(57)【要約】  システムノイズの影響と被爆量とを増加させずに、空間分解能が高い断層像を得ることができるX線CT装置を提供する。  X線を放射するX線源と、被検体を透過したX線を減弱データとして検出するX線検出素子がチャネル方向に複数配列されて成るX線検出部と、チャネル方向の複数のX線検出素子の減弱データを合成して合成データを取得するデータ合成部と、合成データを分解して複数のX線検出素子の各々の分解データを取得するデータ分解部と、分解データを用いて被検体の画像を再構成する画像再構成部と、を備える。
2008010512.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
X線を放射するX線源と、
被検体を透過したX線を減弱データとして検出するX線検出素子がチャンネル方向に複数配列されて成るX線検出部と、
前記チャンネル方向の複数のX線検出素子の減弱データを合成して合成データを取得するデータ合成部と、
前記合成データを分解して前記複数のX線検出素子の各々の分解データを取得するデータ分解部と、
前記分解データを用いて前記被検体の画像を再構成する画像再構成部と、
を備えたことを特徴とするX線CT装置。
【請求項２】
請求項1記載のX線CT装置において、
前記データ分解部は、前記合成データから、該合成データの合成に用いられた複数の減弱データに対応する少なくとも1つのX線検出素子の分解データを取得することを特徴とするX線CT装置。
【請求項３】
請求項2記載のX線CT装置において、
前記データ分解部は、1つの合成データから取得した第1のX線検出素子の分解データを用いて、他の合成データから第2のX線検出素子の分解データを取得することを特徴とするX線CT装置。
【請求項４】
請求項3記載のX線CT装置において、
前記第1のX線検出素子と前記第2のX線検出素子とは隣接していることを特徴とするX線CT装置。
【請求項５】
請求項4記載のX線CT装置において、
前記データ分解部は、前記X線検出部のチャンネル方向の一方の側から他方の側に向けて、前記X線検出素子毎に分解データを取得することを特徴とするX線CT装置。
【請求項６】
請求項5記載のX線CT装置において、
前記データ分解部は、前記X線検出部のチャンネル方向端部のX線検出素子の分解データを、該X線検出素子の減弱データを用いて取得された合成データの1/2とすることを特徴とするX線CT装置。
【請求項７】
請求項5記載のX線CT装置において、
前記データ分解部は、前記X線検出部のチャンネル方向端部のX線検出素子の分解データを、1とすることを特徴とするX線CT装置。
【請求項８】
請求項5記載のX線CT装置において、
前記データ分解部は、前記X線検出部のチャンネル方向端部のX線検出素子の分解データとして、該X線検出素子の減弱データを用いることを特徴とするX線CT装置。
【請求項９】
請求項4記載のX線CT装置において、
前記X線検出部のチャンネル方向中央部のX線検出素子サイズが、チャンネル方向端部のX線検出素子サイズの1/n倍(nは1より大きい実数)であり、
前記データ分解部は、サイズの大きいX線検出素子に隣接するサイズの小さいX線検出素子の分解データを、該サイズの大きいX線検出素子の分解データの1/nとすることを特徴とするX線CT装置。
【請求項１０】
請求項3記載のX線CT装置において、
前記データ分解部は、前記合成データを複数の方法で分解して取得した各分解データの加算平均を前記分解データとすることを特徴とするX線CT装置。
【請求項１１】
請求項10記載のX線CT装置において、
前記データ分解部は、前記X線検出部のチャンネル方向の一方の端部のX線検出素子の減弱データを基準にして取得した第1の分解データと、前記X線検出部のチャンネル方向の他方の端部のX線検出素子の減弱データを基準にして取得した第2の分解データと、の加算平均を前記分解データとすることを特徴とするX線CT装置。
【請求項１２】
請求項3記載のX線CT装置において、
前記データ分解部は、前記X線検出素子の前記減弱データと前記分解データとの加算平均を、該X線検出素子の新たな分解データとすることを特徴とするX線CT装置。
【請求項１３】
請求項3記載のX線CT装置において、
前記X線検出部は、前記チャンネル方向と垂直な列方向に複数のX線検出素子が配列されて成り、
前記データ合成部は、前記列方向の複数のX線検出素子の減弱データの合成データを取得し、
前記データ分解部は、第1の列のチャンネル方向の合成データから取得した分解データを、前記列方向の合成データから減算して、第2の列のX線検出素子の分解データを取得することを特徴とするX線CT装置。
【請求項１４】
請求項1記載のX線CT装置において、
前記データ合成部は、前記減弱データをアナログ信号のままアナログ合成し、
前記アナログ合成されたアナログ信号をデジタルデータに変換するA/D変換部を備え、
前記データ分解部は、前記デジタルデータに変換された合成データを分解して、前記分解データを取得することを特徴とするX線CT装置。
【請求項１５】
請求項1記載のX線CT装置において、
