专利名称：X射线ct装置和x射线ct装置的控制方法
技术领域：
本发明涉及即使配置有相对于将X射线管的焦点和旋转中心连接起来的线具有非对称形状的检测器，也能够作成没有损失部分的适当的扫描图像(scanogram)(扫描范围设置用图像)的X射线CT装置。
背景技术：
一般在用X射线CT装置进行被检体内部的摄影时，首先取得扫描范围设置用图像(例如特开平5-192327号公报)。扫描范围设置用图像是作为被检体的规定范围的部位的X射线透视像的扫描图像。在被检体内部的摄影中，根据该扫描图像决定摄影断层像的位置。另外，X射线CT装置通过对决定了的位置进行基于X射线的扫描(scan)而得到断层像。在得到扫描图像时，X射线CT装置一边不旋转X射线管地使装载了被检体的卧台顶板在被检体的体轴方向上移动，一边照射X射线。根据通过该X射线照射而得到的投影数据，作成图1所示那样的扫描图像30，并显示在显示装置的画面上。
在用于摄影断层像的定位中，在扫描图像上设置摄影断层像的位置。例如通过图1所示的线L1、L2......Ln表示设置了的位置。在进行用于得到断层像的扫描时，装载了被检体的卧台顶板在用于作成扫描图像的摄影后，在暂时返回了原来的位置后，再次移动。使卧台顶板移动而将X射线管配置在上述位置L1～Ln的位置上。X射线管一边在各位置上围绕被检体旋转一边进行X射线照射。根据通过X射线照射而得到的投影数据，得到上述L1～Ln的被检体的断层像作为摄影图像。
近年来，X射线CT装置所具备的X射线检测器也有相对于从X射线管的焦点通过了X射线管和X射线检测器的旋转中心而延长的放射线的照射轴具有非对称形状的情况。具有该非对称形状的X射线检测器形成为从由X射线管照射的放射线的照射轴在左右为非对称，检测器的边沿(edge)被分为接近照射轴的一侧和远离上述照射轴的一侧。
但是，在使用具备具有非对称形状的X射线检测器的X射线CT装置进行扫描图像摄影的情况下，由于作为收集透过了被检体的X射线的设备的X射线检测器的形状相对于照射轴为左右非对称，所以有从收集FOV(Field Of View视野范围)损失被检体的摄影区域的一部分的问题。
发明内容
本发明的目的就在于提供一种具备具有非对称形状的X射线检测器的X射线CT装置，它能够取得没有损失部分的适当的扫描图像(scanogram)。
在本发明的第一个形式中，X射线CT装置具备X射线管；在与被检体的体轴和X射线照射轴垂直的方向上具有第一端和第二端，上述第一端位于比上述第二端更接近于X射线照射轴的位置，上述第二端位于比上述第一端从上述X射线照射轴更远离的位置上的X射线检测器。该X射线CT装置使上述X射线管移动到第一旋转角度位置，从第一方向取得投影数据，并且使上述X射线管移动到第二旋转角度位置，从第二方向取得投影数据。然后，将与上述第一方向对应的投影数据和与上述第二方向对应的投影数据合成，生成一个扫描范围设置用图像。
根据第一形式，即使在用具备非对称形状的X射线检测器的X射线CT装置作成扫描图像的情况下，通过从2方向取得投影数据(扫描图像数据)并组合它们，也能够生成一个适当的投影数据。因此，不损失扫描位置的设置精度。
另外，在本发明的第二形式中，X射线CT装置具备X射线管；在与被检体的体轴和X射线照射轴垂直的方向上具有第一端和第二端，上述第一端位于比上述第二端更接近于X射线照射轴的位置，上述第二端位于比上述第一端从上述X射线照射轴更远离的位置上的X射线检测器；通过投射光而表示出上述第一端一侧和上述第二端一侧的X射线照射范围的投射装置。
根据第二形式，由于能够根据由投射装置投射光了的X射线照射范围，预先判别在从一个方向进行了扫描图像摄影的情况下是否损失被检体的一部分，所以能够防止扫描图像的重新摄影，防止无用的辐射。
图1表示用现有的X射线CT装置摄影了的扫描图像。
图2是表示X射线CT装置的概要结构的框图。
图3是表示X射线CT装置的架台的结构的框图。
图4表示X射线CT装置所具备的激光投射器的投射，(a)表示实施例的投射，(b)表示现有的投射。
