Ｘ線ＣＴ装置
【課題】複数の管球から被検体にＸ線を照射し、目的に応じた時間分解能およびＦＯＶで画像を撮像することが可能なＸ線ＣＴ装置である。
【解決手段】Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線を第１の照射方向に照射する第１のＸ線発生部と、その回転面上において第１の照射方向と異なる第２の照射方向にＸ線を照射する第２のＸ線発生部と、一部の検出素子のサイズおよび隣接する検出素子間におけるピッチの少なくとも一方が異なり、第１のＸ線発生部に対向する第１の検出素子群と、第２のＸ線発生部に対向する第２の検出素子群と、第１の検出素子群および第２の検出素子群の少なくとも一方により検出されたデータを用いて画像を再構成する再構成部と、を備える。
【解決手段】Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線を第１の照射方向に照射する第１のＸ線発生部と、その回転面上において第１の照射方向と異なる第２の照射方向にＸ線を照射する第２のＸ線発生部と、一部の検出素子のサイズおよび隣接する検出素子間におけるピッチの少なくとも一方が異なり、第１のＸ線発生部に対向する第１の検出素子群と、第２のＸ線発生部に対向する第２の検出素子群と、第１の検出素子群および第２の検出素子群の少なくとも一方により検出されたデータを用いて画像を再構成する再構成部と、を備える。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線を被検体に照射して収集されたＸ線検出データから被検体の診断画像を再構成するＸ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に係り、特に複数の管球を備えたＸ線ＣＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管の管球からＸ線を被検体に照射し、Ｘ線検出器により収集されたＸ線検出データに画像再構成処理を施すことにより被検体の診断画像を再構成する装置である。このＸ線ＣＴ装置を用いた診断画像の再構成手法の１つとしてハーフ再構成がある。ハーフ再構成は、通常の画像再構成処理が被検体に対して３６０度方向分のデータを検出して診断画像を再構成するのに対し、３６０°未満の投影データ（一般に１８０度＋ファン角度の投影データ）を使用して１枚の画像を生成することで診断画像を再構成するものである。
【０００３】
このハーフ再構成技術は、少ない角度範囲の投影データから画像を再構成することができ、時間分解能の高い画像を得ることができるため、心臓等の局所的な動きがある部分の画像を得る際にしばしば用いられる。特に心電同期で収集された３６０°未満のＸ線検出データのハーフ再構成により心臓の画像を得ることにより、動きの影響の少ない画像を得ることができる。
【０００４】
図１０は、従来のＸ線ＣＴ装置により心電同期でハーフ再構成用のデータを収集する方法を説明する概念図である。
【０００５】
図１０に示すように、ＥＣＧ（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）信号の拍動間において、管球＃１からＸ線が被検体に照射され、Ｘ線検出器によりハーフ分のデータＤｈが収集される。また、図１０のハーフ分のデータＤｈは、およそ２１０°から２４０°程度であるが、例えば２４０°分程度のデータとされる。
【０００６】
しかし、１分間における拍動の回数が１２０ｂｐｍの場合には、１心拍の時間ｔｂは０．５ｓｅｃであるため、１心拍でデータ収集する場合には、相当する時間分解能が要求される。ところが、通常は１心拍で十分なハーフ分のデータ収集が困難である場合が多く、従来、複数心拍に亘ってセグメントごとに分割してハーフ分のデータを収集する手法が考案されている。
【０００７】
図１１は、従来のＸ線ＣＴ装置により、心電同期でハーフ再構成用のデータをセグメントごとに分割して収集する手法を説明する概念図である。
【０００８】
図１１の管球軌跡ｐに示すように、管球を被検体周りにヘリカルに移動させ、１心拍目Ｂ１においてハーフ分のデータの１セグメント分Ｓ１を、２心拍目Ｂ２および３心拍目Ｂ３においてそれぞれハーフ分のデータの２セグメント分Ｓ２および３セグメント分Ｓ３を収集する手法が考案されている。そして、３心拍に亘るデータ収集により、再構成面Ｙにおける２４０度程度のハーフ分のデータを得ることができる。
【０００９】
一方、時間分解能を向上させる試みとして、多管球Ｘ線ＣＴ装置が考案されている。多管球Ｘ線ＣＴ装置は、複数の管球をＸ線ＣＴ装置に設け、各管球からそれぞれ被検体に照射されたＸ線を、それぞれの管球に対向配置されたＸ線検出器で検出する装置である。
【００１０】
この多管球Ｘ線ＣＴ装置では、特に、３つの管球を備えた３管球Ｘ線ＣＴ装置が考案されている。３管球Ｘ線ＣＴ装置の場合には、３つの管球と検出器のペアを１２０度に均等配置した装置が考案されている（例えば特許文献１および特許文献２参照）。この３管球Ｘ線ＣＴ装置を用いれば、３６０°分のデータを収集しようとする場合に、１２０°の回転角度で３６０°分のデータを収集できることになる。このため、管球が１つのＸ線ＣＴ装置を用いた場合に比べて、理想的には１／３の時間でデータを収集することが期待される。
【００１１】
図１２は、従来考案されている３管球Ｘ線ＣＴ装置によりデータを収集する際の手法を説明する概念図である。
【００１２】
図１２の状態Ｓｔ０１に示すように３つの管球＃１、＃２、＃３が均等に１２０°の角度間隔で配置されている場合に、各管球＃１、＃２、＃３をそれぞれ１２０°回転させれば状態Ｓｔ０２に示すようになり、３６０°分のデータを収集することができる。
【００１３】
このため、管球の回転速度が０．３ｓ／回である場合には、３６０°分のデータ収集に要する時間が１２０／３６０×０．３＝０．１（ｓｅｃ）となり、１管球の場合に比べて１／３となる。
【００１４】
図１３は、従来考案されている３管球Ｘ線ＣＴ装置により収集されるデータを示す概念図である。
【００１５】
図１３において、縦軸は被検体に対するＸ線の照射角度で表されたデータの収集範囲を示し、横軸はＸ線検出器の使用チャンネル（Ｃｈ）を示す。図１３に示すように、３つの管球にそれぞれ対向するＸ線検出器＃１’、＃２’、＃３’によりそれぞれ異なる領域の１２０°分のデータが収集される。また、各Ｘ線検出器＃１’、＃２’、＃３’に設けられる検出素子のチャンネル数は互いに同等であり、全てのチャンネルでＸ線が検出される。
【００１６】
この結果、図１３に示すように、各Ｘ線検出器＃１’、＃２’、＃３’によりチャンネル数に応じた１２０°分のデータＤ＃１’、Ｄ＃２’、Ｄ＃３’が、同等なデータ数で収集される。すなわち、チャンネル数に比例する３６０°分のデータが３管球Ｘ線ＣＴ装置により収集される。
【００１７】
そして、このような、多管球Ｘ線ＣＴ装置は、時間分解能の観点から高速スキャンに有効であると考えられている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１８】
【特許文献１】特開平５−１６８６１６号公報
【特許文献２】特開２００１−３４６７９１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
ハーフ再構成技術では、前述のように時間分解能の向上が重要な課題となる。しかしながら、従来の１管球のＸ線ＣＴ装置を用いてハーフ再構成を行う場合には、時間分解能が不十分である結果、１心拍中における必要なデータ収集が困難となる場合がある。そのため、複数心拍に亘るセグメント方式のデータ収集となっている。
【００２０】
そこで、このような時間分解能が要求されるデータ収集用に多管球Ｘ線ＣＴ装置の利用が期待される。しかしながら、管球が均等配置された多管球Ｘ線ＣＴ装置を用いて、心臓等の局所的な部位における画像を撮像する場合には、角度的に連続したデータを収集するためにハーフ再構成ではなくフル再構成による画像の撮像となる。
【００２１】
従って、管球が均等配置された多管球Ｘ線ＣＴ装置を用いた場合には、管球の数に応じて３６０°回転させる必要がなく、１管球のＸ線ＣＴ装置によりフル再構成する場合に比べて時間分解能が向上するものの、ハーフ再構成技術を用いることが困難である。このため、局所的な部位の画像を撮像する場合には、更なる時間分解能の向上が望まれる。
【００２２】
また、多管球Ｘ線ＣＴ装置を利用する場合に、十分なＦＯＶ（field of view)が得られるような管球とＸ線検出器のペアを複数組備えようとすると、製造コストの増加に繋がるという問題がある。一般に、特に時間分解能が要求されるのは主としてＦＯＶが狭く、心臓等の局所的な部位の画像を撮像する場合である。このため、より簡易な構成で時間分解能を向上させる技術の考案も望まれる。
【００２３】
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、複数の管球から被検体にＸ線を照射し、目的に応じた時間分解能およびＦＯＶで画像を撮像することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００２４】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、Ｘ線を第１の照射方向に照射する第１のＸ線発生部と、その回転面上において前記第１の照射方向と異なる第２の照射方向にＸ線を照射する第２のＸ線発生部と、一部の検出素子のサイズおよび隣接する検出素子間におけるピッチの少なくとも一方が異なり、前記第１のＸ線発生部に対向する第１の検出素子群と、前記第２のＸ線発生部に対向する第２の検出素子群と、前記第１の検出素子群および前記第２の検出素子群の少なくとも一方により検出されたデータを用いて画像を再構成する再構成部とを備えることを特徴とするものである。
【発明の効果】
【００２５】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置においては、複数の管球から被検体にＸ線を照射し、目的に応じた時間分解能およびＦＯＶで画像を撮像することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】本発明に係るＸ線ＣＴ装置の実施の形態を示す機能ブロック図。
【図２】図１に示すＸ線ＣＴ装置により３つのＸ線検出器によりハーフ再構成用のデータを検出する際における各Ｘ線検出器の位置変化を示す図。
【図３】図１に示すＸ線ＣＴ装置によりＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器によりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明する概念図。
【図４】図１に示すＸ線ＣＴ装置によりＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器によりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明する別の概念図。
【図５】図１に示すＸ線ＣＴ装置の３つのＸ線検出器により収集されたハーフ再構成用のデータを示す概念図。
【図６】図１に示すＸ線ＣＴ装置の変形例を示す機能ブロック図。
【図７】本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第２の実施形態におけるＸ線検出器の構造を示す図。
【図８】図７に示すＸ線検出器を用いて広範囲のＦＯＶからデータを収集する場合におけるデータの検出方法を説明する図。
【図９】図７に示すＸ線検出器を用いて局所的なＦＯＶからデータを収集する場合におけるデータの検出方法を説明する図。
【図１０】従来のＸ線ＣＴ装置により心電同期でハーフ再構成用のデータを収集する方法を説明する概念図。
【図１１】従来のＸ線ＣＴ装置により、心電同期でハーフ再構成用のデータをセグメントごとに分割して収集する手法を説明する概念図。
