JP2005351747A - コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 コーンビームＴＲ方式のＣＴを用いて、大きな被検体の３次元画像を得ることができるコンピュータ断層撮影装置を提供する。
【解決手段】 回転に沿った放射線パス方位ψに対し、iを任意の自然数としてi・πを超えて方位が重複するように被検体４をＴＲスキャンし、放射線パス方位ψの前端で０から１に、後端で１から０に徐々に移行し、かつＷ（ψ）＋Ｗ（ψ＋i・π）＝１であるウエイトＷ（ψ）を掛けた透過データを用いて、データ処理部１９により断面像を算出する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、トランスレートと回転を組み合わせるＴＲ方式を用いたコンピュータ断層撮影装置に関する。

ＴＲ方式のコンピュータ断層撮影装置（以下ＣＴ）は、例えば岩井喜典編「ＣＴスキャナ」（非特許文献１）等でよく知られている。図１５は従来のＴＲ方式を示した概念図である。

Ｘ線管１０１からのファン角θOのファン状のＸ線ビーム１０２をＮチャンネルのＸ線検出器１０３で検出する。θ０はＫを自然数として、θ０＝１８０°／Ｋに設定されている。

まず、回転テーブル１０５上の被検体１０４をトランスレート（ｔ）させ、この間に一定ピッチで被検体１０４の透過データを収集すると、各チャンネルで平行ビームの透過データから得られる。１トランスレート終了後、被検体１０４を回転中心Ｃに対しファン角θ０だけステップ回転させ、逆向きにトランスレートさせる。これを繰り返しＫ回のトランスレートが終了すると被検体基準のＸ線パス方位ψに対し１８０°分の平行透過データがθ０／Ｎの角度ピッチで得られる。これらのデータを用いて通常、フィルター補正逆投影で被検体の断面像が再構成される。

図１６は従来のＴＲ方式再構成を示した概念図である。再構成の概略は、まず、対数変換した各平行透過データをＰ（ψ、ｔ）として、ｔ方向に高域強調フィルタ掛けし、次に、Ｘ線ビーム１０２に沿って仮想格子点に逆投影することで、断面像が得られる。この時、透過データＰ（ψ、ｔ）上の回転中心投影位置ｔｃ（以下回転中心ｔｃと記載）が回転中心Ｃに合うように逆投影する必要がある。

他方、ＴＲ方式とは別に、回転のみでスキャンするＲＲ方式ＣＴが知られている。このＲＲ方式ＣＴでは、最近、２次元分解能の検出器を用いてコーンビームＸ線に対してデータを収集し、１回転のスキャンで３次元画像（複数断面像）を得るコーンビームＲＲ方式のＣＴが作られている。これは例えば、特開２００１−３３０５６８公報（特許文献１）などで公知である。

このコーンビームの再構成は通常Feldkamp,Davis and Kress 1984（非特許文献２）記載の方法が用いられる。この方法は、フィルタ補正逆投影法（FBP（Filtered Back Projection）法）の一種で、立体的に逆投影するものである。この方法による再構成の１つが、特許文献１に詳しく記載されている。
特開２００１-３３０５６８号広報。 岩井喜典編「ＣＴスキャナ」（株）コロナ社 昭和５４年２月２０日初版 L.A.Feldkamp,L.C.Davis and J.Ｗ.Kress, Practical cone-beam algorithm ,J.Opt.Soc.Am.A/ Vol.1,/No.6/June,P612-619,1984

しかし、上述の構成においては、次のような課題がある。

従来の技術においては、Ｘ線ビームに収まらない大きな被検体の３次元画像を一回のスキャンで得ることができないという課題がある。

本発明は、上述の事情によりなされたもので、その目的は、コーンビームＴＲ方式のＣＴを用いて、大きな被検体の３次元画像を得ることができるコンピュータ断層撮影装置を提供することである。

本発明の実施形態に係るコンピュータ断層撮影装置は、放射線源と、被検体を透過した放射線ビームを検出する放射線検出器と、該被検体と該放射線ビームとに相対回転を与える回転手段と、該被検体と該放射線ビームとに相対平行移動を与える平行移動手段と、この平行移動手段による平行移動と前記回転手段によるステップ回転を交互に繰り返すＴＲスキャンの間に、前記放射線検出器によって複数の位置で検出された前記被検体の透過データから前記被検体の断面像を得るコンピュータ断層撮影装置であって、前記放射線検出器の分解能が規定する放射線パスの前記回転手段による回転に沿った放射線パス方位ψに対し、iを任意の自然数としてi・πを超えて方位が重複するようにＴＲスキャンするスキャン制御手段と、前記放射線パス方位ψの前端で０から１に、後端で１から０に徐々に移行し、かつＷ（ψ）＋Ｗ（ψ＋i・π）＝１であるウエイトＷ（ψ）を掛けた前記透過データを用いて前記断面像を得る再構成手段と、を有することを特徴とするものである。

したがって、本発明は、放射線検出器の分解能が規定する放射線パスの回転に沿った方位ψに対し、iを任意の自然数としてi・πを超えて方位が重複するようにＴＲスキャンされ、相対回転方位ψの前端で０から１に、後端で１から０に徐々に移行し、かつＷ（ψ）＋Ｗ（ψ＋i・π）＝１であるウエイトＷ（ψ）を掛けた透過データを用いて断面像が得られる。このため、コーンビームＴＲ方式のＣＴを用いて、大きな被検体の３次元画像を得るコンピュータ断層撮影装置を提供することができる。