前記データ合成部は、1つのX線検出素子の減弱データを複数の合成データの合成に重複させて、前記X線検出部のチャンネル方向の一方の側から他方の側に向けて、順次前記合成データを取得していくことを特徴とするX線CT装置。
【請求項１６】
請求項15記載のX線CT装置において、
前記データ合成部は、隣接する2つのX線検出素子の減弱データを加算して前記合成データを取得し、
前記データ分解部は、前記合成データから、前記2つのX線検出素子の内の一方の分解データを減算することにより、他方の分解データを取得することを特徴とするX線CT装置。
【請求項１７】
請求項1記載のX線CT装置において、
前記データ合成部は、前記X線検出部のチャンネル方向中央部のX線検出素子からの減弱データを合成することを特徴とするX線CT装置。
【請求項１８】
請求項1記載のX線CT装置において、
前記X線検出部のチャンネル方向における中央部側のX線検出素子サイズが端部側のX線検出素子サイズより小さく、
前記データ合成部は、サイズの小さいX線検出素子からの減弱データを合成することを特徴とするX線CT装置。
【請求項１９】
X線を放射するX線源と、
被検体を透過したX線を減弱データとして検出するX線検出素子がチャンネル方向に複数配列されて成るX線検出部と、
を備えたX線CT装置における画像ノイズ低減方法であって、
前記チャンネル方向の複数のX線検出素子の減弱データを合成して合成データを取得する合成ステップと、
前記合成データを分解して前記複数のX線検出素子の各々の分解データを取得する分解ステップと、
前記分解データを用いて前記被検体の画像を再構成する画像再構成ステップと、
を備えることを特徴とするX線CT装置における画像ノイズ低減方法。
【請求項２０】
請求項19記載のX線CT装置における画像ノイズ低減方法において、
前記合成ステップは、1つのX線検出素子の減弱データを複数の合成データの合成に重複させて、前記X線検出部のチャンネル方向の一方の側から他方の側に向けて、順次前記合成データを取得していき、
前記分解ステップは、前記合成データから、該合成データの合成に用いられた複数の減弱データに対応する少なくとも1つのX線検出素子の分解データを取得することを特徴とするX線CT装置における画像ノイズ低減方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、X線CT装置に係り、特に画像の空間分解能を低下させることなくS/N比を改善する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線を用いて被検体の断層像を得る医療画像診断装置であるX線CT装置では、撮影者によって入力された撮影条件に基づいて管電圧、管電流がX線管に印加される。印加された管電圧に応じたエネルギーの電子が陰極から放出され、放出された電子がターゲット(陽極)に衝突することで電子エネルギーに応じたエネルギーのX線がX線源から放射される。そして放射されたX線が透過した物質(被検体)の線減弱係数に応じて減衰したX線をX線源に対向する位置に配置されたX線検出器で受光することで減弱データが取得される。この減弱データを増幅し、A/D変換し、Log変換することで投影データが取得され、この投影データを画像再構成することで、被検体内部のX線減弱係数の分布図として断層像が非破壊的に取得される。【０００３】
被検体を透過したX線がX線検出器で検出されて滅弱データが取得される過程は次の通りである。即ち、X線検出器は、X線を光信号に変換するシンチレータ部と変換された光信号を電気信号に変換するフォトダイオード部を有し成るX線検出素子を複数配列して成る。このX線検出器に入射したX線が各X線検出素子におけるシンチレータ部において光信号に変換され、この光信号がフォトダイオードにおいて電気信号(検出信号、またはアナログデータと呼ぶ)に変換される。このアナログデータがプリアンプにおいて増幅され、この増幅されたアナログデータがA/D変換器においてデジタルデータに変換される。このデジタルデータが減弱データとして取得される。【０００４】
なお、撮影条件には、管電圧、管電流、スキャン速度(いわゆる周回速度)、らせんピッチ、FOV((Field of view)、いわゆる撮影の視野)などがある。撮影条件は、操作卓における入力装置から撮影者により手動で入力され、それぞれ複数の選択肢から選択可能である。一般的に、撮影条件は、被曝量や画像における腫瘍など診断対象物の識別能や撮影時間を考慮して撮影目的に応じて決定される。【０００５】
減弱データの取得にあたっては、撮影者によりあらかじめFOVが設定される。このFOVに対応する範囲にあるチャンネルに対してX線源からX線が放射され、X線が照射されたX線検出器において減弱データが取得される。一般的に、精査目的等で鮮鋭な画像を得たい場合には、FOVが小さく設定される。【０００６】
しかし、X線検出器のチャンネル方向の素子間隔が同じ、すなわちデータのサンプリング間隔が同じ場合には、FOVサイズをある程度以上小さくしても空間分解能が向上しないという未解決の課題があった。【０００７】
