(57)【要約】【課題】高い時間分解能で、モーションアーチファクトが少なく、かつ、高い空間分解能で、高画質の断層撮影像を提供する。【解決手段】スキャナ部１２に設置した回転盤４９に、３対のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃを、１２０゜の回転位相差を持って搭載し、３対のセットを、被検体１６の周回軸方向に、ずらし量（ｏｆｆｓｅｔ）ΔＺを、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃの列（スライス）の厚さｄおよび、オフセット係数Ｎに対して、ΔＺ＝ｄ×Ｎとして設定する。また、３対のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃにスライスコリメータ４８Ａ〜４８Ｃを配置し、さらに、被検体テーブル１３上の被検体１６に対して相対的に周回させることによって、被検体１６の関心領域の三次元断層撮影像を作成する事ができる。【選択図】　　　　図１
2004000356.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
光を含む透過性を有する放射線を照射可能な放射線源および、前記放射線を検出するために、対向位置に配置されたマルチスライス型検出器のセットを複数、配置し、被検体テーブル上の被検体を、周回軸に対して相対的に平行移動させ、または、静止させ、前記複数の放射線源にスライスコリメータを配置することを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
請求項１に記載のマルチスライスＸ線ＣＴ装置において、回転盤にＸ線管と前記マルチスライス型検出器を３対搭載し、前記３対の前記Ｘ線管と前記マルチスライス型検出器は１２０°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、同時に回転可能とすることを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
請求項１または２に記載のマルチスライスＸ線ＣＴ装置において、心電計を具備し、前記心電計によって得られた前記被検体の心拍数と、測定時に設定されたスキャン周期と、測定時に用いられる前記マルチスライス型検出器の列数から、任意の投影角度範囲の前記投影データを算出し、心時相の等しい分割投影データを収集する前処理部を具備し、任意のスライス位置の心臓断層像を作成する画像処理装置を具備し、任意の時間間隔の前記心時相における、前記心臓断層像を複数作成し、任意の時間間隔の前記心時相における心臓全体の三次元断層撮影像を作成し、得られた前記心時相の順番に、四次元断層撮影像を得ることを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
請求項１〜３のいずれかに記載のマルチスライスＸ線ＣＴ装置を使用したマルチスライスＸ線ＣＴ方法において、前記マルチスライス型検出器の周回軸方向のスライス数の調整および、前記複数の放射線源と、前記複数のマルチスライス型検出器を周回軸方向に調整することを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ方法。
【請求項５】
請求項４に記載のマルチスライスＸ線ＣＴ方法において、前記複数のＸ線管と前記複数のマルチスライス型検出器の計測パラメータの設定と、周回軸方向にずらす手順と、らせん走査撮影と、高分解能生成処理と、重み付けらせん補正処理と、フィルタ補正逆投影処理の手順を具備することを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ方法。
【請求項６】
請求項４または５に記載のマルチスライスＸ線ＣＴ方法において、幅の異なるＸ線ビームを配置した三次元断層撮影装置は、撮影により得られた投影データから、前記マルチスライス型検出器の異なる複数の厚さの列の投影データを得ることを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ方法。
【請求項７】
請求項３に記載のマルチスライスＸ線ＣＴ装置を使用したマルチスライスＸ線ＣＴ方法において、前記前処理部は、前記被検体の前記心拍数と、前記マルチスライスＸ線ＣＴ装置のスキャン周期と、前記マルチスライス型検出器の列数から、前記心時相の等しい前記分割投影データを複数、収集する手順を具備することを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体の断層像画像を取得するＸ線ＣＴ（ＣｏｍｐｕｔｅｄＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ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。
１．従来のＸ線ＣＴ装置
図２６にＸ線ＣＴ装置の構成図を示す。Ｘ線ＣＴ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１１、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１２および、Ｘ線管の電源である高電圧発生装置１５を有する。また、被検体１６の位置決め時および、らせん走査時に被検体１６を搬送するための、被検体テーブル１３、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１４および、被検体１６の断層像を表示する表示装置１７を有する。
【０００３】
単一列の検出器を用いた単一列検出器型Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（第３世代方式）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する。
【０００４】
また、１スライス画像の撮影時間（時間分解能）は、機械走査式でも１秒を切り、０．５〜０．８秒程度のいわゆるサブセコンドスキャナが実現されている。この撮影時間は、特に心臓などの動きの速い臓器の検査にとっては、できるだけ短いほうが望ましく、一般的には０．１秒以下が要求されている。
【０００５】
そして、時間分解能に関しては、電子ビーム走査型Ｘ線ＣＴ装置が、唯一、最短で０．０５秒を実現している。市販されている電子ビーム走査型Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線の発生源となる円弧状の固定ターゲット（金属板）を備え、偏向コイルによって電子ビームを走査することで、高速なスキャンを可能としている。ターゲットに対向する位置には同様に、円弧状の検出器が固定して配置され、これらのターゲットおよび、マルチスライス型検出器は、Ｘ線ＣＴ装置による撮影に最低限必要な、１８０゜＋ファンビーム角度分で走査可能になっている。
２．従来のマルチスライスＸ線ＣＴ装置
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：ＭｕｌｔｉＤｅｔｅｃｔｏｒＣＴ）では、検出器の周回軸方向の素子幅によってスライス厚は決定される。
【０００６】
ＭＤＣＴにおいて生成される周回軸分解能、および空間分解能を向上させるための１つの方法としては、検出器の周回軸方向、およびチャンネル方向の素子サイズを小さくする方法がある。しかし、素子サイズを小さくするためには、相応の加工精度が必要であり、１ｍｍ程度が限界である。
【０００７】
これまでに、ＭＤＣＴにおいて生成される断層撮影像の、空間分解能を向上させるために、検出器をチャンネル方向に、１／４チャンネルだけシフトさせ、対向データとのビームの経路をずらし、サンプリング密度を２倍にする、クウォーター・オフセット（オフセットが１／４）といった技術が一般化されている。
【０００８】
そして、広範囲のスライス撮影においては、被検体テーブルを移動しながら撮影する、らせん走査型Ｘ線ＣＴ装置の出現によって、大幅な検査時間の短縮がなされた。さらには、一度に複数スライス位置の投影データを計測できるマルチスライス型の、らせん走査Ｘ線ＣＴ装置によって、薄いスライスでの検査時間が短縮され、周回軸方向とスライス断面内の分解能がほぼ等しい「等方分解能」が、実用的なレベルに近づいてきた。
【０００９】
また、マルチスライスＸ線ＣＴ装置における同時計測のスライス数（Ｘ線照射による被検体の断層数）は、今後増加し、周回軸方向の分解能も完全な「等方分解能」を実現する方向に向かっている。
【００１０】
さらに、機械走査式のＸ線ＣＴ装置で更なる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線管を用いた３管球方式Ｘ線ＣＴ装置は、第３世代方式の発明（特開昭５４−１５２４８９号公報参照）、第４世代方式の発明（特開平０２−２４１４３９号公報参照）などが出願されている。また、各Ｘ線管のヘリカル（らせん）軌跡が同一となるように走査し、ヘリカルダイナミックスキャンや複数撮影条件での走査を実施する等の方式がある（特開平０６−０３８９５７号公報参照）。
３．心電図同期Ｘ線ＣＴ装置
それ以外にも、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。
【００１１】
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って、効率的に投影データ収集が行われる。
【００１２】
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。
【００１３】
現在のスキャンスピードが約１秒程度のＸ線ＣＴ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、ＥＣＧ（ＥＣＧ：ＥｌｅｃｔｒｏＣａｒｄｉｏＧｒａｐｈ）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ＥＣＧゲート撮影と呼ばれている。
