2 1 A、 2 I Bと、 マルチスライス型検出器 3 1 Aと 3 1 Bによって、 同一軌跡で 計測することで、 図 2 1 ( j ) に示すようなビーム経路で撮影することができる。 この結果、 図 2 1 ( k ) に示すように、 マルチスライス型検出器 3 1 Aと 3 1 B による計測は、 スライス数が、 7列となり、 高密度のマルチスライス X線 C T装 置が実現する。
また、 図 2 1のマルチスライス型検出器 3 1 Aと 3 1 Bを、 図 2 1の上下方向、 23 すなわち、 回転方向に、 ずらして配置することにより、 ピッチの細かい高密度の マルチスライス X線 C T装置が実現する。
そして、 図 2 2は、 図 2 0のステップ 4に示した、 高分解能生成処理の一例を 説明する図である。 図 2 2に示すように、 X線管 2 1 Aで得られた dの幅の X線 ビーム 1と X線管 2 1 Bで得られた d / 2の幅の X線ビーム 2力、ら、 X線ビーム 2とは異なる d Z 2の幅の X線ビーム 3を算出する例である。 この例では、 X線 ビーム 2がマルチスライス型検出器 3 1 Bの片側半分に照射される。 このように 照射された X線ビームを考慮すると、 X線ビーム 3の投影データは X線ビーム 1 から X線ビーム 2の投影データを差分することで、 正確に算出できることは明ら かである。
また、 図 2 3 A— 2 3 Dは、 X線管 2 1 A〜2 1 Bおよび、 マルチスライス型 検出器 3 1 A〜3 1 Bのセット毎に、 異なるサイズの素子を配列した場合を示す 例図である。 図 2 3 A— 2 3 Dに示すように、 この場合には、 マルチスライス型 検出器 3 1 A〜3 1 B毎に、 素子幅が異なる素子を持たせ、 この違いを利用して 投影データを高密度化する。
また、 図 2 3 Bは、 同一経路で計測した場合の、 両マルチスライス型検出器 3 1 Aおよび、 3 1 Bによるサンプリング位置 （マルチスライス型検出器 X線管 3 1 A： ：!〜 4列目が （1 ) 〜 （4 ) 、 マルチスライス型検出器 3 1 B ： 1〜 5歹 IJ 目が A〜E ) を示している。 図 2 3 Cは、 高分解能化の処理によって得られる、 サンプリング位置 （a〜h ) を示している。 従って、 図 2 3 Aおよび、 図 2 3 B から、 aは Aであり、 bは （1 ) から Aを引いた値として算出することができる。 同様に、 cは Bから bを引いた値として算出することができる。
この場合、 検出器から得られた投影データにノィズなどの誤差が含まれると、 計算を進めるに伴い （反対側の端に近づくに伴い） ノイズなどの誤差の影響が蓄 積する恐れがある。 そのため、 図 2 3 Dに記載の式に示すように、 （1 ) 〜
( 4 ) および、 A〜Eを用いた a〜hの算出例によって、 反対端からも同様の計 算を行い、 両者から得られた結果を平均化することで、 誤差の影響を補正でき、 良好な高分 能投影データを取得することができる。
従って、 図 2 3 A— 2 3 Dに示すように、 幅の狭い X線ビームを端に配置する 24 ことにより、 片側の端から順次、 差分計算することにより、 反対側の端まで高分 解能化が可能である。
ここに示す例では、 2つの幅の狭い投影データ （高分解能データ） 力 ら、 計算 により高分解能データを算出したが、 理想的には、 幅の狭い投影データをより多 く配置し、 これにより補正を行うことが望ましい。
従って、 本実施の形態により、 補間等による投影データを劣化させる処理を用 いることなく、 誤差がない高精度でかつ、 高分解能の断層撮影像を得ることがで きることは明らかである。 また、 図 2 3 A— 2 3 Dに示す方法によって、 撮影に より得られた投影データから、 高分解能な投影データを生成する手段を有する三 次元断層撮影装置が実現する。
次に、 図 2 4は、 本実施の形態のマルチスライス X線 C T装置の構成を示す図 である。 図 2 4に示すように、 マルチスライス X線 C T装置は、 X線照射および、 X線検出を行うスキャナ 1 2と、 マルチスライス型検出器 3 1 A、 3 1 B、 3 1 Cで検出された計測データから、 投影データを作成する前処理部 7 6と、 投影デ ータを C T画像信号に処理する画像処理装置 7 8および、 C T画像を出力する画 像表示部 4 3を有する。
スキャナ 1 2は、 回転盤 4 9と、 回転盤 4 9に搭載された X線管 2 1 A、 2 1 B、 2 1 C、 X線管 2 1 A、 2 1 B、 2 1 Cに取り付けられた X線束の方向を制 御するスライスコリメータ 4 8 A、 、 4 8 B、 4 8 C、 回転盤 4 9に搭載された マルチスライス型検出器 3 1 A、 3 1 B、 3 1 Cを取り付ける。 回転盤 4 9は回 転制御部 5 5によって回転し、 回転制御部 5 5は計測制御部 5 1によつて制御さ れる。