この課題を解決するために、(特許文献1)には、X線検出器の中央部に素子サイズの小さなX線検出素子を複数配列したX線CT装置が提案される。このX線CT装置は、FOVサイズが小さい場合には小さい素子サイズをそのまま使用することで空間分解能を向上させ、FOVサイズが大きい場合には、X線検出器のチャネル方向に減弱データを束ねることにより、X線検出素子サイズの大きい減弱データを収集する。
【０００８】
【特許文献１】特開2005−312912号公報。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
しかしながら、上記特許文献1には以下のような未解決の課題があった。即ち、特許文献1では、FOVサイズが小さい場合に小さい素子サイズのX線検出素子がそのまま使用されるが、素子サイズが小さいとそのX線検出素子に入射するフォトン数が減少するために、システムノイズの影響が増大し、最終的に得られる画像ノイズが増大してしまう。これは、最終的な画像ノイズが減弱データのノィズ−信号比(=ノイズ/信号)に比例し、素子サイズが半分になると信号量も半分になるが、システムノイズ量はほとんど変わらないことに起因する。【００１０】
ここで、システムノイズとは、高電圧発生器やデータ収集器などからの電磁的なノイズ、プリアンプにおけるノイズなどにより、A/D変換前のアナログデータ、すなわちX線検出器で検出される減弱データに混入するものである。【００１１】
CTにおいて画像再構成に使用される投影データは、X線検出器で検出された減弱データをA/D変換しLog変換して得られる。システムノイズがないならば、減弱データ値が小さい場合においても検出された減弱データは必ず0以上となる。しかし、実際にはシステムノイズの影響により減弱データ値が小さい場合、すなわちX線が被検体によって大きく減衰される場合には減弱データは0以下や0に近い値となる場合があり、そのデータは、Log変換後の値が発散する(つまり、非常に大きな投影データ値となる)。つまり、撮影線量が少なく減弱データが小さい場合に、システムノイズが加わることで非常に大きな誤差を生ずる。【００１２】
上記のように、システムノイズの低減が困難な状況において、システムノイズの影響を低減するためには、信号量を大きくするのが望ましいが、信号量を増加させるためには、フォトン数を多くする必要があり、これは線量の増加、つまり被曝増大を招く。望ましくは、FOVを小さくした場合において、システムノイズの影響を増加させることなく、画像の高分解能化が可能である方がよい。【００１３】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、システムノイズの影響と被爆量とを増加させずに、空間分解能が高い断層像を得ることができる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】
【００１４】
前記課題を解決するために、本発明のX線CT装置は、X線を放射するX線源と、被検体を透過したX線を減弱データとして検出するX線検出素子がチャネル方向に複数配列されて成るX線検出部と、  チャネル方向の複数のX線検出素子の減弱データを合成して合成データを取得するデータ合成部と、  合成データを分解して複数のX線検出素子の各々の分解データを取得するデータ分解部と、分解データを用いて被検体の画像を再構成する画像再構成部と、を備えたことを特徴とする。【００１５】
また、前記課題を解決するために、本発明のX線CT装置における画像ノイズ低減方法は、隣接する複数のX線検出素子の減弱データの合成データを取得する合成ステップと、合成データを分解して複数の分解データを取得する分解ステップと、分解データを用いて被検体の画像を再構成するステップと、を備えることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１６】
本発明によれば、システムノイズの影響と被爆量とを増加させずに、空間分解能が高い断層像を得ることができるX線CT装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
【図１】本発明が適用された医療画像診断装置(X線CT装置)の第1の実施の形態の外観図。
【図２】上記医療画像診断装置の第1の実施の形態の構成図。
【図３】上記医療画像診断装置の第1の実施の形態の処理の流れを示す説明図。
【図４】上記医療画像診断装置の第1の実施の形態の合成処理および分解処理の方法について説明する説明図。
【図５】本発明が適用された医療画像診断装置の第2の実施の形態の合成処理および分解処理の方法について説明する説明図。
【図６】本発明が適用された医療画像診断装置の第3の実施の形態の合成処理および分解処理の方法について説明する説明図。
【図７】本発明が適用された医療画像診断装置の第4の実施の形態の合成処理および分解処理の方法について説明する説明図。
【図８】本発明が適用された医療画像診断装置の第5の実施の形態の合成処理および分解処理の方法について説明する説明図。
【図９】本発明が適用された医療画像診断装置の第6の実施の形態の合成処理および分解処理の方法について説明する説明図。
【符号の説明】
【００１８】
10  X線CT装置、12  寝台、14  被検体、20  スキャナ、21  X線源、23  X線検出器、40  操作ユニット