【００１４】
図２７に、心電図ゲート機能によるゲートスキャンを、らせんスキャン（スキャン中に被検体テーブルが動く）に適用した場合を示す。図２７に示すように、縦軸は周回軸方向の距離、横軸は投影角度を示している。また、図２７の検出器列１〜４列の軌跡は、スキャン周期は１秒、心拍周期は０．７５秒の場合を示す。
【００１５】
そして、検出器列１〜４の軌跡は、各検出器列１〜４の中心部分を示す。また、らせんスキャンピッチとしては、１回のスキャンが終了すると、被検体テーブル１３が、１台の検出器分の移動するピッチを１として使用する。すなわち、第３スキャンが終了したときの、列１の検出器の位置が、第１スキャン（投影角度はゼロの時）の列４の検出器と同じ位置になる。
【００１６】
図２７では、被検体テーブルが固定され、Ｘ線管や検出器が動くと仮定して（実際にはＸ線管や検出器が動かず、被検体テーブルが移動する）説明しているため、検出器の軌跡は、傾きを待った直線として表現できる。また、心時相が同じ投影データを収集すると、図２７に示す範囲Ａ１〜Ａ４で示す領域が該当する。
【００１７】
図２７の場合も、３スキャン周期の中で、心拍周期は４回行われるのであるから、角度（１／２）π分の、投影データを収集すれば、１スキャン分の投影データを得ることが可能である。図２７の場合、４列の検出器を用いているため、収集する投影データは検出器分の幅を持つことになり、これを図２７では長方形で示している。すなわち、投影データが長方形内であれば、任意のスライス位置で、投影データを近傍の検出器で得られた投影データ間の補間によって算出可能となる。すなわち、スキャンは、１周期１秒で、投影角度は０〜２πである。このスキャンが３周期行われて、心電波形Ｒ１〜Ｒ４ごとに投影データａ、ｂ、ｃ、ｄを得るようにする。
【００１８】
図２８に、投影データを１スキャン分で描く方法を示す。図２８に示すように、図２７の各スキャン周期で得られる投影データを、１スキャン分で描けるように、長方形を、第１スキャン内に平行移動させて表現する。すなわち、投影角度０〜２πの間に、投影データがａ、ｄ、ｃ、ｂの順に並んだ状態になる。図２８では、各周期より収集された投影データが、階段状に描かれているが、これは、らせんスキャンを行なっているため、収集した投影データは、周回軸方向にずれているからである。例えば、図２８で示すスライス位置６６での投影データは、いずれの投影角度であっても、ａ〜ｄで示す長方形内に含まれているため、算出が可能となる。
【００１９】
図２９に、図２８に示した投影データを抜きだす方法を示す。図２９に示すように、説明のため、図２８における、角度π〜（３／２）πの部分の投影データを抜きだしている。この場合、３列および４列の検出器より、所望するスライス位置６６の投影データを算出している。すなわち、図２９（ａ）は３列目の検出器の投影軌跡９０と４列目の検出器の投影軌跡９１とにより、公知の一般的な線形補間方法により、スライス位置６６を算出したものである。
【００２０】
また、図２９（ｂ）は、スライス位置６６を算出する例を示すもので、検出器の投影軌跡９０と９１の間を、例えば、１．０に設置し、スライス位置６６と投影軌跡９０との間の重みを、例えばｗ＝０．６、スライス位置６６と投影軌跡９１との間の重みを、例えばｗ＝０．４に設定して、スライス位置６６における投影データを算出する方法を示したものである。図２８のスライス位置６６における投影データは、このようにして算出したものである。
【００２１】
補間の方法は、図２９で示すように、単純な距離に応じた重みを使った線形補間などを用いれば実現することができる。
【００２２】
図３０に、従来のＸ線ＣＴ装置と、ＥＣＧゲートスキャンの組合わせを示す。図３０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ＥＣＧ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０．６ｓｅｃで、心拍周期が０．７ｓｅｃ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。
【００２３】
そして、図３０（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スキャン（周期）目に収集後の投影データを示す。
【００２４】
次に、図３０（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３０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。
【００２５】
１８０°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２／３スキャン分（１８０゜十ファン角度）の投影データが必要となる。
【００２６】
図３０では、１８０°再構成に必要な、回転角度、約２４０゜における投影データを、スライス４列の検出器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。すなわち、１列の検出器あたりの、分割投影データの投影角度は、（２４０゜／３６０゜）×（１列／４列）スキャンで回転する角度となる。従って、図３０の条件では、スキャン周期の１／６の時間分解能を得ている。
【００２７】
また、計測と心拍を同期させるために、スキャン周期、分割投影データ幅および、分割投影データ数を調整する（特願２００１−３６６０１７号、〔００４５〜００５６〕参照）。また、スキャン周期がＳ［ｓｅｃ］、検出器の列数がＬ列で撮影する場合の時間分解能は、Ｓ×（２／３）×（１／Ｌ）の式で算出する。
【００２８】
【発明が解決しようとする課題】
１．従来のＸ線ＣＴ装置
しかしながら、機械走査式では、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、０．３×５００＝１５０ｍＡｓ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ＣＴ装置では最大の管電流は７００ｍＡ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７０ｍＡｓ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、電子ビーム走査型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。
２．従来のマルチスライスＸ線ＣＴ装置
また、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（Ｐｒａｃｔｉｃａｌ　Ｃｏｎｅ−Ｂｅａｍ　ａｌｇｏｒｉｔｈｍ：Ｌ．Ａ．Ｆｅｌｄｋａｍｐ　ｅｔａｌ．，Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．　Ｖｏｌ．１　Ｎｏ．６　ｐｐ６１２−６１９（Ｊｕｎｅ　１９８４）参照）を採用することが必要となり、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オードを、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、価格の増大につながる。
【００２９】
また、素子サイズを小さくするためには、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。
【００３０】
さらに、クウォーター・オフセットを用いることで、クウォーター・オフセット無しの場合より薄いスライス厚の画像を得ることができる。しかし、使用する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、得られるスライス厚はわずかに薄い程度である。また、クウォーター・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（１８０゜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、クウォーター・オフセットと同様な問題を有している。
３．心電図同期Ｘ線ＣＴ装置
また、心電図同期Ｘ線ＣＴ装置では、検出器の列数が増加すれば、さらに分解能は高められるが、異なる心拍周期の投影データを用いることになるため、心拍の変動などを考慮すると、心臓断層撮影像の画質が低下する。さらに、被検体１６の心拍数が高い場合および、心拍数が変動する場合は、検出器のセグメント（チャンネル）数を減らすことになり、十分な分解能が得られず画質は低下する。また、被検体のＸ線被曝量の減少させるには、時間分解能を向上させるほうが望ましい。そして、実用上の問題点としては、心拍数に応じて被検体テーブルの移動および、スキャン時間などの条件の変更が必要となる。
【００３１】
また、これまでの技術では１心拍を分割し、それぞれの心時相における画像を並べた動画であったので、スムーズな動画を作成することができなかった。
【００３２】
現状では、スキャン周期を微調整することによって、心拍周期と同期を図る手段が採られているが、機械的な要素から微調整できるスキャン周期の範囲には限界がある。
【００３３】
以上、説明したように、本発明で解決しようとする課題は、多管球ＭＤＣＴにおいて、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するマルチスライスＸ線ＣＴ装置および方法を提供することを目的とする。
【００３４】
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。そして、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をを得るマルチスライスＸ線ＣＴ装置および方法を提供することを目的とする。
