JP2004113271A

JP2004113271A - Ct scanner

Info

Publication number: JP2004113271A
Application number: JP2002276952A
Authority: JP
Inventors: Taiga Goto; 後藤　大雅; Yasushi Miyazaki; 宮崎　靖
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2002-09-24
Filing date: 2002-09-24
Publication date: 2004-04-15
Anticipated expiration: 2022-09-24
Also published as: JP4467873B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a CT scanner that is designed to provide a good tomogram without holding a fixed speed. <P>SOLUTION: A drive device relatively making a radiation source 11 and a radiation detector 13 circle around a subject 12 and relatively moving in the axial direction of the subject 12 is provided with a speed change means axially changing the relative movement speed during the collection of projection data, and uses a speed change image reconstruction means preparing a tomogram in connection with the moving speed from the projection data, the speed of which is changed by the speed change means as an image reconstruction means. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線検出器から検出された投影データから被検体の関心領域の断層撮影像を作成する画像再構成手段を備えた断層撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
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（第三世代方式と呼ばれ、以下、ＳＤＣＴと称す）では、当初、被検体を搭載した寝台を固定の状態で、被検体を周回するＸ線源から照射した放射線により被検体のあるスライス位置における３６０度のファンビーム投影データを収集し、続いて、被検体を周回軸に沿って移動させて同様の方法で投影データ収集し、これを繰り返し行うことによって複数のスライスの投影データを得ていた。これらのデータは３６０度毎に離散的であり、各スライス毎に異なる３６０度の投影データを基に断層撮影像を作成していた。
【０００３】
しかし、スリップリングの登場により螺旋走査が可能になると、周回軸方向に連続したデータの取得が可能になり、複数の任意の撮影断面を一度に撮影可能になった。螺旋走査は、通常、被検体を介して対向配置したＸ線源とＸ線検出器を円軌道で周回させ、それに対して被検体を周回軸方向に移動することで実現できる。これにより、一度に広範囲の撮影が可能となって撮影時間は飛躍的に短縮された。しかしながら、螺旋走査では連続した３６０度の円軌道データではなくなり、それまで実施していたような円軌道のための画像再構成では画質の劣化を伴うため、補間を用いて螺旋軌道データを円軌道に補間し円軌道データとして再構成する重み付け螺旋補正再構成手法が用いられるようになった。
【０００４】
近年、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（以下、ＭＤＣＴと称す）が登場し、このＭＤＣＴでは、周回軸方向により狭い検出素子列を複数配列したＳＤＣＴと比べてより広い検出器とすることにより、一度に広範囲の撮影領域をカバーでき、ＳＤＣＴに比べてより速い速度で被検体を移動させることにより撮影時間を短縮し、呼吸などの動きによるアーチファクトを低減し、周回軸方向の分解能を向上させることが可能となった。このＭＤＣＴでは各検出列毎に異なる周回軸方向に傾斜角度を複数セット有するため、画像再構成法も多様化され、演算が高速なＭＤＣＴ用に改良された重み付け螺旋補正再構成法を初めとして、より精度が求められる場合の再構成アルゴリズムとしてＦｅｌｄｋａｍｐ法やＷａｎｇ法に代表される三次元再構成法など様々な手法が提案されている。近年は、高いスループット、つまり短時間に撮影して単位時間当たりの撮影人数を多くするため、また患者の負担を軽減するため、ＭＤＣＴにおいて体軸方向により広い検出器を使用し、Ｘ線源およびＸ線検出器を対象物に対して相対的により高速に移動させ撮影する傾向にある。
【０００５】
このような断層撮影を行う場合、撮影前に予め設定した螺旋ピッチにより移動速度を制御し、この設定した螺旋ピッチが図８（ｂ）に示すように一定であることを前提として、螺旋ピッチを基に再構成処理を行っている。また、造影剤を使用し広範囲に多時相にわたる撮影を行う場合、螺旋スキャンにより同一部位を任意の時間間隔で複数回撮影する必要がある。このとき、従来のような一定速度での撮影では、まず被検体における撮影開始位置にＸ線源を移動させ、造影剤の注入を行った後に、Ｘ線源を被検体に対して相対的に一定速度で移動させて第１回目の撮影を行い、関心領域の撮影が終了した後にスキャナを停止し、スキャナを撮影開始位置へ移動するといった行程を繰り返すことで実現していた。
【０００６】
また従来のＸ線断層撮影装置として、異なるデータ収集速度のスキャン範囲を組み合わせることで高画質撮影と高速撮影を両立するといった提案がされているが、公知の螺旋ピッチが一定である再構成アルゴリズムの使用を前提としている（例えば、特許文献１参照）。また、一定な速度での撮影の例外として、螺旋軌道スキャンの開始および終了位置において、円軌道スキャンを使用せずにより低速なピッチでの螺旋スキャンを使用するものが知られている（例えば、特許文献２参照）。
【０００７】
【特許文献１】
特開２００２−１０９９８号公報
【特許文献２】
特開平１０−１４６３３１号公報
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のＸ線断層撮影装置は、Ｘ線源およびＸ線検出器を被検体に対して相対的により高速に移動させる場合、図８（ａ）に示すようなステップ応答的な制御は不可能であり、移動速度への加減速時間や移動速度のゆらぎや移動精度が問題となる。特に、被検体を固定してＸ線源を移動する場合、スキャナが数百ｋｇから数トンの重さを有することから加減速時間が長く、移動精度も悪化する。また、これまでに提案されてきたこれらの画像再構成は、いずれもスキャナの周回速度、Ｘ線源に対する被検体の軸方向への相対的な移動速度が撮影中は一定であることを前提として検討されたものである。等速でない移動をする対象物に対して撮影を行った投影データに対して、これまでに検討されてきた画像再構成アルゴリズムをそのまま適用しようとすると、計算上のＸ線ビーム経路と実際のＸ線ビーム経路との誤差によりモーションアーチファクト的な強いアーチファクトを発生する。また、撮影時の移動速度に至るまでの加減速に要する部分では良好な画像が得られないために撮影に要する時間が長くなり、移動速度のゆらぎや移動精度も同様に画像劣化の原因となっていた。
【０００９】
また、特許文献１に示されたＸ線断層撮影装置では、データ収集速度は、図１６に示すように画像を取得したい領域で一定である必要があり、従来の再構成法を使用すると撮影中の移動遠度に安定するまでの間は良好な画像が得られない。また、特許文献１に示されたＸ線断層撮影装置では、関心のある領域の対向端末においてより高いピッチと、そしてそれらの間に一様なピッチとを持つスパイラルスキャンパスをビーム源走査軌跡として規定するという記載、また関心領域の上方および下方境界スパンのステージのためのより高いピッチと、そしてそれらの間の興味ある境域スパンのステージに関する一様な、より低いピッチとを持つスパイラルスキャンパスをビーム源走査軌跡として規定するという記載のように、再構成する範囲においては一様な速度である必要がある。これは、ここで使用されている画像再構成方法が米国特許第５，２５７，１８３号明細書のアルゴリズムと方式的には変わらず、寝台移動速度に応じてＸ線源の周回速度を変更したり、撮影範囲中の関心領域において移動速度を変更して撮影した場合、モーションアーチファクト的な歪みを生ずる。また、ここで提案されている再構成方法では、再構成処理を行う前に所望する関心領域全体が撮影される必要があり、一定の速度でデータが収集される必要がある。また、撮影時の被曝に関しては記載されていないが、同じスキャン範囲で撮影する場合、スキャン開始位置および終了位置で使用しないデータ、つまり無効被曝を生ずるといった問題が発生する。
【００１０】
このように、これまで提案されてきたいずれの再構成方法も移動速度および螺旋ピッチが一定の場合にのみしか良好な画像を取得できず、高速移動時の移動精度や移動の揺らぎによって画質が劣化し、撮影時の移動速度への加速時間にも良好な画像は得られない。これは、Ｘ線源に対する対象物の体軸方向位置と周回方向位置が正確に関連づけされないことが原因である。別の問題点としては、同一部位を多時相にわたって撮影する場合に、従来手法では一度目の撮影から次の撮影の準備まで、つまり一度目の撮影終了後、移動速度を減速停止し、次の撮影開始位置に移動し、移動速度を加速するに要する時間が長いことから、撮影準備が終了した頃には撮影を所望する時間を過ぎている場合が多く、所望の時相においてタイミングよく撮影が行えない。これは、これまでのＸ線断層撮影装置が螺旋ピッチ一定でしか撮影できないことが原因である。言い換えれば、一定ではない螺旋ピッチにおいて撮影されたデータから正確に再構成する手段がないことが原因である。
【００１１】
本発明の目的は、一定速度を保持することなく良好な断層撮影像を得ることができるようにした断層撮影装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明は上記目的を達成するために、放射線源と、被検体を介して放射線源に対向配置して配列した放射線検出器と、上記放射線源および上記放射線検出器を被検体に対して相対的に周回させると共に被検体の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置と、上記放射線源からの放射線を被検体の関心領域に限定するコリメータと、上記放射線検出器から検出された投影データから被検体の関心領域の断層撮影像を作成する画像再構成手段とを備えた断層撮影装置において、上記駆動装置は、上記軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を有し、上記画像再構成手段は、上記可変速手段による可変中の投影データからその移動速度に関連して断層撮影像を作成する可変速画像再構成手段を備えたことを特徴とする。
【００１３】
本発明による断層撮影装置は、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段と、可変速手段による可変中の投影データからその移動速度を関数として断層撮影像を作成する可変速画像再構成手段を備えたため、投影データの収集中における体軸方向の相対的な移動速度を一定でない移動速度で任意の移動特性を選定しても、可変速画像再構成手段によりその移動速度を関数として断層撮影像を作成することができ、従来のような強いアーチファクトの発生を防止することができ、また、撮影時の移動速度に至るまでの加減速に要する部分でも良好な断層撮影像を得ることができる。
【００１４】
また請求項２に記載の本発明は上記目的を達成するために、請求項１に記載のものにおいて、上記可変速画像再構成手段は、上記放射線源の被検体に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、上記放射線源の位置と再構成ボクセルの位置に応じて使用するデータを決定するデータ決定手段を有することを特徴とする。
【００１５】
請求項２に記載の本発明による断層撮影装置は、可変速画像再構成手段に、放射線源の被検体に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、放射線源の位置と再構成ボクセルの位置に応じて使用するデータを決定するデータ決定手段とを設けたため、放射線源に対する被検体の軸方向位置と周回方向位置が正確に関連づけられ、移動速度および螺旋ピッチが一定でなくても良好な画像を取得でき、従来のような高速移動時の移動精度や移動の揺らぎによる画質の劣化を防止することができる。
【００１６】
また請求項３に記載の本発明は上記目的を達成するために、請求項１に記載のものにおいて、上記可変速画像再構成手段は、上記放射線源の被検体に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、上記放射線源の位置と再構成ボクセルの位置に応じて重みを決定する重み付け決定手段を有することを特徴とする。
【００１７】