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
以下、本発明を実施するための最良の形態を添付図面に基づいて説明する。
{第1の実施の形態}
本実施形態は、図1に示すように、寝台12に載せた被検体14をスキャナ20で撮影し、演算装置41で演算、再構成された断層像を表示装置46に表示させる医療画像診断装置10に関するものである。【００２０】
図2は、医療画像診断装置としてのX線CT装置に本発明を適用した一例を示すものであり、本発明に係る第1の実施形態のX線CT装置10の構成図を示す。このX線CT装置10は、主に被検体14を載せて移動させる寝台12と、被検体14の撮影を行うスキャナ20と、撮影条件の入力や断層像の再構成と表示を行う操作ユニット40とで構成される。また、X線CT装置10はローテートーローテート方式(第3世代)の一例であり、ファン状にX線を放射するX線源21と、これに対向する複数の(例えば1000個以上)のX線検出素子を有するX線検出器23とが、所定の回転中心の周りに回転する回転円板上に設置され、この回転円板が回転されてX線の減弱データが収集される。ただし、本発明は、このローテートーローテート方式に限定されることなく、他の方式にも適用可能である。【００２１】
スキャナ20は、主に、X線を放射するX線源21と、X線源21に電圧を印加する高電圧発生装置28と、X線の発生を制御するX線制御装置27と、被検体を透過したX線を検出するX線検出器23と、スキャナの動作を制御するスキャナ制御装置32とを有して構成されている。【００２２】
操作ユニット40は、主に、演算装置41と入出力装置45とで構成される。演算装置41は、主に、X線検出器で検出された減弱データが入力され、その減弱データを処理して断層像を再構成する再構成演算装置42と、再構成された断層像を処理する画像処理装置43とで構成される。入出力装置45は、再構成された断層像を表示する表示装置46と、撮影者により撮影条件等が入力される入力装置47と、再構成された断層像を記憶する記憶装置48とで構成される。【００２３】
撮影者が入力装置47に撮影条件(管電流、管電圧、周回速度、らせんピッチ等)、再構成条件(画像FOV、再構成フィルタ、画像スライス厚、再構成スライス位置等)を入力すると、その指示に基づいて、中央制御装置26は、X線制御装置27と、寝台制御装置30と、スキャナ制御装置32とに撮影に必要な制御信号を送り、撮影スタート信号を受けて撮影を開始する。撮影が開始されると、X線制御装置27から高電圧発生装置28に制御信号が送られ、高電圧発生装置28から高圧スイッチングユニット29を介してX線源21に高電圧が印加され、X線源21からX線が放射され被検体14に照射される。それと同時に、スキャナ制御装置32から駆動装置24に制御信号が送られ、X線源21と、コリメータ22と、X線検出器23と、プリアンプ25とが駆動装置24により被検体14の周りを回転させられる。一方、寝台制御装置30と寝台移動計測装置31とにより、被検体14を乗せた寝台12が、円スキャン時には静止され、又は、らせんスキャン時にはX線源21等の回転軸方向に平行移動される。照射されたX線は、コリメータ制御装置33によって制御されたコリメータ22により照射領域を制限され、被検体14内の各組織で吸収(減衰)され、被検体14を通過し、X線検出器23で検出される。【００２４】
X線検出器23で検出されたX線は、電気信号に変換され、投影データとして演算装置41に入力される。演算装置41に入力された投影データは、演算装置41内の再構成演算装置42で画像再構成処理される。再構成画像は、入出力装置45内の記憶装置48に保存され、表示装置46でCT画像として表示される。もしくは、画像処理装置43にて加工された後、表示装置46でCT画像として表示される。【００２５】
次に、X線検出器23で検出されたX線を投影データに変換する方法について説明する。【００２６】
図3に示すように、X線源21から照射されたX線は被検体14を透過してX線検出器23の各X線検出素子に入射する。入射したX線は、X線検出素子毎に、シンチレータ部で光に変換され、光はフォトダイオード部で電気信号に変換される。電気信号はプリアンプ25内のデータ収集装置(DAS:図示せず)に入力され、複数のX線検出素子からの電気信号が合成されて合成データとして収集される。合成データはプリアンプ25で増幅され、A/D変換器でデジタル化される。A/D変換器でデジタル化された合成データは、X線検出素子毎のデータに分解され、各分解データがそれぞれLog変換されることで、投影データとなる。【００２７】
次に、X線検出素子のデータを合成する方法(合成処理)および合成データを分解する方法(分解処理)について説明する。合成処理はプリアンプ25内DASが行い、分解処理は演算装置41が行う。以下に説明する他の実施形態のおいても同様である。【００２８】
図4に示すように、X線検出器のチャンネル方向(周回方向)に均等な間隔で配置(以下、均等配置)されたX線検出素子の減弱データ<1>〜<8>を合成し、合成データa〜gを得る。なお、図4では、8個のX線検出素子の場合について説明しているが、X線検出素子の数は8個に限らず、9個以上でも7個以下でも良い。【００２９】