【００３５】
【課題を解決するための手段】
前記の目的を実現するために、本発明においては、特許請求の範囲に記載するように構成している。すなわち、本発明は、請求項１に記載のように、
光を含む透過性を有する放射線を照射可能な放射線源および、前記放射線を検出するために、対向位置に配置されたマルチスライス型検出器のセットを複数、配置し、被検体テーブル上の被検体を、周回軸に対して相対的に平行移動させ、または、静止させ、前記複数の放射線源にスライスコリメータを配置することを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ装置を構成する。
【００３６】
また、本発明は、請求項２に記載のように、
請求項１に記載のマルチスライスＸ線ＣＴ装置において、回転盤にＸ線管と前記マルチスライス型検出器を３対搭載し、前記３対の前記Ｘ線管と前記マルチスライス型検出器は１２０°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、同時に回転可能とすることを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ装置を構成する。
【００３７】
また、本発明は、請求項３に記載のように、
請求項１または２に記載のマルチスライスＸ線ＣＴ装置において、心電計を具備し、前記心電計によって得られた前記被検体の心拍数と、測定時に設定されたスキャン周期と、測定時に用いられる前記マルチスライス型検出器の列数から、任意の投影角度範囲の前記投影データを算出し、心時相の等しい分割投影データを収集する前処理部を具備し、任意のスライス位置の心臓断層像を作成する画像処理装置を具備し、任意の時間間隔の前記心時相における、前記心臓断層像を複数作成し、任意の時間間隔の前記心時相における心臓全体の三次元断層撮影像を作成し、得られた前記心時相の順番に、四次元断層撮影像を得ることを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ装置を構成する。
【００３８】
また、本発明は、請求項４に記載のように、
請求項１〜３のいずれかに記載のマルチスライスＸ線ＣＴ装置を使用したマルチスライスＸ線ＣＴ方法において、前記マルチスライス型検出器の周回軸方向のスライス数の調整および、前記複数の放射線源と、前記複数のマルチスライス型検出器を周回軸方向に調整することを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ方法を構成する。
【００３９】
また、本発明は、請求項５に記載のように、
請求項４に記載のマルチスライスＸ線ＣＴ方法において、前記複数のＸ線管と前記複数のマルチスライス型検出器の計測パラメータの設定と、周回軸方向にずらす手順と、らせん走査撮影と、高分解能生成処理と、重み付けらせん補正処理と、フィルタ補正逆投影処理の手順を具備することを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ方法を構成する。
【００４０】
また、本発明は、請求項６に記載のように、
請求項４または５に記載のマルチスライスＸ線ＣＴ方法において、幅の異なるＸ線ビームを配置した三次元断層撮影装置は、撮影により得られた投影データから、前記マルチスライス型検出器の異なる複数の厚さの列の投影データを得ることを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ方法を構成する。
【００４１】
また、本発明は、請求項７に記載のように、
請求項３に記載のマルチスライスＸ線ＣＴ装置を使用したマルチスライスＸ線ＣＴ方法において、前記前処理部は、前記被検体の前記心拍数と、前記マルチスライスＸ線ＣＴ装置のスキャン周期と、前記マルチスライス型検出器の列数から、前記心時相の等しい前記分割投影データを複数、収集する手順を具備することを特徴とするマルチスライスＸ線ＣＴ方法を構成する。
【００４２】
【発明の実施の形態】
図１は、本実施の形態のマルチスライスＸ線ＣＴ装置の３対のＸ線管２１Ａ、２１Ｂ、２１Ｃ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）３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃの構成（３管球方式）を示す図である。図１の正面図に示すように、スキャナ部１２に設置した回転盤４９に、３対のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃを１２０゜の回転位相差を持って搭載する。
【００４３】
そして、３対のセットは、Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ間の距離および、Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃ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。
【００４４】
また、被検体テーブル１３に被検体１６を寝かせた状態で、Ｘ線管２１ＡからＸ線を照射する。このＸ線は、スライスコリメータ４８Ａにより指向性を得て、マルチスライス型検出器３１Ａによって検出されるが、この時、回転盤４９を被検体１６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３１Ａを用いて、被検体１６のＸ線透過データを検出する。
【００４５】
そして、１台のＸ線管２１Ａに流せる管電流は、Ｘ線の発生源となるターゲットの大きさ（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。
【００４６】
しかし、本実施の形態の３管球方式のマルチスライスＸ線ＣＴ装置では、３台のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃ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２ＭＨＵ（メガヒートユニット）程度の小型のＸ線管２１Ａを搭載し、３台のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃのそれぞれに、例えば管電流３５０ｍＡを流すことが可能となり、管電流１０００ｍＡ以上の照射線量を容易に得ることができる。
【００４７】
また、図１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２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃを被検体１６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（ｏｆｆｓｅｔ）ΔＺは、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃの列（スライス）の厚さｄに対して、オフセット係数をＮとすると、ΔＺ＝ｄ×Ｎで表せる。
【００４８】
この図１の構成により、３対のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃのセットを、各々に周回軸方向にシフトさせ、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１６の関心領域の三次元断層撮影像を作成する事ができる。
【００４９】
また、図２は、Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃおよび、スライスコリメータ４８Ａ〜４８Ｃ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２１Ａ〜２１Ｃにはスライスコリメータ４８Ａ〜４８Ｃ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２１Ｂとマルチスライス型検出器３１Ｂのような関係が得られる。すなわち、Ｘ線管２１Ｂから曝射されるＸ線は、スライスコリメータ４８Ｂ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２１Ｂに対向するマルチスライス型検出器３１Ｂに入射する。そして、マルチスライス型検出器３１Ｂは、複数の断面（マルチスライス）の投影データを計測する。
【００５０】
そして、検出器の幅（列数Ｌ）が、らせんスキャン時の周回軸方向のずらし量ΔＺと一致する場合は、図２（ｃ）に示すように、３×Ｌ列分の範囲（図中ではＬ＝４，１２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）がθ１と小さく、小さいコーン角θ１の投影データのみで、大きなコーン角θ２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を向上することで、高画質化が実現する。
【００５１】
さらに、３対のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ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２１Ａ〜２１Ｃから、被検体１６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１６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４８Ａ〜４８Ｃを用いて限定し、被検体１６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３１Ａ〜３１Ｃを用いて検出し、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃから検出された投影データから、被検体１６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。