【図１２】従来考案されている３管球Ｘ線ＣＴ装置によりデータを収集する際の手法を説明する概念図。
【図１３】従来考案されている３管球Ｘ線ＣＴ装置により収集されるデータを示す概念図。
【発明を実施するための形態】
【００２７】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。
【００２８】
図１は本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第１の実施形態を示す機能ブロック図である。
【００２９】
Ｘ線ＣＴ装置１は、ガントリ部２、コンピュータ装置３およびＥＣＧユニット４を備えている。ガントリ部２は、高電圧発生装置５、駆動制御装置６、焦点部（Ｘ線発生部）からＸ線を放射する複数のＸ線管、例えば３つの管球７ａ，７ｂ，７ｃ、各管球７ａ，７ｂ，７ｃに対向配置されてペア８ａ，８ｂ，８ｃをなすＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃ、データ収集部１０（ＤＡＳ；Ｄａｔａ Ａｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）を備えている。
【００３０】
これらの管球７ａ，７ｂ，７ｃと、Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃは、図示しない共通の回転体上に配置されており、この回転体を回転させることにより各管球７ａ，７ｂ，７ｃと各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃが同一平面上で回転する。この回転体は、架台固定部にベアリングで回転可能に支持されている。
【００３１】
ガントリ部２に設けられる高電圧発生装置５は、各管球７ａ，７ｂ，７ｃを構成要素とするＸ線管に高電圧を印加することにより、各管球７ａ，７ｂ，７ｃから被検体に向けてＸ線を照射させる機能を有する。また、駆動制御装置６は、上記回転体を回転させることにより各管球７ａ，７ｂ，７ｃとともに対向配置されたＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを回転させる機能を有する。
【００３２】
すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１は、駆動制御装置６により管球７ａ，７ｂ，７ｃおよびＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃのペア８ａ，８ｂ，８ｃは回転せしめられ、高電圧発生装置５からそれぞれ高電圧が印加されることにより各管球７ａ，７ｂ，７ｃから被検体に照射されたＸ線は、各管球７ａ，７ｂ，７ｃに対向配置されたＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより検出される構成である。さらに、Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより検出されたＸ線検出データは、データ収集部１０に与えられて、デジタル化された生データに変換される。
【００３３】
また、各管球７ａ，７ｂ，７ｃとＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃの各ペア８ａ，８ｂ，８ｃは、画像再構成、望ましくはハーフ再構成によるデータ収集が適切であり、少なくとも必要な範囲をカバーし、かつ隣接するペア８ａ，８ｂ，８ｃ間におけるＸ線の照射方向のなす角度の一部および全部のいずれかが異なるものとなるように、互いに不均等な位置に配置される。望ましくは、各ペア８ａ，８ｂ，８ｃは、ハーフ再構成によるデータ収集に必要な範囲の角度を均等分した位置に配置される。つまり、ハーフ再構成に適切な角度を均等分した位置に各管球７ａ，７ｂ，７ｃを配置し、各管球７ａ，７ｂ，７ｃに対向する位置にそれぞれ対応するＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを配置することが望ましい。
【００３４】
例えば、図１に示すように、ハーフ再構成によるデータ収集に適切な範囲が２４０°であり、管球７の数が３つである場合には、基準となる１つのペア８ｂに対して角度２４０°の３等分であるα１＝α２＝８０°で交差する両側の位置に別の２つのペア８ａ，８ｃが設けられる。尚、任意のペア８ａ，８ｂ，８ｃを基準のペアとすることが可能であり、基準となるペアは中央のペア８ｂでなくてもよい。また、図１に示す角度α１とα２は異なる角度であってもよい。
【００３５】
尚、実際には、Ｘ線のファンビーム角度分だけ広い範囲におけるデータを収集することが可能であるが、ここでは説明簡易化のため、各ペア８ａ，８ｂ，８ｃのそれぞれの中心線の位置関係のみを考慮して説明する。
【００３６】
また、各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃは、それぞれ２次元検出器であり、複数チャンネルの検出素子が体軸方向（図１で奥行き方向）に沿って複数列配置されている。各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃは、それぞれ複数の検出素子を備えているが、少なくとも１つのペア８を構成するＸ線検出器９には、フル再構成またはハーフ再構成による被検体断面全体の撮影に適切な広範囲のＦＯＶをカバーするために十分なチャンネル数分の検出素子が設けられる。一方、他のペア８を構成するＸ線検出器９には、ハーフ再構成による撮影に適切な局所的なＦＯＶ（上述の広範囲のＦＯＶより小さい範囲）をカバーするために十分なチャンネル数分の検出素子が設けられる。尚、本実施の形態では、この局所的なＦＯＶは心臓を撮影するのに適した大きさである。
【００３７】
例えば、図１に示すように、中央のペア８ｂを構成するＸ線検出器９ｂには、フル再構成またはハーフ再構成による撮影に適切なＤ１＝φ５００ｍｍ程度の広範囲のＦＯＶをカバーするために十分な１０００ｃｈ程度のチャンネル数分の検出素子が設けられ、両側のペア８ａ，８ｃを構成するＸ線検出器９ａ，９ｃには、ハーフ再構成による撮影に適切なＤ２＝φ２００ｍｍ程度の局所的なＦＯＶをカバーするために十分な５００ｃｈ程度のチャンネル数分の検出素子がそれぞれ設けられる。
【００３８】
一方、コンピュータ装置３は、入力装置１１、表示装置１２、スキャン制御部１３、第２の画像再構成部の一例としてのフル画像再構成部１４、第１の画像再構成部の一例としてのハーフ画像再構成部１５、再構成画像保存部１６、吸収補正部１７および表示処理部１８を備える。各構成要素の全部または一部は、回路や図示しない演算装置にデータ処理プログラムを読み込ませることにより構築することができる。
【００３９】
ＥＣＧユニット４は、被検体のＥＣＧ信号を取得してスキャン制御部１３に与える機能を備える。
【００４０】
また、スキャン制御部１３はＥＣＧユニット４から受けたＥＣＧ信号からトリガを取得し、高電圧発生装置５に制御信号を出力することにより、心電同期でスキャンを実行する機能を有する。さらに、スキャン制御部１３は入力装置１１からの指示により、撮影範囲およびフル再構成による撮影かあるいはハーフ再構成による撮影かを決定し、決定した再構成方法に応じて高電圧発生装置５や駆動制御装置６に制御信号を与えることにより、Ｘ線を照射させる管球７ａ，７ｂ，７ｃの選択や照射タイミング並びに管球７ａ，７ｂ，７ｃおよびＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃの回転角度を制御することができるように構成される。
【００４１】
そして、スキャン制御部１３の制御により、広範囲の領域の撮影の場合には、広範囲のＦＯＶをカバーする検出素子を備えたＸ線検出器９ｂを用いてデータ収集が行われ、ハーフ再構成による局所的な領域の撮影の場合には、局所的なＦＯＶをカバーする検出素子を備えた複数のＸ線検出器９、望ましくは全てのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを用いてデータ収集が行われる。
【００４２】
換言すれば、スキャン制御部１３は、入力装置１１からの指示により撮影モードを切換える機能を有する。そして、撮影モードとして、上述したように中央の大きいＸ線検出器９ｂのみを用いた広範囲のＦＯＶのフル再構成による撮影を行う第１の撮影モードや全てのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを用いた局所的なＦＯＶのハーフ再構成による撮影を行う第２の撮影モードを設定することができる。
【００４３】
第１の撮影モードによれば、広範囲のＦＯＶをカバーすることが可能である。また、第２の撮影モードでは、ＦＯＶが局所的となるもののデータ収集に用いる検出素子の数がＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃの回転方向に多いことからデータを収集するために必要な時間を第１の撮影モードに比べて短くすることができる。従って、局所的なＦＯＶについて高い時間分解能を得ることができる。このため、第２の撮影モードは、心臓用のスキャン等に適している。ただし、ハーフ再構成ではない再構成処理を局所的なＦＯＶから得られたデータに対して行なう撮影モードを設定してもよい。
【００４４】
更に、任意の撮影条件を撮影モードとして設定することができる。図１に示すように３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを用いてデータ収集を行う場合に有用な他の撮影モードとしては、広範囲のＦＯＶをカバーする大きいＸ線検出器９ｂと局所的なＦＯＶをカバーする１つの小さいＸ線検出器９ａの２つのＸ線検出器９ａ，９ｂを使用し、かつ各Ｘ線検出器９ａ，９ｂにそれぞれ互いに異なるエネルギ（管電圧）を与える第３の撮影モード、局所的なＦＯＶをカバーする２つの小さいＸ線検出器９ａ、９ｃを使用し、かつ各Ｘ線検出器９ａ，９ｃにそれぞれ互いに異なるエネルギ（管電圧）を与える第４の撮影モードが挙げられる。
【００４５】
第３の撮影モードでは、広範囲のＦＯＶからのデータと局所的なＦＯＶからのデータとにより互いに異なるコントラストを有する２つの画像を得ることができる。そして、２つの画像を合成すれば、診断上有用なコントラストを有する画像を得ることができる。また、第４の撮影モードでは、２つの管球７ａ，７ｃから曝射されるＸ線パスの交差する角度が第３の撮影モードの場合に比べて大きくなる。このため、第４の撮影モードでは、散乱線の発生および散乱線の影響を低減することができる。
【００４６】
第３の撮影モードおよび第４の撮影モードでは、スキャン制御部１３から高電圧発生装置５に発生させるべき電圧の制御情報および使用される管球７ａ，７ｂ，７ｃの選択情報が与えられることにより、各Ｘ線検出器９ａ，９ｂまたは各Ｘ線検出器９ａ，９ｃに印加される管電圧の値が調整される。
【００４７】
尚、以下では、第１の撮影モードおよび第２の撮影モードについて説明する。
【００４８】
一方、フル画像再構成部１４は、データ収集部１０からフル再構成用にＦＯＶ内において収集された生データを取得して、画像再構成処理を施すことにより、画像データを再構成する機能と、再構成した画像データを再構成画像保存部１６に書き込んで保存させる機能とを有する。つまり、フル画像再構成部１４は、ハーフ再構成用の局所的な領域よりも広い領域であるフル再構成用のＦＯＶからデータを収集することが可能なＸ線検出器９ｂの検出素子群により検出されたデータを用いてフル再構成処理を行うことにより画像データを再構成する機能を備えている。
【００４９】
ハーフ画像再構成部１５は、ハーフ再構成用に局所的な領域から収集された生データをデータ収集部１０から取得して、ハーフ再構成による画像再構成処理を施すことにより、局所的な画像データを再構成する機能と、再構成した画像データを再構成画像保存部１６に書き込んで保存させる機能とを有する。