合成処理では、DASは、X線検出器の左端に配置されたX線検出素子の減弱データ<1>と左端のX線検出素子に隣接したX線検出素子の減弱データ<2>とを加算することで合成データaを得る。同様に、減弱データ<2>と減弱データ<3>を加算することで合成データbを得る。これを繰り返すことで合成データa〜gを得る。つまり、隣接する2つのX線検出素子の減弱データを加算して、一つの合成データを取得する。【００３０】
分解処理では、演算装置41は、合成データaから分解データ<1>'を減算することで分解データ<2>'を得る。同様に、合成データbから分解データ<2>'を減算することで分解データ<3>'を得る。これを繰り返すことで分解データ<1>'〜<8>'を得る。即ち、合成データから、該合成データの合成に用いられた2つのX線検出素子の一方の分解データを減算することにより、他方のX線検出素子の分解データを取得する。一般的には、合成データから、該合成データの合成に用いられた複数の減弱データに対応する複数のX線検出素子の内の少なくとも1つのX線検出素子の分解データを取得するものである。【００３１】
なお、分解データ<1>'は次のようにして算出する。【００３２】
<方法1>
X線検出器端部のデータ<1>、<2>に被検体によるX線の減衰がない場合、すなわちX線の通過経路上に被検体がない場合(通常の撮影ではこの条件が満たされる)、減弱データ<1>と減弱データ<2>は等しいため、減弱データ<1>および減弱データ<2>は、合成データaを2分の1することで得られる。即ち、<1>' = <2>' = a/2 とする。【００３３】
<方法2>
減弱データ<1>は、X線の減衰がない、すなわちX線の通過経路上に被検体がないエアデータのため、リファレンス補正された減弱データ<1>の値は1となる。すなわち、合成データaは減弱データ<2>に1を加算した値となる。即ち、<1>'=1、<2>'= a-1 とする。【００３４】
なお、前述の説明では、分解処理をLog変換の前に行う例を示したが、分解処理はA/D変換の後で行えばよいので、Log変換の後で分解処理を行なってもよい。この場合において上記<方法2>を用いると、減弱データ<1>をLog変換した値は0となる(Log1 = 0)ため、合成データaは減弱データ<2>と等しくなる。【００３５】
以上説明したように、本実施形態によれば、X線検出素子の減弱データを合成することにより信号量を大きくすることができるため、信号値に対するシステムノイズの影響を低減してS/N比を向上させることができる。また、被検体に照射するX線量を増やすことなく、すなわち被爆量が少ないままで、S/N比を向上できる。また、合成データを分解してX線検出素子毎の減弱データにすることにより、再構成画像において高い空間分解能を保つことができる。
{第2の実施の形態}
次に本発明の第2の実施形態を説明する。前述の第1の実施の形態のX線CT装置では、X線検出器に配設されている全てのX線検出素子の減弱データに対して合成処理を行ったが、これに限定されるものではない。【００３６】
本実施形態のX線CT装置は、被検体によりX線が大きく減衰されるX線検出器の中央付近に配設されているX線検出素子、すなわちシステムノイズの影響が大きいX線検出素子からの減弱データに対して合成処理および分解処理を行うものである。図5は、本実施形態のX線CT装置における合成処理および分解処理の方法について説明する説明図である。なお、図中、第1の実施の形態と同一の部分については、同一の符号を付し、説明を省略する。【００３７】
人体などの撮影物は円柱体に近く、減弱データはX線検出器の中央部分の方が、X線検出器の端部分よりも減弱が大きくなりやすい。いいかえれば、検出器中央部分ではフォトン数が減少しやすい。そのため、X線検出器中央部の方が信号レベルの低下によりシステムノイズの影響が強く現れやすい。逆にX線検出器端部では中央部と比較してシステムノイズの影響は小さくなる。そこで、本実施形態は、システムノイズの影響が大きいX線検出器中央部の素子からの減弱データに対して合成処理および分解処理を行うものである。【００３８】
次に、合成処理および分解処理の方法について説明する。【００３９】
X線検出器端部にあるX線検出素子の減弱データ<1>、<2>、<7>、<8>については合成を行わず、X線検出器中央部にあるX線検出素子の減弱データ<3>から合成を開始する。即ち、X線検出器のチャネル方向の中央部側のX線検出素子からの減弱データを合成する。【００４０】
具体的には、合成処理では、DASは、合成処理を行うX線検出素子の左端に配置されたX線検出素子の減弱データ<2>と合成処理を行うX線検出素子の左端に配置されたX線検出素子に隣接したX線検出素子の減弱データ<3>を加算することで合成データaを得る。同様に、減弱データ<3>と減弱データ<4>を加算することで合成データbを得る。これを繰り返すことで合成データa〜eを得る。【００４１】