【００５２】
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ＣＴ装置のシステムは、ホストコンピュータ１１、スキャナ１２、被検体テーブル１３および、画像処理装置１４を有する。
【００５３】
そして、ホストコンピュータ１１に含まれるデータ入力部４１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４２は、計測制御部５１、被検体テーブル制御部６１、画像再構成部６４に指示を出す。計測制御部５１は中央制御部４２から送られてきたＸ線条件を、高電圧発生器５２に指示し、Ｘ線管２１ＡによるＸ線の曝射タイミングや計測回路５３の計測開始指示、コリメータ制御部５４、回転制御部５５への指示を行う。
【００５４】
また、図３に示すように、Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃ、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃおよび、計測回路５３Ａ〜５３Ｃは、３対で構成し、計測回路５３Ａ〜５３Ｃの出力を、データ送信部７０に送信する。そして、データ送信部７０からの送信データは、データ受信部７４に送信して、前処理部７６および、画像再構成部６４によって、被検体１６の断層像を求める。そして、得られた断層像は、中央制御部４２で処理し、画像表示部４３に表示して、診断に使用する。また、処理結果はメモリ４４に記録する。
【００５５】
一方、Ｘ線管２１Ａの管電圧は、管電圧モニタ５６により計測し、計測結果を、高電圧発生器５２にフィードバックして、Ｘ線管２１Ａ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５７はコリメータ制御部５４により制御され、回転駆動部５８は回転制御部５５、被検体テーブル駆動部５９は被検体テーブル制御部６１によってそれぞれ制御される。
【００５６】
図４は、本実施の形態の高電圧発生器５２を含むシステム構成を示す図である。図４に示すように、被検体テーブル１３上の被検体１６を、周回軸方向に移動させる。そして、各Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃには同一の高電圧発生器５２から電力を供給する。また、本出願人が示したように（特願２００１−２８０４８９号参照）、インバータ部８３、コンバータ部８４および、冷却器４６Ａ〜４６Ｃを分離することで、最適な重量バランスを実現し、回転盤４９の負担が軽減できる。
【００５７】
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４５のみを搭載し、インバータ部８３は静止系に配置してもよい。マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃに接続する計測回路５３（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。
【００５８】
また、３台のマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃでは、同時に被検体１６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９００ビュー／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１５００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、４５００ビュー／秒となる。１０２４チャンネル、１６スライス、１６ビット／データとすると、データ転送レートは約１．１Ｇｂｐｓとなる。
【００５９】
次に、図５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３１Ａ〜３１Ｃと計測回路５３Ａ〜５３Ｃによって、計測した３つのデータセットは、データ送信部７０で束ねられ、１つのシリアルデータとして伝送路７２に流される。
データ受信部７４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７６に転送する。前処理部７６ではオフセット、エアーキャリブレーション、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２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃの組合わせごとに実施する必要がある。画像再構成部６４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１６の断層像を画像表示部４３に表示し、診断に使用する。
【００６０】
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３１Ａ〜３１Ｃと計測回路５３Ａ〜５３Ｃのデータ送信を、３つの独立したデータ送信器７１Ａ〜７１Ｃと伝送路７３Ａ〜７３Ｃを設け、別々にデータ受信器７５Ａ〜７５Ｃ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７７Ａ〜７７Ｃおよび、画像再構成部６５Ａ〜６５Ｃで実施してから、画像合成部７９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４３に表示され、診断に使用する。
【００６１】
次に、本実施の形態のマルチスライスＸ線ＣＴ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２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃを回転盤４９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（ｏｆｆｓｅｔ）ΔＺは、図１に示したように、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ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。
【００６２】
図６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に示すように、オフセット係数Ｎ＝０の場合は、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ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３１が１台の場合と同じ範囲の撮影になる。
【００６３】
次に、オフセット係数Ｎ＝１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３１Ａ〜３１Ｃ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スライス分だけ広範囲の撮影（１０スライス分）が可能となる。また、オフセット係数Ｎ＝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１０の列では１台のマルチスライス型検出器３１Ａの計測、さらにその内側のスライス１および１０の列では、２台のマルチスライス型検出器３１Ａおよび、３１Ｂ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。
【００６４】
同様に、図６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、１２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（ｏｆｆｓｅｔ）ΔＺ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。
【００６５】
別の例では、３対のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃを１スライスの１／３ずつ、ずらして、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７〜図１２、図１３〜図１５および、図１６〜図１８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。
【００６６】
図７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は、縦軸がビュー（回転方向のサンプリング数）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３１Ａ〜３１Ｃの、らせんスキャンの計測軌跡を示す。また、計測軌跡図の下部は、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ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３１Ａ〜３１Ｃの列数に一致する断層数）Ｍは、この実施の形態ではＭ＝４である。
【００６７】
まず、マルチスライス型検出器３１Ａの計測軌跡１ａは、ビューが回転角度０゜から始まり、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３１Ｂ、３１Ｃの計測軌跡１ｂ、１ｃは、各、回転角度１２０゜および、２４０゜から始まる。
【００６８】