【００５０】
吸収補正部１７は、ハーフ再構成により再構成され、再構成画像保存部１６に保存された局所的な画像データに対して、局所的な領域の外部から収集されたデータを用いることにより吸収補正を施す機能を有する。つまり、吸収補正部１７は、局所的な領域よりも広い領域からデータを収集することが可能なＸ線検出器９ｂの検出素子群により検出されたデータのうち、局所的な領域の外部におけるデータを用いてハーフ画像再構成部１５により再構成された画像データの吸収補正を実行する機能を備えている。
【００５１】
表示処理部１８は、再構成画像保存部１６に保存された画像データに表示処理を施すことにより画像信号を生成し、生成した画像信号を表示装置１２に与えることにより、画像を表示させる機能を有する。
【００５２】
次に、Ｘ線ＣＴ装置１の動作および作用について説明する。尚、ここでは図１に示すようにペア８の数が３つであり、中央の広範囲のＦＯＶをカバーするペア８ｂに対して両側に８０°で交差する位置に２つの局所的なＦＯＶをカバーするペア８ａ，８ｃが配置される場合について説明する。
【００５３】
まず、入力装置１１からフル再構成による被検体の広範囲の撮影であるかあるいはハーフ再構成による心臓等の局所的な撮影であるかの指示がスキャン制御部１３に与えられる。例えば、フル再構成による被検体の広範囲の撮影である旨の指示があった場合には、中央のペア８ｂが撮影に使用される。
【００５４】
すなわち、ＥＣＧユニット４からのＥＣＧ信号に同期してスキャン制御部１３から高電圧発生装置５および駆動制御装置６に制御信号が与えられる。そして、中央の管球７ｂから図示しない被検体に照射され、透過したＸ線は広範囲のＦＯＶをカバーするＸ線検出器９ｂによって検出される。さらに、検出されたＸ線は、データ収集部１０に与えられて生データに変換された後、フル画像再構成部１４に出力される。
【００５５】
フル画像再構成部１４では、広範囲のＦＯＶをカバーするＸ線検出器９ｂを介して得られた生データのみに対する画像再構成処理が実行されて画像データが生成される。このため、フル画像再構成部１４では広範囲の画像データが生成され、生成された画像データは再構成画像保存部１６において適宜保存された後、表示処理部１８から画像信号として表示装置１２に与えられて表示される。
【００５６】
一方、例えばデータ収集範囲を２４０°としたハーフ再構成による心臓等の局所的な撮影である旨の指示があった場合には、３つの全てのペア８ａ，８ｂ，８ｃが撮影に使用される。
【００５７】
すなわち、ＥＣＧユニット４からのＥＣＧ信号に同期して３つの全ての管球７ａ，７ｂ，７ｃから図示しない被検体に照射され、透過したＸ線が、広範囲のＦＯＶをカバーする中央のＸ線検出器９ｂおよび局所的なＦＯＶをカバーする２つの両側のＸ線検出器９ａ，９ｃにより検出される。このとき、各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃのデータ収集範囲は若干重複しても良いが、実質的にはそれぞれ異なる範囲とされる。
【００５８】
図２は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１により３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃによりハーフ再構成用のデータを検出する際における各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃの位置変化を示す図である。
【００５９】
３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃのデータ収集範囲は異なる範囲とされるため、図２に示すように、データ収集範囲が２４０°である場合には、ある状態Ｓｔ１から８０°回転させた状態Ｓｔ２にすれば、必要なデータが収集できることになる。すなわち、多管球Ｘ線ＣＴ装置１による画像のハーフ再構成が可能となる。
【００６０】
図３は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１によりＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃによりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明する概念図であり、図４は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１によりＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃによりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明する別の概念図である。
【００６１】
図３に示すようにＥＣＧ信号の拍動間において、３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより同時にハーフ再構成用のデータが検出される。すなわち、３つの管球７ａ，７ｂ，７ｃから照射されたＸ線は、対応する１番目（＃１）、２番目（＃２）および３番目（＃３）のＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより同時に検出され、ハーフ分のデータＤｈが収集される。
【００６２】
１分間における拍動の回数が１２０ｂｐｍの場合には、１心拍の時間ｔｂは０．５ｓｅｃである。一方、８０°回転させるために必要な時間は、管球７ａ，７ｂ，７ｃの回転速度が０．３ｓ／回である場合には、８０／３６０×０．３≒０．０７（ｓｅｃ）となる。つまり、２４０°分のデータの収集に必要な時間は、０．０７ｓであり１心拍の時間に対して良好な時間分解能を実現することができる。
【００６３】
このため、図４の管球軌跡ｐに示すように、管球７ａ，７ｂ，７ｃを被検体周りにヘリカルに移動させ、１心拍において再構成面Ｙにおける２４０°分のデータを１番目（＃１）、２番目（＃２）および３番目（＃３）のＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより同時に分割して別々の領域から収集することができる。また、図３に示すように、１心拍中に複数回に亘るデータ収集が可能となる場合もある。そして、例えば、複数回に亘ってデータを収集し、平均化すればデータの精度を向上させることもできる。
【００６４】
つまり、図３の下図に示すように、ハーフ再構成用の２４０°分のデータのうち、８０°分の一部のデータには１番目（＃１）のＸ線検出器９ａにより収集されたデータが、別の８０°分の一部のデータには２番目（＃２）のＸ線検出器９ｂにより収集されたデータが、残りの８０°分のデータには３番目（＃３）のＸ線検出器９ｃにより収集されたデータが用いられる。
【００６５】
このようにして各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより収集されたＸ線検出データは、データ収集部１０に与えられて生データに変換された後、ハーフ再構成用に合成されてハーフ画像再構成部１５に出力される。
【００６６】
図５は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１の３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより収集されたハーフ再構成用のデータを示す概念図である。
【００６７】
図５において横軸は収集されたデータが属するチャンネル（Ｃｈ）を示し、縦軸は被検体に対するＸ線の照射角度で表されたデータの収集範囲を示す。
【００６８】
図５に示すように、１番目（＃１）、２番目（＃２）、３番目（＃３）の各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃによりそれぞれ８０°分のデータＤ＃１、Ｄ＃２、Ｄ＃３が収集され、全体としてハーフ再構成に適切な２４０°分のデータが得られる。
【００６９】
また、１番目（＃１）および３番目（＃３）の各Ｘ線検出器９ａ，９ｃには局所的なＦＯＶのみをカバーするチャンネル数分しか検出素子が設けられていないため、広範囲なＦＯＶをカバーするチャンネル数分の検出素子を備えた２番目（＃２）のＸ線検出器９ｂよりも少ないチャンネル数のデータＤ＃１、Ｄ＃３が収集される。換言すれば、１番目（＃１）および３番目（＃３）の各Ｘ線検出器９ａ，９ｃにより得られるデータＤ＃１、Ｄ＃３は、局所的なＦＯＶ内のチャンネルから得られたデータのみとなる。
【００７０】
逆に、２番目（＃２）のＸ線検出器９ｂにより収集されたデータＤ＃２は、局所的なＦＯＶ内のチャンネルからのデータＤ＃２ａと、局所的なＦＯＶ外ではあるが広範囲なＦＯＶ内のチャンネルからのデータＤ＃２ｂとを含んでおり、分類することができる。
【００７１】
従って、ハーフ画像再構成部１５は、心電同期で１番目（＃１）、２番目（＃２）、３番目（＃３）の各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより局所的なＦＯＶ内のチャンネルから得られたデータＤ＃１、Ｄ＃２ａ、Ｄ＃３を用いて画像データを再構成する。そして、得られた局所的な画像データは、再構成画像保存部１６において適宜保存される。このとき、画像データには、２番目（＃２）のＸ線検出器９ｂにより収集された局所的なＦＯＶ外ではあるが広範囲なＦＯＶ内のチャンネルからのデータＤ＃２ｂを後述する吸収補正のために付帯情報として付加させることができる。
【００７２】
次に、必要に応じて吸収補正部１７は、ハーフ画像再構成部１５におけるハーフ再構成により再構成され、再構成画像保存部１６に保存された局所的な画像データに対して、付帯情報とされた局所的な領域の外部におけるデータＤ＃２ｂを用いることにより吸収補正を施す。
【００７３】
すなわち、局所的な画像データが例えば心臓の画像データである場合には、心臓のＣＴ値として表された画像データとなる。しかし、臨床上は、被検体の外部における空気のＣＴ値に対する相対値として心臓のＣＴ値を求めることが重要な場合がある。そこで、心臓周辺の組織のＣＴ値と空気のＣＴ値の差分値が分かれば、この差分値を用いて心臓のＣＴ値を空気のＣＴ値に対する相対値として求める吸収補正を行うことができる。
【００７４】
この場合に、付帯情報とされた局所的な領域の外部におけるデータＤ＃２ｂを、吸収補正に用いることができる。
【００７５】
さらに、吸収補正後の画像データは、再び再構成画像保存部１６に保存され、表示処理部１８により画像信号として表示装置１２に与えられて表示される。
【００７６】
このため、以上のようなＸ線ＣＴ装置１によれば、ハーフ再構成およびフル再構成を切換えて、目的に応じた時間分解能およびＦＯＶで画像を撮像することができる。特に、ハーフ再構成により局所的に時間分解能を向上させて画像を撮像することができる。より具体的には、ハーフ再構成の場合には、５０〜６０ｍｓｅｃという時間分解能での再構成が可能となる。
【００７７】
特に、図１に示すように３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを回転面上において、できるだけ近くなるように線対称に配置し、かつ中央のＸ線検出器９ｂのＦＯＶが両側の２つのＸ線検出器９ａ，９ｃのＦＯＶよりも広くなるようにすれば、対称性によりデータの処理が容易となるのみならず、より多くの検出素子を干渉がないように配置して時間分解能を向上させることができる。また、隣接するＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃ間の距離を小さくすることで、良好な時間分解能でデータを収集できるＦＯＶのサイズをより広く確保することができる。
【００７８】
次にＸ線ＣＴ装置１の変形例について説明する。
【００７９】
図６は図１に示すＸ線ＣＴ装置１の変形例を示す機能ブロック図である。
【００８０】