請求項３に記載の本発明による断層撮影装置は、可変速画像再構成手段に、放射線源の被検体に対する体軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、放射線源の位置と再構成ボクセルの位置に応じて重みを決定する重み付け決定手段を備えたため、放射線源に対する被検体の軸方向位置と周回方向位置が正確に関連づけられ、移動速度および螺旋ピッチが一定でなくても良好な画像を取得でき、従来のような高速移動時の移動精度や移動の揺らぎによる画質の劣化を防止することができる。
【００１８】
また請求項４に記載の本発明は上記目的を達成するために、請求項１に記載のものにおいて、上記可変速画像再構成手段は、被検体の軸方向への相対的な移動速度を計測する計測手段と、この計測手段によって計測された移動速度から上記放射線源の被検体に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段および画像再構成アルゴリズムに反映させる反映手段とを有することを特徴とする。
【００１９】
請求項４に記載の本発明による断層撮影装置は、可変速画像再構成手段に、被検体の軸方向への相対的な移動速度を計測する計測手段と、この計測手段によって計測された移動速度から放射線源の被検体に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段および画像再構成アルゴリズムに反映させる反映手段とを設けたため、被検体の軸方向への相対的な移動速度を画像再構成アルゴリズムに正確に反映させることができ、さらに、放射線源に対して被検体を軸方向に相対的に移動させた場合における移動精度悪や移動速度のゆらぎによる画質劣化等の悪影響を改善することができる。
【００２０】
さらに請求項５に記載の本発明は上記目的を達成するために、請求項１に記載のものにおいて、上記駆動装置は、上記放射線源を被検体に対して軸方向に相対的に反復移動する反復移動手段を有することを特徴とする。
【００２１】
請求項５に記載の本発明による断層撮影装置は、駆動装置に、放射線源を対象物に対して体軸方向に相対的に反復移動する反復移動手段を設けたため、従来では一度目の撮影終了後、移動速度を減速停止し、次の撮影開始位置に移動し、移動速度を加速する必要があるため、撮影に要する時間が長くなっていたが、体軸方向に相対的に反復移動させることができるようになり、これによって、より短い間隔で次の撮影を行うことができ、所望の撮影タイミングで撮影を行うことができる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。
図２は、本発明の一実施の形態による断層撮影装置の概略構成を示す斜視図である。
断層撮影装置は、撮影用に用いるスキャナ１と、被検体をのせて移動するための寝台２と、マウスやキーボードなどで構成され放射線源に対する相対的な寝台移動速度情報や再構成位置など計測および再構成パラメータを入力するための入力装置３と、放射線検出器４から得られたデータを処理する演算装置５と、再構成画像を表示する表示装置６などを有している。
【００２３】
図１は、上述した断層撮影装置のより詳細な構成を示すブロック構成図である。
スキャン方式はローテート−ローテート方式（第３世代）であり、スキャナ１には寝台２と、高電圧スイッチングユニット８、高電圧発生装置９、放射線制御装置１０を有する放射線発生装置などの放射線源１１と、被検体１２を介して放射線源１１と対向配置した放射線検出器１３と、この放射線検出器１３および放射線源１１を図示しない周回方向位置および軸方向位置を検出する位置検出手段と協同させながら周回方向および軸方向に駆動する駆動装置１４と、放射線源１１から照射する放射線領域を制御するコリメータ１５などを有している。コリメータ１５を制御するコリメータ制御装置１６と、駆動装置１４を制御するスキャナ制御装置１７と、寝台２を制御する寝台制御装置１８および寝台２の相対的な移動量を計測する寝台移動計測装置１９と、これらを制御する中央制御装置２０とを有している。
【００２４】
入力装置３から撮影条件（寝台移動速度、管電流、管電圧、スライス位置など）を入力し、その指示に基づいて撮影に必要な制御信号が中央制御装置２０から放射線制御装置１０、寝台制御装置１８、スキャナ制御装置１７に送られ、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放射線制御装置１０により高電圧発生装置９に制御信号が送られ、高電圧が放射線源１１に印加され、この放射線源１１から放射線が被検体１２へ照射される。同時に、スキャナ制御装置１７から駆動装置１４に制御信号が送られ、放射線源１１、放射線検出器１３およびプリアンプ２１などが被検体１２に対して相対的に周回される。一方、寝台制御装置１８により被検体１２を乗せた寝台２が円軌道スキャン時に静止、また螺旋軌道スキャン時には放射線源１１等の周回軸方向に平行移動される。
【００２５】
駆動装置１４、スキャナ制御装置１７および寝台制御装置１８等によって、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置を構成している。また詳細を後述するように、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置に、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を備えている。
【００２６】
放射線源１１から照射された放射線は、コリメータ１６により照射領域を制限され、被検体１２内の各組織で吸収減衰され、被検体１２を通過して放射線検出器１３で検出される。この放射線検出器１３で検出された放射線は、電流に変換されてプリアンプ２１で増幅され、投影データ信号として演算装置５に入力される。演算装置５に入力された投影データ信号は、演算装置５内の画像再構成手段２２、特に詳細を後述する移動速度に関連して断層撮影像を作成する可変速画像再構成手段２３で再構成処理される。再構成画像は、入出力装置３内の記憶装置２３に保存され、表示装置６で断層撮影像として表示される。
【００２７】
図３は、円軌道スキャンと螺旋軌道スキャンを示す斜視図である。
同図は、円軌道スキャン時の放射線源の移動軌跡（ａ）と、螺旋軌道スキャン時の放射線源の移動軌跡（ｂ）を示している。移動軌跡（ａ）のように円軌道で撮影された場合には、フィルタ補正二次元逆投影を行うことで放射線源位置の画像を正確に再現することができる。しかし、移動軌跡（ｂ）のように螺旋軌道で撮影された場合には、撮影端部位置においてデータの不連続性によりフィルタ補正二次元逆投影のみではその位置でストリーク状のアーチファクトを生じてしまう。そこで、移動軌跡（ｂ）のように螺旋軌道で得られたデータに対し、データ補間を用いることで移動軌跡（ａ）のような円軌道データに補正し、その後にフィルタ補正二次元逆投影を行う。
【００２８】
このように補間を用いることによって不連続性を低減した画像を得ることができる。この場合のアーチファクトの程度は、放射線源軌跡における不連続の程度によって決定され、つまり、被検体の移動速度によってアーチファクト程度は変わる。通常用いられている単一列型螺旋走査断層撮影装置（ＳＤＣＴ）では、一般的に螺旋ピッチ、つまり被検体移動速度の周回軸位置での放射線ビームの厚みに対する比率は２程度まで使用されている。
【００２９】
図４は、単一列放射線検出器１３ａと多列放射線検出器１３ｂを並記した概略側面図である。多列放射線検出器１３ｂでは、より幅の狭い単一列放射線検出器１３ａが周回軸方向に複数列並べられ、全体としては単一列放射線検出器１３ａよりも広い検出器を実現している。
【００３０】
図５は、単一列放射線検出器１３ａと、多列放射線検出器１３ｂにおける１列当たりの放射線ビームのコリメーション厚さ（以下、ディテクタコリメーション厚と称す）を示す概略側面図ある。
多列放射線検出器１３ｂは、単一列放射線検出器１３ａに比べてディテクタコリメーション厚が薄く、全体としては、より広い範囲を一度に撮影することができる。得られる断層撮影像の周回軸方向の空聞分解能は、ディテクタコリメーション厚に依存する部分が大きく、ディテクタコリメーション厚が薄いほど体軸分解能も向上する。
【００３１】
図６および図７は、被検体１２の移動速度と放射線源軌跡を示す図である。
図６は被検体１２を等速で移動した場合の放射線源の軌跡２５を示しており、図７は、被検体１２を任意に変化する速度で移動した場合の放射線源の軌跡２６を示している。図７では、移動開始付近および移動終了付近で被検体１２の移動速度が低速となっているため、周回軸方向の計測が密になっている。
【００３２】
図８は、被検体１１の移動速度つまり寝台移動速度と撮影可能範囲を示す速度特性図である。
図８（ａ）はステップ応答的な速度変化によって一定速度に達したときに計測を行う場合で、撮影開始と同時に寝台移動速度がＬＳにまであげられ、撮影終了と同時に寝台移動速度はＯになっている。この場合、撮影可能範囲は広いが、実際には寝台移動速度を上げるためには図８（ｂ）のように加速範囲が必要であり、いずれも一定速度ＨＳあるいはＬＳに達してから計測を行っている。従って、従来の等速のみを補償した再構成アルゴリズムを用いて再構成を行う場合、寝台移動速度が速くなるにつれ撮影可能範囲は狭くなる。撮影可能範囲を広くしようとすると、加速範囲を狭くしよりステップ応答的に立ち上げる必要があるが、ステップ応答的な立ち上がりは対象物への負担や機械的負担が大きいため望ましくない。
【００３３】
これに対して図８（ｃ）は、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置に、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を設け、詳細を後述する任意速度に対応した画像再構成アルゴリズムを備えた図１の可変速画像再構成手段２２を使用することにより、図８（ｂ）のような加速範囲を必要とすることなく、広い撮影可能範囲を実現している。また、これによって図８（ｂ）の場合のように加速範囲を狭くする必要はなくより緩やかに加速することができる。
【００３４】
また、図１に示した寝台制御装置１８などによって軸方向の相対的な移動速度を投影データ収集中に可変する可変速手段を構成し、この可変速手段によって図８（ｄ）に示すように、部位毎に必要とする画質を得るための寝台移動速度を変更しながら撮影することができるようになり、より高画質な画像を得る部位では周回軸方向の計測は密にするため低速にし、より高速に撮影する部位では周回軸方向の移動速度を高速にして、非常に効率的な撮影を行うことができる。
【００３５】
図９は、単一列検出器における計測軌跡を示す特性図で、図９（ａ）は移動速度が一定の場合のデータ軌跡であり、図９（ｂ）は移動速度が変化する場合のデータ軌跡である。
同図において、太線は実データ軌跡２７であり、点線は対向位置に放射線源がある場合の対向データ軌跡２８を示している。下方の矩形２９は位相が０［ｒａｄ］における放射線検出器のサイズを示しており、各計測位置でデータの冗長性を一定にするためには、その時点（位相）および前後１周位置の寝台移動速度に応じてコリメーションサイズを縮小可能であることを示している。
【００３６】
図１０は、多列検出器におけるデータ経路中心位置における計測軌跡を示す特性図で、図１０（ａ）は移動速度が一定の場合のデータ軌跡であり、図１０（ｂ）は移動速度が変化する場合のデータ軌跡である。
同図において、太線は実データ軌跡２７であり、点線は対向位置に放射線源がある場合の対向データ軌跡２８を示している。この場合、データ密度が寝台移動速度によって異なることを示している。遅い速度ではデータは密になり（重複し）、速い場合では粗になる。各速度においてデータの密度は、使用する列数を変更し、同時に放射線をコリメータで制限することで修正することが可能である。
【００３７】
次に、画像を再構成するための三次元画像再構成法の一例を示す。ここでは、特開２０００−１０２５３０号公報に示されるように冗長性を排除した最小の放射線検出器を利用する。
図１１に示すようにステップＳ１で放射線源１１の被検体１２に対する相対的な体軸方向への移動速度を周回角度βと関連づけて移動速度Ｔ（β）を得、この移動速度Ｔ（β）に応じた重み関数を作成し、投影データにデータ補正用の重み付けをし、ステップＳ２で並べ替え処理を行い、ステップＳ３でフィルタ補正を行い、ステップＳ４で放射線源１１と被検体１２との軸方向への相対的な移動速度Ｔ（β）に応じて領域制限をし、ステップＳ５で放射線源１１と被検体１２との軸方向の相対的な移動速度Ｔ（β）に応じて三次元逆投影を実施する。
【００３８】
上述した図１１のフローチャートに従って三次元再構成アルゴリズムの一例について説明する。
放射線検出器の形状に応じて放射線源と各検出器素子とのエネルギーの補正を行うためにステップＳ１の重み付け処理を実施する。これは、放射線のエネルギーが放射線源からの距離の２乗に反比例して減衰するため、放射線検出器の形状によりビームの依存性が変化することに起因する。このため、放射線検出器の形状に応じて補正が必要となり、次のようにして補正を行う。
【００３９】
放射線源を中心とした球面上に配置された放射線検出器を使用した場合において、投影データをＰｆ（β，α，ν）、重み付け後の投影データをＰｆａｎ（β，α，ν）、放射線源と放射線検出器間の距離をＳＩＤ、放射線検出器上の周回軸方向位置をν、他方の位置をｕとすると距離に対する補正処理は数式１のように示すことができる。ただし、βは周回角度、αは周回方向のファンビーム開き角度（ファンビームチャンネル方向）、νはＸ線源を中心とした円筒検出器上の軸方向位置である。
【数１】