图5是表示X射线CT装置的驱动部分的动作的流程图。
图6是表示X射线CT装置的能够进行用于定位的摄影的范围的图。
图7表示X射线CT装置的图像处理装置所处理的一个方向的扫描图像数据，(a)表示该扫描图像数据，(b)表示从照射轴抽出了第二端一侧的扫描图像数据的状态。
图8表示X射线CT装置的图像处理装置所处理的其他方向的扫描图像数据，(a)表示该扫描图像数据，(b)表示从照射轴抽出了第二端一侧的扫描图像数据的状态。
图9是表示X射线CT装置所显示的扫描计划的画面例子的图。
图10表示在X射线CT装置所显示的扫描计划的画面上显示出用于设置管电流的下拉式菜单的状态。
图11表示X射线CT装置摄影扫描图像的情况下的第一变形例子。
图12表示X射线CT装置摄影扫描图像的情况下的第二变形例子。
图13表示通过第二变形例子摄影了的扫描图像中的重复范围的扫描图像数据。
具体实施例方式
以下，参考附图，详细说明本发明的X射线CT装置的一个实施例。另外，在以下的说明中，对具有大致相同的功能和结构的构成要素付与相同的符号，只在必要的情况下进行重复说明。
另外，X射线CT装置具有以下各种各样的类型使X射线管和放射线检测器作为一体在被检体的周围旋转的旋转/旋转(ROTATE/ROTATE)类型(type)；环状(ring)地配置许多检测元件，只使X射线管在被检体的周围旋转的固定/旋转(STATIONARY/ROTATE)类型等，本发明能够在任意的类型中适用。在此，作为现在占主流的旋转/旋转类型进行说明。
另外，在重构一个切片(slice)的断层像数据时，需要被检体的周围1周约360°的投影数据，或者通过半扫描(half scan)法需要180°+视野(view)角度的投影数据。在任意的重构方式中，都能够适用本发明。在此，说明从约360°的投影数据重构断层像的情况。
另外，将入射的X射线变换为电荷的机构(mechanism)的主流是用闪烁器(scintillator)等荧光体将X射线变换为光，进而用光电二极管(photodiode)等光电变换元件将该光变换为电荷的间接变换型；利用了基于X射线的半导体内的电子空穴对的生成和向其电极的移动，即光导电现象的直接变换型。作为X射线检测器可以采用它们的任意一种方式。在此，作为前者的间接变换型进行说明。
另外，近年来，希望将X射线管和X射线检测器的多个对安装在旋转框架(frame)上的所谓多管球型的X射线CT装置正在产品化，正在开发其外围技术。在本发明中，无论是现有的一管球型的X射线CT装置，还是多管球型的X射线CT装置，都能够适用。在此，作为一管球型进行说明。
(结构)图2是表示本实施例的X射线CT装置的结构的框图。如图2所示，X射线CT装置具有架台1和计算机系统3。架台1具有X射线管10和X射线检测器23。X射线管10和X射线检测器23被安装在环形的旋转框架12上。旋转框架12通过架台驱动装置25而以Z轴为中心被旋转驱动。
旋转框架12的中央部分被开口。向该开口部分插入被载置在卧台2的顶板2a上的被检体P。在X射线管10和开口部分之间，配置校准仪22。校准仪(collimator)22由铅或钨(tungsten)等屏蔽X射线的物质组成，对X射线的照射范围进行光圈控制。在卧台2上装备有用于使顶板2a在其长轴(与旋转轴平行)的方向上移动的顶板驱动部件2b。顶板驱动部件2b具有用于检测顶板2a的位置的旋转编码器(rotary encoder)等顶板位置检测部件。
在X射线管10的阴极和阳极之间，由高电压产生器21施加管电压。另外，从高电压产生器21向X射线管10的灯丝(filament)供给灯丝电流。通过管电压的施加和灯丝电流的供给而产生X射线。
X射线检测器23例如具备0.5mm×0.5mm的具有各向同性的多个检测元件26的2维阵列构造。例如将916个检测元件以0.5mm的间距(pitch)排列在信道(channel)方向上。例如将该916个检测元件的列(segment)以相同的0.5mm的间距在切片方向上排列40个列。