また、 X線管 2 1 A、 2 1 B、 2 1 Cから発生する X線の強度は、 計測制御部 5 1によって制御される。 また、 計測制御部 5 1はホストコンピュータ 1 1によ つて操作される。 さらに、 前処理部 7 6は、 被検体 1 6の心電波形を取得するた めに、 心電計 1 8に接続する。
そして、 マルチスライス型検出器 3 1 A、 3 1 B、 3 1 Cにより検出された透 過データは、 前処理部 7 6に転送され、 心電計 1 8により計測される被検体 1 6 の心電波形と、 計測制御部 5 1から得られる撮影条件から、 モーションアーチフ 25
ァクトの少ない投影データを形成し、 得られた投影データは画像処理装置 7 8に よって、 被検体 1 6の断層像に再構成して、 画像表示部 4 3に表示する。
また、 図 2 5 A— 2 5 Cは、 マルチスライス X線 C T装置の投影データから、 画像を再構成する画像再構成方法を示す図である。 図 2 5 Aに示すように、 縦軸 は周回軸方向の距離、 横軸は投影角度および、 時間を示している。 また、 横軸下 方に E C G信号を図示し、 回転角度方向の心時相の位置を示した。 そして、 撮影 条件は、 らせんピッチが 1、 マルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cの列数を 4 列とし、 角度に換算して、 スキャン周期 2 πに対して、 心時相の周期が 2 π Χ ( 2 5 / 2 4 ) の場合を想定した。 ここで、 らせんピッチは、 周回軸方向の検出 素子配列ピッチに対する比として定義する。
図 2 5 Βは図 2 5 Αの投影データ 1一 1 2を収集した図である。
図 2 5 Bの長方形は、 らせんスキャンを行った場合の、 回転中心における 4列 の検出素子 1〜 4の投影データを示しており、 心時相が等しい投影データを示し ている。 また、 分割投影データの収集方法が理解しやすいように、 第 1スキャン 目に収集後の投影データを示す。
次に、 図 2 5 Cの 1 2個に区切られた長方形は、 収集後の投影データの拡大図 であり、 区切られたそれぞれの部分は、 収集された各々の分割投影データ （1 ) 〜 （4 ) を示し、 それぞれの分割投影データの検出器データ、 スキャン開始から のスキャン数、 投影角度の範囲を表している。 このように、 スキャン数が異なり、 心時相が等しい投影データを収集し （この図の場合はハーフ再構成を行っている ので 1 8 0 ° +ファンビーム角度、 約 2 4 0 ° の投影データを収集している） 、 画像再構成を行っている。
図 2 5 A— 2 5 Cでは、 1 8 0 ° 再構成に必要な回転角度、 約 2 4 0 ° にお ける投影データを、 スライス数が 4列のマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 C、 それぞれから得られる分割投影データを連結して作成する。
同一のスキャン上にある 3つの長方形は、 同一の時間における、 X線管 2 1 A 〜2 1 Cとマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 C、 それぞれのセットから得ら れる投影データ 1〜1 2を示している。 そして、 投影データ 1〜1 2を処理して 画像再構成するために、 図 2 5 Bに示すように、 各マルチスライス型検出器 3 1 26
A〜31 Cごとに、 投影データを集約する。 これらの投影データは、 投影角度が 1 20。 ずつ、 ずれた投影データとなっている。
また、 各投影データの間隔、 60° 〜； 1 20° と、 1 80° 〜240° の範 囲は、 図 9A、 9 Bおよび、 図 10A、 10 Bで説明した方法で得られる対向デ ータを補間して画像を再構成する。
マルチスライス X線 CT装置では、 図 25 Cに示すように、 60° 間隔の 3 管球の投影データから、 画像再構成を行うことができる。 従って、 3管式マルチ スライス X線 C T装置の場合、 任意のスライス位置における画像再構成像を得る には、 1管球あたり 1Z6スキャン分の角度 60° の投影データが必要となる。 図 25 A— 25 Cでは、 画像再構成に必要な角度 60° の投影データを、 スラ イス数が 4列のマルチスライス型検出器 31 A〜31 C、 それぞれから得られる 分割投影データを連結して作成している。 すなわち、 1台のマルチスライス型検 出器 31 Aあたりの、 分割投影データの投影角度は、 （60° 360° ) X (1Z4台） スキャンで回転する角度となる。 従って、 図 25 A— 25 Cではス キャン周期の 1ノ 24の時間分解能が得られる。