分解処理では、演算装置41は、合成データaから分解データ<2>'を減算することで分解データ<3>'を得る。同様に、合成データbから分解データ<3>'を減算することで分解データ<4>'を得る。これを繰り返すことで分解データ<3>'〜<6>'を得る。ここで、分解データ<1>'、<2>'、<7>'、<8>'は、合成を行わなかった減弱データ<1>、<2>、<7>、<8>をプリアンプで増幅し、A/D変換器でデジタル化することで得られる。つまり、X線検出器のチャネル方向端部のX線検出素子の分解データとして、該X線検出素子の減弱データそのものを用いる。【００４２】
以上説明したように、本実施形態によれば、空間分解能を劣化させることなくシステムノイズの影響を低減できる。また、合成・分解処理を行う適用範囲を減らすことにより、処理コスト、装置コストを低減できる。
{第3の実施の形態}
次に本発明の第3の実施形態を説明する。前述の第1の実施の形態のX線CT装置では、配設されている全てのX線検出素子の大きさが等しいX線検出器を用いる例を説明したが、これに限定されるものではない。【００４３】
本実施形態のX線CT装置は、FOVが小さい場合に空間分解能を劣化させないように、X線検出器中央部のX線検出素子のサイズを、X線検出器端部のX線検出素子よりも小さくして、X線検出器の中央部においてX線検出素子を高密度に配設する。しかし、X線検出器中央部に入射するX線は被検体により大きく減衰され、この減衰されたX線がサイズの小さいX線検出素子に入射するので、X線検出素子が出力する減弱データは小さい値なり、且つ、システムノイズの影響が大きくなる。そこで、本実施形態のX線CT装置は、中央部のサイズの小さいX線検出素子からの減弱データに対して合成処理および分解処理を行うものである。【００４４】
図6は、本実施形態のX線CT装置において、合成処理および分解処理の方法について説明する説明図である。なお、図中、第1の実施の形態と同一の部分については、同一の符号を付し、説明を省略する。【００４５】
図6に示すX線検出器は、そのX線検出素子のサイズがチャンネルによって異なる不均等配置された場合の一例であり、X線検出器のチャンネル方向中央部のX線検出素子サイズが、X線検出器のチャンネル方向端部のX線検出素子サイズより小さく、1/n(nは1より大きい実数)となっている。この場合には、X線検出素子サイズが小さい部分、すなわちシステムノイズの影響が大きい部分に合成処理及び分解処理を適用する。【００４６】
次に、合成処理および分解処理の方法について説明する。【００４７】
合成処理では、DASは、X線検出素子の大きい減弱データ<1>や<6>をそのままとし、X線検出素子の小さい減弱データ<2>から合成処理を開始する。減弱データ<2>と減弱データ<3>を加算することで合成データa'を得る。同様に、減弱データ<3>と減弱データ<4>を加算することで合成データb'を得る。これを繰り返すことで合成データa'〜c'を得る。【００４８】
分解処理では、演算装置41は、合成データa'から分解データ<2>'を減算することで分解データ<3>'を得る。同様に、合成データb'から分解データ<3>'を減算することで分解データ<4>'を得る。これを繰り返すことで分解データ<3>'〜<5>'を得る。ここで、分解データ<1>'、<6>'は、合成を行わなかった減弱データ<1>、<6>をプリアンプで増幅し、A/D変換器でデジタル化することで得られ、分解データ<2>'は分解データ<1>'を1/nにすることで得られる。【００４９】
以上説明したように、本実施形態によれば、FOVが小さい場合にも、空間分解能を劣化させることなく、システムノイズの影響を低減できる。また、合成・分解処理を行う適用範囲を減らすことにより、処理コスト、装置コストを低減できる。
{第4の実施の形態}
次に本発明の第4の実施形態を説明する。前述の第1の実施の形態のX線CT装置では、X線検出器に配設されている全てのX線検出素子に対して同一の方法により合成・分解処理を行ったが、合成方法および分解方法はこれに限定されるものではない。【００５０】
本実施形態のX線CT装置は、合成データを複数の方法を用いて分解し、各方法により取得された分解データを用いて分解データを得るものである。図7は本実施形態のX線CT装置において、合成処理および分解処理の方法について説明する説明図である。なお、図中、第1の実施の形態と同一の部分については、同一の符号を付し、説明を省略する。【００５１】
合成処理は、前述の第1の実施形態と同じでよいので、詳細な説明は省略する。【００５２】
分解処理では、演算装置41は、2つの方法を用いて合成データを分解する。その一つは、X線検出器の端に配設されているX線検出素子の減弱データ<1>を基準にして分解データ<1>1〜<8>1を得る。他の一つは、X線検出器のもう一端に配設されているX線検出素子の減弱データ<8>を基準にして分解データ<1>2〜<8>2を得る。そしてこれら2つの方法で得られた分解データを用いて最終的な分解データ<1>'〜<8>'を算出する。システムノイズや読み出しタイミングなどの影響により分解データに誤差を生じ、減弱データ<1>を基準にした場合と減弱データ<8>を基準にした場合とで、分解データが異なる値となる場合がある。このような場合において、分解データ<1>1〜<8>1と分解データ<1>2〜<8>2を加算平均することで、誤差を低減することができる。【００５３】