该X射线检测器23如图3所示，相对于将X射线管10以及X射线检测器23的旋转中心和X射线管10的焦点连接起来的照射轴CL具有非对称形状。在该具有非对称形状的X射线检测器23中，在与体轴和照射轴CL垂直的方向上，位于一侧的第一端23a与位于另一侧的第二端23b相比，位于更接近于照射轴CL的位置上，而第二端23b与第一端23a相比，位于从照射轴CL更远离的位置上。
在使用具有这样的非对称形状的X射线检测器23从一个方向对不容纳在FOV中的被检体P进行扫描范围设置用图像的摄影的情况下，将通过摄影取得的扫描图像数据作为在被检体P的端23a侧产生了损失部分D的图像输出。
因此，在本实施例的X射线CT装置中，通过扫描控制器(scan controller)30经由架台驱动装置25使旋转框架12旋转，如图3所示那样从一个方向取得扫描图像数据(参考图6(a))，同时从相对的方向取得扫描图像数据(参考图6(b))。然后，对2个扫描图像数据进行合成，生成没有损失部分D的扫描图像数据(将在后面详细说明)。
数据收集装置24一般被称为DAS(Data AcquisitionSystem)。数据收集装置24将从X射线检测器23在每个信道中输出的信号变换为电压信号，对该电压信号进行放大，将放大后的电压信号变换为数字信号。将也被称为原始数据的该数字信号提供给架台1外部的计算机系统3。
计算机系统3的前处理单元34对从数据收集装置24输出的原始数据实施灵敏度修正等修正处理，作为投影数据输出。该投影数据被发送到计算机系统3的数据存储装置35而存储。
计算机系统3由上述前处理单元34、存储装置35、以及具备键盘或鼠标等的输入器39、显示器38、扫描控制器30、图像处理装置31、重构单元36、扫描计划设置部件43、管电流计算部件37构成。
在重构单元36中，能够选择地使用一般的扇形射束重构法(也称为扇形射束旋转背投(divergent ray convolution backprojection)法)、螺旋补插法、费尔德坎普(feldkamp)法、以及锥形射束重构法等各种重构处理。
螺旋(helical)补插法是根据与扇形射束重构法同时使用而得到的例如2次旋转的投影数据，通过补插而求出重构面上的投影数据的重构法。费尔德坎普法是如扇形射束那样投影射线(ray)与重构面交叉的情况下的重构法，是以锥形角度小为前提，在卷积时看作为扇形投影射束而进行处理，并沿着扫描时的射线(ray)处理逆投影的近似图像重构法。锥形射束重构法是作为与费尔德坎普法相比能够抑制锥形角度错误的方法，与射线(ray)相对于重构面的角度对应地修正投影数据的重构法。
图像处理装置31通过对向被检体P从相对的2方向照射X射线而得到的2个扫描图像数据进行组合，而生成一个适当的扫描图像数据。在此，组合2个扫描图像数据是指例如分别从2个扫描图像数据抽出从照射轴CL到从照射轴CL远离的第二端23b侧的扫描图像数据，并以照射轴CL为中心进行合成。
本实施例中使用的X射线检测器23在接近于照射轴CL的第一端23a侧产生损失部分D。因此，为了补充该损失部分D的扫描图像数据，使用从相对方向照射而得到的扫描图像数据中的产生了损失部分D侧的扫描图像数据。
另外，在这些扫描图像数据的合成中，理想的是在相对的2方向上，预先调整各个扫描图像数据的图像倍率，使得被检体P相对于X射线管10和X射线检测器23的相对位置(空间座标)大致相同。也可以根据载置被检体P的卧台2的位置信息(具体地说是卧台2的顶板2a与X射线检测器23的距离)，决定该被检体P相对于X射线管10和X射线检测器23的相对位置(空间座标)。
扫描计划设置部件43具有以对话形式指导操作者的扫描计划的决定所必需的功能。例如，扫描计划设置部件43构筑催促输入患者信息、检查目的、检查部位等事项的画面，并显示在显示器38上。
管电流计算部件37在扫描计划的设置时，计算供给X射线管10的管电流。