それ以外に、 心電図と同期することで、 実効的な時間分解能を向上させる試み もなされている。 これは、 断層像の作成がマルチスライス化された事で実現した もので、 らせんスキャン時に、 同一のスライス位置の同一の心拍周期 （心時相） 例えば、 心臓の拡張期を、 各検出器列で複数回計測することで、 理論上の時間分 解能を数分の一にすることができる。 理論上の時間分解能は、 4列のマルチスラ イスでは、 最高でハーフスキャンの 4分の 1まで可能で、 再構成に必要なビュー 範囲 （ハーフスキャンの場合で 180° +ファン角） を 4セグメントに分割し、 それぞれのセグメントを異なる列で計測できるように、 被検体テーブルの移動お よび、 スキャン時間などの条件を設定する。
一般に心臓の CT検査では、 心臓の拍動による動きアーチファクト （モーショ ンアーチファク ト） を低減するため、 スキャンデータに心電波形を付加して投影 データを収集し、 複数のスキャンデータから、 画像再構成に必要となる投影角度 分の、 同一心時相の投影データを収集することによって、 画像の再構成を行う。 また、 被検体の心拍数によって、 スキャン周期および、 被検体テーブルの移動量 27 を調整し、 さらに、 スキャナーの回転周期と心拍周期との同期を図ることによつ て、 効率的に投影データ収集が行われる。
そして、 心臓の拍動の様子を観察するため、 1心拍を幾つかの心時相に分割し、 分割された心時相が略等しい分割投影データを、 組合わせることによって得られ た投影データを画像再構成し、 得られた心臓断層像、 あるいは複数の心臓断層像 から得られる三次元断層撮影像を、 心時相の順番に、 連続的に表示するという手 段がとられる。
現在のスキャンスピードが約 1秒程度の X線 C T装置においては、 被検体の心 電情報をもとに、 X線曝射を間欠的に行うことで、 心時相が同じで、 かつ、 投影 角度が異なる投影データを 1スキャン分、 計測する。 そして、 この計測データを 用いて、 画像の再構成を行なっており、 一般的には心電図ゲート機能あるいは、
E C G (ECG: Electro Cardio Graph) トリガー、 と呼ばれている。 また、 心臓周 期に同期させずに投影データを得て （撮影して） 、 投影データを得たあとに、 心 時相が同一の投影データを組合わせて、 画像を再構成する方法も提案されている。 この方法は、 一般的には E C Gゲート撮影と呼ばれている。
図 3 6 A、 3 6 Bに、 従来の X線 C T装置と、 E C Gゲートスキャンの組合わ せを示す。 図 3 6 A、 3 6 Bに示すように、 縦軸は周回軸方向の距離、 横軸は投 影角度および、 時間を示している。 また、 横軸下方に E C G信号を図示し、 回転 角度方向の心拍動の位置を示した。 撮影条件は、 らせんピッチが 1、 検出器列を 4列とし、 スキャン周期が 0 . 6 s e cで、 心拍周期が 0 . 7 s e cの場合を想 定した。 ここで、 らせんピッチは、 周回軸 Z方向の検出器素子の配列ピッチに対 する比として定義する。
そして、 図 3 6 Aの長方形は、 らせんスキャンを行った場合の、 回転中心にお ける検出器列 1〜4の投影データを示しており、 心時相が等しい投影データを示 している。 また、 分割投影データの収集方法が理解しやすいように、 第 1スキヤ ン (周期）目に収集後の投影データを示す。
次に、 図 3 6 Bの 4つに区切られた長方形は、 収集後の投影データの拡大図で あり、 区切られたそれぞれの部分は、 収集された各々の分割投影データ （1 ) 〜 ( 4 ) を示し、 それぞれの分割投影データの検出器データと、 スキャン開始から 28 のスキャン数および、 投影角度の範囲を表している。 このように、 スキャン数が 異なり、 心時相が等しい投影データを収集し（図 36 A、 36 Bの場合は、 ハー フ再構成を行っているので 180° +ファンビーム角度分、 約 240° の投影 データを収集している）、 画像再構成を行っている。
1 80° 再構成法では、 任意のスライス位置の再構成画像を得るために、 約
2Z3スキャン分（1 80° 十ファン角度）の投影データが必要となる。
1対の X線管 21 Aとマルチスライス型検出器 31 Aによるマルチスライス X 線 CT装置で、 心電図同期再構成を行なう場合は、 異なる心拍周期の投影データ を組合わせることになる。