まずは、分解データ<1>1を基準に分解データ<1>1〜<8>1を得る方法について説明する。【００５４】
最初に、演算装置41は、前述の第1の実施形態で説明した<方法1>又は<方法2>により分解データ<1>1を取得する。そして、合成データaから分解データ<1>1を減算することで分解データ<2>1を得る。同様に、合成データbから分解データ<2>1を減算することで分解データ<3>1を得る。これを繰り返すことで分解データ<1>1〜<8>1を得る。【００５５】
次に、分解データ<8>2を基準に分解データ<1>2〜<8>2を得る方法について説明する。【００５６】
最初に、演算装置41は、前述の第1の実施形態で説明した<方法1>又は<方法2>を<8>側の端部に適用して分解データ<8>2を取得する。次に、合成データgから分解データ<8>2を減算することで分解データ<7>2を得る。同様に、合成データfから分解データ<7>2を減算することで分解データ<6>2を得る。これを繰り返すことで分解データ<1>2〜<8>2を得る。【００５７】
次に、分解データ<1>1〜<8>1と分解データ<1>2〜<8>2とより、分解データ<1>'〜<8>'を得る方法について説明する。【００５８】
演算装置41は、分解データ<1>1と分解データ<1>2を加算平均して<1>'を得る。同様に、分解データ<2>1と分解データ<2>2を加算平均して<2>'を得る。これを繰り返すことで分解データ<1>'〜<8>'を得る。【００５９】
なお、本実施形態では、X線検出器の端に配設されているX線検出素子の減弱データを基に分解データを得たが、分解開始点は検出器配列の途中にあってもよく、この場合には、<1>1、<1>2、<1>3等より多くのデータが得られるため、メディアン処理や重み付け加算処理などを行ってもよい。【００６０】
以上説明したように、本実施形態によれば、空間分解能を劣化させることなくシステムノイズの影響を低減できる。また、複数の分解方法から得た結果を平均して最終的な分解データを得るため、分解データの誤差を低減することができる。
{第5の実施の形態}
次に本発明の第5の実施形態を説明する。前述の第1の実施の形態のX線CT装置では、X線検出器に配設されている全てのX線検出素子に対して合成、分解を行ったが、合成方法および分解方法はこれに限定されるものではない。【００６１】
本実施形態のX線CT装置は、合成データと、合成・分解処理を行っていない従来と同じ減弱データとより、これらを組み合わせて最終的な分解データを得るものである。図8は本実施形態のX線CT装置において、合成処理および分解処理の方法について説明する説明図である。なお、図中、第1の実施の形態と同一の部分については、同一の符号を付し、説明を省略する。【００６２】
分解処理では、演算装置41は、減弱データ<1>〜<8>から従来の方法で増幅、A/D変換して得た分解データ<1>1〜<8>1と、合成データから分解データ<1>1〜<8>1を用いて算出した分解データ<1>2〜<8>2より、最終的な分解データ<1>'〜<8>'を算出する。システムノイズや読み出しタイミングなどの影響により分解データに誤差を生じ、減弱データ<1>〜<8>から従来の方法で得た分解データ<1>1〜<8>1と、合成データから得た分解データ<1>2〜<8>2とで、分解データが異なる値となる場合がある。このような場合において、分解データ<1>1〜<8>1と分解データ<1>2〜<8>2を加算平均することで、誤差を低減することができる。【００６３】
合成データa〜cを得る合成処理について説明する。【００６４】
合成処理では、DASは、減弱データ<2>と減弱データ<3>を加算することで合成データaを得る。同様に、減弱データ<4>と減弱データ<5>を加算することで合成データbを得る。これを繰り返すことで合成データa〜cを得る。【００６５】
次に、分解処理について説明する。【００６６】
分解処理では、演算装置41は、まず最初に、合成データa〜cから分解データ<1>2〜<8>2を以下のように算出する。合成データaから分解データ<2>1を減算することで分解データ<3>2を得る。同様に、合成データaから分解データ<3>1を減算することで分解データ<2>2を得る。これを繰り返すことで分解データ<2>2〜<7>2を得る。ここで、分解データ<1>1〜<8>1は、減弱データ<1>〜<8>を従来の方法で増幅、A/D変換して得たデータであり、分解データ<1>2、<8>2は、分解データ<1>1、<8>1と同じである。【００６７】
次に、分解データ<1>1〜<8>1と分解データ<1>2〜<8>2とより、分解データ<1>'〜<8>'を得る方法について説明する。【００６８】
演算装置41は、分解データ<1>1と分解データ<1>2を加算平均して<1>'を得る。同様に、分解データ<2>1と分解データ<2>2を加算平均して<2>'を得る。これを繰り返すことで分解データ<1>'〜<8>'を得る。【００６９】
なお、本実施形態では、減弱データ<2>〜<7>に対して合成処理を行ったが、これに限らず、減弱データ<1>から順番に、全ての減弱データに対して合成を行ってもよい。【００７０】