另外，在本实施例的X射线CT装置中，在架台1上设置激光显示器。激光显示器明确显示出在通过被配置为非对称的X射线检测器23只从一个方向摄影了扫描图像的情况下所能够摄影的范围。该激光显示器从X射线管10的设置位置朝向X射线检测器23的第一端23a和第二端23b照射激光。通过在将被检体P载置在卧台2上时照射激光，激光显示器例如如图4(a)所示那样，在被检体P的体表面上，或在卧台2上，对表示第一端23a和第二端23b的位置的线L进行标记(marking)。另外，在现有的激光显示器中，作为用于相对于X射线管10的照射轴CL而适当地载置被检体P的辅助，而从上方向(被载置在卧台2上的被检体P的前面方向)、左右方向(被载置在卧台2上的被检体P的左右方向)，标记出只表示中心位置的线L(参考图4(b))。
图5是表示本实施例的X射线CT装置的扫描图像摄影的流程的流程图。如图5所示，首先，将被检体P仰卧地载置在卧台2上(S1)。
接着，通过设置在架台1上的激光显示器，用激光显示出只从一个方向摄影扫描图像的情况下的摄影范围(S2)。从该激光显示器从X射线管10的设置位置朝向第一端23a和第二端23b地照射激光，并在遮挡它的被检体P的体表上标记出摄影范围(参考图4(a))。
这时，在被检体P没有被容纳在夹在2个激光显示中的范围(FOV内)的情况下(S3-No)，检查者使用输入器39选择“从2方向的扫描图像摄影”模式。接收到选择了“从2方向的扫描图像摄影”模式的信息的扫描控制器30使得进行“从2方向的扫描图像摄影”。
另一方面，在被检体P被容纳在夹在2个激光显示中的范围(能够摄影区域内)的情况下(S3-Yes)，检查者使用输入器39选择“通常”模式。接收到选择了“通常”模式的信息的扫描控制器30使得从第一方向(例如上方向(仰卧地被载置在卧台2上的被检体P的脸部方向))进行扫描图像摄影(S6)，根据所得到的扫描图像数据开始扫描(S8)。
在“从2方向的扫描图像摄影”中，首先如图6(a)所示，扫描控制器30使得进行第一位置的扫描图像摄影(S4)。在第一位置的扫描图像摄影中，扫描控制器30在使X射线管10位于第一方向后，使其向被检体P照射X射线。在此，本实施例的从第一方向的扫描图像摄影是指在X射线管10位于被检体P的上方向(仰卧地被载置在卧台2上的被检体P的脸部方向)，夹着被检体P地X射线检测器23位于下方向(仰卧地被载置在卧台2上的被检体P的背部方向)的状态下的扫描图像摄影。
然后，如图6(b)所示那样，扫描控制器30使得进行第二位置的扫描图像摄影(S5)。在第二位置的扫描图像摄影中，扫描控制器30在通过使X射线管10和X射线检测器23以被检体P为中心从第一方向旋转180°，而使X射线管10位于第二方向上后，使其向被检体P照射X射线。在此，本实施例的从第二方向的扫描图像摄影是指在X射线管10位于被检体P的下方向(仰卧地被载置在卧台2上的被检体P的背部方向)，夹着被检体P地X射线检测器23位于上方向(仰卧地被载置在卧台2上的被检体P的脸部方向)的状态下的扫描图像摄影。
在取得第一方向的扫描图像数据和第二方向的扫描图像数据后，图像处理装置31根据各个摄影时的卧台2的位置信息，对各扫描图像数据进行加工并合成。
图7(a)和图8(a)是本实施例的从第一方向和第二方向进行了扫描图像摄影的情况下的被检体P的扫描图像的例子，图7(b)是表示图像处理装置31从第一方向的被检体P的扫描图像抽出了的抽出部分的图，图8(b)是表示图像处理装置31从第二方向的被检体P的扫描图像抽出了的抽出部分的图。
如图7(a)和图8(a)所示可知，在各个方向的与照射轴CL接近的第一端23a侧产生损失部分D。因此，如图7(b)和图8(b)的模式那样，图像处理装置31由从第一方向和第二方向摄影了的扫描图像中，抽出从照射轴CL到第二端23b的扫描图像数据，夹着照射轴CL排列地对抽出的扫描图像数据进行合成。