図６に示すように、Ｘ線検出器は複数の異なる方向から照射されたＸ線を検出することができれば物理的に分離している必要はない。すなわち、単一あるいは複数の共通の検出器支持フレーム２０を回転フレーム２１の内部に設け、検出器支持フレーム２０に複数の検出素子群を検出器ユニット２２ａ，２２ｂ，２２ｃとして設けてもよい。尚、回転フレーム２１は、一般的にアルミニウム等の金属の鋳物である。このため、検出器支持フレーム２０もアルミニウム等の金属の鋳物とし、回転フレーム２１の一部として一体的に形成することができる。図６は、単一の検出器支持フレーム２０に３つの検出器ユニット２２ａ，２２ｂ，２２ｃを設け、中央の検出器ユニット２２ｂが広範囲のＦＯＶをカバーする一方、両側の２つの検出器ユニット２２ａ，２２ｃが局所的なＦＯＶをカバーすることができるようにした例である。
【００８１】
このように構成した検出器ユニット２２ａ，２２ｂ，２２ｃによれば、図１に示すようなＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃ間の位置的な干渉が発生しない。このため、検出器ユニット２２ａ，２２ｂ，２２ｃ間すなわち検出素子群の間における間隔をより小さく設定することができる。従って、高い時間分解能を得ることが可能な局所的なＦＯＶをより広く確保することできる。加えて各検出素子の位置の精度を向上させることができる。また反面、図１に示すように個別に複数のＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを設ければ、製造が容易となる。
【００８２】
以上のようなＸ線ＣＴ装置１において、構成や構造を簡略化してもよい。例えば、複数のＸ線検出器９を設けるものの均等配置とし、検出素子群のチャンネル数のみ、すなわちカバー可能なＦＯＶの範囲のみを異なるものとすれば、多管球として時間分解能を維持しつつＸ線検出器９の製造コストを安価にすることができる。逆に、カバー可能なＦＯＶの範囲が同じＸ線検出器９をハーフ再構成に適した位置に不均一に配置すれば、Ｘ線検出器９の製造コストが増加するものの、より広範囲なＦＯＶについて高時間分可能での画像撮影や、局所的な画像のハーフ再構成に特化した装置の提供が期待できる。
【００８３】
図７は、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第２の実施形態におけるＸ線検出器の構造を示す図である。
【００８４】
図７に示された、Ｘ線ＣＴ装置１Ａでは、複数のＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃのうち少なくとも１つのＸ線検出器、実用的には広範囲のＦＯＶをカバーするＸ線検出器９ｂが備える検出素子３０のサイズおよび配置（中心間の距離）が図１に示すＸ線ＣＴ装置１と相違する。他の構成および作用については図１に示すＸ線ＣＴ装置１と実質的に異ならないためＸ線検出器９ｂのみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【００８５】
Ｘ線ＣＴ装置１ＡのＸ線検出器９ｂには、複数の検出素子３０がＸ線検出器９ｂの回転方向Ｄｒおよび回転軸方向Ｄａに２次元的にアレイ状に配置される。ただし、一部の検出素子３０のサイズが他の検出素子３０のサイズと異なるものとされる。さらに、一部の隣接する検出素子３０の中心間距離（ピッチ）が他の隣接する検出素子３０のピッチと異なるものとされる。尚、検出素子のサイズおよび検出素子間のピッチの少なくとも一方のみを部分的に変えるようにしてもよい。
【００８６】
実用的には、図７に示すように、サイズＸａが小さい側の隣接する検出素子３０ａ間のピッチＰａをサイズＸａに合わせて小さくする一方、サイズＸｂが大きい側の隣接する検出素子３０ｂ間のピッチＰｂをサイズＸｂに合わせて大きくすることが望ましい。図７は、一部の検出素子３０ａのサイズＸａを残りの検出素子３０ｂのサイズＸｂの１／２とし、かつサイズＸａが１／２となる小さい側の検出素子３０ａ間のピッチＰａをサイズＸｂが大きい側の検出素子３０ｂ間のピッチＰｂの１／２とした例である。
【００８７】
尚、図７に示すＸ線検出器９ｂでは、検出素子３０ａ、３０ｂのサイズＸａ、Ｘｂおよび検出素子３０ａ、３０ｂ間のピッチＰａ、Ｐｂの双方を２次元方向に変えるものとしているが、Ｘ線検出器９ｂの回転方向Ｄｒのみに変えてもよい。
【００８８】
このように一部の検出素子３０のサイズを変えると、Ｘ線検出器９ｂの検出素子３０のサイズＸが大きい部分では、サイズＸの大きさに応じて感度が向上し、ノイズを小さく抑えることができる。逆に、Ｘ線検出器９ｂの検出素子３０のサイズＸが小さい部分では、サイズＸの大きさに応じて空間分解能および時間分解能を向上させることができる。つまり、単一のＸ線検出器９ｂ上に感度や時間分解能および空間分解能が互いに異なる部分を形成することができる。
【００８９】
一方、一部の検出素子３０間のピッチＰを変えると、ピッチＰが大きいＸ線検出器９ｂの部分では、ピッチＰの大きさに応じてノイズを抑え、かつ構造が簡易になることから製造コストを低減することができる。逆に、ピッチＰが小さいＸ線検出器９ｂの部分では、ピッチＰの大きさに応じて時間分解能および空間分解能を向上させることができる。つまり、一部の検出素子３０間のピッチＰを変えることによっても単一のＸ線検出器９ｂ上に時間分解能および空間分解能が互いに異なる部分を形成することができる。
【００９０】
ここで、局所的なＦＯＶＬからのデータを検出するＸ線検出器９ｂの部分は、より高い時間分解能および時間分解能が要求されるため、より小さいサイズＸの検出素子３０をより小さいピッチＰでＸ線検出器９ｂ上に配置することが望ましい。逆に、広範囲のＦＯＶＷのみからのデータを検出するＸ線検出器９ｂの部分は、構造を簡易にするために少なくとも画像再構成に必要なデータを検出することが可能なサイズＸの検出素子３０を必要なピッチＰで配置することが望ましい。
【００９１】
そこで、図１に示す局所的なＦＯＶＬをカバーする２つの小さいＸ線検出器９ａ，９ｃの検出素子３０のサイズＸおよび広範囲のＦＯＶＷをカバーする大きいＸ線検出器９ｂのうち局所的なＦＯＶＬからのデータを検出する部分の検出素子３０ａのサイズＸａをそれぞれ小さく設定し、かつそれぞれ小さいピッチＰａで各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ、９ｃに配置すると、局所的なＦＯＶＬからのデータに対して良好な時間分解能および空間分解能を得ることができる。特に、局所的なＦＯＶＬからのデータを検出するための各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ、９ｃの検出素子３０、３０ａのサイズＸ、Ｘａおよび検出素子３０、３０ａ間のピッチＰ、Ｐａを互いに同一とすれば、データ処理を容易にすることができる。
【００９２】
また、広範囲のＦＯＶＷをカバーする大きいＸ線検出器９ｂのうち局所的なＦＯＶＬ以外からのデータを検出する部分の検出素子３０ｂのサイズＸｂを少なくとも画像再構成に必要なデータを検出することが可能なサイズとし、かつ検出素子３０ｂを少なくとも画像再構成に必要なピッチＰｂで配置することによりＸ線検出器９ｂの構造を簡易にすることができる。
【００９３】
図８は、図７に示すＸ線検出器９ｂを用いて広範囲のＦＯＶＷからデータを収集する場合におけるデータの検出方法を説明する図であり、図９は、図７に示すＸ線検出器９ｂを用いて局所的なＦＯＶＬからデータを収集する場合におけるデータの検出方法を説明する図である。
【００９４】
Ｘ線検出器９ｂを用いて広範囲のＦＯＶＷからデータを収集する場合には、Ｘ線検出器９ｂ上のサイズＸとピッチＰが小さい側の検出素子３０ａおよび大きい側の検出素子３０ｂの双方においてＸ線が検出される。このため各検出素子３０ａ、３０ｂに蓄積された電荷をそのまま検出データとすると、検出データ間で時間分解能および空間分解能が不均一となる。そこで、図８に示すようにサイズＸが小さい側の検出素子３０ａの出力側に信号分配合成回路３１を設ける。
【００９５】
そして、広範囲のＦＯＶＷからデータを収集する場合に信号分配合成回路３１により一定数の（図８では２つの）検出素子３０ａからの出力信号を合成して単一の検出データ(DATA W1, DATA W2)を出力するように構成すれば、より均一な検出データ(DATA W1, DATA W2, DATA W3, DATA W4)を収集することができる。
【００９６】
一方、Ｘ線検出器９ｂを用いて局所的なＦＯＶＬからデータを収集する場合には、図９に示すように、サイズＸが小さい側の検出素子３０ａのみによりＸ線が検出される。そして、信号分配合成回路３１によりサイズＸが小さい側の各検出素子３０ａからの出力信号をそれぞれ検出データ(DATA L1, DATA L2, DATA L3, DATA L4)として出力するように構成すれば、より良好な空間分解能および時間分解能を得ることができる。
【００９７】
尚、図７に示すＸ線ＣＴ装置１Ａにおいて、各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ、９ｃのサイズを同一とし、任意のＸ線検出器９ａ，９ｂ、９ｃ上の検出素子のサイズおよびピッチの一方または双方を変えることによって、局所的なＦＯＶからのデータに対する時間分解能や空間分解能を向上させるようにしてもよい。
【符号の説明】
【００９８】
１ Ｘ線ＣＴ装置
２ ガントリ部
３ コンピュータ装置
４ ＥＣＧユニット
５ 高電圧発生装置
６ 駆動制御装置
７，７ａ，７ｂ，７ｃ 管球
８，８ａ，８ｂ，８ｃ ペア
９，９ａ，９ｂ，９ｃ Ｘ線検出器
１０ データ収集部
１１ 入力装置
１２ 表示装置
１３ スキャン制御部
１４ フル画像再構成部
１５ ハーフ画像再構成部
１６ 再構成画像保存部
１７ 吸収補正部
１８ 表示処理部
２０ 検出器支持フレーム
２１ 回転フレーム
２２ａ，２２ｂ，２２ｃ 検出素子群
３０、３０ａ、３０ｂ 検出素子
３１ 信号分配合成回路
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線を被検体に照射して収集されたＸ線検出データから被検体の診断画像を再構成するＸ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に係り、特に複数の管球を備えたＸ線ＣＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管の管球からＸ線を被検体に照射し、Ｘ線検出器により収集されたＸ線検出データに画像再構成処理を施すことにより被検体の診断画像を再構成する装置である。このＸ線ＣＴ装置を用いた診断画像の再構成手法の１つとしてハーフ再構成がある。ハーフ再構成は、通常の画像再構成処理が被検体に対して３６０度方向分のデータを検出して診断画像を再構成するのに対し、３６０°未満の投影データ（一般に１８０度＋ファン角度の投影データ）を使用して１枚の画像を生成することで診断画像を再構成するものである。
【０００３】
このハーフ再構成技術は、少ない角度範囲の投影データから画像を再構成することができ、時間分解能の高い画像を得ることができるため、心臓等の局所的な動きがある部分の画像を得る際にしばしば用いられる。特に心電同期で収集された３６０°未満のＸ線検出データのハーフ再構成により心臓の画像を得ることにより、動きの影響の少ない画像を得ることができる。
【０００４】
図１０は、従来のＸ線ＣＴ装置により心電同期でハーフ再構成用のデータを収集する方法を説明する概念図である。
【０００５】
図１０に示すように、ＥＣＧ（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）信号の拍動間において、管球＃１からＸ線が被検体に照射され、Ｘ線検出器によりハーフ分のデータＤｈが収集される。また、図１０のハーフ分のデータＤｈは、およそ２１０°から２４０°程度であるが、例えば２４０°分程度のデータとされる。
【０００６】