以上説明したように、本実施形態によれば、空間分解能を劣化させることなくシステムノイズの影響を低減できる。
{第6の実施の形態}
次に本発明の第6の実施形態を説明する。前述の第1の実施の形態のX線CT装置では、X線検出素子が1列に配設されているX線検出器を用いたが、これに限定されるものではない。【００７１】
本実施形態のX線CT装置は、X線検出素子がチャンネル方向に垂直な方向(列方向)にも複数列配設されているX線検出器を用いて、列方向を含む合成・分解処理を行うものである。図9は本実施形態のX線CT装置において、合成処理および分解処理の方法について説明する説明図である。なお、図中、第1の実施の形態と同一の部分については、同一の符号を付し、説明を省略する。【００７２】
以下、2列の場合を例にして本実施形態を説明する。【００７３】
最初に、合成処理について説明する。ここで、<1>〜<8>は1列目の減弱データ、(1)〜(8)は2列目の減弱データを示すものとする。【００７４】
まず、以下の示す方法で、チャンネル方向の合成を行う。【００７５】
DASは、減弱データ<1>と減弱データ<2>を加算することで合成データaを得る。同様に、減弱データ(2)と減弱データ(2)にチャンネル方向に隣接したX線検出素子の減弱データ(3)を加算することで合成データbを得る。これを繰り返すことで合成データa〜gを得る。【００７６】
次に、以下の方法で、列方向の合成を行う。【００７７】
DASは、減弱データ<1>と減弱データ(1)を加算することで合成データAを得る。減弱データ<2>と減弱データ(2)を加算することで合成データBを得る。これを繰り返すことで合成データA〜Gを得る。【００７８】
次に、分解処理について説明する。【００７９】
減弱データ<1>'、(1)'は、X線検出器の端に配設されているX線検出素子で得られたデータであるため、等しい値となる。そこで演算装置41は、減弱データ<1>'、(1)'を合成データAの半分の値とする。【００８０】
次に、演算装置41は、合成データaから前記で求めた減弱データ<1>'を減算して減弱データ<2>'を得る。合成データBから減弱データ<2>'を減算することで減弱データ(2)'を得る。これを繰り返すことで減弱データ<1>'〜<8>'、(1)'〜(8)'を得る。【００８１】
なお、本実施形態では、2列のX線検出器に対して合成を行ったが、同様な方法で3列以上のX線検出器に対しても適用可能である。【００８２】
以上説明したように、本実施形態によれば、多列X線検出器を備えるX線CT装置においても、空間分解能を劣化させることなくシステムノイズの影響を低減できる。【００８３】
以上、本発明の各実施形態を説明したが、本発明は上記実施形態に限定されることなく種々の変更が可能である。【００８４】
例えば、前述の各実施形態では、X線CT装置を用いた例を説明したが、これに限定されず、中性子線や陽電子やガンマ線等の放射線や光を用いたCT装置やX線撮影装置等の医療画像診断装置、或いは、MRI装置、超音波診断装置等の放射線を使用しない医療画像診断装置、さらには産業用のCT装置にも適用可能である。【００８５】
また、前述の各実施形態では、隣接する2つのX線検出素子の減弱データについて、合成及び分解処理を行う例を説明したが、チャンネル方向又は列方向に連続する3つ以上のX線検出素子の減弱データについて、合成及び分解処理を行っても良い。例えば、3つの減弱データを合成する場合は、連続する減弱データ<1>〜<5>について
A = <1>＋<2>＋<3>
B = <2>＋<3>＋<4>
C = <3>＋<4>＋<5>
の合成データを取得する。次に、各X線検出素子の分解データを取得するには、前述の第1の実施形態で説明した<方法1>又は<方法2>により分解データ<1>'と<2>'を取得し、その後に、
<3>' = A−(<1>'＋<2>')
<4>' = B−(<2>'＋<3>')
<5>' = C−(<3>'＋<4>')
と順次分解データを取得することができる。4つ以上のX線検出素子の減弱データについてのチャンネル方向の合成及び分解も同様である。また、3列以上の多列検出器の場合の列方向の合成及び分解処理も同様である。【００８６】
また、上記実施の形態では、X線管とX線検出器のセットを1組有するX線CT装置を用いているが、X線管とX線検出器のセットを複数組有する多管球CT装置にも適用可能である。
【図１】
2008010512.tif 000003
【図２】
2008010512.tif 000004
【図３】
2008010512.tif 000005
【図４】
2008010512.tif 000006
【図５】
2008010512.tif 000007
【図６】
2008010512.tif 000008
【図７】
2008010512.tif 000009
【図８】
2008010512.tif 000010
【図９】
2008010512.tif 000011
【国際調査報告】
2008010512.tif 000012
2008010512.tif 000013
2008010512.tif 000014
2008010512.tif 000015