ここで本実施の形態のように、 3対の X線管 21 A〜21 Cとマルチスライス 型検出器 31 A〜31 Cによる心電図同期再構成では、 同一時刻に計測された投 影データからの再構成画像であるため、 画質の優れた断層像を得ることができる。 スキャン周期が S [s e c] 、 マルチスライス型検出器 31 Aの列数が L列で 撮影する場合の時間分解能は、 SX (1/6) X (1/L) の式から算出でき る。 この結果、 従来の方法 （図 36A、 36 B) と比較して、 4倍の時間分解能 が得られるので、 心臓全体の断層撮影像、 すなわち、 三次元断層撮影像を得るこ とが可能となる。
また、 任意の時間間隔の心時相における心臓断層像を複数作成し、 得られた心 臓断層像を、 各々の心時相ごとに、 周回軸方向に複数、 集合することによって、 任意の時間間隔の心時相における、 三次元断層撮影像を心時相の順番に、 画像表 示部 43に表示することにより、 途切れなく拍動する心臓の三次元動画 （断層撮 影像） 、 すなわち、 スムーズな四次元断層撮影像を得ることが可能である。
このような投影データ収集方法を用いた時は、 従来行なわれているのと同様に、 スキャン周期、 分割投影データの幅および、 分割投影データ数を調整し、 計測と 心時相を同期させることが可能である。
また、 前処理部 76は、 各マルチスライス型検出器 31 A〜31 Cの投影デー タから、 心時相の等しい分割投影データを収集する際、 分割投影データの先頭投 影角度を調整することによって、 操作者が指示した任意の心時相に等しく、 画像 再構成に必要な投影角度範囲の投影データを、 形成することが可能である。 29
そして、 画像処理装置 7 8は、 前処理部 7 6から得られた複数の投影データに 対して、 それぞれに任意のスライス位置の心臓断層像を得ることが可能である。 さらに、 従来の方法と同等の時間分解能を実現しょうとした場合、 必要な分割 データの数が少なくなる。 収集する分割データの数が少なくなれば、 不規則な心 時相の影響を受ける可能性が低くなり、 心臓断層像の画質が向上する。 また、 組 み合わせる分割投影データの数が少なくなれば、 分割投影データ連結部の、 投影 データの不連続性に起因するアーチファタトを、 低減させることが可能である。 図 2 6は、 多管球マルチスライス X線 C T装置の他の実施例の処理フローを示 す図である。 図 2 6に示すように、 ここでは、 同一軌跡により計測を行い、 これ を基に高分解能画像を生成する方法を説明する。 そして、 図 2 6に示すように、 計測パラメータの設計 （ステップ 1 1 ) 、 らせん走査撮影 （ステップ 1 2 ) 、 重 み付けらせん補正処理 （ステップ 1 3 ) および、 フィルタ補正逆投影処理 （ステ ップ 1 4 ) の手順で、 被検体 1 6の断層像を作成する。
高分解能データを生成するにあたり、 被検体テーブル 1 3の移動速度および、 各 X線管 2 1 A〜2 1 Cの管電流、 更には各 X線管 2 1 A〜2 1 Cとマルチスラ イス型検出器 3 1 A〜3 1 Cのセットの、 ジオメ トリ （ 線管2 1八〜2 1じー マルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 C間距離、 X線管 2 1 A〜2 1 C—回転中 心間距離） といった計測に関する計測パラメータを、 データ入力部 4 1からホス トコンピュータ 1 1に入力する （ステップ 1 1 ) 。
さらに、 入力する計測パラメータとしては、 被検体 1 6の関心領域に応じて周 回軸方向、 ならびに X線管 2 1 A〜2 1 Cの回転方向に、 X線の照射視野を制限 する条件を設定する （ステップ 1 1 ) 。
この図 2 6に示す、 多管球マルチスライス X線 C T装置の処理フローのステツ プ 2〜4は、 撮影範囲の大きさに対応して、 各処理時間は増加する。 そこで、 計 測パラメータの設定で規定する、 被検体 1 6の関心領域の設定は、 検査時間を短 縮することになり、 被検体 1 6の負担を軽減することができる。
入力された計測パラメータを基に、 各 X線管 2 1 A〜2 1 Cが同一軌跡で計測 するように、 スキャナに搭載された各 X線管 2 1 A〜 2 1 Cおよび、 マルチスラ イス型検出器 3 1 A〜 3 1 Cのセットにより、 らせん走査撮影を行う （ステップ 30
1 2 ) 。
次に、 撮影により得られた複数の投影データに対し、 重み付けらせん補正処理 を行い、 補正投影データを生成する （ステップ 1 3 ) 。 そして、 得られた補正投 影データをフィルタ補正逆投影によって処理し、 高分解能画像を作成する （ステ ップ 1 4 ) 。