图像处理装置31在合成之前，预先参照在取得各个扫描图像数据时从卧台2的顶板驱动部件2b内的顶板位置检测部件发送出的顶板位置信号，调整扫描图像数据的图像大小，使得载置被检体P的卧台2的位置信息(具体地说是卧台2的顶板2a与X射线检测器23的距离)分别相同。
合成后的扫描图像数据被存储在数据存储装置36中。另外，该调整处理是指使扫描图像数据的图像大小(构成图像的点个数)与在第一方向和第二方向的任意一个方向上取得了的扫描图像数据一致的处理。
这样，通过对从相对的2方向摄影了的扫描图像数据的远离照射轴CL的第二端23b侧的部分进行合成，即使是具备具有非对称形状的X射线检测器23的X射线CT装置，也能够得到没有损失部分D的适当的扫描图像数据。
在X射线CT装置中，使用该没有损失部分D的适当的扫描图像数据，设置用于被检体的断层像摄影的扫描计划。图9表示了扫描计划设置画面例子。在扫描计划画面中，在其上部显示患者信息显示区域Ea、架台(gantry)信息显示区域Rb、扫描图像显示区域Ec，在下部显示扫描条件显示区域Ed。
在患者信息显示区域Ea中显示患者信息，在架台信息显示区域Eb中显示架台信息，在扫描图像显示区域Ec中显示扫描图像，在扫描条件显示区域Ed中显示详细的扫描条件。
在扫描条件中，包含使扫描图像上的框线联动的螺旋扫描的开始位置的项目Ia和结束位置的项目Ib、扫描模式的项目Ic、扫描数的项目Id、管电压(kV)的项目Ie、管电流(mA)的项目If、表示X射线管10旋转1次所需要的时间的扫描速度(括号内是摄影时间)的项目Ig、重构模式的项目Ih、摄影视野(FOV)的项目Ii、表示顶板以扫描速度移动的距离的螺旋间距的项目Ij等多个项目。
在管电流(mA)的项目If中，准备了直接以数值输入管电流值的输入框(box)和下拉式菜单(pull down menu)PM(参考图10)。在下拉式菜单PM的选择分支中准备了多个管电流值、以及自动(Auto)。该管电流值的自动设置功能是在操作者指定了作为表示画质的指标的图像SD时，在系统侧自动地设置为了实现该指定的图像SD所必需的管电流值的功能。
在此，在重构了的图像中，图像噪声是不可避免的。典型的是用表示摄影了均匀的人体模型(phantom)的情况下所得到的CT值的离散的标准偏差来表示图像噪声。通常，将该表示图像噪声的标准偏差称为图像SD。在对重构了的图像进行观察而进行诊断时，为了区别例如是图像上的阴影还是噪声或肿块等，而必须考虑该图像的图像SD。图像SD依存于主要由管电流和被检体的关系决定的X射线的透过线量的倾向很强。
管电流计算部件37计算出为了实现操作者选择出的图像SD所需要的管电流值。管电流计算部件37如果输入必要的参数，则依照预先决定了的计算式，计算管电流值。用包含与被检体厚度相当的水等价厚度DPb的函数的以下计算式来表示管电流值。
Ib＝(SDa2/SDinput2)×(mAs/t)×PkV×Psl×PHP×PFW×PFC×Pmode×exp(-μ(DPa-DPb))SDa通过用基准管电流、基准管电压、基准摄影切片厚度、基准图像切片厚度、基准重构函数对作为基准的水等价厚度DPa的水人体模型进行摄影和重构而得到的图像的图像SDSDinput操作者希望的最终图像的图像SDmAs作为基准的管电流时间积(sec)t扫描速度(sec)PkV与管电压对应的系数Psl与摄影切片厚度对应的系数PHP与螺旋间距对应的系数PFW与图像切片厚度相对于摄影切片厚度的比例对应的系数PFC与重构函数对应的系数
Pmode与X射线照射有关的普通模式(normal mode)或与被辐射降低模式对应的系数μ水的X射线吸收系数DPa作为基准的水等价厚度(mm)DPb与被检体厚度相当的水等价厚度(mm)根据通过对从2方向摄影的扫描图像进行合成而补充损失部分D而得到的扫描图像，来导出与被检体厚度相当的水等价厚度DPb。从操作者的输入得到或预先存储其他的参数。
根据合成后的扫描图像取得参数，根据以下的计算式计算出与被检体厚度相当的水等价厚度DPb。
