JP5725916B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、マルチスライスＸ線ＣＴ装置の技術に関する。

コンピュータ断層撮影装置として、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（以下、Ｘ線ＣＴ装置と呼ぶ）がある。このＸ線ＣＴ装置には、単位時間に高精細（高解像度）且つ広範囲に画像の撮影を可能とするマルチスライスＸ線ＣＴ装置が含まれる。このマルチスライスＸ線ＣＴ装置は、シングルスライスＸ線ＣＴ装置で用いられている検出器の列（１列）を、その列に直交する方向に複数列（例えば４列、８列など）を並べて、全体でｍチャンネル×ｎ列（ｍ，ｎは正の整数）の検出素子を有する構造の２次元検出器を用いる。

このようなマルチスライスＸ線ＣＴ装置では、検出器に多数の検出素子を有しているため、各検出素子から信号（１ビュー相当の信号）を読出すための信号線の数も、検出素子の数に比例して増大する。一方で、検出器の大きさにより、基板上に形成できる信号線の数は制限される。そのため、マルチスライスＸ線ＣＴ装置では、複数の検出素子、例えば同じチャンネルに対応するスライス方向に並んだｎ列の検出素子からの信号を、共通の信号線で読出す手法が用いられる場合がある。このような手法では、ｎ列の検出素子からの信号を時分割で読出すことにより、各検出素子からの信号を区別している。以降では、この手法を「遂次収集」と呼ぶ場合がある。このような構成では、複数の検出素子からの信号を１本の信号線で読出すため、基板上に形成する信号線の数を低減することが可能となる。

一方で、従来のマルチスライスＸ線ＣＴ装置では、ｎ列の検出素子からの信号に基づき生成された各投影データを、全列にわたって同じ管球位置と認識して再構成処理を行っている。しかしながら、遂次収集を行う場合、ｎ列の検出素子それぞれで信号の収集タイミングがわずかに異なり、その間にもＸ線源は移動している。そのため、全列にわたって同じ管球位置と認識して再構成処理を行うと、各検出素子からの信号に対応するＸ線画像間で、Ｘ線源の位置の違いによりわずかにチャンネル方向のずれが生じる場合がある。

特開２００５−３４９１８７号公報

この発明の実施形態は、遂次収集を行う場合において、遂次収集された信号に基づき生成されるＸ線画像間のチャンネル方向のずれを調整して出力可能とすることを目的とする。

上記目的を達成するために、この実施形態の第１の態様は、Ｘ線源と、Ｘ線検出器と、データ収集部と、再構成処理部と、角度算出部と、角度調整部と、を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。Ｘ線源は、被検体の周りを回転しながらＸ線を曝射する。Ｘ線検出器には、Ｘ線を検出する検出素子が、チャンネル方向にｍ行及びスライス方向にｎ列のマトリックス状に配列されている。データ収集部は、ｎ列の検出素子からの信号を、列ごとに時分割で読出す。再構成処理部は、ｎ列の検出素子のうち所定の列に含まれる第１の検出素子から信号が読出されたときのＸ線源の位置を基準位置として、各列の検出素子からの信号に基づき各列に対応する画像データを生成する。角度算出部は、データ収集部がｎ列中の一の列に含まれる第２の検出素子から信号が読出されたときのＸ線源の位置と、基準位置との間の角度差を算出する。角度調整部は、第１の検出素子からの信号に基づき生成された画像データに基づく画像と、第２の検出素子からの信号に基づき生成された画像データに基づく画像との間のチャンネル方向のずれを、算出された角度差に基づき調整する。
また、この実施形態の第２の態様は、Ｘ線源と、Ｘ線検出器と、データ収集部と、再構成処理部と、を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。Ｘ線源は、被検体の周りを所定の角速度で回転しながらＸ線を曝射する。Ｘ線検出器には、Ｘ線を検出する検出素子が、チャンネル方向にｍ行及びスライス方向にｎ列のマトリックス状に配列されている。データ収集部は、ｎ列の検出素子からの信号を、列ごとに時分割で読出す。再構成処理部は、ｎ列の検出素子のうち所定の列に含まれる第１の検出素子から第１の信号が読出された第１のタイミングと、ｎ列中の一の列に含まれる第２の検出素子から第２の信号が読出された第２のタイミングとの間の時間差を算出し、時間差と角速度とに基づき第２のタイミングにおけるＸ線源の位置を算出し、第２のタイミングにおける当該Ｘ線源の位置を用いて第２の信号に基つき一の列に対応する画像データを生成する。