さらに、各計測軌跡１ａ、１ｂおよび１ｃは、画像再構成に必要となる角度１８０°にＸ線管２１Ａのファン角（約６０°）を加えた投影角度分２４０゜のスキャンで、断層像が得られるので、計測軌跡１ａのスライス４が、０゜から２４０゜まで回転した時に、マルチスライス型検出器３１Ａの回転が２周目に入る。
【００６９】
図７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。
【００７０】
Ｐ＝３×（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（Ｏｆｆｓｅｔ）ΔＺのオフセット係数
そして、１周目の周回軸方向のピッチＰは、図７に示すように、Ｐ＝１２であり、式（１）の計算値（Ｎ＝０、Ｍ＝４、Ｐ＝１２）と一致する。従って、１台のＸ線管２１Ａおよび、アレイ（列）数が４列のマルチスライス型検出器３１Ａ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７で得られるピッチＰ＝１２は、３倍のピッチ数となる。従って、被検体テーブル１３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、被検体テーブル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。
【００７１】
また、従来の１台のＸ線管２１Ａおよび、アレイ（列）数が４列のマルチスライス型検出器３１Ａで、図７と同様にピッチＰ＝１２を得ようとすれば、列数が１２のマルチスライス型検出器３１Ａが必要となる。列数を図７の３倍にすることは、図２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７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ＣＴ装置が実現する。
【００７２】
次に、図８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８は、式（１）において、ずらし量（Ｏｆｆｓｅｔ）ΔＺのオフセット係数Ｎ＝１、マルチスライス型検出器３１Ａの周回軸方向のスライス数Ｍ＝４の場合を示す。ここで、図７の場合と同様に、ピッチＰの状況を見ると、軌跡２ａのスライス４が、０゜から２４０゜まで回転した時に、マルチスライス型検出器３１Ａの回転が２周目に入る。
【００７３】
ここで、ファンビームとパラレルビームを説明する。図９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）から円錐状、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（Ｓ１〜Ｓ２）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。
【００７４】
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１８０゜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、Ｓ１からＳ２までの位相（１８０゜＋ファン角）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。
【００７５】
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線ビームを選択するか、重み付け処理等により正規化を行う必要がある。
【００７６】
そこで、図１０に、ファンビーム、及びパラレルビームのデータ位置を示す。図１０に示すよう、ファンビーム、及びパラレルビームは、サイノグラム（投影データを横軸がチャンネル方向、縦軸が位相方向で表した図）においては、図１０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。
【００７７】
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８では、列が７〜９番目の投影データを対向データとして、使用することにより、１周目の周回軸方向のピッチＰは、図８に示すように、Ｐ＝１５であり、式（１）の計算値（Ｎ＝１、Ｍ＝４、Ｐ＝１５）と一致する。従って、１台のＸ線管２１Ａとマルチスライス型検出器３１Ａ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＝１２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ＣＴ装置が実現する。
【００７８】
また、図１１に、オフセット係数Ｎ＝２の場合を示す。図１１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。
【００７９】
以上、オフセット係数Ｎと、ピッチＰが、図７は、（Ｎ＝０、Ｐ＝１２）、図８は、（Ｎ＝１、Ｐ＝１５）、図１１は、（Ｎ＝２、Ｐ＝１８）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。
【００８０】
そして、図１２に、オフセット係数Ｎ＝４の場合を示す。図１２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３１Ａ〜３１Ｃの小型化、低価格化が実現する。
【００８１】
図１３〜図１５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。
【００８２】
図１３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１３に示すように、３台のマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃを、列方向に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、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。
【００８３】
また、らせんピッチＰは次式で求められる。
【００８４】
Ｐ＝３×Ｎ＋１　　　　　　　（２）
ここで
Ｎ：ずらし量（ｏｆｆｓｅｔ）ΔＺのオフセット係数
そして、図１４は、３台のマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃを、オフセット係数Ｎ＝１で配置する図を示す。図１４に示すように、この場合、式（２）から、ピッチＰ＝４となり、高密度で、高画質の断層像撮影が可能となる。
【００８５】
さらに、図１５は、３台のマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃを、オフセット係数Ｎ＝２で配置する図を示す。図１５に示すように、この場合、式（２）から、ピッチＰ＝７となり、さらに、高密度で、高画質のマルチスライスＸ線ＣＴ装置が実現する。
【００８６】
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１３〜図１５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。
【００８７】
図１６〜図１７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。
【００８８】
図１６は、３台のマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ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１６に示すように、３対のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃ、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃの、オフセット係数Ｎ＝１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２１Ａ〜２１Ｃ、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃは、１２０゜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２１Ａ〜２１Ｃ、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃの軌跡が完全に一致する。
【００８９】
この各マルチスライ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。
【００９０】
Ｐ＝３×Ｎ　　　　　　　　　（３）
ここで
Ｎ：ずらし量（ｏｆｆｓｅｔ）ΔＺのオフセット係数
この図１６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２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃが３対で３倍である。また、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃのアレイが、１周目と２周目で重なるアレイは１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、従来と比較して、１２倍に向上する。
【００９１】
同様に、図１７は、周回軸Ｚ方向のずらし量（ｏｆｆｓｅｔ）ΔＺのオフセット係数Ｎ＝２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６の時に各マルチスライス型検出器の軌跡が一致する。そして、図１７に示すように、図１６のマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃのアレイが、１周目と２周目で重なるアレイは３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、従来と比較して、２４倍に向上する。