【００４０】
また平面検出器を使用した場合、投影データをＰＦ（β，μ，ν）、重み付け後の投影データをＰｆａｎ（β，α，ν）、放射線源と放射線検出器間の距離をＳＩＤ、放射線検出器上の周回軸方向位置をν、他方の位置をｕとすると重み付け処理は次に数式２のように示すことができる。
【数２】

【００４１】
演算の高速化のために周回軸方向からみてファン状に照射された放射線ビーム（ファンビーム）を周回軸から見て平行な放射線ビーム（パラレルビーム）に並べ替えるために、次に、ステップＳ２の並べ替え処理を行う。ファンビームをＰｆａｎ（β，α，ν）、パラレルビームをＰｐａｒａ（βＰ，ｔ，ν）とすると、並べ替え処理は数式３のように示すことができる。ただし、αは周回方向のファンビーム開き角度（ファンビームチャンネル方向）、νはＸ線源を中心とした円筒検出器上の軸方向位置、ｔはパラレルビームにおけるビームに垂直な軸（パラレルビームチャンネル方向）である。
【数３】

【００４２】
次に、投影データのぼけを修正するフィルタ補正（再構成フィルタリング）のために、ステップＳ３の再構成フィルタの畳み込み演算（フィルタ処理）を行う。この再構成フィルタリングには実空間で畳み込み演算する方法（実空間フィルタリング）と、フーリエ空間で乗算を行う方法（フーリエ空間フィルタリング）の２種類が存在する。フーリエ空間フィルタリングは、フーリエ変換を用いてフーリエ空間に変換しフィルタ関数（空間周波数フィルタ）を乗じた後にフーリエ逆変換を施す処理であり、一方、実空間フィルタリングは、実空間でのフーリエ逆変換したフィルタ関数の畳み込み処理である。これらは、いずれも数学的に等価であるが、演算時間が高速なフーリエ空間でのフィルタ処理が一般的に用いられる。再構成に使用するフィルタはＳｈｅｐｐ　ａｎｄ　Ｌｏｇａｎや、Ｒａｍａｃｈｃｈａｎｄｒａｎ　ａｎｄ　Ｌａｋｓｈｍｉｎａｒａｙａｎａｎや、Ｒａｍｐ、またはこれらのフィルタ関数を臨床的経験により修正したものの中から臨床的経験に基づいて選択し使用する。パラレル投影データをＰｐａｒａ（β，ｔ，ν）、フィルタ処理後のパラレル投影データをｆＰｐａｒａ（β，ｔ，ν）、再構成フィルタをＧ（ω）とすると、フーリエ空間フィルタリングは数式４のように示すことができる。
【数４】

【００４３】
再構成フィルタＧ（ω）のフーリエ逆変換ｇ（ｔ）は数式５で表される。
【数５】

【００４４】
従って、実空間フィルタリングは、数式６のように示すことができる。
【数６】

【００４５】
次に、ステップＳ４のデータ領域制限について説明する。
冗長性の一定な投影データを作成するために、パラレルビーム投影角毎に制限領域によってパラレルビームを制限する。制限する領域の放射線源周回方向の長さ（幅）は、対象物の最大幅を含むように決定する。また、制限する領域の周回軸方向の長さ（高さ）は、移動速度Ｔ（β）を考慮して、Ｔ（β）によって決定され、具体的には、次にのように決定する。放射線源の周回角度βのときの移動速度Ｔ（β）より周回軸方向の放射線源位置Ｚ（β）は、数式７で表される。
【数７】

【００４６】
放射線源軌跡を含み周回軸を中心とした円柱上における制限領域の上限Ｈ（β，ｔ）および制限領域の下限Ｌ（β，ｔ）は、数式８および数式９で示される。
【数８】

【数９】

【００４７】
その後のステップＳ５における三次元逆投影は、図１２に示すように再構成ボクセルＩ（ｘＩ，ｙＩ，ｚＩ）、放射線源の初期位相角度βＳＯ，放射線源の初期ｚ位置ｚＳＯ，放射線源の位相角度β、放射線源位置Ｓ（ｘＳ，ｙＳ，ｚＳ）、放射線源と再構成ボクセル間の距離Ｒ，放射線源と回転中心間の距離ＳＯＤ，放射線源と放射線検出器間の距離ＳＩＤ、放射線検出器の素子幅ｄａｐｐ、放射線検出器の列数Ｎ、放射線検出器上のスキャナ１回転当たりの被検体の移動距離Ｔ、放射線源を中心とした円筒検出器上の軸方向位置ν、画像再構成領域ＦＯＶとすると、数式１０で表される。
【数１０】

【００４８】
この点をさらに具体例を説明する。
初めに、移動速度ＴにおいてＦ０Ｖ内の各画素で１８０度のデータが得られるβの範囲（βＳ≦β＜βｅ）について求めると、数式１１が求められる。
【数１１】

【００４９】
ここで、Ｘ線源β位相におけるｚ位置ｚＳはｚＳ＝｛Ｔ（β−βＳＯ）／２π｝＋ｚＳＯとなり、放射線源を中心とした円筒検出器上の軸方向位置νへの放射線ビームの再構成ボクセル位置Ｉ（ｘＩ，ｙＩ，ｚＩ）での周回軸方向位置ＺＳＩは、ｚＳＩ＝（Ｒ・ν／ＳＩＤ）＋ｚＳとなる。また放射線源を中心とした円筒検出器上の軸方向位置νの条件は、数式１２となる。
【数１２】