図 2 7 A、 2 7 Bは、 円軌道スキャンと、 らせん軌道スキャンを示す図である。 図 2 7 Aに示すように、 フィルタ補正逆投影法は円軌道で撮影された、 すなわち、 再構成画像上を周回する X線管から、 照射された X線より得られる投影データに 対して行うべきものであり、 図 2 7 Bのように、 らせん軌道スキャンにより得ら れた投影データに対して適用すると、 大きな歪みを生ずる。 このため、 図 2 7 B のように、 らせん軌道で撮影された場合には、 らせん軌跡を円軌跡に補間し円軌 跡として、 再構成を行う。
次に、 図 2 8 A、 2 8 Bに、 らせん軌跡を円軌跡に補間して再構成を行う場合 の、 計測軌跡図を示す。 図 2 8 A、 2 8 Bにおいて、 実線が実際に計測された実 データ軌跡であり、 破線が実データ軌跡の 1 8 0 ° 対向に位置する対向データの 軌跡である。 また、 図 2 8 A、 2 8 Bに示すように、 らせん軌跡を円軌跡に補間 して再構成を行う場合において、 対向データを実データで代用した重み関数を用 いることで、 より短いビュー範囲 （1列当り） でも再構成位置における位相 （ビ ユー） の連続性を保つことができる。 また、 対向データは実データから仮想的に 作成してもよレ、。
そして、 図 2 8 Aは、 らせん軌跡を円軌跡に補間する条件を満足する、 列数が 1のマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 C (ピッチ 6 ) によって計測された投 影データの軌跡を示す図である。 また、 図 2 8 Aでは、 対向データを含めて連続 した 3 6 0 ° 分 （1 8 0 ° 分） の補間データを作成できる。
さらに、 図 2 8 Bは列数が 3のマルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 C (ピッ チ 1 8 ) によって計測された場合の、 投影データの軌跡を示す図である。
ここで、 図 2 8 A、 2 8 Bの場合に、 使用するアルゴリズムは、 重み付けらせ ん補正再構成である （ステップ 1 3 ) 。 従って、 本実施の形態の特徴は、 対向位 置において、 計測データと補間データが一致しないことによって、 より少ない計 31 測データの使用で画像を作成できるところにある。
すなわち、 対向位置の投影データを実データで代用することによって対向位置 に投影データが存在しなくても再構成が可能となる （ビューのサイズを通常の半 分で再構成できる） 条件で撮影を行う。 これは、 再構成スライス位置における、 あるマルチスライス型検出器および、 ある列の対向位置に投影データが存在しな い条件で撮影を行う方が、 より時間分解能は向上するということである。
そして、 時間分解能を向上する条件は、 らせんピッチ Pと、 使用する 1台のマ ルチスライス型検出器当りの列数 Lの関係が、 次の条件を満たす場合である。
(1) 1台のマルチスライス型検出器当りで、 検出器列数 L= 2以上の場合
らせんピッチ P = 2 X L XK (4)
(2) 1台のマルチスライス型検出器当りで、 検出器列数 L= lの場合
らせんピッチ P = K (2 XQ+ 1) ≤ L XK (5)
または P=2 XLXK L (1台のマルチスライス型検出器当り列数） =1、 2、 3、
K (マルチスライス型検出器数） = 1、 3、 5、
Q (正の整数） =0、 1、 2、
上記条件は最も理想的な場合であり、 これに近似させた値を用いてもよい。 図 29 A_ 29Hは図 28 Bの場合の、 らせん補正用重みを示す図である。 図 29 A_ 29 Hに示すように、 らせん補正用重みを、 得られた投影データ （サイ ノグラム） に加重し、 重み付け投影データを得、 各マルチスライス型検出器の各 列の投影データを対応する位相へ加算処理することで、 補正された 1つの補正投 影データを得る。 この補正投影データをフィルタ補正により逆投影し、 再構成画 像を得る （ステップ 14) 。
図 30A、 3 OBは、 各重みの形状を示した図である。 図 3 OAに示すように、 図 29A— 29Hでは、 ステップ応答的に変化する重み係数を使用しているが、 図 30 Bのように重み係数を、 適用するビュー方向の幅を広げた重み係数を使用 してもよレ、。 図 30Bでは、 急激な投影データの移り変わりが低減されることか ら、 図 3 OAに比べて不連続性によるアーチファタ 卜が低減する。 32 図 3 1 A、 3 I Bは、 1対の X線管とマルチスライス型検出器を使用した時の 単位データと、 3対の X線管とマルチスライス型検出器 （均等角度配置） を使用 した時の単位データを示す。 図 3 1 A、 3 1 Bの縦軸は周回軸方向の距離、 横軸 はビュー角度を示している。 図 3 1 A、 3 I Bに示すように、 画像を作成する場 合において、 再構成に必要な最も少ないデータ量 （ビュー数） を考える。 以下、 このデータ量を単位データと呼ぶ。