しかし、１分間における拍動の回数が１２０ｂｐｍの場合には、１心拍の時間ｔｂは０．５ｓｅｃであるため、１心拍でデータ収集する場合には、相当する時間分解能が要求される。ところが、通常は１心拍で十分なハーフ分のデータ収集が困難である場合が多く、従来、複数心拍に亘ってセグメントごとに分割してハーフ分のデータを収集する手法が考案されている。
【０００７】
図１１は、従来のＸ線ＣＴ装置により、心電同期でハーフ再構成用のデータをセグメントごとに分割して収集する手法を説明する概念図である。
【０００８】
図１１の管球軌跡ｐに示すように、管球を被検体周りにヘリカルに移動させ、１心拍目Ｂ１においてハーフ分のデータの１セグメント分Ｓ１を、２心拍目Ｂ２および３心拍目Ｂ３においてそれぞれハーフ分のデータの２セグメント分Ｓ２および３セグメント分Ｓ３を収集する手法が考案されている。そして、３心拍に亘るデータ収集により、再構成面Ｙにおける２４０度程度のハーフ分のデータを得ることができる。
【０００９】
一方、時間分解能を向上させる試みとして、多管球Ｘ線ＣＴ装置が考案されている。多管球Ｘ線ＣＴ装置は、複数の管球をＸ線ＣＴ装置に設け、各管球からそれぞれ被検体に照射されたＸ線を、それぞれの管球に対向配置されたＸ線検出器で検出する装置である。
【００１０】
この多管球Ｘ線ＣＴ装置では、特に、３つの管球を備えた３管球Ｘ線ＣＴ装置が考案されている。３管球Ｘ線ＣＴ装置の場合には、３つの管球と検出器のペアを１２０度に均等配置した装置が考案されている（例えば特許文献１および特許文献２参照）。この３管球Ｘ線ＣＴ装置を用いれば、３６０°分のデータを収集しようとする場合に、１２０°の回転角度で３６０°分のデータを収集できることになる。このため、管球が１つのＸ線ＣＴ装置を用いた場合に比べて、理想的には１／３の時間でデータを収集することが期待される。
【００１１】
図１２は、従来考案されている３管球Ｘ線ＣＴ装置によりデータを収集する際の手法を説明する概念図である。
【００１２】
図１２の状態Ｓｔ０１に示すように３つの管球＃１、＃２、＃３が均等に１２０°の角度間隔で配置されている場合に、各管球＃１、＃２、＃３をそれぞれ１２０°回転させれば状態Ｓｔ０２に示すようになり、３６０°分のデータを収集することができる。
【００１３】
このため、管球の回転速度が０．３ｓ／回である場合には、３６０°分のデータ収集に要する時間が１２０／３６０×０．３＝０．１（ｓｅｃ）となり、１管球の場合に比べて１／３となる。
【００１４】
図１３は、従来考案されている３管球Ｘ線ＣＴ装置により収集されるデータを示す概念図である。
【００１５】
図１３において、縦軸は被検体に対するＸ線の照射角度で表されたデータの収集範囲を示し、横軸はＸ線検出器の使用チャンネル（Ｃｈ）を示す。図１３に示すように、３つの管球にそれぞれ対向するＸ線検出器＃１’、＃２’、＃３’によりそれぞれ異なる領域の１２０°分のデータが収集される。また、各Ｘ線検出器＃１’、＃２’、＃３’に設けられる検出素子のチャンネル数は互いに同等であり、全てのチャンネルでＸ線が検出される。
【００１６】
この結果、図１３に示すように、各Ｘ線検出器＃１’、＃２’、＃３’によりチャンネル数に応じた１２０°分のデータＤ＃１’、Ｄ＃２’、Ｄ＃３’が、同等なデータ数で収集される。すなわち、チャンネル数に比例する３６０°分のデータが３管球Ｘ線ＣＴ装置により収集される。
【００１７】
そして、このような、多管球Ｘ線ＣＴ装置は、時間分解能の観点から高速スキャンに有効であると考えられている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１８】
【特許文献１】特開平５−１６８６１６号公報
【特許文献２】特開２００１−３４６７９１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
ハーフ再構成技術では、前述のように時間分解能の向上が重要な課題となる。しかしながら、従来の１管球のＸ線ＣＴ装置を用いてハーフ再構成を行う場合には、時間分解能が不十分である結果、１心拍中における必要なデータ収集が困難となる場合がある。そのため、複数心拍に亘るセグメント方式のデータ収集となっている。
【００２０】
そこで、このような時間分解能が要求されるデータ収集用に多管球Ｘ線ＣＴ装置の利用が期待される。しかしながら、管球が均等配置された多管球Ｘ線ＣＴ装置を用いて、心臓等の局所的な部位における画像を撮像する場合には、角度的に連続したデータを収集するためにハーフ再構成ではなくフル再構成による画像の撮像となる。
【００２１】
従って、管球が均等配置された多管球Ｘ線ＣＴ装置を用いた場合には、管球の数に応じて３６０°回転させる必要がなく、１管球のＸ線ＣＴ装置によりフル再構成する場合に比べて時間分解能が向上するものの、ハーフ再構成技術を用いることが困難である。このため、局所的な部位の画像を撮像する場合には、更なる時間分解能の向上が望まれる。
【００２２】
また、多管球Ｘ線ＣＴ装置を利用する場合に、十分なＦＯＶ（field of view)が得られるような管球とＸ線検出器のペアを複数組備えようとすると、製造コストの増加に繋がるという問題がある。一般に、特に時間分解能が要求されるのは主としてＦＯＶが狭く、心臓等の局所的な部位の画像を撮像する場合である。このため、より簡易な構成で時間分解能を向上させる技術の考案も望まれる。
【００２３】
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、複数の管球から被検体にＸ線を照射し、目的に応じた時間分解能およびＦＯＶで画像を撮像することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００２４】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、Ｘ線を第１の照射方向に照射する第１のＸ線発生部と、その回転面上において前記第１の照射方向と異なる第２の照射方向にＸ線を照射する第２のＸ線発生部と、一部の検出素子のサイズおよび隣接する検出素子間におけるピッチの少なくとも一方が異なり、前記第１のＸ線発生部に対向する第１の検出素子群と、前記第２のＸ線発生部に対向する第２の検出素子群と、前記第１の検出素子群および前記第２の検出素子群の少なくとも一方により検出されたデータを用いて画像を再構成する再構成部とを備えることを特徴とするものである。
【発明の効果】
【００２５】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置においては、複数の管球から被検体にＸ線を照射し、目的に応じた時間分解能およびＦＯＶで画像を撮像することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】本発明に係るＸ線ＣＴ装置の実施の形態を示す機能ブロック図。
【図２】図１に示すＸ線ＣＴ装置により３つのＸ線検出器によりハーフ再構成用のデータを検出する際における各Ｘ線検出器の位置変化を示す図。
【図３】図１に示すＸ線ＣＴ装置によりＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器によりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明する概念図。
【図４】図１に示すＸ線ＣＴ装置によりＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器によりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明する別の概念図。
【図５】図１に示すＸ線ＣＴ装置の３つのＸ線検出器により収集されたハーフ再構成用のデータを示す概念図。
【図６】図１に示すＸ線ＣＴ装置の変形例を示す機能ブロック図。
【図７】本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第２の実施形態におけるＸ線検出器の構造を示す図。
【図８】図７に示すＸ線検出器を用いて広範囲のＦＯＶからデータを収集する場合におけるデータの検出方法を説明する図。
【図９】図７に示すＸ線検出器を用いて局所的なＦＯＶからデータを収集する場合におけるデータの検出方法を説明する図。
【図１０】従来のＸ線ＣＴ装置により心電同期でハーフ再構成用のデータを収集する方法を説明する概念図。
【図１１】従来のＸ線ＣＴ装置により、心電同期でハーフ再構成用のデータをセグメントごとに分割して収集する手法を説明する概念図。
【図１２】従来考案されている３管球Ｘ線ＣＴ装置によりデータを収集する際の手法を説明する概念図。
【図１３】従来考案されている３管球Ｘ線ＣＴ装置により収集されるデータを示す概念図。
【発明を実施するための形態】
【００２７】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。
【００２８】
図１は本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第１の実施形態を示す機能ブロック図である。
【００２９】
Ｘ線ＣＴ装置１は、ガントリ部２、コンピュータ装置３およびＥＣＧユニット４を備えている。ガントリ部２は、高電圧発生装置５、駆動制御装置６、焦点部（Ｘ線発生部）からＸ線を放射する複数のＸ線管、例えば３つの管球７ａ，７ｂ，７ｃ、各管球７ａ，７ｂ，７ｃに対向配置されてペア８ａ，８ｂ，８ｃをなすＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃ、データ収集部１０（ＤＡＳ；Ｄａｔａ Ａｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）を備えている。
【００３０】
これらの管球７ａ，７ｂ，７ｃと、Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃは、図示しない共通の回転体上に配置されており、この回転体を回転させることにより各管球７ａ，７ｂ，７ｃと各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃが同一平面上で回転する。この回転体は、架台固定部にベアリングで回転可能に支持されている。
【００３１】
ガントリ部２に設けられる高電圧発生装置５は、各管球７ａ，７ｂ，７ｃを構成要素とするＸ線管に高電圧を印加することにより、各管球７ａ，７ｂ，７ｃから被検体に向けてＸ線を照射させる機能を有する。また、駆動制御装置６は、上記回転体を回転させることにより各管球７ａ，７ｂ，７ｃとともに対向配置されたＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを回転させる機能を有する。
【００３２】
すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１は、駆動制御装置６により管球７ａ，７ｂ，７ｃおよびＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃのペア８ａ，８ｂ，８ｃは回転せしめられ、高電圧発生装置５からそれぞれ高電圧が印加されることにより各管球７ａ，７ｂ，７ｃから被検体に照射されたＸ線は、各管球７ａ，７ｂ，７ｃに対向配置されたＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより検出される構成である。さらに、Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより検出されたＸ線検出データは、データ収集部１０に与えられて、デジタル化された生データに変換される。
【００３３】