【００５０】
また、ｘｓ＝ＳＯＤ・ｓｉｎβ、ｙｓ＝ＳＯＤ・ｃｏｓβ、Ｒ＝｛（ｘＳ−ｘＩ）２＋（ｙＳ−ｙＩ）２｝１／２より、放射線ビームが再構成ポクセルを通過する条件は、数式１３となる。
【数１３】

【００５１】
また、位相βにおける放射線源から発せられ再構成ボクセルＩ（ｘＩ，ｙＩ，ｚＩ）を通過する放射線ビームの検出器行方向の位置ｔＩ、及びθｔは、ＳＯＤｓｉｎθｔ＝ｔＩ　、また、それぞれベクトルを数式１４および数式１５とすると、数式１６が得られる。
【数１４】

【数１５】

【数１６】

これより、数式１７、さらに数式１７から数式１８を得る。
【数１７】

【数１８】

【００５２】
このように図１１に示した処理を実現するためには、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置に、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を設け、この可変速手段による可変中の投影データからその移動速度に関連して断層撮影像を作成する可変速画像再構成手段２３を備えると共に、この可変速画像再構成手段２３は、放射線源１１の被検体１２に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、放射線源１１の位置と再構成ボクセルの位置に応じて使用するデータを決定するデータ決定手段を有したため、投影データの収集中における体軸方向の相対的な移動速度を一定でない移動速度で任意の移動特性を選定しても、可変速画像再構成手段によりその移動速度を関数として断層撮影像を作成することができ、撮影時の移動速度に至るまでの加減速に要する部分でも良好な断層撮影像を得ることができると共に、放射線源１１に対する被検体１２の軸方向位置と周回方向位置が正確に関連づけられ、移動速度および螺旋ピッチが一定でなくても良好な画像を取得でき、従来のような高速移動時の移動精度や移動の揺らぎによる画質の劣化を防止することができる。
【００５３】
上述したアルゴリズムにおいて、実際は離散的に扱われるべき投影データや再構成画像を連続的なデータとして扱っているため、実際にはＬａｇｒａｎｇｅ補間等の補間法を用いて、補間により離散的に算出する必要がある。理想的には、位相方向、検出器チャンネル方向、検出器列方向の３方向の補間により算出する。
【００５４】
次に、ＭＤＣＴにおける画像再構成アルゴリズムの他の例、重み付け螺旋補正再構成アルゴリズムについて図１３に示すフローチャートを用いて説明する。
この重み付け螺旋補正法では、ステップＳ６で投影データに補正用重み付けを行い、ステップＳ７で並べ替え処理を行い、ステップＳ８で放射線源の被検体に対する相対的な体軸方向への移動速度を周回角度βと関連づけられた移動速度Ｔ（β）を用い、放射線源の被検体に対する軸方向への相対的な位置に応じて変化する重み関数を作成し、これをステップＳ９で投影データに加重し、ステップＳ１０でフィルタ処理し、ステップＳ１１で従来から用いられている二次元逆投影を行う。
【００５５】
ここでは、上述したステップＳ３の変化する重み関数の作成方法を図１４を用いて説明する。
移動速度Ｔ（β）から再構成スライス位置となる周回位相βｉを算出し、βｉを挟んでπ［ｒａｄ］離れた位相（β１、β２）から、β１、β２における体軸方向位置Ｚ（β１）、Ｚ（β２）を算出する。
【数１９】

【００５６】
このβ１、β２における体軸方向位置Ｚ（β１）、Ｚ（β２）から重み関数は、β１≦β＜βｉのとき数式２０およびβｉ≦β＜β２のとき数式２１のように補間により求まる。
【数２０】