図 3 1 Aに示すように、 1台のマルチスライス型検出器での単位データは、 パ ラレルビームの場合は、 1 8 0 ° 位相 （ビュー） 分の投影データとなる。 3台 のマルチスライス型検出器では、 各マルチスライス型検出器が 1 2 0 ° ずつ位 相 （ビュー） を異にするために、 図 3 1 Bに示すように、 離散的な 6 0 ° ずつ の投影データとなる。 これは不連続な投影データであるが、 3台のマルチスライ ス型検出器のうち、 2台のマルチスライス型検出器分の投影データを、 X線のビ ーム経路に沿って、 対向に位置する、 X線ビームの投影データに並べ替えた場合 に、 1台のマルチスライス型検出器と同様に、 連続した 1 8 0 ° の投影データ となるために、 再構成可能となる。
図 3 2は、 角度 1 2 0 ° 間隔で 3台のマルチスライス型検出器を配置した、 多 管球マルチスライス X線 C T装置による投影データの軌跡を示す図である。 図 3 2に示すように、 投影データの両端 1 / 3ずつに隣接する投影データと、 冗長性 を持たせて計測した計測図である。 そして、 マルチスライス型検出器毎にスキヤ ン軌跡が異なるために、 マルチスライス型検出器間に、 データの切換り位置 Eが あるために、 投影データの不連続性を生ずる。 この投影データの不連続性により、 再構成された画像からは強いアーチファクトが発生する。
重み付けらせん補正再構成する上で、 この同じスライス位置における、 異なる 位相 （ビュー） の単位データの組み合わせにより、 再構成データを作成する。 従 つて、 スライス厚を厚くすることなく、 異なる位相 （ビュー） のアーチファク ト を有する、 複数の画像を加算平均することと同様に、 アーチファク トを低減する ことができ、 より高画質な画像を得ることが可能である。
図 3 3、 図 3 4は多管球マルチスライス X線 C T装置における、 良好な画像を 得るための重み関数の 1例を示す。 図 3 3の縦軸は周回軸方向の距離、 横軸はビ 33 ユー （角度） を示している。 そして、 図 3 3は、 図 3 2に示す計測により得られ た、 3つの位相 （第 1位相〜第 3位相） の単位データに対する重み付け （正規 ィ匕） を示す図である。 なお、 図 3 3に示すように、 冗長性を有する部分に対し係 数を乗算し正規化を行っている。 当然、 この重み付けは再構成スライス位置 （第 2位相） に近いほど高い重み係数をもつほうがよい。
図 3 4は、 補正における各管球の投影データが占める重みの比率を示す図であ る。 図 3 4の縦軸は、 重み付けにより得られた補正データにおける、 各マルチス ライス型検出器データが占める重みの比率、 横軸はビュー （角度） を示している。 また、 図 3 4に示すように、 図 3 2で不連続が生じている位置では重みの比率は 0 . 5と小さく し、 再構成スライス位置では 1 . 0と相対的に高い値を持たせる ことにより、 不連続性は低減され、 良好な画像が作成される。 このように、 3台 のマルチスライス型検出器を配置した、 多管球マルチスライス X線 C T装置によ る、 投影データの不連続性を解消するために、 図 3 4に示すようにビュー （又は 検出器列） に対して重み付けを行うことで、 より高画質な画像を得ることができ る。
本実施の形態における理想的な条件として、 各マルチスライス型検出器間の投 影データの切換り位置 Eが、 対向するマルチスライス型検出器の投影データの切 換り位置 Eと一致しないようにする。 このようにすると、 対向位置の投影データ によっても、 マルチスライス型検出器間の不連続性は補正され、 より良好な画像 を得ることが可能となる。 具体的には、 1 2 0 ° 間隔で 3台のマルチスライス型 検出器を配置した多管球マルチスライス X線 C T装置では式 （6 ) に示す条件の ように検出器列数 Lをマルチスライス型検出器数 Kの倍数 Qとし、 式 （7 ) に示 す条件のように、 らせんピッチ Pを検出器列数 Lの 2倍とすると、 最も効率よく 不連続性を改善することができる。
L = K X Q ( 6 )
P = 2 X L ( 7 )
Q (係数） = 0、 1 、 2、
なお、 実施の形態では、 X線管の数を、 3本で説明したが、 X線管の本数が異 34 なる多管球マルチスライス X線 C T装置の場合でも、 同様の効果が得られる。 本実施の形態に関する以上の記述から、 本実施の形態の目的が達成されたこと は明らかである。 本実施の形態を詳細にわたって記述すると共に図示したが、 こ れらは説明および例示のみを意図したものであって、 これらに限定されるもので はない。