第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置のブロック図である。 Ｘ線検出器の模式図である。 Ｘ線検出器の検出素子とデータ収集部との接続方法を示す図である。 各検出素子からの電気信号の読出し時刻を示す模式図である。 各検出素子からの電気信号の読出し時刻と、Ｘ線源の管球位置の関係を示す模式図である。 画像処理ユニットのブロック図である。 第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置のブロック図である。

（第１の実施形態）
第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成について図１を参照しながら説明する。図１に示すように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線撮影を行うための撮影部５００と、データ収集部１１と、前処理部１２と、Ｘ線投影データ記憶部１３と、再構成処理部１４と、画像記憶部１５と、画像処理ユニット１６と、表示部１７と、スキャン制御部１０とを含んで構成される。

撮影部５００は、ガントリ１と、高電圧装置７と、Ｘ線コントローラ８と、ガントリ／寝台コントローラ９とを含んで構成される。ガントリ１は、回転リング２と、Ｘ線源（Ｘ線発生部）３と、Ｘ線フィルタ４と、Ｘ線検出器５とを有する。Ｘ線検出器５は、アレイタイプのＸ線検出器である。即ち、Ｘ線検出器５には、チャンネル方向にｍ行、及びスライス方向にｎ列のマトリックス状に検出素子５２が配列されている。

Ｘ線源３とＸ線検出器５は、回転リング２上に設置され、スライド式寝台６の上に横になった被検体（図示せず）を挟んで対向配置されている。Ｘ線検出器５を構成する各検出素子５２に各チャンネルが対応付けられている。Ｘ線源３はＸ線フィルタ４を介して被検体に対峙される。Ｘ線コントローラ８からトリガ信号が供給されると、高電圧装置７はＸ線源３を駆動する。高電圧装置７は、トリガ信号を受信するタイミングでＸ線源３に高電圧を印加する。これにより、Ｘ線がＸ線源３で発生され、ガントリ／寝台コントローラ９は、ガントリ１の回転リング２の回転と、スライド式寝台６のスライドを同期的に制御する。

スキャン制御部１０は、全システムの制御中心を構成し、あらかじめ指定されたスキャン条件に基づき、Ｘ線コントローラ８、ガントリ／寝台コントローラ９、スライド式寝台６を制御する。即ち、スキャン制御部１０は、Ｘ線源３からＸ線を照射している間、被検体の周囲の所定の経路に沿って回転リング２を回転させる。このときの、Ｘ線源３が回転リング２の回転により所定の経路に沿って移動する際の角速度ωと、１回転あたりのビュー数Ｖは、あらかじめ決められたスキャン条件に基づきスキャン制御部１０により決定される。

また、スキャン制御部１０は、データ収集部１１、再構成処理部１４、及び画像処理ユニット１６の動作も制御する。データ収集部１１、再構成処理部１４、及び画像処理ユニット１６の動作と、このときのスキャン制御部１０の動作については後述する。

Ｘ線検出器５を構成する検出素子は、被検体がＸ線源３と検出素子の間に介在する場合、及び、介在しない場合の双方において、Ｘ線源３が発生するＸ線の強度を測定することができる。したがって、各検出素子（通常、１チャンネル／１素子）は、少なくとも１つのＸ線強度を測定し、この強度に対応するアナログ出力信号を出力する。各検出素子からの出力信号は、データ収集部１１により、時分割で列ごとに区別して読出される（つまり、遂次収集される）。

ここで、図２を参照しながら、Ｘ線検出器５の構成について説明する。図２は、Ｘ線検出器５の模式図である。Ｘ線検出器５は、基盤５１上に複数の検出素子５２を行方向（チャンネル方向Ｃ）および列方向（スライス方向Ａ）に配置して構成される。なお、行方向は、放射線検出器の回転方向である。また、列方向は、体軸方向である。

各検出素子５２は、シンチレータとフォトダイオード（ＰＤ：ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）とを含んで構成される。通常、シンチレータとフォトダイオードの素子数は等しく、シンチレータに入射したＸ線が可視光に変換され、フォトダイオードで電気信号に変換される。さらに、フォトダイオードで変換された電気信号は、スライス方向Ａの一方あるいは双方から取り出されてデータ収集部１１に導かれる。