【数２１】

【００５７】
このように図１３に示した処理を実現するためには、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置に、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を設け、この可変速手段による可変中の投影データからその移動速度に関連して断層撮影像を作成する可変速画像再構成手段２３を備えると共に、この可変速画像再構成手段２３に、放射線源１１の被検体１２に対する体軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、放射線源１１の位置と再構成ボクセルの位置に応じて重みを決定する重み付け決定手段を備えたため、投影データの収集中における体軸方向の相対的な移動速度を一定でない移動速度で任意の移動特性を選定しても、可変速画像再構成手段によりその移動速度を関数として断層撮影像を作成することができ、撮影時の移動速度に至るまでの加減速に要する部分でも良好な断層撮影像を得ることができると共に、放射線源に対する被検体の軸方向位置と周回方向位置が正確に関連づけられ、移動速度および螺旋ピッチが一定でなくても良好な画像を取得でき、従来のような高速移動時の移動精度や移動の揺らぎによる画質の劣化を防止することができる。
【００５８】
さらに、いずれの処理においても、可変速画像再構成手段２３に、被検体１２の軸方向への相対的な移動速度を計測する寝台移動計測装置１９などの計測手段と、この計測手段によって計測された移動速度から放射線源１１の被検体１２に対する軸方向位置と周回方向位置を対応づける位置対応手段と、画像再構成アルゴリズムに反映させる反映手段とを有しているため、被検体１２の軸方向への相対的な移動速度を画像再構成アルゴリズムに正確に反映させることができ、さらに、放射線源に対して被検体を軸方向に相対的に移動させた場合における移動精度悪や移動速度のゆらぎによる画質劣化等の悪影響を改善することができる。
【００５９】
図１５は、放射線源の被検体に対する体軸方向への相対的な反復移動について説明する特性図である。
上述したように、放射線源１１および放射線検出器１３を被検体１２に対して相対的に周回させると共に被検体１２の軸方向に相対的に移動可能な駆動装置に、軸方向の相対的な移動速度を投影データの収集中に可変する可変速手段を備えている。この可変速手段は、放射線源１１を被検体１２に対して軸方向に相対的に反復移動する反復移動手段を有する。この反復移動手段によって図１５に示す反復運動を実現することができる。
【００６０】
図１５の反復運動は、被検体１２に対する放射線源１１の軸方向への相対的な移動速度を、予め設定された移動速度関数Ｔ（β）に基づいて、正負にわたり正弦的に変化させ移動させることで実現できる。このとき、放射線源１１の軸方向位置を固定し被検体１２を移動させることで実現してもよいが、被検体１２を固定し放射線源１１を移動させてもよい。また、放射線源１１と被検体１２の移動を組合せ、同期させて移動させてもよい。
【００６１】
同一部位を多時相にわたって撮影する場合、従来の手法では、移動速度を加速した後に一度目の撮影を行ない、撮影終了後に移動速度を減速し停止させ、次の撮影位置に移動させた後再び移動速度を加速しなければならないため、全体の撮影に要する時間が長くなってしまう。しかし、駆動装置に、放射線源１１を被検体１２に対して軸方向に相対的に反復移動する反復移動手段を設けたため、体軸方向に相対的に反復移動させることができるようになり、これによって、より短い間隔で次の撮影を行うことができ、所望の撮影タイミングで撮影を行うことができるようになる。
【００６２】
尚、本実施の形態における断層撮影装置の放射線源としては、Ｘ線、ガンマ線、中性子線、陽電子や電磁エネルギーや光を用いることも可能である。また、スキャン方式も第１世代、第２世代、第３世代、第４世代といずれの方式かに限定されるものではなく、放射線源を複数搭載した多管球断層撮影装置やドーナツ型管球断層撮影装置に対しても使用することが可能である。また、放射線検出器の形状も放射線源を中心とした円筒表面に配置した放射線検出器、平面放射線検出器、放射線源を中心として球面上に配置した放射線検出器、周回軸を中心として円筒表面に配置した放射線検出器などいずれにも適用することが可能である。
【００６３】
【発明の効果】
以上に説明したように本発明の断層撮影装置によれば、一定速度に達するまでの加減速領域においても撮影を行うことができるので、被検体の移動精度の影響を受けず、かつ移動時の揺らぎの影響を受けずに、関心領域における良好な断層撮影像を高速に得ることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施の形態による断層撮影装置のブロック構成図である。
【図２】図１に示した断層撮影装置の外観を示す斜視図である。
【図３】円軌道スキャンと螺旋軌道スキャンの焦点軌跡を示す斜視図である。
【図４】単一放射線検出器と多列放射線検出器の腰部側面図である。
【図５】単一放射線検出器と多列放射線検出器の１列当たりのＸ線ビームのコリメーション厚さを示す側面図である。
【図６】被検体が等速で移動したときの放射線源軌跡を示す斜視図である。
【図７】被検体が可変速で移動したときの放射線源軌跡を示す斜視図である。
【図８】被検体がそれぞれ異なる速度特性で移動したときの撮影可能範囲を示す特性図である。
【図９】単一列検出器における計測軌跡を示す説明図である。
【図１０】多列検出器における計測軌跡を示す説明図である。
【図１１】図１に示した断層撮影装置による画像再構成アルゴリズムの処理動作を示すフローチャートである。
【図１２】図１１に示した再構成アルゴリズムにおける三次元逆投影の説明図である。
【図１３】図１に示した断層撮影装置による他の画像再構成アルゴリズムの処理動作を示すフローチャートである。
【図１４】図１３に示した画像再構成アルゴリズムの処理動作における重み関数作成の説明図である。
【図１５】図１に示した断層撮影装置における反復移動手段による動作特性図である。
【図１６】従来の断層撮影装置における移動速度と撮影可能範囲の関係を示す特性図である。
【符号の説明】
２　　寝台
５　演算装置
１１　放射線源
１２　被検体
１３　放射線検出器
１４　　駆動装置
１５　コリメータ
１８　寝台制御装置
２２　画像再構成手段
２３　可変速画像再構成手段[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a tomographic apparatus including image reconstruction means for creating a tomographic image of a region of interest of a subject from projection data detected from a radiation detector.
[0002]
[Prior art]
In a single-row detector type X-ray computed tomography apparatus using a single-row detector (called a third generation method, hereinafter referred to as an SDCT), initially, a bed on which a subject is mounted is fixed, Obtain 360-degree fan beam projection data at a slice position of the subject by radiation emitted from an X-ray source orbiting the subject, and then move the subject along the orbital axis and project in a similar manner. By collecting data and repeating this, projection data of a plurality of slices has been obtained. These data are discrete every 360 degrees, and a tomographic image is created based on the 360-degree projection data different for each slice.
[0003]
However, if spiral scanning becomes possible with the advent of the slip ring, continuous data can be acquired in the direction of the rotation axis, and a plurality of arbitrary imaging sections can be imaged at once. The helical scan can be generally realized by orbiting an X-ray source and an X-ray detector that are arranged to face each other with the subject in a circular orbit, and moving the subject in the orbit axis direction. As a result, a wide area can be photographed at a time, and the photographing time is dramatically reduced. However, in spiral scanning, continuous 360-degree circular orbit data is no longer available, and image reconstruction for circular orbits that has been performed until now involves image quality degradation. The weighted spiral correction reconstruction method of interpolating and reconstructing as circular orbit data has been used.
[0004]
In recent years, a multi-row detector X-ray computed tomography apparatus (hereinafter, referred to as MDCT) in which a plurality of detector rows are arranged in the rotation axis direction has appeared. In this MDCT, a plurality of detection element rows narrower in the rotation axis direction are provided. By using a wider detector compared to the arrayed SDCT, it is possible to cover a wide range of imaging areas at one time. By moving the subject at a faster speed than SDCT, the imaging time can be reduced, and movements such as breathing can be reduced. It is possible to reduce the artifacts due to and improve the resolution in the rotation axis direction. In this MDCT, since there are a plurality of sets of inclination angles in different rotation axis directions for each detection row, the image reconstruction method is also diversified, and the weighted spiral correction reconstruction method, which is improved for fast MDCT operation, Various methods such as a three-dimensional reconstruction method typified by the Feldkamp method and the Wang method have been proposed as reconstruction algorithms when more accuracy is required. In recent years, in order to increase the number of imaging persons per unit time by performing high-throughput imaging in a short time, and to reduce the burden on the patient, MDCT uses a wider detector in the body axis direction, and uses an X-ray source and There is a tendency that the X-ray detector is moved relatively faster with respect to the object to perform imaging.
[0005]
When performing such tomographic imaging, the moving speed is controlled by a preset spiral pitch before imaging, and the spiral pitch is set on the assumption that the set spiral pitch is constant as shown in FIG. Reconstruction processing is being performed based on this. In addition, when performing imaging over a wide range over multiple time phases using a contrast agent, it is necessary to image the same part a plurality of times at arbitrary time intervals by spiral scanning. At this time, in conventional imaging at a constant speed, the X-ray source is first moved to the imaging start position on the subject, the contrast agent is injected, and then the X-ray source is moved relative to the subject. This is realized by repeating a process of moving the scanner at a constant speed, performing the first imaging, stopping the scanner after the imaging of the region of interest is completed, and moving the scanner to the imaging start position.
[0006]
As a conventional X-ray tomography apparatus, it has been proposed to combine high-quality imaging and high-speed imaging by combining scan ranges with different data acquisition speeds. However, a known reconstruction algorithm having a constant helical pitch has been proposed. It is assumed to be used (for example, see Patent Document 1). Also, as an exception to shooting at a constant speed, there is known one that uses a spiral scan at a lower pitch without using a circular orbit scan at the start and end positions of the spiral orbit scan (for example, see Patent Reference 2).
[0007]
[Patent Document 1]
JP-A-2002-10998
[Patent Document 2]
JP-A-10-146331
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
However, when the conventional X-ray tomography apparatus moves the X-ray source and the X-ray detector relatively faster with respect to the subject, the step-responsive control as shown in FIG. It is possible, and acceleration / deceleration time to the moving speed, fluctuation of the moving speed, and moving accuracy become problems. In particular, when the X-ray source is moved while the subject is fixed, since the scanner weighs several hundred kg to several tons, the acceleration / deceleration time is long and the movement accuracy is deteriorated. In addition, these image reconstructions proposed so far all assume that the rotation speed of the scanner and the relative movement speed of the subject in the axial direction with respect to the X-ray source are constant during imaging. It has been considered. If an attempt is made to apply the image reconstruction algorithm discussed so far to projection data obtained by shooting an object moving at a non-constant speed, the calculated X-ray beam path and the actual X Due to an error from the line beam path, a strong artifact like a motion artifact is generated. In addition, since a good image cannot be obtained in a portion required for acceleration and deceleration up to the moving speed at the time of photographing, the time required for photographing becomes longer, and fluctuations in moving speed and moving accuracy also cause image deterioration. I was
[0009]
Further, in the X-ray tomography apparatus disclosed in Patent Document 1, the data acquisition speed needs to be constant in an area where an image is desired to be acquired as shown in FIG. A good image cannot be obtained until the moving distance is stabilized. Further, in the X-ray tomography apparatus disclosed in Patent Document 1, a spiral scan path having a higher pitch at an opposite terminal in an area of interest and a uniform pitch therebetween is used as a beam source scanning trajectory. A spiral scan path having a higher pitch for the stages of the upper and lower boundary spans of the region of interest and a uniform, lower pitch for the stage of the boundary zone of interest between them As described in the specification of the beam path defined by the beam source scanning trajectory, the velocity must be uniform over the reconstruction range. This is because the image reconstruction method used here is not systematically different from the algorithm of US Pat. No. 5,257,183, and changes the rotation speed of the X-ray source according to the bed moving speed. Also, if the moving speed is changed in the region of interest in the photographing range and the photographing is performed, a distortion like a motion artifact occurs. Further, in the reconstruction method proposed here, it is necessary to photograph the entire desired region of interest before performing the reconstruction processing, and it is necessary to collect data at a constant speed. Further, although the exposure at the time of imaging is not described, when imaging is performed in the same scan range, data not used at the scan start position and the end position, that is, invalid exposure occurs.
[0010]
As described above, in any of the reconstruction methods proposed so far, a good image can be obtained only when the moving speed and the helical pitch are constant, and the image quality is degraded due to the movement accuracy at the time of high-speed movement and the fluctuation of the movement. However, a good image cannot be obtained even in the acceleration time to the moving speed at the time of shooting. This is because the position of the object in the body axis direction with respect to the X-ray source and the position in the circumferential direction are not accurately correlated. Another problem is that when imaging the same part over multiple phases, the conventional method decelerates and stops the moving speed from the first imaging to the preparation for the next imaging, that is, after the first imaging, Since the time required for moving to the shooting start position and accelerating the moving speed is long, when the preparation for shooting is completed, the desired time for shooting is often exceeded, and shooting is performed at a desired time in a timely manner. Can not do. This is because the conventional X-ray tomography apparatus can perform imaging only at a constant helical pitch. In other words, this is because there is no means for accurately reconstructing data captured at a helical pitch that is not constant.
[0011]
An object of the present invention is to provide a tomographic apparatus capable of obtaining a good tomographic image without maintaining a constant speed.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention provides a radiation source, a radiation detector arranged to face the radiation source via the subject, and the radiation source and the radiation detector relative to the subject. A driving device capable of rotating around the object and relatively moving in the axial direction of the subject, a collimator for limiting radiation from the radiation source to a region of interest of the subject, and a projection device based on projection data detected from the radiation detector. An image reconstructing means for creating a tomographic image of a region of interest of the specimen, wherein the driving device comprises: a variable speed means for changing the relative movement speed in the axial direction during acquisition of projection data. Wherein the image reconstructing means comprises a variable speed image reconstructing means for creating a tomographic image from the projection data being varied by the variable speed means in relation to a moving speed thereof.
[0013]
A tomographic apparatus according to the present invention includes a variable speed unit that changes a relative moving speed in an axial direction during acquisition of projection data, and a tomographic image obtained by changing the moving speed as a function from the projection data being changed by the variable speed unit. Since the variable speed image reconstructing means is provided, even if an arbitrary moving characteristic is selected at a non-constant moving speed, the relative speed in the body axis direction during acquisition of the projection data is changed by the variable speed image reconstructing means. It is possible to create a tomographic image as a function of the moving speed, to prevent the occurrence of a strong artifact as in the past, and to obtain a favorable image even in a portion required for acceleration and deceleration up to the moving speed at the time of photographing. A tomographic image can be obtained.
[0014]
According to a second aspect of the present invention, in order to achieve the above object, in the first aspect, the variable speed image reconstructing means comprises an axial position and a circumferential position of the radiation source with respect to the subject. And data determining means for determining data to be used in accordance with the position of the radiation source and the position of the reconstructed voxel.
[0015]
In the tomography apparatus according to the second aspect of the present invention, the variable-speed image reconstructing means is provided with position correspondence means for associating the axial position and the circumferential position of the radiation source with respect to the subject, and the position and reconstruction of the radiation source. Since the data determining means for determining the data to be used according to the position of the voxel is provided, the axial position and the circumferential position of the subject with respect to the radiation source are accurately associated, and even if the moving speed and the helical pitch are not constant. A good image can be obtained, and deterioration in image quality due to movement accuracy and movement fluctuation during high-speed movement as in the related art can be prevented.
[0016]
According to a third aspect of the present invention, in order to achieve the above object, in the first aspect, the variable speed image reconstructing means comprises an axial position and a circumferential position of the radiation source with respect to the subject. And a weight determining means for determining a weight according to the position of the radiation source and the position of the reconstructed voxel.
[0017]
According to a third aspect of the present invention, there is provided a tomographic apparatus according to the present invention, wherein the variable speed image reconstructing means is provided with position correspondence means for associating the position of the radiation source with respect to the subject in the body axis direction and the circumferential direction, and the position of the radiation source. Since the weighting means for determining the weight in accordance with the position of the constituent voxels is provided, the axial position and the circumferential position of the subject with respect to the radiation source are accurately correlated, and even if the moving speed and the helical pitch are not constant, a favorable An image can be obtained, and deterioration of image quality due to movement accuracy and movement fluctuation at the time of high-speed movement as in the related art can be prevented.