DPb＝DW×(SP/AW)1/2DW与被检体的大小近似的水人体模型的直径SP对被检体进行扫描图像摄影而得到的切片方向的1线(line)的像素累计值AW对水人体模型进行扫描图像摄影而得到的1线的像素累计值对与被检体的大小近似的圆柱形水人体模型进行扫描图像摄影，并累计计算扫描图像内的1线的像素值而得到AW。另外，对被检体进行扫描图像摄影，累计计算扫描图像内的1线的像素值而得到SP。在具备具有非对称形状的X射线检测器23的X射线CT装置中，在计算AW和SP时使用的扫描图像是从2方向摄影扫描图像，并进行了合成使得补充损失部分D的扫描图像。
与被检体厚度相当的水等价厚度DPb是在假设被检体为水的情况下被换算的被检体的厚度。如果用产生了损失部分D的扫描图像累计计算1线的像素值，则作为除去了损失部分D的部分的被检体的厚度而计算出水等价厚度DPb。另一方面，如本实施例那样，通过根据进行了合成使得补充损失部分D的扫描图像计算出水等价厚度DPb，能够计算出精度良好地表示被检体全体的厚度的水等价厚度DPb。由此，能够计算出高精度的管电流值。
X射线CT装置从2方向摄影扫描图像，根据进行合成使得补充该损失部分D而得到的扫描图像计算出管电流，另外根据检查者的输入设置扫描计划，依照扫描计划作成被检体的断层像。
以下，说明上述实施例的X射线CT装置的第一变形例子。
图11表示从2方向摄影扫描图像时的X射线照射的变形例子。在上述实施例中，将从第一端23a侧到第二端23b侧作为X射线的照射范围，使得跨过照射轴CL。另外，还如图11所示那样，在从2方向摄影扫描图像时，也可以将各个X射线照射范围设置为从照射轴CL到远离照射轴CL的第二端23b侧的范围。
校准仪22构成为以照射轴CL为中心排列多对的接近或离开的校准仪模块22a和22b的对。X射线CT装置在进行扫描图像摄影时，使位于第一端23a侧的校准仪模块22a的前端位于照射轴CL或接近照射轴CL。
其结果是校准仪22对从照射轴CL到第一端23a侧的范围进行光圈调整，遮挡该范围的X射线通过。因此，从照射轴CL到第一端23a侧不照射X射线。X射线CT装置在通过校准仪22遮挡了从照射轴CL到第一端23a的范围的状态下，从2方向摄影扫描图像。摄影了的2方向的扫描图像分别只包含从照射轴CL到第二端23b的扫描图像数据。以照射轴CL为中心合成该2方向的扫描图像。
由此，能够防止从照射轴CL到接近照射轴CL的第一端23a侧的对被检体的无用放射线辐射，同时能够得到不产生损失部分D的扫描图像。
进而，说明上述实施例的X射线CT装置的第二变形例子。在上述实施例中，在对2方向的扫描图像进行合成时，根据卧台2的位置信息调整图像大小。另外，X射线CT装置也可以使摄影范围一部分重叠而从2方向摄影扫描图像，并对重叠的摄影范围内的被检体P的大小进行比较，使图像的大小一致。
图12模式地表示使摄影范围一部分重叠而从2方向摄影了扫描图像的状态。如图12所示，在从一方向进行扫描图像摄影时，将向从照射轴CL到第二端23b侧的范围FOV1追加了从照射轴CL向第一端23a方向的规定范围后的范围FOV2作为照射范围。在从另一个方向进行扫描图像摄影时，可以只是从照射轴CL到第二端23b侧的范围。
校准仪22使校准仪模块22a的前端位于从照射轴CL离开规定距离的范围。在该状态下对被检体P照射X射线。图像处理装置31将从照射轴CL到第二端23b侧的范围FOV1作为合成的扫描图像数据进行抽出。进而，图像处理装置31从各个扫描图像数据中抽出重叠摄影了的范围FOV2。
图13模式地表示重叠了的摄影范围的扫描图像。图13(a)表示从第一方向摄影了的重叠范围，图13(b)表示从第二方向摄影了的重叠范围。在X射线CT装置中，在X射线管10和X射线检测器23的旋转中心和被检体P的体轴偏离了的情况下，从2方向摄影了的扫描图像中的被检体P的大小是不同的，需要调整图像大小。如果旋转中心与体轴偏离，则从各个方向摄影扫描图像时的X射线管10的焦点与体轴的距离不同。如果焦点与体轴的距离不同，则被检体P的光标(focus)不同，扫描图像中的被检体P的大小不同。