また、 本実施の形態では、 X線を用いた断層撮影装置を用いているが、 これに 限定されず、 ガンマ線や光を用いた、 透過性を有する照射可能な放射線源による 断層撮影装置にも適用可能である。
そして、 多管球により得られた複数の投影データより、 1管球型と同様な 1つ の投影データを作成し、 画像再構成することが可能である。
さらに、 各 X線管 2 1 A〜2 1 Cなどが同一軌跡で計測されているが、 これに 限定されず、 異なる計測軌跡で計測してもよい。 この場合には、 対向位置にある X線ビームを用いて、 高分解能化することも可能である。 また、 各マルチスライ ス型検出器 3 1 A〜3 1 Cなどの、 全体的なサイズは夫々に異なってもかまわな い。 マルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cの列数や、 素子サイズにも制限され ない。
なお、 上記実施の形態では、 X線管の数を、 3本で説明したが、 X線管の本数 が異なる多管球式三次元断層撮影装置の場合でも、 同様の効果が得られる。 本実施の形態に関する以上の記述から、 本実施の形態の目的が達成されたこと は明らかである。 本実施の形態を詳細にわたって記述すると共に図示したが、 こ れらは説明および例示のみを意図したものであって、 これらに限定されるもので はない。
また、 本実施の形態では、 X線を用いた断層撮影装置を用いているが、 これに 限定されず、 ガンマ線や光を用いた、 透過性を有する照射可能な放射線源による 断層撮影装置にも適用可能である。 また、 再構成法には、 重み付けらせん補正再 構成アルゴリズムが用いられているが、 これに限定されず、 三次元逆投影アルゴ リズムを含む 1台の X線 C T装置で使用される、 如何なる再構成アルゴリズムも 適用可能である。
そして、 多管球により得られた複数の投影データより、 1管球型と同様な 1つ 35 の投影データを作成し、 画像再構成することが可能である。
さらに、 各 X線管 2 1 A〜2 1 Cなどが同一軌跡で計測されているが、 これに 限定されず、 異なる計測軌跡で計測してもよい。 この場合には、 対向位置にある X線ビームを用いて、 高分解能化することも可能である。 また、 各マルチスライ ス型検出器 3 1 A〜3 1 Cなどの、 全体的なサイズは夫々に異なってもかまわな い。 マルチスライス型検出器 3 1 A〜3 1 Cの列数や、 素子サイズにも制限され なレ、。
また、 1台以上のマルチスライス型検出器に対して、 コリメーシヨンの厚みが 狭くなるようにマスキングすることで、 実効的に狭いコリメ一シヨンおよび、 異 なるコリメーシヨンの組合わせとなり、 高分解能化が実現する。
(発明の効果）
本発明の実施によって得られる効果を説明する。
X線管とマルチスライス型検出器をセッ トにして、 スライスコリメータを配置 することで、 高画質の断層像を得ることができる。
また、 回転盤に X線管とマルチスライス型検出器を 3対搭載し、 3対は 1 2 0 ° の回転位相差を有し、 撮影幾何学系の相対位置関係を保持したまま同時に回 転可能にすることでマルチスライス数の増大したマルチスライス型検出器を搭載 することなく、 実質的に列数を 3倍増大したのと同等の、 らせんスキャンピッチ を相対的に狭いコーン角の計測データのみで実現可能とし、 時間分解能が高くコ ーン角の影響が少なレ、断層像が得られ高画質化が実現する。
また、 任意の時間間隔の心時相における心臓断層像を複数作成し、 得られた心 臓断層像を各々の心時相ごとに体軸方向に複数集合することによって、 拍動する 心臓の三次元断層撮影像を、 途切れなくスムーズに作成し、 得られた心時相の順 番に、 四次元断層撮影像を得ることが可能である。
また、 マルチスライス型検出器の周回軸方向のスライス数および、 X線管とマ ルチスライス型検出器のオフセットを調整することで、 高速で、 高密度、 高分解 能の断層撮影像を得ることができる。
また、 三次元断層撮影装置に、 撮影により得られた投影データから、 高分解能 な投影データを生成する手段を具備することで、 高分解能の断層撮影像を得るこ 36 とができる。
また、 X線管および、 マルチスライス型検出器 3 1のセット毎に異なるマルチ スライス型検出器素子が、 配列されたマルチスライス型検出器 3 1によって、 誤 差がない高精度でかつ、 高分解能の断層撮影像を得ることができることは明らか である。
また、 被検体の心拍数とマルチスライス X線 C T装置のスキャン周期と検出器 列数から、 心時相の等しい分割投影データを収集することによって、 モーション アーチファタ 卜が少ない、 投影データを形成することが可能である。