[0018]
According to a fourth aspect of the present invention, in order to achieve the above object, in the first aspect, the variable speed image reconstruction means measures a relative moving speed of the subject in the axial direction. Measuring means, and position reflecting means for associating the axial position and the circumferential position of the radiation source with respect to the subject from the moving speed measured by the measuring means, and reflecting means for reflecting the position in the image reconstruction algorithm. Features.
[0019]
In the tomography apparatus according to the present invention, the variable-speed image reconstructing means includes a measuring means for measuring a relative moving speed of the subject in the axial direction, and a moving speed measured by the measuring means. From the position of the radiation source with respect to the subject in the axial direction and the position in the orbital direction, and the reflecting means for reflecting the position of the radiation source in the image reconstruction algorithm. To be able to accurately reflect on the configuration algorithm, and to improve adverse effects such as poor moving accuracy and image quality deterioration due to fluctuations in moving speed when the subject is moved relative to the radiation source in the axial direction. Can be.
[0020]
According to a fifth aspect of the present invention, in order to achieve the above object, in the first aspect, the driving device repeatedly moves the radiation source relative to the subject in the axial direction. It is characterized by having repetitive moving means.
[0021]
In the tomography apparatus according to the fifth aspect of the present invention, the driving apparatus is provided with repetitive moving means for repetitively moving the radiation source relative to the object in the body axis direction. After that, it was necessary to decelerate and stop the moving speed, move to the next shooting start position, and accelerate the moving speed, so the time required for shooting was long, but it was necessary to repeatedly move relatively in the body axis direction Thus, the next shooting can be performed at shorter intervals, and shooting can be performed at a desired shooting timing.
[0022]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
FIG. 2 is a perspective view showing a schematic configuration of the tomography apparatus according to one embodiment of the present invention.
The tomographic apparatus includes a scanner 1 used for imaging, a bed 2 for placing and moving a subject, a mouse, a keyboard, and the like, and measures relative movement information and a reconstruction position of the bed relative to the radiation source. It has an input device 3 for inputting reconstruction parameters, an arithmetic device 5 for processing data obtained from the radiation detector 4, a display device 6 for displaying a reconstructed image, and the like.
[0023]
FIG. 1 is a block diagram showing a more detailed configuration of the tomography apparatus described above.
The scanning system is a rotating-rotating system (third generation). The scanner 1 has a bed 2 and a radiation source 11 such as a radiation generating device having a high-voltage switching unit 8, a high-voltage generating device 9, and a radiation control device 10. And a radiation detector 13 disposed opposite to the radiation source 11 via the subject 12 and rotating the radiation detector 13 and the radiation source 11 while cooperating with position detecting means for detecting a circumferential position and an axial position (not shown). It has a driving device 14 that drives in the direction and the axial direction, a collimator 15 that controls a radiation area irradiated from the radiation source 11, and the like. A collimator control device 16 for controlling the collimator 15; a scanner control device 17 for controlling the driving device 14; a couch control device 18 for controlling the couch 2; and a couch movement measurement device 19 for measuring a relative movement amount of the couch 2; And a central control unit 20 for controlling these.
[0024]
The imaging conditions (couch moving speed, tube current, tube voltage, slice position, etc.) are input from the input device 3, and control signals necessary for imaging are transmitted from the central control device 20 to the radiation control device 10 and the couch control device based on the instruction. 18. The photographing is sent to the scanner controller 17 and starts photographing in response to the photographing start signal. When imaging is started, a control signal is sent from the radiation control device 10 to the high voltage generator 9, a high voltage is applied to the radiation source 11, and the radiation source 11 irradiates the subject 12 with radiation. At the same time, a control signal is sent from the scanner control device 17 to the drive device 14, and the radiation source 11, the radiation detector 13, the preamplifier 21, and the like are circulated relatively to the subject 12. On the other hand, the couch 2 on which the subject 12 is placed is moved by the couch control device 18 at the time of scanning the circular orbit, and at the time of scanning the spiral orbit, the couch 2 is translated in the direction of the rotation axis of the radiation source 11 or the like.
[0025]
The radiation source 11 and the radiation detector 13 can be relatively rotated around the subject 12 and can be relatively moved in the axial direction of the subject 12 by the driving device 14, the scanner control device 17, the bed control device 18, and the like. It constitutes a driving device. As will be described in detail later, a driving device that makes the radiation source 11 and the radiation detector 13 relatively rotate with respect to the subject 12 and that can move relatively in the axial direction of the Variable speed means for changing a typical moving speed during acquisition of projection data.
[0026]
The irradiation area of the radiation emitted from the radiation source 11 is limited by the collimator 16, absorbed and attenuated by each tissue in the subject 12, passed through the subject 12, and detected by the radiation detector 13. The radiation detected by the radiation detector 13 is converted into a current, amplified by the preamplifier 21, and input to the arithmetic unit 5 as a projection data signal. The projection data signal input to the arithmetic unit 5 is reconstructed by an image reconstructing unit 22 in the arithmetic unit 5, in particular, a variable speed image reconstructing unit 23 that creates a tomographic image in relation to a moving speed, which will be described in detail later. It is processed. The reconstructed image is stored in the storage device 23 in the input / output device 3 and displayed on the display device 6 as a tomographic image.
[0027]
FIG. 3 is a perspective view showing a circular orbit scan and a spiral orbit scan.
The figure shows the movement trajectory (a) of the radiation source during a circular orbit scan and the movement trajectory (b) of the radiation source during a spiral orbit scan. When the image is captured in a circular trajectory as in the movement trajectory (a), the image of the radiation source position can be accurately reproduced by performing the filter correction two-dimensional back projection. However, when the image is captured in a spiral trajectory as shown in the moving trajectory (b), a streak-like artifact is generated at the position of the imaging end portion only by the filter-corrected two-dimensional backprojection due to the discontinuity of the data. . Therefore, the data obtained in the spiral trajectory as in the moving trajectory (b) is corrected to circular trajectory data as in the moving trajectory (a) by using data interpolation, and then the filter-corrected two-dimensional back projection is performed. Do.
[0028]
By using interpolation in this manner, an image with reduced discontinuities can be obtained. In this case, the degree of the artifact is determined by the degree of discontinuity in the trajectory of the radiation source, that is, the degree of the artifact changes depending on the moving speed of the subject. In a generally used single-row spiral scanning tomography apparatus (SDCT), the spiral pitch, that is, the ratio of the moving speed of the subject to the thickness of the radiation beam at the position of the orbital axis is generally used up to about 2.
[0029]
FIG. 4 is a schematic side view showing the single-row radiation detector 13a and the multi-row radiation detector 13b side by side. In the multi-row radiation detector 13b, a single-row radiation detector 13a having a smaller width is arranged in a plurality of rows in the rotation axis direction, and as a whole, a detector wider than the single-row radiation detector 13a is realized.
[0030]
FIG. 5 is a schematic side view showing the collimation thickness (hereinafter, referred to as a detector collimation thickness) of the radiation beam per row in the single-row radiation detector 13a and the multi-row radiation detector 13b.
The multi-row radiation detector 13b has a smaller detector collimation thickness than the single-row radiation detector 13a, and can photograph a wider range at a time as a whole. The tomographic resolution of the obtained tomographic image in the rotation axis direction largely depends on the detector collimation thickness, and the body axis resolution improves as the detector collimation thickness decreases.
[0031]
6 and 7 are diagrams showing the moving speed of the subject 12 and the trajectory of the radiation source.
FIG. 6 shows a trajectory 25 of the radiation source when the subject 12 is moved at a constant speed, and FIG. 7 shows a trajectory 26 of the radiation source when the subject 12 is moved at an arbitrarily changing speed. I have. In FIG. 7, since the moving speed of the subject 12 is low near the start of movement and near the end of movement, the measurement in the rotation axis direction is dense.
[0032]
FIG. 8 is a speed characteristic diagram showing the moving speed of the subject 11, that is, the moving speed of the couch, and the photographable range.
FIG. 8A shows a case where measurement is performed when a certain speed is reached due to a step-responsive speed change. The bed moving speed is increased to LS simultaneously with the start of photographing, and the bed moving speed is set to O simultaneously with the end of photographing. Has become. In this case, although the photographable range is wide, in order to actually increase the bed moving speed, an acceleration range is necessary as shown in FIG. 8B, and measurement is performed after reaching a constant speed HS or LS in each case. ing. Therefore, in the case where reconstruction is performed using a conventional reconstruction algorithm that compensates only for a constant speed, the photographable range becomes narrower as the bed moving speed increases. In order to widen the photographable range, it is necessary to narrow the acceleration range and start up in a more step-responsive manner. However, the step-responsive rise is not desirable because the burden on the object and the mechanical burden are large.
[0033]
On the other hand, FIG. 8 (c) shows a driving device that rotates the radiation source 11 and the radiation detector 13 relatively to the subject 12 and is relatively movable in the axial direction of the subject 12. A variable speed means for changing the relative moving speed in the direction during acquisition of projection data is provided, and the variable speed image reconstruction means 22 of FIG. 1 provided with an image reconstruction algorithm corresponding to an arbitrary speed, which will be described in detail later, is used. By doing so, a wide photographable range is realized without requiring an acceleration range as shown in FIG. In addition, as a result, it is not necessary to narrow the acceleration range as in the case of FIG.
[0034]
Further, a variable speed means for changing the relative moving speed in the axial direction during the acquisition of the projection data is constituted by the bed control device 18 shown in FIG. 1 and the like, and as shown in FIG. It becomes possible to take images while changing the bed moving speed for obtaining the required image quality for each part, and in the part for obtaining a higher quality image, the measurement in the orbital axis direction is set to a low speed to be dense, For a part to be photographed at a higher speed, the moving speed in the direction of the rotation axis can be increased to perform very efficient photographing.
[0035]
FIG. 9 is a characteristic diagram showing a measurement locus in a single-row detector. FIG. 9A shows a data locus when the moving speed is constant, and FIG. 9B shows a data locus when the moving speed changes. It is.
In the figure, the bold line indicates the actual data locus 27, and the dotted line indicates the opposing data locus 28 when the radiation source is at the opposing position. The lower rectangle 29 indicates the size of the radiation detector when the phase is 0 [rad]. To make the data redundancy constant at each measurement position, the bed at that time point (phase) and the bed before and after one round is used. This indicates that the collimation size can be reduced according to the moving speed.
[0036]
FIG. 10 is a characteristic diagram showing a measurement trajectory at a data path center position in the multi-row detector. FIG. 10A shows a data trajectory when the moving speed is constant, and FIG. This is the data trajectory in the case of performing.
In the figure, the bold line indicates the actual data locus 27, and the dotted line indicates the opposing data locus 28 when the radiation source is at the opposing position. In this case, the data density varies depending on the bed moving speed. At slower speeds the data becomes denser (duplicate) and at higher speeds it becomes coarser. At each speed, the density of the data can be modified by changing the number of columns used and simultaneously limiting the radiation with a collimator.
[0037]
Next, an example of a three-dimensional image reconstruction method for reconstructing an image will be described. Here, as shown in JP-A-2000-102530, the smallest radiation detector from which redundancy is eliminated is used.
As shown in FIG. 11, in step S1, the moving speed T (β) is obtained by relating the moving speed of the radiation source 11 in the body axis direction relative to the subject 12 to the rotation angle β, and the moving speed T (β) Is created, weighting is performed on the projection data for data correction, rearrangement is performed in step S2, filter correction is performed in step S3, and the axis between the radiation source 11 and the subject 12 is determined in step S4. The area is limited according to the relative moving speed T (β) in the direction, and the three-dimensional inverse is determined in step S5 according to the relative moving speed T (β) of the radiation source 11 and the subject 12 in the axial direction. Perform projection.
[0038]
An example of the three-dimensional reconstruction algorithm will be described with reference to the flowchart in FIG.
In order to correct the energy of the radiation source and each detector element according to the shape of the radiation detector, the weighting process of step S1 is performed. This is due to the fact that the energy of the radiation attenuates in inverse proportion to the square of the distance from the radiation source, and the beam dependence changes depending on the shape of the radiation detector. For this reason, correction is required according to the shape of the radiation detector, and the correction is performed as follows.
[0039]
When using a radiation detector arranged on a spherical surface centered on the radiation source, the projection data is Pf (β, α, ν), the weighted projection data is Pfan (β, α, ν), and the radiation source is Assuming that the distance between the radiation detector and the radiation detector is SID, the position on the radiation detector in the orbital axis direction is ν, and the other position is u, the correction processing for the distance can be expressed as in Equation 1. Here, β is the rotation angle, α is the fan beam opening angle in the rotation direction (fan beam channel direction), and ν is the axial position of the X-ray source on the cylindrical detector.
(Equation 1)