各検出素子５２のフォトダイオードの出力側には、それぞれ個別にトランジスタスイッチ５３が設けられる。そして、同じ行に属するフォトダイオードは、トランジスタスイッチ５３を介して共通の信号線５４と接続される。一方、同じ列に属するフォトダイオードのトランジスタスイッチ５３は、共通の制御線５５と接続される。

Ｘ線検出器５では、検出素子５２のシンチレータにＸ線が入射して光に変換され、フォトダイオードにより光が電気信号に変換される。さらに電気信号は、一旦フォトダイオードに電荷として蓄積される。そして、各制御線５５からは、順次スイッチ制御信号が列方向の各トランジスタスイッチ５３に与えられて、フォトダイオードと信号線５４との間の電気的な接続が確立される。即ち、同じ列に属するフォトダイオードからはパラレルに、同じ行に属するフォトダイオードからは順次列方向（スライス方向Ａ）に時分割された電気信号がトランジスタスイッチ５３を介して信号線５４に出力される。

つまり、図２に示すＸ線検出器５は、トランジスタスイッチ５３を個別に検出素子５２のフォトダイオードに設けて信号線５４を共通化することにより、信号線５４の本数を低減させたものである。

次に、図３及び図４を参照しながら、遂次収集に係る具体的な動作について、検出素子５２がスライス方向に６４列（列Ａ１〜Ａ６４）配置されている場合を例に説明する。図３は、Ｘ線検出器５の各検出素子と、データ収集部１１との接続方法を示す図である。また、図４は、各検出素子からの電気信号の読出し時刻を示す模式図である。

各検出素子５２からの電気信号は、ある行に着目すると、例えば図３に示すように、共通のデータ収集部１１に時分割で読出される。このとき、データ収集部１１が各列から信号を読出すタイミングは、スキャン制御部１０により制御される。以下、データ収集部１１の具体的な構成について説明する。

データ収集部１１は、積分アンプ１１１と、Ａ／Ｄ変換器１１２とを含んで構成されている。データ収集部１１は、スキャン制御部１０からの制御に基づき、図４に示すように、読出し時刻を軸として６４個の検出素子５２からの各電気信号をシーケンシャルに列順に積分アンプ１１１を経由して読出す。具体的には、データ収集部１１は、最初に列Ａ１からの信号を読出し、列Ａ１からの信号を読出したタイミングからｔ２秒後に、列Ａ２から信号を読出す。同様に、データ収集部１１は、列Ａ３からの信号を、列Ａ１からの信号を読出したタイミングからｔ３秒後に読出す。このように、データ収集部１１は、ｎ列分の信号、即ち、１ビュー（Ｖｉｅｗ）分の信号を読出す周期をλとすると、周期λを列数分に時分割し、分割された時間ごとに１つの列から信号を読出す。ここで、Ｘ線源３が被検体の周囲を１周する周期をλ０とすると、このλ０は、角速度ωに基づき、λ０＝２π／ωにより求められる。よって、周期λは、角速度ωと、１回転あたりのビュー数Ｖとに基づき、次式により与えられる：周期λ＝λ０／Ｖ＝２π／（ω・Ｖ）。

このように、各検出素子５２からの電気信号は、共通の積分アンプ１１１を経由して時分割された後、Ａ／Ｄ変換器１１２によりディジタルデータに変換される。データ収集部１１は、ディジタルデータに変換された検出素子５２からの信号を前処理部１２に出力する。

前処理部１２は、データ収集部１１から、列ごとに送られてくるディジタルデータに対して感度補正等の処理を施して投影データとする。前処理部１２は、この投影データを、その生成元であるディジタルデータの読出し元である列と対応付けてＸ線投影データ記憶部１３に記憶させる。

再構成処理部１４は、Ｘ線投影データ記憶部１３に記憶された列ごとの投影データを読出す。再構成処理部１４は、例えばＦｅｌｄｋａｍｐ法と呼ばれる再構成アルゴリズムを利用して、読出した投影データを逆投影してＸ線画像データを生成する。このとき再構成処理部１４は、列Ａ１〜Ａ６４に対応する各投影データに対し、共通の管球位置を示すパラメタを用いて再構成処理を施す。具体的には、再構成処理部１４は、まず、列Ａ１〜Ａ６４のうちいずれかの列、例えば列Ａ１を基準列として特定する。再構成処理部１４は、特定された基準列Ａ１から信号が読出されたときのＸ線源３の管球位置を示すパラメタを用いて、列Ａ１〜Ａ６４に対応する各投影データに再構成処理を施す。再構成処理部１４は、再構成処理を施し生成したＸ線画像を、信号の読出し元である列を示す情報（例えば、スライス番号）と対応付けて、Ｘ線画像データとして画像記憶部１５に記憶させる。このように、本実施形態に係る再構成処理部１４は、列Ａ１〜Ａ６４に対応する各投影データに対して同一の再構成処理ロジックを適用することで、再構成処理の時間や再構成処理に使用するメモリ量を低減している。