【００９２】
また、図９および図１０に示した、対向データの補間を考慮すると、図１６および、図１７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。
【００９３】
図１８は、３対のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃによる撮影動作の一例を示す図である。図１８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２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃで同時に計測する。図１８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〜３１Ｃによって得た、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の方法によれば、例えば、被検体１６の頚部を撮影範囲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。
【００９４】
以上、説明した３対のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ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は、前述の特長（高速、高分解能）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つの撮影モードを備えた。さらに、データ入力部４１は、撮影範囲および、Ｘ線管２１とマルチスライス型検出器３１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ピュータ１１より入力する。
【００９５】
そして、ホストコンピュータ１１は、データ入力部４１によって選択された条件に従い、オフセット制御部６３、被検体テーブル制御部６１および、計測制御部５１にパラメータをセットする。オフセット制御部６３の指示によるスキャナ１２の回転に先立つオフセット調整動作など、各ユニットの撮影準備が整った後、撮影可能である旨をホストコンピュータ１１に伝える。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２１Ａ〜２１Ｃからほぼ同時にＸ線が曝射される。１周（３６０゜）分の走査が、角度１２０゜のスキャナ１２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１／３となり、時間分解能は向上する。
【００９６】
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。
【００９７】
従って、図２に示した、回転盤４９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ＣＴ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ャンおよび、らせんスキャンによらず実現できる。
【００９８】
そして、図１９は、Ｘ線管が６台の場合の実施の形態を示す図である。図１９に示すように、回転盤４９に設置のＸ線管２１Ａ〜２１Ｆおよび、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｆを、回転位相差を６０゜に設定した場合、回転角度が６０゜の回転のみで３６０゜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。
【００９９】
また、回転角度が１２０゜の間隔のセット（各３対）が、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２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃで構成し、第２グループは、３対のＸ線管２１Ｄ〜２１Ｆとマルチスライス型検出器３１Ｄ〜３１Ｆ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２１Ａ〜２１Ｆ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。
【０１００】
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。
【０１０１】
図２０は、マルチスライスＸ線ＣＴ装置の処理フローを示す図である。図２０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２０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２０とマルチスライス型検出器３０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。
【０１０２】
高分解能データを生成するにあたり、被検体テーブル１３の移動速度および、各Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃの管電流、更には各Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃのセットの、ジオメトリ（Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃ−マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ間距離、Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃ−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４１からホストコンピュータ１１に入力する（ステップ１）。
【０１０３】
さらに、入力する計測パラメータとしては、被検体１６の関心領域に応じて周回軸方向、ならびにＸ線管２１Ａ〜２１Ｃの回転方向に、Ｘ線の照射視野をスライスコリメータ４８Ａ〜４８Ｃを用いて限定する（ステップ１）。
【０１０４】
この図２０に示す、マルチスライスＸ線ＣＴ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１６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１６の負担を軽減することができる。
【０１０５】
入力された計測パラメータを基に、各Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃが同一軌跡を計測するように、スキャナに搭載された各Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃおよび、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ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）。
【０１０６】
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）。
【０１０７】
図２１は、図２０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２１に示すように、Ｘ線管２１Ａと２１Ｂおよび、マルチスライス型検出器３１Ａと３１Ｂ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２１では、各Ｘ線管２１Ａと２１Ｂ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２１Ａと２１Ｂの取付位置を調整する。
【０１０８】
また、複数の多列マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｂ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３１Ａ〜３１Ｂ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。
【０１０９】
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２１Ａ〜２１Ｃ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。
【０１１０】
図２１において、一様なサイズのマルチスライス型検出器３１Ａのアレイが４列により構成され、Ｘ線管２１Ｂは、マルチスライス型検出器３１Ｂ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。このＸ線管２１Ａと、マルチスライス型検出器３１Ａと３１Ｂによって、同一軌跡で計測することで、図２１（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２１（ｋ）に示すように、マルチスライス型検出器３１Ａと３１Ｂ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ＣＴ装置が実現する。
【０１１１】
また、図２１のマルチスライス型検出器３１Ａと３１Ｂを、図２１の上下方向、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ＣＴ装置が実現する。
【０１１２】