また、各管球７ａ，７ｂ，７ｃとＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃの各ペア８ａ，８ｂ，８ｃは、画像再構成、望ましくはハーフ再構成によるデータ収集が適切であり、少なくとも必要な範囲をカバーし、かつ隣接するペア８ａ，８ｂ，８ｃ間におけるＸ線の照射方向のなす角度の一部および全部のいずれかが異なるものとなるように、互いに不均等な位置に配置される。望ましくは、各ペア８ａ，８ｂ，８ｃは、ハーフ再構成によるデータ収集に必要な範囲の角度を均等分した位置に配置される。つまり、ハーフ再構成に適切な角度を均等分した位置に各管球７ａ，７ｂ，７ｃを配置し、各管球７ａ，７ｂ，７ｃに対向する位置にそれぞれ対応するＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを配置することが望ましい。
【００３４】
例えば、図１に示すように、ハーフ再構成によるデータ収集に適切な範囲が２４０°であり、管球７の数が３つである場合には、基準となる１つのペア８ｂに対して角度２４０°の３等分であるα１＝α２＝８０°で交差する両側の位置に別の２つのペア８ａ，８ｃが設けられる。尚、任意のペア８ａ，８ｂ，８ｃを基準のペアとすることが可能であり、基準となるペアは中央のペア８ｂでなくてもよい。また、図１に示す角度α１とα２は異なる角度であってもよい。
【００３５】
尚、実際には、Ｘ線のファンビーム角度分だけ広い範囲におけるデータを収集することが可能であるが、ここでは説明簡易化のため、各ペア８ａ，８ｂ，８ｃのそれぞれの中心線の位置関係のみを考慮して説明する。
【００３６】
また、各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃは、それぞれ２次元検出器であり、複数チャンネルの検出素子が体軸方向（図１で奥行き方向）に沿って複数列配置されている。各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃは、それぞれ複数の検出素子を備えているが、少なくとも１つのペア８を構成するＸ線検出器９には、フル再構成またはハーフ再構成による被検体断面全体の撮影に適切な広範囲のＦＯＶをカバーするために十分なチャンネル数分の検出素子が設けられる。一方、他のペア８を構成するＸ線検出器９には、ハーフ再構成による撮影に適切な局所的なＦＯＶ（上述の広範囲のＦＯＶより小さい範囲）をカバーするために十分なチャンネル数分の検出素子が設けられる。尚、本実施の形態では、この局所的なＦＯＶは心臓を撮影するのに適した大きさである。
【００３７】
例えば、図１に示すように、中央のペア８ｂを構成するＸ線検出器９ｂには、フル再構成またはハーフ再構成による撮影に適切なＤ１＝φ５００ｍｍ程度の広範囲のＦＯＶをカバーするために十分な１０００ｃｈ程度のチャンネル数分の検出素子が設けられ、両側のペア８ａ，８ｃを構成するＸ線検出器９ａ，９ｃには、ハーフ再構成による撮影に適切なＤ２＝φ２００ｍｍ程度の局所的なＦＯＶをカバーするために十分な５００ｃｈ程度のチャンネル数分の検出素子がそれぞれ設けられる。
【００３８】
一方、コンピュータ装置３は、入力装置１１、表示装置１２、スキャン制御部１３、第２の画像再構成部の一例としてのフル画像再構成部１４、第１の画像再構成部の一例としてのハーフ画像再構成部１５、再構成画像保存部１６、吸収補正部１７および表示処理部１８を備える。各構成要素の全部または一部は、回路や図示しない演算装置にデータ処理プログラムを読み込ませることにより構築することができる。
【００３９】
ＥＣＧユニット４は、被検体のＥＣＧ信号を取得してスキャン制御部１３に与える機能を備える。
【００４０】
また、スキャン制御部１３はＥＣＧユニット４から受けたＥＣＧ信号からトリガを取得し、高電圧発生装置５に制御信号を出力することにより、心電同期でスキャンを実行する機能を有する。さらに、スキャン制御部１３は入力装置１１からの指示により、撮影範囲およびフル再構成による撮影かあるいはハーフ再構成による撮影かを決定し、決定した再構成方法に応じて高電圧発生装置５や駆動制御装置６に制御信号を与えることにより、Ｘ線を照射させる管球７ａ，７ｂ，７ｃの選択や照射タイミング並びに管球７ａ，７ｂ，７ｃおよびＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃの回転角度を制御することができるように構成される。
【００４１】
そして、スキャン制御部１３の制御により、広範囲の領域の撮影の場合には、広範囲のＦＯＶをカバーする検出素子を備えたＸ線検出器９ｂを用いてデータ収集が行われ、ハーフ再構成による局所的な領域の撮影の場合には、局所的なＦＯＶをカバーする検出素子を備えた複数のＸ線検出器９、望ましくは全てのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを用いてデータ収集が行われる。
【００４２】
換言すれば、スキャン制御部１３は、入力装置１１からの指示により撮影モードを切換える機能を有する。そして、撮影モードとして、上述したように中央の大きいＸ線検出器９ｂのみを用いた広範囲のＦＯＶのフル再構成による撮影を行う第１の撮影モードや全てのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを用いた局所的なＦＯＶのハーフ再構成による撮影を行う第２の撮影モードを設定することができる。
【００４３】
第１の撮影モードによれば、広範囲のＦＯＶをカバーすることが可能である。また、第２の撮影モードでは、ＦＯＶが局所的となるもののデータ収集に用いる検出素子の数がＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃの回転方向に多いことからデータを収集するために必要な時間を第１の撮影モードに比べて短くすることができる。従って、局所的なＦＯＶについて高い時間分解能を得ることができる。このため、第２の撮影モードは、心臓用のスキャン等に適している。ただし、ハーフ再構成ではない再構成処理を局所的なＦＯＶから得られたデータに対して行なう撮影モードを設定してもよい。
【００４４】
更に、任意の撮影条件を撮影モードとして設定することができる。図１に示すように３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを用いてデータ収集を行う場合に有用な他の撮影モードとしては、広範囲のＦＯＶをカバーする大きいＸ線検出器９ｂと局所的なＦＯＶをカバーする１つの小さいＸ線検出器９ａの２つのＸ線検出器９ａ，９ｂを使用し、かつ各Ｘ線検出器９ａ，９ｂにそれぞれ互いに異なるエネルギ（管電圧）を与える第３の撮影モード、局所的なＦＯＶをカバーする２つの小さいＸ線検出器９ａ、９ｃを使用し、かつ各Ｘ線検出器９ａ，９ｃにそれぞれ互いに異なるエネルギ（管電圧）を与える第４の撮影モードが挙げられる。
【００４５】
第３の撮影モードでは、広範囲のＦＯＶからのデータと局所的なＦＯＶからのデータとにより互いに異なるコントラストを有する２つの画像を得ることができる。そして、２つの画像を合成すれば、診断上有用なコントラストを有する画像を得ることができる。また、第４の撮影モードでは、２つの管球７ａ，７ｃから曝射されるＸ線パスの交差する角度が第３の撮影モードの場合に比べて大きくなる。このため、第４の撮影モードでは、散乱線の発生および散乱線の影響を低減することができる。
【００４６】
第３の撮影モードおよび第４の撮影モードでは、スキャン制御部１３から高電圧発生装置５に発生させるべき電圧の制御情報および使用される管球７ａ，７ｂ，７ｃの選択情報が与えられることにより、各Ｘ線検出器９ａ，９ｂまたは各Ｘ線検出器９ａ，９ｃに印加される管電圧の値が調整される。
【００４７】
尚、以下では、第１の撮影モードおよび第２の撮影モードについて説明する。
【００４８】
一方、フル画像再構成部１４は、データ収集部１０からフル再構成用にＦＯＶ内において収集された生データを取得して、画像再構成処理を施すことにより、画像データを再構成する機能と、再構成した画像データを再構成画像保存部１６に書き込んで保存させる機能とを有する。つまり、フル画像再構成部１４は、ハーフ再構成用の局所的な領域よりも広い領域であるフル再構成用のＦＯＶからデータを収集することが可能なＸ線検出器９ｂの検出素子群により検出されたデータを用いてフル再構成処理を行うことにより画像データを再構成する機能を備えている。
【００４９】
ハーフ画像再構成部１５は、ハーフ再構成用に局所的な領域から収集された生データをデータ収集部１０から取得して、ハーフ再構成による画像再構成処理を施すことにより、局所的な画像データを再構成する機能と、再構成した画像データを再構成画像保存部１６に書き込んで保存させる機能とを有する。
【００５０】
吸収補正部１７は、ハーフ再構成により再構成され、再構成画像保存部１６に保存された局所的な画像データに対して、局所的な領域の外部から収集されたデータを用いることにより吸収補正を施す機能を有する。つまり、吸収補正部１７は、局所的な領域よりも広い領域からデータを収集することが可能なＸ線検出器９ｂの検出素子群により検出されたデータのうち、局所的な領域の外部におけるデータを用いてハーフ画像再構成部１５により再構成された画像データの吸収補正を実行する機能を備えている。
【００５１】
表示処理部１８は、再構成画像保存部１６に保存された画像データに表示処理を施すことにより画像信号を生成し、生成した画像信号を表示装置１２に与えることにより、画像を表示させる機能を有する。
【００５２】
次に、Ｘ線ＣＴ装置１の動作および作用について説明する。尚、ここでは図１に示すようにペア８の数が３つであり、中央の広範囲のＦＯＶをカバーするペア８ｂに対して両側に８０°で交差する位置に２つの局所的なＦＯＶをカバーするペア８ａ，８ｃが配置される場合について説明する。
【００５３】
まず、入力装置１１からフル再構成による被検体の広範囲の撮影であるかあるいはハーフ再構成による心臓等の局所的な撮影であるかの指示がスキャン制御部１３に与えられる。例えば、フル再構成による被検体の広範囲の撮影である旨の指示があった場合には、中央のペア８ｂが撮影に使用される。
【００５４】
すなわち、ＥＣＧユニット４からのＥＣＧ信号に同期してスキャン制御部１３から高電圧発生装置５および駆動制御装置６に制御信号が与えられる。そして、中央の管球７ｂから図示しない被検体に照射され、透過したＸ線は広範囲のＦＯＶをカバーするＸ線検出器９ｂによって検出される。さらに、検出されたＸ線は、データ収集部１０に与えられて生データに変換された後、フル画像再構成部１４に出力される。
【００５５】
フル画像再構成部１４では、広範囲のＦＯＶをカバーするＸ線検出器９ｂを介して得られた生データのみに対する画像再構成処理が実行されて画像データが生成される。このため、フル画像再構成部１４では広範囲の画像データが生成され、生成された画像データは再構成画像保存部１６において適宜保存された後、表示処理部１８から画像信号として表示装置１２に与えられて表示される。
【００５６】
一方、例えばデータ収集範囲を２４０°としたハーフ再構成による心臓等の局所的な撮影である旨の指示があった場合には、３つの全てのペア８ａ，８ｂ，８ｃが撮影に使用される。
【００５７】
すなわち、ＥＣＧユニット４からのＥＣＧ信号に同期して３つの全ての管球７ａ，７ｂ，７ｃから図示しない被検体に照射され、透過したＸ線が、広範囲のＦＯＶをカバーする中央のＸ線検出器９ｂおよび局所的なＦＯＶをカバーする２つの両側のＸ線検出器９ａ，９ｃにより検出される。このとき、各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃのデータ収集範囲は若干重複しても良いが、実質的にはそれぞれ異なる範囲とされる。
【００５８】
図２は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１により３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃによりハーフ再構成用のデータを検出する際における各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃの位置変化を示す図である。