一方で、列Ａ１〜Ａ６４それぞれから時分割で信号が読出されている間にもＸ線源３の管球位置は変化している。図５は、各検出素子からの電気信号の読出し時刻と、Ｘ線源３の管球位置の関係を示した模式図である。なお、以降では、「列Ａｋに対応する管球位置」と記載した場合、「列Ａｋから信号が読出されたタイミングにおけるＸ線源３の管球位置」を示すものとする。図５に示すように、基準列Ａ１以外の列（列Ａ２〜Ａ６４のいずれか）に対応する管球位置は、基準列Ａ１に対応する管球位置からＸ線源３の回転方向（即ち、チャンネル方向）にわずかにずれている。

例えば、列Ａ２から信号が読出されるタイミングと、基準列Ａ１から信号が読出されるタイミングとの間には、図４に示すようにｔ２の時間差がある。そのため、列Ａ２に対応する管球位置と、基準列Ａ１に対応する管球位置との間には、図５に示すように角度差θ_２＝ω・ｔ２が生じている。これに対し、再構成処理部１４は、列Ａ２の投影データを、基準列Ａ１に対応する管球位置を示すパラメタを用いて再構成処理を施すため、列Ａ２のＸ線画像は、基準列Ａ１のＸ線画像の向きに対してチャンネル方向にθ_２分傾く。即ち、列Ａ２のＸ線画像と、基準列Ａ１のＸ線画像との間で、チャンネル方向にθ_２分のずれが生じる。列Ａ３、Ａ４、・・・、Ａ６４のＸ線画像についても同様であり、基準列Ａ１のＸ線画像に対し、チャンネル方向にそれぞれθ_３、θ_４、・・・、θ_６４のずれが生じる。この基準列Ａ１以外の列（列Ａ２〜Ａ６４のいずれか）のＸ線画像に生じたチャンネル方向のずれは、画像処理ユニット１６により、基準列Ａ１のＸ線画像にあわせて調整される。画像処理ユニット１６の構成及び動作について以下に説明する。

図６は、画像処理ユニット１６のブロック図である。図６に示すように、画像処理ユニット１６は、角度調整部１６１と、角度算出部１６２と、画像処理部１６３とを含んで構成される。

まず、角度算出部１６２の動作について説明する。角度算出部１６２は、スキャン制御部１０から、基準列Ａ１と列Ａ２〜Ａ６４との間の信号の読出しタイミングのずれを示す情報ｔ２〜ｔ６４、及びＸ線源３の角速度ωを受ける。角度算出部１６２は、基準列Ａ１に対応する管球位置と、その他の列Ａ２〜Ａ６４に対応する管球位置との間のずれθ_２〜θ_６４を、読出しタイミングのずれｔ２〜ｔ６４、及びＸ線源３の角速度ωに基づき算出する。具体的には、角度算出部１６２は、ｋ番目の列Ａｋに対応する読み出しタイミングのずれをｔｋとした場合、列Ａｋに対応する管球位置のずれθ_ｋを、計算式θ_ｋ＝ｔｋ・ωに基づき算出する。

次に、角度算出部１６２は、角度調整部１６１から列を示す情報を受ける。この情報を受けると、角度算出部１６２は、あらかじめ算出された管球位置のずれθ_２〜θ_６４のうち、角度調整部１６１から受けた情報が示す列に対応する管球位置のずれを特定する。角度算出部１６２は、特定した管球位置のずれを、チャンネル方向のずれを示す情報として角度調整部１６１に出力する。角度調整部１６１については後述する。

なお、角度算出部１６２は、スキャン条件が変更されるごとに、スキャン制御部１０からの情報の受信、及び管球位置のずれθ_２〜θ_６４の算出に係る処理を実行し直す。

次に角度調整部１６１の動作について説明する。角度調整部１６１は、列ごとに生成されたＸ線画像データを画像記憶部１５から読出す。読出したＸ線画像データが基準列Ａ１に対応する場合、角度調整部１６１は、このＸ線画像データを画像処理部１６３にそのまま出力する。画像処理部１６３の詳細については後述する。