そして、図２２は、図２０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２２に示すように、Ｘ線管２１Ａで得られたＮの幅のＸ線ビーム１とＸ線管２１Ｂで得られたＮ／２の幅のＸ線ビーム２から、Ｘ線ビーム２とは異なるＮ／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３１Ｂの片側半分に照射される。このように撮影された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。
【０１１３】
また、図２３は、Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｂおよび、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｂのセット毎に、異なるサイズのアレイを配列した場合を示す例図である。図２３に示すように、この場合には、マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｂ毎に、ピッチ幅が異なるアレイを持たせ、この違いを利用して投影データを高密度化する。
【０１１４】
また、図２３（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３１Ａおよび、３１Ｂ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３１Ａ：１〜４列目が▲１▼〜▲４▼、マルチスライス型検出器３１Ｂ：１〜５列目がＡ〜Ｅ）を示している。図２３（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２３（ａ）および、図２３（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。
【０１１５】
この場合、検出器から得られた投影データにノイ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２３（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、良好な高分解能投影データを取得することができる。
【０１１６】
従って、図２３に示すように、幅の狭いＸ線ビームを端に配置することにより、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。
【０１１７】
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）から、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。
【０１１８】
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２３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。
【０１１９】
次に、図２４は、本実施の形態のマルチスライスＸ線ＣＴ装置の構成を示す図である。図２４に示すように、マルチスライスＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線照射および、Ｘ線検出を行うスキャナ１２と、マルチスライス型検出器３１Ａ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７６と、投影データをＣＴ画像信号に処理する画像処理装置７８および、ＣＴ画像を出力する画像表示部４３を有する。
【０１２０】
スキャナ１２は、回転盤４９と、回転盤４９に搭載されたＸ線管２１Ａ、Ｘ線管２１Ａ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４８Ａ、回転盤４９に搭載されたマルチスライス型検出器３１Ａを取り付ける。回転盤４９は回転制御部５５によって回転し、回転制御部５５は計測制御部５１によって制御される。
【０１２１】
以上、図２４に示す、Ｘ線管２１Ａ、マルチスライス型検出器３１Ａおよび、スライスコリメータ４８Ａは、実際は、３セットであるが、図２４では１セットに省略して説明した。
【０１２２】
また、Ｘ線管２１Ａから発生するＸ線の強度は、計測制御部５１によって制御される。また、計測制御部５１はホストコンピュータ１１によって操作される。さらに、前処理部７６は、被検体１６の心電波形を取得するために、心電計１８に接続する。
【０１２３】
そして、マルチスライス型検出器３１Ａにより検出された透過データは、前処理部７６に転送され、心電計１８により計測される被検体１６の心電波形と、計測制御部５１から得られる撮影条件から、モーションアーチフ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７８によって、被検体１６の断層像に再構成して、画像表示部４３に表示する。
【０１２４】
また、図２５は、マルチスライスＸ線ＣＴ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２５（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ＥＣＧ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３１Ａ〜３１Ｃの列数を４列とし、角度に換算して、スキャン周期２πに対して、心時相の周期が２π×（２５／２４）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。
【０１２５】
そして、図２５（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。
【０１２６】
次に、図２５（ｂ）の１２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１８０°＋ファンビーム角度、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。
【０１２７】
図２５では、１８０°再構成に必要な回転角度、約２４０゜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３１Ａ〜３１Ｃ、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。
【０１２８】
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２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ、それぞれのセットから得られる投影データ１〜１２を示している。そして、投影データ１〜１２を処理して画像再構成するために、図２５（ａ）に示すように、各マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ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１２０°ずつ、ずれた投影データとなっている。
【０１２９】
また、各投影データの間隔、６０°〜１２０°と、１８０°〜２４０°の範囲は、図９および、図１０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。
【０１３０】
マルチスライスＸ線ＣＴ装置では、図２５（ｂ）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ＣＴ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１／６スキャン分の角度６０゜の投影データが必要となる。
【０１３１】
図２５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３１Ａ〜３１Ｃ、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３１Ａあたりの、分割投影データの投影角度は、（６０゜／３６０゜）×（１／４台）スキャンで回転する角度となる。従って、図２５ではスキャン周期の１／２４の時間分解能が得られる。
【０１３２】
また、１対のＸ線管２１Ａとマルチスライス型検出器３１Ａ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。しかし、本実施の形態のように、３対のＸ線管２１Ａ〜２１Ｃとマルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ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。
【０１３３】
そして、スキャン周期がＳ［ｓｅｃ］、マルチスライス型検出器３１Ａの列数がＬ列で撮影する場合の、時間分解能は、Ｓ×（１／６）×（１／Ｌ）の式から算出できる。この結果、従来の方法（図３０）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。
【０１３４】
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。
【０１３５】
このような投影データ収集方法を用いた時も、従来の技術と同様に、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。
【０１３６】
また、前処理部７６は、各マルチスライス型検出器３１Ａ〜３１Ｃ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。
【０１３７】
そして、画像処理装置７８は、前処理部７６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ようとした場合、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クトを、低減させることが可能である。