また、 マルチスライス型検出器による、 対向位置の投影データを実データで代 用することにより、 時間分解能は向上する。
また、 重み付けらせん補正再構成する時に、 同じスライス位置における、 異な る位相の単位データの組み合わせを適用して、 再構成データを作成することによ り、 アーチファク ト低減することができ、 より高画質な画像を得ることができる。 上記記載は実施例についてなされたが、 本発明はそれに限らず、 本発明の精神 と添付のクレームの範囲内で種々の変更および修正をすることができることは当 業者に明らかである。

Claims

37 請 求 の 範 囲
1. 検体の体軸をほぼ周回軸としてその外周を回転しながら X線を照射し該被 検体を透過した X線を検出する X線 C T装置において、
X線源と検出器列の複数対であり、 上記 X線源は X線を照射可能であり、 上記 検出器列は該 X線源に対して被検体をはさんで対向配置され該 X線源から照射さ れ上記被検体を透過した X線を検出して信号化可能な単一列または多数列の検出 器を有することを特徴とする X線源と検出器列の複数対、
被検者を搭載し、 上記 X線源と検出器列の複数対に相対的に上記周回軸方向に 移動可能な寝台、
上記信号を処理して画像を作成する画像再構成部
とを含んだマルチスライス X線 C T装置において、
上記複数の検出器列の少なくともひとつは多数列検出器であり、 検出器列の回 転方向幅、 列数、 列幅のそれぞれは上記複数の検出器列間で同一であっても異な つていてもよいことを特徴とするマルチスライス X線 C T装置。
2. 上記 X線源と検出器列の複数対間の相互の位置関係を、 所望の関心領域に 応じて上記周回軸方向に制御することを特徴とした請求項 1に記載のマルチスラ イス X線 C T装置。
3. 上記 X線源または上記検出器列の少なくともいずれか一方を被検体に対し て相対的に移動することで上記 X線源と検出器列の複数対間の相互の位置関係を 制御することを特徴とした請求項 1または 2に記載のマルチスライス X線 C T装
4. 上記 X線源と検出器列の複数対は 3対であり、 各対間の回転位相差は 1 2 0 ° であり、 上記複数対はこの回転位相差を保持したまま同時に回転可能であ ることを特徴とする請求項 1カゝら 3のいずれかに記載のマルチスライス X線 C T
5. 上記周回軸方向のスライス数、 上記上記 X線源または上記検出器列の少な くともいずれか一方を被検体に対して相対的に移動する度合いであるオフセット 係数、 らせんピッチのうち少なくとも 2つを外部から設定可能であることを特徴 38 とする請求項 3に記載のマルチスライス X線 C T装置。
6. 高速撮影モード、 周回軸方向分解能優先モード、 または時間分解能優先モ 一ドを設定可能な請求項 2から 5のいずれかに記載のマルチスライス X線 C T装
7. 上記画像再構成部は、 上記信号処理に際して、 回転位相上対向位置の投影 データを実データで代用することを特徴とする請求項 1から 6いずれかに記載の マルチスライス X線 C T装置。
8. 上記画像再構成部は、 上記信号処理に際して、 重み付けらせん補正再構 成時に、 同じスライスにおける異なる回転位相のデータを組合わせることで再構 成をおこなうことを特徴とする請求項 1から 6いずれかに記載のマルチスライス X線 C T装置。
9. 上記関心領域の画像再構成にあたり、 高速度撮影をする場合には、 上記関 心領域中のダイナミック撮影したい範囲を広げ同時に上記関心領域中の高い時間 分解能を得たい範囲は狭めるように、 上記上記 X線源または上記検出器列の少な くともいずれか一方を被検体に対して相対的に移動する度合いであるオフセット 係数を大きな整数にするようにし、
周回軸方向分解能を上げる場合には、 上記ダイナミック撮影したい範囲は狭め 同時にスライス分割数をデータ処理上で増加させるために、 上記オフセット係数 を 1より小さくし、
高い時間分解能を上記周回軸方向に幅広く得たい場合には、 上記関心領域中の ダイナミック撮影したい範囲は狭め同時に上記関心領域中の高い時間分解能を得 たい範囲は広げるように上記オフセット係数を小さな整数にすることを特徴とす る請求項 1から 4レ、ずれかに記載のマルチスライス X線 C T装置。
10. 被検体の心拍数計測データから、 スキャン周期および上記検出器列の列数 を決定し、 該スキャン周期と該検出器列の列数をもとに心時相の略等しい分割投 影データを収集し、 前記画像再構成部ではこの分割投影データをもとに任意のス ライス位置の心臓断層像を作成することを特徴とする請求項 1から 6いずれかに 記載のマルチスライス X線 C T装置。
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