图像处理装置31对重叠了的摄影范围的扫描图像中的被检体P的大小进行比较，以一方为基准求出另一方的倍率。如果求出倍率，则图像处理装置31将从另一方的照射轴CL到第二端23b侧的扫描图像与求出的倍率的倒数相乘，而使双方的扫描图像的图像大小一致。如果使图像大小一致，则图像处理装置31以照射轴CL为中心合成双方的扫描图像，生成没有损失部分D的扫描图像。
如上所述，根据本发明，即使在通过具备具有非对称形状的X射线检测器的X射线CT装置作成扫描图像的情况下，通过从相对的2方向得到投影数据(扫描图像数据)并组合它们，也能够生成一个适当的投影数据，因此不损失扫描位置的设置精度。
另外，在进行断层像摄影时，由于使用没有损失部分的适当的扫描图像数据决定管电流值，所以能够决定高精度地实现了由操作者指定的画质(图像SD)的管电流值，操作者能够以预定的画质取得图像，减少了重新扫描等的作业机会。
另外，由于用通过投射光表示出第一端23a侧和第二端23b侧的X射线照射范围的激光投射器，通过激光投射器的投射，能够预先判别出在从一个方向进行扫描图像摄影的情况下是否损失被检体的一部分，所以能够防止扫描图像的重新摄影，防止无用的辐射。
另外，在从2方向进行扫描图像摄影时，通过只摄影从照射轴CL到远离照射轴CL的第二端23b侧并对双方进行合成，能够防止从照射轴CL到接近照射轴CL的第一端23a侧的对被检体的无用放射线辐射，同时能够得到不产生损失部分D的扫描图像。
本发明并不只限于上述实施例，在实施阶段，在不脱离其宗旨的范围内，能够进行各种变形实施。进而，上述实施例包含各种阶段，通过适当地组合所揭示的多个构成要素，能够抽出各种发明。例如，也可以从实施例所示的全部构成要素中删除几个构成要素。
权利要求
1.一种X射线CT装置，其特征在于包括X射线管；在与被检体的体轴和X射线照射轴垂直的方向上具有第一端和第二端，上述第一端位于比上述第二端更接近于X射线照射轴的位置，上述第二端位于比上述第一端从上述X射线照射轴更远离的位置上的X射线检测器；使上述X射线管和上述X射线检测器移动到第一旋转角度位置，从第一方向取得投影数据，并且使上述X射线管和上述X射线检测器移动到第二旋转角度位置，从第二方向取得投影数据的扫描控制装置；将与上述第一方向对应的投影数据和与上述第二方向对应的投影数据合成，生成一个扫描范围设置用图像的图像处理装置。
2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于上述图像处理装置对从上述第一方向取得的从上述X射线照射轴到上述第二端侧的投影数据、从上述第二方向取得的从上述X射线照射轴到上述第二端侧的投影数据进行合成，生成上述一个扫描范围设置用图像。
3.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于上述图像处理装置根据与上述X射线管和上述X射线检测器对应的、在取得上述第一方向的投影数据时的被检体的位置、在取得上述第二方向的投影数据时的被检体的位置，使各个投影数据的显示大小一致，并对各个投影数据进行合成，生成上述一个扫描范围设置用图像。
4.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于上述图像处理装置根据与上述X射线管和上述X射线检测器对应的、在取得上述第一方向的投影数据时的被检体的位置、在取得上述第二方向的投影数据时的被检体的位置，使各个投影数据的显示大小一致，并对各个投影数据进行合成，生成上述一个扫描范围设置用图像。
5.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于还具备对从上述X射线管照射的X射线的照射范围进行光圈调整的校准仪，上述校准仪在从上述第一方向和第二方向进行X射线照射时，将从上述X射线照射轴到上述第二端侧的范围调整到照射范围。