[0040]
When a plane detector is used, the projection data is PF (β, μ, ν), the weighted projection data is Pfan (β, α, ν), the distance between the radiation source and the radiation detector is SID, and the radiation detection is performed. Assuming that the position in the rotation axis direction on the container is ν and the other position is u, the weighting process can be expressed as in the following Expression 2.
(Equation 2)

[0041]
Next, in order to rearrange the radiation beam (fan beam) radiated in a fan shape as viewed from the rotation axis direction into a parallel radiation beam (parallel beam) as viewed from the rotation axis in order to speed up the calculation, step S2 is performed. Perform rearrangement processing. Assuming that the fan beam is Pfan (β, α, ν) and the parallel beam is Ppara (βP, t, ν), the rearrangement process can be expressed by Expression 3. Here, α is the fan beam opening angle in the circumferential direction (fan beam channel direction), ν is the axial position on the cylindrical detector centered on the X-ray source, and t is the axis perpendicular to the beam in the parallel beam (parallel beam channel). Direction).
[Equation 3]

[0042]
Next, a convolution operation (filter processing) of the reconstruction filter in step S3 is performed for filter correction (reconstruction filtering) for correcting blurring of the projection data. There are two types of reconstruction filtering: a method of performing convolution operation in real space (real space filtering) and a method of performing multiplication in Fourier space (Fourier space filtering). Fourier space filtering is a process of transforming into Fourier space using a Fourier transform, multiplying by a filter function (spatial frequency filter), and then performing inverse Fourier transform. On the other hand, real space filtering is performed by performing inverse Fourier transform in real space. This is the convolution processing of the filter function. These are all mathematically equivalent, but generally use a filtering process in a Fourier space where the operation time is fast. The filter used for the reconstruction is selected and used based on clinical experience from among Shepp and Logan, Ramachandran and Lakshminarayanan, Ramp, or those obtained by modifying these filter functions based on clinical experience. Assuming that the parallel projection data is Ppara (β, t, ν), the filtered parallel projection data is fPpara (β, t, ν), and the reconstruction filter is G (ω), Fourier spatial filtering is represented by Expression 4. Can be shown.
(Equation 4)

[0043]
The inverse Fourier transform g (t) of the reconstruction filter G (ω) is represented by Expression 5.
(Equation 5)

[0044]
Therefore, the real space filtering can be expressed as Equation 6.
(Equation 6)

[0045]
Next, the data area restriction in step S4 will be described.
In order to create projection data having a constant redundancy, the parallel beam is limited by a limited area for each parallel beam projection angle. The length (width) of the region to be restricted in the radiation source circulation direction is determined to include the maximum width of the object. Further, the length (height) of the region to be restricted in the circumferential axis direction is determined by T (β) in consideration of the moving speed T (β), and specifically, is determined as follows. The radiation source position Z (β) in the rotation axis direction from the moving speed T (β) at the rotation angle β of the radiation source is represented by Expression 7.
(Equation 7)

[0046]
The upper limit H (β, t) of the restricted region and the lower limit L (β, t) of the restricted region on the cylinder centered on the orbit axis including the radiation source trajectory are represented by

Expressions

8 and 9.
(Equation 8)

(Equation 9)

[0047]
In the subsequent three-dimensional back projection in step S5, as shown in FIG. 12, the reconstructed voxel I (xI, yI, zI), the initial phase angle βSO of the radiation source, the initial z position zSO of the radiation source, the phase angle of the radiation source β, radiation source position S (xS, yS, zS), distance R between radiation source and reconstructed voxel, distance SOD between radiation source and rotation center, distance SID between radiation source and radiation detector, radiation detector Element width dapp, number of rows of radiation detectors N, moving distance T of the subject per one rotation of the scanner on the radiation detector, axial position ν on the cylindrical detector around the radiation source, image reconstruction area FOV Then, it is represented by Expression 10.
(Equation 10)

[0048]
This point will be further described in a specific example.
First, when a range of β (βS ≦ β <βe) in which 180-degree data is obtained at each pixel within F0V at the moving speed T is obtained, Expression 11 is obtained.
[Equation 11]

[0049]
Here, the z position zS in the X-ray source β phase is zS = {T (β−βSO) / 2π} + zSO, and the reconstruction of the radiation beam to the axial position ν on the cylindrical detector centering on the radiation source The circumferential axis position ZSI at the voxel position I (xI, yI, zI) is zSI = (R · ν / SID) + zS. The condition of the axial position ν on the cylindrical detector centered on the radiation source is represented by Expression 12.
(Equation 12)

[0050]
Further, from xs = SOD · sinβ, ys = SOD · cosβ, and R = {(xS−xI) 2+ (yS−yI) 2} 1/2, the condition for the radiation beam to pass through the reconstructed poxel is as follows: Become.
(Equation 13)

[0051]
Further, the position tI and θt of the radiation beam emitted from the radiation source in the phase β and passing through the reconstructed voxel I (xI, yI, zI) in the detector row direction are SOD sin θt = tI, and the respective vectors are represented by the following equation (14). And Equation 15, Equation 16 is obtained.
[Equation 14]

[Equation 15]

(Equation 16)

Thus, Expression 17 and Expression 18 from Expression 17 are obtained.
[Equation 17]

(Equation 18)