【００５９】
３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃのデータ収集範囲は異なる範囲とされるため、図２に示すように、データ収集範囲が２４０°である場合には、ある状態Ｓｔ１から８０°回転させた状態Ｓｔ２にすれば、必要なデータが収集できることになる。すなわち、多管球Ｘ線ＣＴ装置１による画像のハーフ再構成が可能となる。
【００６０】
図３は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１によりＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃによりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明する概念図であり、図４は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１によりＥＣＧ信号に同期して３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃによりハーフ再構成用のデータを検出する方法を説明する別の概念図である。
【００６１】
図３に示すようにＥＣＧ信号の拍動間において、３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより同時にハーフ再構成用のデータが検出される。すなわち、３つの管球７ａ，７ｂ，７ｃから照射されたＸ線は、対応する１番目（＃１）、２番目（＃２）および３番目（＃３）のＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより同時に検出され、ハーフ分のデータＤｈが収集される。
【００６２】
１分間における拍動の回数が１２０ｂｐｍの場合には、１心拍の時間ｔｂは０．５ｓｅｃである。一方、８０°回転させるために必要な時間は、管球７ａ，７ｂ，７ｃの回転速度が０．３ｓ／回である場合には、８０／３６０×０．３≒０．０７（ｓｅｃ）となる。つまり、２４０°分のデータの収集に必要な時間は、０．０７ｓであり１心拍の時間に対して良好な時間分解能を実現することができる。
【００６３】
このため、図４の管球軌跡ｐに示すように、管球７ａ，７ｂ，７ｃを被検体周りにヘリカルに移動させ、１心拍において再構成面Ｙにおける２４０°分のデータを１番目（＃１）、２番目（＃２）および３番目（＃３）のＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより同時に分割して別々の領域から収集することができる。また、図３に示すように、１心拍中に複数回に亘るデータ収集が可能となる場合もある。そして、例えば、複数回に亘ってデータを収集し、平均化すればデータの精度を向上させることもできる。
【００６４】
つまり、図３の下図に示すように、ハーフ再構成用の２４０°分のデータのうち、８０°分の一部のデータには１番目（＃１）のＸ線検出器９ａにより収集されたデータが、別の８０°分の一部のデータには２番目（＃２）のＸ線検出器９ｂにより収集されたデータが、残りの８０°分のデータには３番目（＃３）のＸ線検出器９ｃにより収集されたデータが用いられる。
【００６５】
このようにして各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより収集されたＸ線検出データは、データ収集部１０に与えられて生データに変換された後、ハーフ再構成用に合成されてハーフ画像再構成部１５に出力される。
【００６６】
図５は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１の３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより収集されたハーフ再構成用のデータを示す概念図である。
【００６７】
図５において横軸は収集されたデータが属するチャンネル（Ｃｈ）を示し、縦軸は被検体に対するＸ線の照射角度で表されたデータの収集範囲を示す。
【００６８】
図５に示すように、１番目（＃１）、２番目（＃２）、３番目（＃３）の各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃによりそれぞれ８０°分のデータＤ＃１、Ｄ＃２、Ｄ＃３が収集され、全体としてハーフ再構成に適切な２４０°分のデータが得られる。
【００６９】
また、１番目（＃１）および３番目（＃３）の各Ｘ線検出器９ａ，９ｃには局所的なＦＯＶのみをカバーするチャンネル数分しか検出素子が設けられていないため、広範囲なＦＯＶをカバーするチャンネル数分の検出素子を備えた２番目（＃２）のＸ線検出器９ｂよりも少ないチャンネル数のデータＤ＃１、Ｄ＃３が収集される。換言すれば、１番目（＃１）および３番目（＃３）の各Ｘ線検出器９ａ，９ｃにより得られるデータＤ＃１、Ｄ＃３は、局所的なＦＯＶ内のチャンネルから得られたデータのみとなる。
【００７０】
逆に、２番目（＃２）のＸ線検出器９ｂにより収集されたデータＤ＃２は、局所的なＦＯＶ内のチャンネルからのデータＤ＃２ａと、局所的なＦＯＶ外ではあるが広範囲なＦＯＶ内のチャンネルからのデータＤ＃２ｂとを含んでおり、分類することができる。
【００７１】
従って、ハーフ画像再構成部１５は、心電同期で１番目（＃１）、２番目（＃２）、３番目（＃３）の各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃにより局所的なＦＯＶ内のチャンネルから得られたデータＤ＃１、Ｄ＃２ａ、Ｄ＃３を用いて画像データを再構成する。そして、得られた局所的な画像データは、再構成画像保存部１６において適宜保存される。このとき、画像データには、２番目（＃２）のＸ線検出器９ｂにより収集された局所的なＦＯＶ外ではあるが広範囲なＦＯＶ内のチャンネルからのデータＤ＃２ｂを後述する吸収補正のために付帯情報として付加させることができる。
【００７２】
次に、必要に応じて吸収補正部１７は、ハーフ画像再構成部１５におけるハーフ再構成により再構成され、再構成画像保存部１６に保存された局所的な画像データに対して、付帯情報とされた局所的な領域の外部におけるデータＤ＃２ｂを用いることにより吸収補正を施す。
【００７３】
すなわち、局所的な画像データが例えば心臓の画像データである場合には、心臓のＣＴ値として表された画像データとなる。しかし、臨床上は、被検体の外部における空気のＣＴ値に対する相対値として心臓のＣＴ値を求めることが重要な場合がある。そこで、心臓周辺の組織のＣＴ値と空気のＣＴ値の差分値が分かれば、この差分値を用いて心臓のＣＴ値を空気のＣＴ値に対する相対値として求める吸収補正を行うことができる。
【００７４】
この場合に、付帯情報とされた局所的な領域の外部におけるデータＤ＃２ｂを、吸収補正に用いることができる。
【００７５】
さらに、吸収補正後の画像データは、再び再構成画像保存部１６に保存され、表示処理部１８により画像信号として表示装置１２に与えられて表示される。
【００７６】
このため、以上のようなＸ線ＣＴ装置１によれば、ハーフ再構成およびフル再構成を切換えて、目的に応じた時間分解能およびＦＯＶで画像を撮像することができる。特に、ハーフ再構成により局所的に時間分解能を向上させて画像を撮像することができる。より具体的には、ハーフ再構成の場合には、５０〜６０ｍｓｅｃという時間分解能での再構成が可能となる。
【００７７】
特に、図１に示すように３つのＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを回転面上において、できるだけ近くなるように線対称に配置し、かつ中央のＸ線検出器９ｂのＦＯＶが両側の２つのＸ線検出器９ａ，９ｃのＦＯＶよりも広くなるようにすれば、対称性によりデータの処理が容易となるのみならず、より多くの検出素子を干渉がないように配置して時間分解能を向上させることができる。また、隣接するＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃ間の距離を小さくすることで、良好な時間分解能でデータを収集できるＦＯＶのサイズをより広く確保することができる。
【００７８】
次にＸ線ＣＴ装置１の変形例について説明する。
【００７９】
図６は図１に示すＸ線ＣＴ装置１の変形例を示す機能ブロック図である。
【００８０】
図６に示すように、Ｘ線検出器は複数の異なる方向から照射されたＸ線を検出することができれば物理的に分離している必要はない。すなわち、単一あるいは複数の共通の検出器支持フレーム２０を回転フレーム２１の内部に設け、検出器支持フレーム２０に複数の検出素子群を検出器ユニット２２ａ，２２ｂ，２２ｃとして設けてもよい。尚、回転フレーム２１は、一般的にアルミニウム等の金属の鋳物である。このため、検出器支持フレーム２０もアルミニウム等の金属の鋳物とし、回転フレーム２１の一部として一体的に形成することができる。図６は、単一の検出器支持フレーム２０に３つの検出器ユニット２２ａ，２２ｂ，２２ｃを設け、中央の検出器ユニット２２ｂが広範囲のＦＯＶをカバーする一方、両側の２つの検出器ユニット２２ａ，２２ｃが局所的なＦＯＶをカバーすることができるようにした例である。
【００８１】
このように構成した検出器ユニット２２ａ，２２ｂ，２２ｃによれば、図１に示すようなＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃ間の位置的な干渉が発生しない。このため、検出器ユニット２２ａ，２２ｂ，２２ｃ間すなわち検出素子群の間における間隔をより小さく設定することができる。従って、高い時間分解能を得ることが可能な局所的なＦＯＶをより広く確保することできる。加えて各検出素子の位置の精度を向上させることができる。また反面、図１に示すように個別に複数のＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃを設ければ、製造が容易となる。
【００８２】
以上のようなＸ線ＣＴ装置１において、構成や構造を簡略化してもよい。例えば、複数のＸ線検出器９を設けるものの均等配置とし、検出素子群のチャンネル数のみ、すなわちカバー可能なＦＯＶの範囲のみを異なるものとすれば、多管球として時間分解能を維持しつつＸ線検出器９の製造コストを安価にすることができる。逆に、カバー可能なＦＯＶの範囲が同じＸ線検出器９をハーフ再構成に適した位置に不均一に配置すれば、Ｘ線検出器９の製造コストが増加するものの、より広範囲なＦＯＶについて高時間分可能での画像撮影や、局所的な画像のハーフ再構成に特化した装置の提供が期待できる。
【００８３】
図７は、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第２の実施形態におけるＸ線検出器の構造を示す図である。
【００８４】
図７に示された、Ｘ線ＣＴ装置１Ａでは、複数のＸ線検出器９ａ，９ｂ，９ｃのうち少なくとも１つのＸ線検出器、実用的には広範囲のＦＯＶをカバーするＸ線検出器９ｂが備える検出素子３０のサイズおよび配置（中心間の距離）が図１に示すＸ線ＣＴ装置１と相違する。他の構成および作用については図１に示すＸ線ＣＴ装置１と実質的に異ならないためＸ線検出器９ｂのみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【００８５】
Ｘ線ＣＴ装置１ＡのＸ線検出器９ｂには、複数の検出素子３０がＸ線検出器９ｂの回転方向Ｄｒおよび回転軸方向Ｄａに２次元的にアレイ状に配置される。ただし、一部の検出素子３０のサイズが他の検出素子３０のサイズと異なるものとされる。さらに、一部の隣接する検出素子３０の中心間距離（ピッチ）が他の隣接する検出素子３０のピッチと異なるものとされる。尚、検出素子のサイズおよび検出素子間のピッチの少なくとも一方のみを部分的に変えるようにしてもよい。
【００８６】