【０１３８】
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。
【０１３９】
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。
【０１４０】
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ＣＴ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。
【０１４１】
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。
【０１４２】
さらに、各Ｘ線管２１Ａ〜２１Ｃ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３１Ａ〜３１Ｃ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３１Ａ〜３１Ｃの列数や、素子サイズにも制限されない。
【０１４３】
また、１台以上のマルチスライス型検出器に対して、コリメーショ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ーションおよび、異なるコリメーションの組合わせとなり、高分解能化が実現する。
【０１４４】
このように、本実施の形態の要旨は、特許請求の範囲によってのみ限定されるものとする。
【０１４５】
【発明の効果】
本発明の実施によって得られる効果を各請求項ごとに説明する。
【０１４６】
まず、請求項１の発明においては、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。
【０１４７】
また、請求項２の発明においては、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１２０゜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い断層像を得られ高画質化が実現する。
【０１４８】
また、請求項３の発明においては、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。
【０１４９】
また、請求項４の発明においては、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。
【０１５０】
また、請求項５の発明においては、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とができる。
【０１５１】
また、請求項６の発明においては、Ｘ線管および、マルチスライス型検出器３１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３１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。
【０１５２】
また、請求項７の発明においては、被検体の心拍数とマルチスライスＸ線ＣＴ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クトが少ない、投影データを形成することが可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】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２】図１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】図１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４】図１に示した、Ｘ線管の高電圧発生器の説明図である。
【図５】図１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】図１に示した、Ｘ線管とマルチスライス型検出器による、ダイナミックスキャンを示す図である。
【図７】図２に示した、マルチスライスＸ線ＣＴ装置による、高速撮影の一例を示す図である。
【図８】図２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９】図１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１０】図１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１１】図２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１２】図２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１３】図２に示した、マルチスライスＸ線ＣＴ装置による、高密度撮影の一例を示す図である。
【図１４】図２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１５】図２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１６】図２に示した、マルチスライスＸ線ＣＴ装置による、高時間分解脳撮影の一例を示す図である。
【図１７】図２に示した、マルチスライスＸ線ＣＴ装置による、高時間分解脳撮影の他の一例を示す図である。
【図１８】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１９】図１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】図１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】図１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２２】図１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】図１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２４】図１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】図１に示した、マルチスライスＸ線ＣＴ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】従来のＸ線ＣＴ装置の全体構成を示す図である。
【図２７】ＥＣＧゲートスキャンを、らせんスキャンに適用した場合を示す図である。
【図２８】図２７に示した投影データを１スキャン分で描く方法を示す図である。
【図２９】図２８に示した投影データを抜きだす方法の説明図である。
【図３０】従来のＸ線ＣＴ装置とＥＣＧゲートスキャンの組合わせを示す図である。
【符号の説明】
１１…ホストコンピュータ
１２…スキャナ
１３…被検体テーブル
１４…画像処理装置
１５…高電圧発生装置
１６…被検体
１７…表示装置
２０…Ｘ線管
２１Ａ…Ｘ線管
２１Ｂ…Ｘ線管
２１Ｃ…Ｘ線管
２１Ｄ…Ｘ線管
２１Ｅ…Ｘ線管
２１Ｆ…Ｘ線管
３０…検出器
３１Ａ…マルチスライス型検出器
３１Ｂ…マルチスライス型検出器
３１Ｃ…マルチスライス型検出器
３１Ｄ…マルチスライス型検出器
３１Ｅ…マルチスライス型検出器
３１Ｆ…マルチスライス型検出器
４１…データ入力部
４２…中央制御部
４３…画像表示部
４４…メモリ
４５…高電圧タンク
４６Ａ…冷却器
４６Ｂ…冷却器
４６Ｃ…冷却器
４７…スライスコリメータ
４８Ａ…スライスコリメータ
４８Ｂ…スライスコリメータ
４８Ｃ…スライスコリメータ
４９…回転盤
５０…ガントリ
５１…計測制御部
５２…高電圧発生器
５３…計測回路
５３Ａ…計測回路
５３Ｂ…計測回路
５３Ｃ…計測回路
５４…コリメータ制御部
５５…回転制御部
５６…管電圧モニタ
５７…コリメータ駆動部
５８…回転駆動部
５９…被検体テーブル駆動部
６１…被検体テーブル制御部
６３…オフセット制御部
６４…画像再構成部
６５Ａ…画像再構成部
６５Ｂ…画像再構成部
６５Ｃ…画像再構成部
６６…スライス位置
７０…データ送信部
７１Ａ…データ送信器
７１Ｂ…データ送信器
７１Ｃ…データ送信器
７２…伝送路
７３Ａ…伝送路
７３Ｂ…伝送路
７３Ｃ…伝送路
７４…データ受信部
７５Ａ…データ受信器
７５Ｂ…データ受信器
７５Ｃ…データ受信器
７６…前処理部
７７Ａ…前処理部
７７Ｂ…前処理部
７７Ｃ…前処理部
７９…画像再合成部
８３…インバータ部
８４…コンバータ部
９０…検出器の軌跡
９１…検出器の軌跡
９３…スライス位置
【図１】
2004000356.tif 000003
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
2004000356.tif 000007
【図６】
2004000356.tif 000008
【図７】
2004000356.tif 000009
【図８】
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【図９】
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【図１０】
2004000356.tif 000012
【図１１】
2004000356.tif 000013
【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
2004000356.tif 000020
【図１９】
2004000356.tif 000021
【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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