読出したＸ線画像データが基準列Ａ１以外の列（列Ａ２〜Ａ６４のいずれか）に対応する場合、角度調整部１６１は、まず、読出したＸ線画像データから列を示す情報を抽出する。角度調整部１６１は、抽出した情報を角度算出部１６２に出力し、読出したＸ線画像データに基づくＸ線画像と、基準列Ａ１のＸ線画像データに基づくＸ線画像との間のチャンネル方向のずれを角度算出部１６２に出力させる。

角度調整部１６１は、チャンネル方向のずれを示す情報を角度算出部１６２から受ける。角度調整部１６１は、この情報に基づき、読出したＸ線画像データに基づくＸ線画像に対して、チャンネル方向のずれの調整を行う。例えば、列Ａ２のＸ線画像の場合、図５に示すように、基準列Ａ１のＸ線画像に対してチャンネル方向にθ_２分ずれている。そのため、角度調整部１６１は、角度算出部１６２にチャンネル方向のずれθ_２を算出させ、このθ_２分だけ逆方向に列Ａ２のＸ線画像を傾ける。これにより、列Ａ２のＸ線画像と基準列Ａ１のＸ線画像との間のチャンネル方向のずれは解消される。角度調整部１６１は、Ｘ線画像のチャンネル方向のずれが調整されたＸ線画像データを画像処理部１６３に出力する。

画像処理部１６３は、角度調整部１６１からＸ線画像データを受ける。画像処理部１６３は、このＸ線画像データに基づいて、例えば断層画像や３次元画像の静止画又は動画等の画像を生成する。画像処理部１６３は、生成された画像を表示部１７に表示させる。

以上、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置に依れば、遂次収集、即ち、複数列の検出素子からの信号を時分割で読出す場合において、各列の信号に基づき生成されるＸ線画像間のチャンネル方向のずれを調整して出力することが可能となる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、列Ａ２〜Ａ６４それぞれに対し、管球位置のずれθ_ｋを算出し、このθ_ｋに基づき対応するＸ線画像のチャンネル方向のずれを調整していた。第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、列Ａ１〜Ａ６４に対応するＸ線画像のうち、複数枚を１つの群として、この群ごとにＸ線画像のチャンネル方向のずれの調整を行う。以降では、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について、第１の実施形態と異なる角度調整部１６１及び角度算出部１６２に着目して説明する。

角度算出部１６２は、スキャン制御部１０から、Ｘ線源３の角速度ω、Ｘ線画像の解像度Ｄ、及び基準列Ａ１と列Ａ２〜Ａ６４との間の信号の読出しタイミングのずれを示す情報ｔ２〜ｔ６４を受ける。

角度算出部１６２は、基準列Ａ１に対応する管球位置と、その他の列Ａ２〜Ａ６４に対応する管球位置との間のずれθ_２〜θ_６４を、読出しタイミングのずれｔ２〜ｔ６４、及びＸ線源３の角速度ωに基づき算出する。この動作は、第１の実施形態に係る角度算出部６２と同様である。

また、角度算出部１６２は、撮影範囲内の所定の座標に対応するＸ線画像中のピクセル（以下、「注目ピクセル」と呼ぶ場合がある）について、Ｘ線画像間における変位をあらかじめ算出する。この変位の算出方法について、以下に具体的に説明する。まず、角度算出部１６２は、基準列Ａ１に対応するＸ線画像中において、撮影範囲内の所定の座標に対応する注目ピクセルＰ１を特定する。なお、基準列Ａ１に対応するＸ線画像中の注目ピクセルＰ１に対し、ｋ番目の列に対応するＸ線画像中の注目ピクセルをＰｋとする（ｋ＝２〜６４）。

Ｐ１の座標を（ｘ_１，ｙ_１）とした場合、Ｐｋの座標（ｘ_ｋ，ｙ_ｋ）は、計算式（ｘ_ｋ，ｙ_ｋ）＝（ｘ_１・ｃｏｓθ_ｋ−ｙ_１・ｓｉｎθ_ｋ，ｘ_１・ｓｉｎθ_ｋ＋ｙ_１・ｃｏｓθ_ｋ）＝（ｘ_１＋Δｘ_ｋ，ｙ_１＋Δｙ_ｋ）に基づき算出される。ゆえに、角度算出部１６２は、Ｐ１に対するＰｋの変位Δｘ_ｋ及びΔｙ_ｋを、Ｐ１の座標（ｘ_１，ｙ_１）と、チャンネル方向のずれθ_ｋとから、計算式Δｘ_ｋ＝ｘ_１・（ｃｏｓθ_ｋ−１）−ｙ_１・ｓｉｎθ_ｋ、Δｙ_ｋ＝ｘ_１・ｓｉｎθ_ｋ＋ｙ_１・（ｃｏｓθ_ｋ−１）に基づき算出する。