[0052]
As described above, in order to realize the processing illustrated in FIG. 11, the radiation source 11 and the radiation detector 13 can be relatively rotated around the subject 12 and can be relatively moved in the axial direction of the subject 12. The driving device is provided with variable speed means for changing the relative moving speed in the axial direction during acquisition of projection data, and a tomographic image is created from the projection data being changed by the variable speed means in relation to the moving speed. A variable-speed image reconstructing means 23, the variable-speed image reconstructing means 23 includes a position correspondence means for associating an axial position of the radiation source 11 with respect to the subject 12 and a circumferential position, and a position of the radiation source 11 And data determining means for determining data to be used according to the position of the reconstructed voxel, so that the relative moving speed in the body axis direction during collection of projection data can be set at a non-constant moving speed. Even if the moving characteristics are selected, the tomographic image can be created by the variable speed image reconstructing means as a function of the moving speed, and good tomographic imaging can be performed even in a portion required for acceleration and deceleration up to the moving speed at the time of photographing. An image can be obtained, and the axial position and the circumferential position of the subject 12 with respect to the radiation source 11 are accurately associated with each other, and a good image can be obtained even when the moving speed and the helical pitch are not constant. It is possible to prevent deterioration in image quality due to movement accuracy and movement fluctuation at the time of high-speed movement.
[0053]
In the above-mentioned algorithm, projection data and reconstructed images to be actually treated discretely are treated as continuous data. Therefore, in practice, it is necessary to calculate discretely by interpolation using an interpolation method such as Lagrange interpolation. There is. Ideally, it is calculated by interpolation in three directions: a phase direction, a detector channel direction, and a detector row direction.
[0054]
Next, another example of the image reconstruction algorithm in the MDCT, that is, the weighted spiral correction reconstruction algorithm will be described with reference to the flowchart shown in FIG.
In this weighted spiral correction method, projection data is weighted for correction in step S6, rearrangement processing is performed in step S7, and the relative moving speed of the radiation source in the body axis direction with respect to the subject is determined in step S8. Using the moving speed T (β) associated with β, a weighting function that changes according to the relative position of the radiation source in the axial direction with respect to the subject is created, and this is weighted to the projection data in step S9, Filter processing is performed in step S10, and two-dimensional back projection conventionally used is performed in step S11.
[0055]
Here, a method of creating the changing weight function in step S3 described above will be described with reference to FIG.
A rotation phase βi, which is a reconstructed slice position, is calculated from the moving speed T (β), and a body axis position Z (β1) at β1, β2 from a phase (β1, β2) separated by π [rad] across βi. , Z (β2).
[Equation 19]

[0056]
From the body axis direction positions Z (β1) and Z (β2) at β1 and β2, a weighting function is obtained by interpolation as shown in Expression 20 when β1 ≦ β <βi and Expression 21 when βi ≦ β <β2.
(Equation 20)

(Equation 21)

[0057]
As described above, in order to realize the processing illustrated in FIG. 13, the radiation source 11 and the radiation detector 13 can be relatively rotated around the subject 12 and can be relatively moved in the axial direction of the subject 12. The drive unit is provided with variable speed means for changing the relative moving speed in the axial direction during acquisition of projection data, and a tomographic image is created from the projection data being changed by the variable speed means in relation to the moving speed. A variable-speed image reconstructing means 23, and a position correspondence means for associating the position of the radiation source 11 with respect to the subject 12 in the body axis direction and the orbital direction; Since the weighting means for determining the weight according to the position and the position of the reconstructed voxel is provided, the relative movement speed in the body axis direction during the acquisition of the projection data can be arbitrarily adjusted at an uneven movement speed. Even if the characteristic is selected, the tomographic image can be created as a function of the moving speed by the variable speed image reconstructing means. And the axial position and the circumferential position of the subject with respect to the radiation source are accurately correlated, and a good image can be obtained even if the moving speed and the helical pitch are not constant. It is possible to prevent deterioration of image quality due to movement accuracy at the time and fluctuation of movement.
[0058]
Further, in any of the processes, the variable speed image reconstructing means 23 measures the relative movement speed of the subject 12 in the axial direction, such as the couch movement measuring device 19, and the measurement is performed by the measuring means. The position of the radiation source 11 with respect to the subject 12 in the axial direction and the orbital direction based on the moving speed, and the reflecting means for reflecting the position in the image reconstruction algorithm. Relative movement speed to the image reconstruction algorithm can be accurately reflected.Furthermore, when the subject is moved relative to the radiation source in the axial direction, the movement accuracy is poor and the movement speed fluctuates. Adverse effects such as image quality deterioration due to the above can be improved.
[0059]
FIG. 15 is a characteristic diagram illustrating repetitive relative movement of the radiation source with respect to the subject in the body axis direction.
As described above, the drive device that makes the radiation source 11 and the radiation detector 13 relatively rotate with respect to the subject 12 and that is relatively movable in the axial direction of the subject 12 is provided with the relative movement in the axial direction. Variable speed means for changing the speed during acquisition of projection data is provided. The variable speed means has repetitive moving means for repetitively moving the radiation source 11 relative to the subject 12 in the axial direction. The repetitive movement shown in FIG. 15 can be realized by this repetitive moving means.
[0060]
In the repetitive motion in FIG. 15, the relative movement speed of the radiation source 11 in the axial direction with respect to the subject 12 is changed sinusoidally in positive and negative directions based on a predetermined movement speed function T (β). This can be achieved. At this time, this may be realized by moving the subject 12 while fixing the position of the radiation source 11 in the axial direction, or by moving the radiation source 11 while fixing the subject 12. Further, the movement of the radiation source 11 and the subject 12 may be combined and moved in synchronization.
[0061]
When imaging the same part over multiple time phases, in the conventional method, the first imaging is performed after accelerating the moving speed, and after the imaging is completed, the moving speed is reduced and stopped, and after moving to the next imaging position, the imaging device is again moved to the next imaging position. Since the moving speed must be accelerated, the time required for the entire photographing becomes longer. However, since the driving device is provided with repetitive moving means for repetitively moving the radiation source 11 relative to the subject 12 in the axial direction, the radiation source 11 can be repetitively moved in the body axis direction. Accordingly, the next shooting can be performed at shorter intervals, and shooting can be performed at a desired shooting timing.
[0062]
In addition, as a radiation source of the tomography apparatus according to the present embodiment, X-rays, gamma rays, neutron rays, positrons, electromagnetic energy, and light can be used. Further, the scanning method is not limited to any of the first, second, third, and fourth generation systems, and may be a multi-tube tomography apparatus or a donut-shaped tube equipped with a plurality of radiation sources. It can also be used for tomography devices. In addition, the shape of the radiation detector is also a radiation detector placed on a cylindrical surface around the radiation source, a flat radiation detector, a radiation detector placed on a spherical surface around the radiation source, and a cylindrical surface around the orbit axis. It can be applied to any of the arranged radiation detectors.
[0063]
【The invention's effect】
As described above, according to the tomographic imaging apparatus of the present invention, imaging can be performed even in an acceleration / deceleration region until a certain speed is reached, so that it is not affected by the movement accuracy of the subject, and A good tomographic image in the region of interest can be obtained at high speed without being affected by the fluctuation.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of a tomography apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a perspective view showing an external appearance of the tomography apparatus shown in FIG.
FIG. 3 is a perspective view showing focal locuses of a circular orbit scan and a spiral orbit scan.
FIG. 4 is a waist side view of a single radiation detector and a multi-row radiation detector.
FIG. 5 is a side view showing the collimation thickness of an X-ray beam per row of a single radiation detector and a multi-row radiation detector.
FIG. 6 is a perspective view showing a trajectory of a radiation source when a subject moves at a constant speed.
FIG. 7 is a perspective view showing a trajectory of a radiation source when a subject moves at a variable speed.
FIG. 8 is a characteristic diagram showing a photographable range when a subject moves with different speed characteristics.
FIG. 9 is an explanatory diagram showing a measurement trajectory in a single-row detector.
FIG. 10 is an explanatory diagram showing a measurement trajectory in a multi-row detector.
11 is a flowchart showing a processing operation of an image reconstruction algorithm by the tomographic imaging apparatus shown in FIG.
FIG. 12 is an explanatory diagram of three-dimensional back projection in the reconstruction algorithm shown in FIG. 11;
13 is a flowchart showing a processing operation of another image reconstruction algorithm by the tomography apparatus shown in FIG.
FIG. 14 is an explanatory diagram of weight function creation in the processing operation of the image reconstruction algorithm shown in FIG.
15 is an operation characteristic diagram of the tomography apparatus shown in FIG. 1 by the repetitive moving means.
FIG. 16 is a characteristic diagram showing a relationship between a moving speed and a photographable range in a conventional tomography apparatus.
[Explanation of symbols]
2 sleeper
5 arithmetic unit
11 radiation source
12 subject
13 Radiation detector
14 Drive
15 Collimator
18 Bed control device
22 Image reconstruction means
23 Variable-speed image reconstruction means

Claims

A radiation source, a radiation detector arranged to face the radiation source via the subject, and a relative rotation of the radiation source and the radiation detector relative to the subject in the axial direction of the subject. A movable device, a collimator for limiting radiation from the radiation source to a region of interest of the subject, and a tomographic image of the region of interest of the subject from the projection data detected by the radiation detector. In a tomography apparatus having image reconstruction means, the driving device has variable speed means for changing the relative movement speed in the axial direction during acquisition of projection data, and the image reconstruction means comprises: A tomographic apparatus, comprising: variable speed image reconstructing means for creating a tomographic image from the variable projection data by the variable speed means in relation to the moving speed.

2. The apparatus according to claim 1, wherein the variable-speed image reconstructing means comprises: a position correspondence means for associating an axial position and a circumferential position of the radiation source with respect to the subject; and a position of the radiation source and a reconstructed voxel. A tomographic apparatus, comprising: data determining means for determining data to be used according to a position.

2. The apparatus according to claim 1, wherein the variable-speed image reconstructing means comprises: a position correspondence means for associating an axial position and a circumferential position of the radiation source with respect to the subject; and a position of the radiation source and a reconstructed voxel. A tomographic apparatus comprising a weight determining means for determining a weight according to a position.

2. The apparatus according to claim 1, wherein the variable-speed image reconstructing unit is configured to measure a relative moving speed of the subject in the axial direction, and to determine the radiation based on a moving distance measured by the measuring unit. A tomographic apparatus comprising: a position correspondence unit that associates an axial position and a circumferential position of a source with respect to a subject; and a reflection unit that reflects the position in an image reconstruction algorithm.

2. The tomography apparatus according to claim 1, wherein the driving device includes repetitive moving means for repetitively moving the radiation source relative to the subject in the axial direction.