6.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于还具备对从上述X射线管照射的X射线的照射范围进行光圈调整的校准仪，上述校准仪在从上述第一方向和第二方向进行X射线照射时，将从上述X射线照射轴到上述第二端侧的范围调整到照射范围。
7.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于还具备对从上述X射线管照射的X射线的照射范围进行光圈调整的校准仪，上述校准仪在分别从上述第一方向和上述第二方向进行了X射线照射时，将向从上述X射线照射轴到上述第二端侧的范围追加了从上述X射线照射轴向上述第一端方向延伸的规定范围后的范围调整到照射范围，上述图像处理装置根据从上述第一方向和上述第二方向得到的上述规定范围的投影数据取得各个的被检体的显示大小并进行比较，在根据比较结果使从上述第一方向和上述第二方向得到的投影数据的显示大小一致后进行合成，由此生成上述一个扫描范围设置用图像。
8.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于还具备对从上述X射线管照射的X射线的照射范围进行光圈调整的校准仪，上述校准仪在分别从上述第一方向和上述第二方向进行了X射线照射时，将向从上述X射线照射轴到上述第二端的范围追加了从上述X射线照射轴向上述第一端方向延伸的规定范围后的范围调整到照射范围，上述图像处理装置根据从上述第一方向和上述第二方向得到的上述规定范围的投影数据取得各个的被检体的显示大小并进行比较，在根据比较结果使从上述第一方向和上述第二方向得到的投影数据的显示大小一致后进行合成，由此生成上述一个扫描范围设置用图像。
9.一种X射线CT装置，其特征在于包括X射线管；在与被检体的体轴和X射线照射轴垂直的方向上具有第一端和第二端，上述第一端位于比上述第二端更接近于X射线照射轴的位置，上述第二端位于比上述第一端从上述X射线照射轴更远离的位置上的X射线检测器；通过投射光而表示上述第一端侧和上述第二端侧的X射线照射范围的投射装置。
10.根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于上述投射装置投射出与上述X射线轴相交叉的中心线、表示上述第一端侧和上述第二端侧的X射线照射范围的边界位置的线。
11.一种X射线CT装置的控制方法，该X射线CT装置具备X射线管；在与被检体的体轴和X射线照射轴垂直的方向上具有第一端和第二端，上述第一端位于比上述第二端更接近于X射线照射轴的位置，上述第二端位于比上述第一端从上述X射线照射轴更远离的位置上的X射线检测器；该方法的特征在于包括设置上述X射线管和上述X射线检测器的角度，取得与第一方向对应的投影数据的步骤；设置上述X射线管和上述X射线检测器的角度，取得与和上述第一方向不同的第二方向对应的投影数据的步骤；将从上述第一方向取得的投影数据和从上述第二方向取得的投影数据合成，生成一个扫描范围设置用图像的步骤。
全文摘要
本发明的X射线CT装置具备X射线检测器，该X射线检测器相对于X射线照射轴具有非对称形状，具有位于接近X射线轴的位置的第一端和位于远离X射线照射轴的位置的第二端。如果只从一个方向摄影被检体的扫描图像，则损失被检体的第一端侧。因此，从相对的第一方向和第二方向摄影扫描图像，并合成双方。采用合成后的扫描图像作为扫描范围设置用的图像。由此，即使在通过具备非对称形状的X射线检测器的X射线CT装置作成扫描图像的情况下，通过从相对的2方向取得扫描图像数据并对它们进行组合，而能够生成一个适当的投影数据，因此不损失扫描位置的设置精度。
文档编号G01N23/04GK1935090SQ20061015409
公开日2007年3月28日 申请日期2006年9月22日 优先权日2005年9月22日
发明者若井美纱子, 塚越伸介 申请人:株式会社东芝, 东芝医疗系统株式会社