次に、角度算出部１６２は、Ｘ線画像間で注目ピクセルＰの変位が、解像度Ｄにおいて所定のピクセル数未満となる複数のＸ線画像を特定する。具体的には、角度算出部１６２は、ｋ番目の列に対応するＸ線画像中の注目ピクセルをＰｋと、ｊ番目の列に対応するＸ線画像中の注目ピクセルをＰｊとの間の変位を、計算式（（ｘ_１＋Δｘ_ｊ）−（ｘ_１＋Δｘ_ｋ），（ｙ_１＋Δｙ_ｊ）−（ｙ_１＋Δｙ_ｋ））＝（Δｘ_ｊ−Δｘ_ｋ，Δｙ_ｊ−Δｙ_ｋ）に基づき算出する。ここで、Δｘ_ｊ−Δｘ_ｋ、及びΔｙ_ｊ−Δｙ_ｋは、Δｘ_ｊ−Δｘ_ｋ＝ｘ_１・（ｃｏｓθ_ｊ−ｃｏｓθ_ｋ）−ｙ_１・（ｓｉｎθ_ｊ−ｓｉｎθ_ｋ）、Δｙ_ｊ−Δｙ_ｋ＝ｘ_１・（ｓｉｎθ_ｊ−ｓｉｎθ_ｋ）＋ｙ_１・（ｃｏｓθ_ｊ−ｃｏｓθ_ｋ）となる。

角度算出部１６２は、算出された変位（Δｘ_ｊ−Δｘ_ｋ，Δｙ_ｊ−Δｙ_ｋ）を、解像度Ｄにおけるピクセル数に換算し、閾値としてあらかじめ決められたピクセル数（例えば１ピクセル）と比較する。角度算出部１６２は、複数の列に対応するＸ線画像間にわたって、この変位（Δｘ_ｊ−Δｘ_ｋ，Δｙ_ｊ−Δｙ_ｋ）が閾値未満となる場合に、その複数の列を１つの群として関連付ける。このように、角度算出部１６２は、ｎ列を複数の群に分ける。例えば、連続する４枚のＸ線画像間で、変位が閾値未満となる場合、角度算出部１６２は、列Ａ１〜Ａ４、Ａ５〜Ａ８、・・・、Ａ６１〜Ａ６４の１６の群に分ける。角度算出部１６２は、列Ａ１〜Ａ６４と各群との対応関係を角度調整部１６１に通知する。なお、角度算出部１６２に記憶部を設け、上記した列Ａ１〜Ａ６４と各群との対応関係を、解像度ごとにあらかじめ算出しておき、この記憶部に記憶させておいてもよい。この場合、角度算出部１６２は、スキャン制御部１０から解像度Ｄを受けて、この解像度Ｄに対応する列Ａ１〜Ａ６４と各群との対応関係を記憶部から抽出し、角度調整部１６１に通知する。

また、角度算出部１６２は、角度調整部１６１から列を示す情報を受ける。この情報を受けると、角度算出部１６２は、あらかじめ算出された管球位置のずれθ_２〜θ_６４のうち、角度調整部１６１から受けた情報が示す列に対応する管球位置のずれを特定する。角度算出部１６２は、特定した管球位置のずれを、チャンネル方向のずれを示す情報として角度調整部１６１に出力する。この動作は、第１の実施形態に係る角度算出部６２と同様である。

次に角度調整部１６１の動作について説明する。まず角度調整部１６１は、列Ａ１〜Ａ６４と各群との対応関係を角度算出部１６２から受ける。角度調整部１６１は、この対応関係に基づき、列ごとに生成されたＸ線画像データを群単位で画像記憶部１５から読出す。角度調整部１６１は、群単位で読出されたＸ線画像データのうち、あらかじめ決められたＸ線画像データから列を示す情報を抽出する。一例として、角度調整部１６１は、列Ａ１〜Ａ４のうちの列Ａ１のように、群の中で先頭に位置するＸ線画像データから列を示す情報を抽出する。角度調整部１６１は、抽出した情報を角度算出部１６２に出力し、読出したＸ線画像と、基準列Ａ１のＸ線画像との間のチャンネル方向のずれを角度算出部１６２に出力させる。