実用的には、図７に示すように、サイズＸａが小さい側の隣接する検出素子３０ａ間のピッチＰａをサイズＸａに合わせて小さくする一方、サイズＸｂが大きい側の隣接する検出素子３０ｂ間のピッチＰｂをサイズＸｂに合わせて大きくすることが望ましい。図７は、一部の検出素子３０ａのサイズＸａを残りの検出素子３０ｂのサイズＸｂの１／２とし、かつサイズＸａが１／２となる小さい側の検出素子３０ａ間のピッチＰａをサイズＸｂが大きい側の検出素子３０ｂ間のピッチＰｂの１／２とした例である。
【００８７】
尚、図７に示すＸ線検出器９ｂでは、検出素子３０ａ、３０ｂのサイズＸａ、Ｘｂおよび検出素子３０ａ、３０ｂ間のピッチＰａ、Ｐｂの双方を２次元方向に変えるものとしているが、Ｘ線検出器９ｂの回転方向Ｄｒのみに変えてもよい。
【００８８】
このように一部の検出素子３０のサイズを変えると、Ｘ線検出器９ｂの検出素子３０のサイズＸが大きい部分では、サイズＸの大きさに応じて感度が向上し、ノイズを小さく抑えることができる。逆に、Ｘ線検出器９ｂの検出素子３０のサイズＸが小さい部分では、サイズＸの大きさに応じて空間分解能および時間分解能を向上させることができる。つまり、単一のＸ線検出器９ｂ上に感度や時間分解能および空間分解能が互いに異なる部分を形成することができる。
【００８９】
一方、一部の検出素子３０間のピッチＰを変えると、ピッチＰが大きいＸ線検出器９ｂの部分では、ピッチＰの大きさに応じてノイズを抑え、かつ構造が簡易になることから製造コストを低減することができる。逆に、ピッチＰが小さいＸ線検出器９ｂの部分では、ピッチＰの大きさに応じて時間分解能および空間分解能を向上させることができる。つまり、一部の検出素子３０間のピッチＰを変えることによっても単一のＸ線検出器９ｂ上に時間分解能および空間分解能が互いに異なる部分を形成することができる。
【００９０】
ここで、局所的なＦＯＶＬからのデータを検出するＸ線検出器９ｂの部分は、より高い時間分解能および時間分解能が要求されるため、より小さいサイズＸの検出素子３０をより小さいピッチＰでＸ線検出器９ｂ上に配置することが望ましい。逆に、広範囲のＦＯＶＷのみからのデータを検出するＸ線検出器９ｂの部分は、構造を簡易にするために少なくとも画像再構成に必要なデータを検出することが可能なサイズＸの検出素子３０を必要なピッチＰで配置することが望ましい。
【００９１】
そこで、図１に示す局所的なＦＯＶＬをカバーする２つの小さいＸ線検出器９ａ，９ｃの検出素子３０のサイズＸおよび広範囲のＦＯＶＷをカバーする大きいＸ線検出器９ｂのうち局所的なＦＯＶＬからのデータを検出する部分の検出素子３０ａのサイズＸａをそれぞれ小さく設定し、かつそれぞれ小さいピッチＰａで各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ、９ｃに配置すると、局所的なＦＯＶＬからのデータに対して良好な時間分解能および空間分解能を得ることができる。特に、局所的なＦＯＶＬからのデータを検出するための各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ、９ｃの検出素子３０、３０ａのサイズＸ、Ｘａおよび検出素子３０、３０ａ間のピッチＰ、Ｐａを互いに同一とすれば、データ処理を容易にすることができる。
【００９２】
また、広範囲のＦＯＶＷをカバーする大きいＸ線検出器９ｂのうち局所的なＦＯＶＬ以外からのデータを検出する部分の検出素子３０ｂのサイズＸｂを少なくとも画像再構成に必要なデータを検出することが可能なサイズとし、かつ検出素子３０ｂを少なくとも画像再構成に必要なピッチＰｂで配置することによりＸ線検出器９ｂの構造を簡易にすることができる。
【００９３】
図８は、図７に示すＸ線検出器９ｂを用いて広範囲のＦＯＶＷからデータを収集する場合におけるデータの検出方法を説明する図であり、図９は、図７に示すＸ線検出器９ｂを用いて局所的なＦＯＶＬからデータを収集する場合におけるデータの検出方法を説明する図である。
【００９４】
Ｘ線検出器９ｂを用いて広範囲のＦＯＶＷからデータを収集する場合には、Ｘ線検出器９ｂ上のサイズＸとピッチＰが小さい側の検出素子３０ａおよび大きい側の検出素子３０ｂの双方においてＸ線が検出される。このため各検出素子３０ａ、３０ｂに蓄積された電荷をそのまま検出データとすると、検出データ間で時間分解能および空間分解能が不均一となる。そこで、図８に示すようにサイズＸが小さい側の検出素子３０ａの出力側に信号分配合成回路３１を設ける。
【００９５】
そして、広範囲のＦＯＶＷからデータを収集する場合に信号分配合成回路３１により一定数の（図８では２つの）検出素子３０ａからの出力信号を合成して単一の検出データ(DATA W1, DATA W2)を出力するように構成すれば、より均一な検出データ(DATA W1, DATA W2, DATA W3, DATA W4)を収集することができる。
【００９６】
一方、Ｘ線検出器９ｂを用いて局所的なＦＯＶＬからデータを収集する場合には、図９に示すように、サイズＸが小さい側の検出素子３０ａのみによりＸ線が検出される。そして、信号分配合成回路３１によりサイズＸが小さい側の各検出素子３０ａからの出力信号をそれぞれ検出データ(DATA L1, DATA L2, DATA L3, DATA L4)として出力するように構成すれば、より良好な空間分解能および時間分解能を得ることができる。
【００９７】
尚、図７に示すＸ線ＣＴ装置１Ａにおいて、各Ｘ線検出器９ａ，９ｂ、９ｃのサイズを同一とし、任意のＸ線検出器９ａ，９ｂ、９ｃ上の検出素子のサイズおよびピッチの一方または双方を変えることによって、局所的なＦＯＶからのデータに対する時間分解能や空間分解能を向上させるようにしてもよい。
【符号の説明】
【００９８】
１ Ｘ線ＣＴ装置
２ ガントリ部
３ コンピュータ装置
４ ＥＣＧユニット
５ 高電圧発生装置
６ 駆動制御装置
７，７ａ，７ｂ，７ｃ 管球
８，８ａ，８ｂ，８ｃ ペア
９，９ａ，９ｂ，９ｃ Ｘ線検出器
１０ データ収集部
１１ 入力装置
１２ 表示装置
１３ スキャン制御部
１４ フル画像再構成部
１５ ハーフ画像再構成部
１６ 再構成画像保存部
１７ 吸収補正部
１８ 表示処理部
２０ 検出器支持フレーム
２１ 回転フレーム
２２ａ，２２ｂ，２２ｃ 検出素子群
３０、３０ａ、３０ｂ 検出素子
３１ 信号分配合成回路
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線を第１の照射方向に照射する第１のＸ線発生部と、
その回転面上において前記第１の照射方向と異なる第２の照射方向にＸ線を照射する第２のＸ線発生部と、
一部の検出素子のサイズおよび隣接する検出素子間におけるピッチの少なくとも一方が異なり、前記第１のＸ線発生部に対向する第１の検出素子群と、
前記第２のＸ線発生部に対向する第２の検出素子群と、
前記第１の検出素子群および前記第２の検出素子群の少なくとも一方により検出されたデータを用いて画像を再構成する再構成部と、
を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記第１の検出素子群は、局所的な領域からのデータを検出するための第１の複数の検出素子のサイズおよび検出素子間のピッチの少なくとも一方が、前記局所的な領域の外側の領域からのデータを検出するための第２の複数の検出素子のものよりも小さくなるように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記第１の検出素子群は、局所的な領域からのデータを検出するための第１の複数の検出素子のサイズおよび検出素子間のピッチの少なくとも一方が、前記局所的な領域の外側の領域からのデータを検出するための第２の複数の検出素子のものよりも小さくなるように構成され、
前記第２の検出素子群は、前記第１の複数の検出素子のサイズおよび隣接する検出素子間のピッチと実質的に同一のサイズおよびピッチの第３の複数の検出素子を前記局所的な領域からのデータを検出する位置に備えることを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記第１の複数の検出素子からの検出データを分配合成する分配合成部をさらに備え、
前記第２の複数の検出素子により検出されたデータおよび前記分配合成部によって合成されたデータを画像再構成用に用いる第１の撮影モードと、前記第１の複数の検出素子からの検出データを画像再構成用に用いる第２の撮影モードとを切換えることができるように構成したことを特徴とする請求項２または３に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１】
Ｘ線を第１の照射方向に照射する第１のＸ線発生部と、
その回転面上において前記第１の照射方向と異なる第２の照射方向にＸ線を照射する第２のＸ線発生部と、
一部の検出素子のサイズおよび隣接する検出素子間におけるピッチの少なくとも一方が異なり、前記第１のＸ線発生部に対向する第１の検出素子群と、
前記第２のＸ線発生部に対向する第２の検出素子群と、
前記第１の検出素子群および前記第２の検出素子群の少なくとも一方により検出されたデータを用いて画像を再構成する再構成部と、
を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記第１の検出素子群は、局所的な領域からのデータを検出するための第１の複数の検出素子のサイズおよび検出素子間のピッチの少なくとも一方が、前記局所的な領域の外側の領域からのデータを検出するための第２の複数の検出素子のものよりも小さくなるように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記第１の検出素子群は、局所的な領域からのデータを検出するための第１の複数の検出素子のサイズおよび検出素子間のピッチの少なくとも一方が、前記局所的な領域の外側の領域からのデータを検出するための第２の複数の検出素子のものよりも小さくなるように構成され、
前記第２の検出素子群は、前記第１の複数の検出素子のサイズおよび隣接する検出素子間のピッチと実質的に同一のサイズおよびピッチの第３の複数の検出素子を前記局所的な領域からのデータを検出する位置に備えることを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記第１の複数の検出素子からの検出データを分配合成する分配合成部をさらに備え、
前記第２の複数の検出素子により検出されたデータおよび前記分配合成部によって合成されたデータを画像再構成用に用いる第１の撮影モードと、前記第１の複数の検出素子からの検出データを画像再構成用に用いる第２の撮影モードとを切換えることができるように構成したことを特徴とする請求項２または３に記載のＸ線ＣＴ装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【公開番号】特開２０１２−３０１１７（Ｐ２０１２−３０１１７Ａ）
【公開日】平成２４年２月１６日（２０１２．２．１６）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−２４８８７６（Ｐ２０１１−２４８８７６）
【出願日】平成２３年１１月１４日（２０１１．１１．１４）
【分割の表示】特願２００６−５７７７８（Ｐ２００６−５７７７８）の分割
【原出願日】平成１８年３月３日（２００６．３．３）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年２月１６日（２０１２．２．１６）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年１１月１４日（２０１１．１１．１４）
【分割の表示】特願２００６−５７７７８（Ｐ２００６−５７７７８）の分割
【原出願日】平成１８年３月３日（２００６．３．３）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
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