角度調整部１６１は、チャンネル方向のずれを示す情報を角度算出部１６２から受ける。角度調整部１６１は、この情報に基づき、群単位で読出した各Ｘ線画像データ中のＸ線画像に対して、チャンネル方向のずれの調整を行う。例えば、列Ａ５〜Ａ８のＸ線画像の場合、これらのＸ線画像のチャンネル方向のずれを、列Ａ５に対応するチャンネル方向のずれθ_５とみなして、各Ｘ線画像のチャンネル方向のずれを調整する。角度調整部１６１は、Ｘ線画像のチャンネル方向のずれが調整されたＸ線画像データを画像処理部１６３に出力する。

画像処理部１６３は、角度調整部１６１からＸ線画像データを受ける。画像処理部１６３は、このＸ線画像データに基づいて、例えば断層画像や３次元画像の静止画又は動画等の画像を生成する。画像処理部１６３は、生成された画像を表示部１７に表示させる。この動作は、第１の実施形態に係る角度算出部６２と同様である。

以上、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置に依れば、ｎ列のＸ線画像のうち、複数枚を１つの群として、この群ごとにＸ線画像のチャンネル方向のずれの調整を行う。これにより、群を構成する複数枚のＸ線画像を、共通の処理ロジックに基づき処理するため、チャンネル方向のずれの調整に係る処理の負荷を軽減することが可能となる。

（第３の実施形態）
第１の実施形態では、再構成された列ごとのＸ線画像に対して、画像処理としてチャンネル方向のずれの調整を行っていた。これに対し、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、列ごとの投影データに対して、その列に対応する管球位置を示すパラメタを用いて再構成処理を行うことで、遂次収集に伴うチャンネル方向のずれを調整する。以降では、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成について、図７を参照しながら、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置と異なる、再構成処理部１４Ａ、及び画像処理部１６３の構成に着目して説明する。図７は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置のブロック図である。

まず、再構成処理部１４は、基準列Ａ１の管球位置を基準として、他の列（列Ａ２〜Ａ６４）から信号が読出されるときのＸ線源３の管球位置を算出する。その算出方法について、以下に具体的に説明する。

まず、再構成処理部１４は、スキャン制御部１０から、基準列Ａ１と列Ａ２〜Ａ６４との間の信号の読出しタイミングのずれを示す情報ｔ２〜ｔ６４、及びＸ線源３の角速度ωを受ける。再構成処理部１４は、基準列Ａ１に対応する管球位置と、その他の列Ａ２〜Ａ６４に対応する管球位置との間のずれθ_２〜θ_６４を、読出しタイミングのずれｔ２〜ｔ６４、及びＸ線源３の角速度ωに基づき算出する。具体的には、再構成処理部１４は、ｋ番目の列Ａｋに対応する読み出しタイミングのずれをｔｋとした場合、列Ａｋに対応する管球位置のずれθ_ｋを、計算式θ_ｋ＝ｔｋ・ωに基づき算出する。ここで、基準列Ａ１に対応するＸ線源３の位置を示す角度をθ_１とした場合、θ_ｋは管球位置の角度θ_１に対する相対位置を示している。そのため、再構成処理部１４は、列Ａｋに対応するＸ線源３の位置を示す角度θ_ｋ’を、計算式θ_ｋ’＝θ_１＋θ_ｋに基づき算出する。

次に、再構成処理部１４Ａは、Ｘ線投影データ記憶部１３に記憶された列ごとの投影データを読出す。読出した投影データが基準列Ａ１に対応する場合、再構成処理部１４は、基準列Ａ１に対応する管球位置を示すパラメタを用いて、この投影データに再構成処理を施す。

読出した投影データが基準列Ａ１以外の列（列Ａ２〜Ａ６４のいずれか）に対応する場合、再構成処理部１４は、あらかじめ算出されたＸ線源３の位置を示す角度θ_ｋ’に基づき、この投影データに再構成処理を施す。これにより、列Ａ２のＸ線画像と基準列Ａ１のＸ線画像との間のチャンネル方向のずれは解消される。再構成処理部１４は、再構成処理を施し生成したＸ線画像を、信号の読出し元である列を示す情報（例えば、スライス番号）と対応付けて、Ｘ線画像データとして画像記憶部１５に記憶させる。

画像記憶部１５に記憶されたＸ線画像データは、画像処理部１６３により読み出される。画像処理部１６３は、読み出したＸ線画像データに基づいて、例えば断層画像や３次元画像の静止画又は動画等の画像を生成する。画像処理部１６３は、生成された画像を表示部１７に表示させる。

以上、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置に依れば、遂次収集を行う場合における、各列の信号に基づき生成されるＸ線画像間のチャンネル方向のずれを、再構成処理の段階で調整して出力することが可能となる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載されたその均等の範囲に含まれる。

１ ガントリ
２ 回転リング２
３ Ｘ線源
４ Ｘ線フィルタ
５ Ｘ線検出器
５１ 基盤
５２ 検出素子
５３ トランジスタスイッチ
５４ 信号線
５５ 制御線
６ スライド式寝台
７ 高電圧装置
８ Ｘ線コントローラ
９ ガントリ／寝台コントローラ
１０ スキャン制御部
１１ データ収集部
１１１ 積分アンプ
１１２ Ａ／Ｄ変換器
１２ 前処理部
１３ Ｘ線投影データ記憶部
１４ 再構成処理部
１５ 画像記憶部
１６ 画像処理ユニット
１６１ 角度調整部
１６２ 角度算出部
１６３ 画像処理部
１７ 表示部

Claims (7)

1. 被検体の周りを回転しながらＸ線を曝射するＸ線源と、
   前記Ｘ線を検出する検出素子が、チャンネル方向にｍ行及びスライス方向にｎ列のマトリックス状に配列されたＸ線検出器と、
   前記ｎ列の検出素子からの信号を、列ごとに時分割で読出すデータ収集部と、
   前記ｎ列の検出素子のうち所定の列に含まれる第１の検出素子から前記信号が読出されたときの前記Ｘ線源の位置を基準位置として、前記各列の検出素子からの信号に基づき各列に対応する画像データを生成する再構成処理部と、
   データ収集部が前記ｎ列中の一の列に含まれる第２の検出素子から信号が読出されたときの前記Ｘ線源の位置と、前記基準位置との間の角度差を算出する角度算出部と、
   前記第１の検出素子からの信号に基づき生成された画像データに基づく画像と、前記第２の検出素子からの信号に基づき生成された画像データに基づく画像との間の前記チャンネル方向のずれを、算出された前記角度差に基づき調整する角度調整部と、
   を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記Ｘ線源は、所定の角速度で回転しながらＸ線を曝射し、
   前記角度算出部は、前記第１の検出素子から前記信号が読出されるタイミングと、前記第２の検出素子から前記信号が読出されるタイミングとの間の時間差と、前記角速度とに基づき前記角度差を算出することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記角度調整部は、前記ｎ列分の前記画像を複数の群に分け、各群に含まれる複数の画像のチャンネル方向のずれを、当該複数の画像のうちいずれかの画像の前記チャンネル方向のずれに対応する前記角度差で調整することを特徴とする請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記角度調整部は、前記角度差により前記ずれが解消されるように調整することを特徴とする請求項１から請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記角度調整部は、前記ｎ列分の前記画像のうちの一の画像中の注目ピクセルについて、前記Ｘ線源の回転に応じた、他の画像における当該注目ピクセルの変位を算出し、当該算出された変位が所定の閾値未満となる複数の前記画像を前記群とすることを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記角度調整部は、前記画像の解像度に基づき前記閾値を決定することを特徴とする請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 被検体の周りを所定の角速度で回転しながらＸ線を曝射するＸ線源と、
   前記Ｘ線を検出する検出素子が、チャンネル方向にｍ行及びスライス方向にｎ列のマトリックス状に配列されたＸ線検出器と、
   前記ｎ列の検出素子からの信号を、列ごとに時分割で読出すデータ収集部と、
   前記ｎ列の検出素子のうち所定の列に含まれる第１の検出素子から第１の信号が読出された第１のタイミングと、前記ｎ列中の一の列に含まれる第２の検出素子から第２の信号が読出された第２のタイミングとの間の時間差を算出し、前記時間差と前記角速度とに基づき前記第２のタイミングにおける前記Ｘ線源の位置を算出し、前記第２のタイミングにおける前記当該Ｘ線源の位置を用いて前記第２の信号に基つき前記一の列に対応する画像データを生成する再構成処理部と、
   を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。

Images