本発明を用いることにより、コーンビームＴＲ方式のＣＴを用いて、大きな被検体の３次元画像を得るコンピュータ断層撮影装置を提供するができる。

以下図面を参照して、本発明の実施形態を説明する。

（第１実施形態）
以下、本発明の第１実施形態について図１、図２を参照して説明する。

図１、２は本発明の第１の実施形態に係る構成を示した模式図である。Ｘ線管１およびＸ線検出器３は対向して配置され、コーン状のＸ線ビーム２が２次元分解能のＸ線検出器３により測定される。Ｘ線管１は、発生するＸ線ビーム２の焦点Ｆが数μｍのマイクロフォーカスＸ線管を用い、Ｘ線検出器３には２次元半導体光センサにシンチレータを接着したＸ線フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）を用いている。

また、Ｘ線検出器３からの透過データを処理するデータ処理部１９、処理結果等を表示する表示部２０、データ処理部１９からの指令で機構部１２を制御する機構制御部（図示せず）、およびＸ線管１を制御するＸ線制御部（図示せず）等がある。

データ処理部１９および表示部２０は、通常のコンピュータで、３次元画像（断面像）を再構成するソフトウエア等を記憶している。Ｘ線検出器３は、縦横のチャンネルｍ、ｎで２次元の透過データＩ（ｍ,ｎ）を得る。被検体４は、回転テーブル１１上に載置され、回転テーブル１１は機構部１２により（断面像の）撮影面１４に沿って回転されるとともに、回転軸１３と一緒に撮影面１４に沿ってＸ線ビーム２を横切るように移動される。機構部１２は、さらに、回転テーブル１１を昇降させることができ、被検体の撮影部位を撮影面１４に合せることができる。

なお、図のＦはＸ線焦点、Ｃは回転中心、θmaxは測定されるＸ線ビーム２の撮影面１４に沿った広がり角、Ｂはスキャン領域である。スキャン領域Ｂは、回転軸１３を中心として直径は任意に設定でき、回転軸方向がＸ線ビーム２に包含される円筒領域と定義される。スキャン領域Ｂは、無理なく再構成ができる十分なデータが収集される領域である。また、ＦＣＤはＦからＣのｔ移動軌跡までの距離（すなわちＦ、Ｃ間の最小距離）、ＦＤＤは、ＦからＸ線検出器３までの距離である。

次に、第１実施形態における作用を説明する。

まず、操作者は被検体を回転テーブル１１に載置し、被検体４の撮影部位を回転中心Ｃに合せる。続いて、スキャン領域Ｂの直径を例えばｍｍ値で入力する。そして、スキャンを開始させると、データ処理部１９はＴＲスキャンを制御する。当該スキャンは、公知であるＴＲスキャンと同様に、ｔ移動と回転軸１３に対するθ０のステップ回転とを繰り返して、ここで、すべてのｔ移動は任意設定したスキャン領域Ｂの直径をＸ線ビーム２が完全に横切るように行われ、Ｋ回のｔ移動でスキャンが終了する。

データ処理部１９は、ｔ移動中に一定ピッチで検出器３の出力である被検体１０４の透過データを収集する。ここで、ステップ回転角θ０とトランスレート回数Ｋは予め、式、
θmax＝２・atan{Ｎ/２・△ξ/ＦＤＤ}・・・（１）
θ０＝θmax-２・β,（θ０>０）（β≧０）・・・（２）
（Ｋ−１）・θ０＋θmax＝π＋２・α, （α>O）・・・（３）
となるように設定する。ここで、Ｎはｎ方向チャンネル数、△ξはチャンネルピッチである。

そして、回転に沿った被検体基準のＸ線パス方位をψとすると、このスキャンで、ψについて、（Ｋ−１）・θ０＋θmaxの範囲のデータが収集される。

次に、ψのデータ範囲の両端部で、２・αだけの重複データを収集するとともに、トランスレート間で２・βの重複データを収集する。ψは、チャンネルｎとトランスレート番号ｋ、（１〜ｋ）とで決まる。ψは、たとえば、式、
θ＝atan{（ｎ−ｎｃ）・△ξ/ＦＤＤ}・・・（４）
ψ＝θ＋（ｋ−１）・θO＋θmax/２・・・（５）
で決まる。ここで、ｎｃは、中央チャンネルである。θは、チャンネルｎのＸ線ビーム内の配置角に相当する。なお、第１実施形態ではトランスレート間の重複はなくてもよい（β＝O）。

次に、データ処理部１９は、透過データからスキャン領域Ｂの３次元画像を再構成する。

図３、４は、コーンビームＴＲ再構成を示した模式図である。ｘｙｚは、被検体に固定した座標で、回転軸１３をz軸としている。当該図面を参照して再構成の概略を説明する。

Ｘ線検出器３の縦横位置をｍ、ｎとし、ｔ移動位置をt、トランスレート番号をkとすると、透過データは、ｍ、ｎ、ｔ、ｋで記述できる。まず、Ｘ線強度に比例した透過データである検出強度Ｉ（ｍ,ｎ,ｔ,ｋ）を対数変換して投影データＰ（ｍ,ｎ,ｔ,ｋ）に変換する（Ｓ１）。次に、投影データＰに対しt方向に高周波強調フィルタ掛けする（Ｓ２）。このフィルタは通常のＣＴと同じ｜ω｜フィルタである。

次に、投影データＰに対しウエイトＷ（ψ）を掛ける（Ｓ３）。ここで、ψはｎ、kで決まる。Ｗ（ψ）は、図５に示すように、前端と後端の重複区間２・α（あるいはそれ以下の間）で０から１に徐々に直線的に変化する傾斜部をもつウエイトである。このウエイトは、ψの前端で０から１に、後端で１から０に滑らかに（徐々に）移行し、かつＷ（ψ）＋Ｗ（ψ＋π）＝１となればよく、図５中のウエイトＷ'（ψ）のように、曲線にしてもよい。なお、このウエイト掛けはフィルタ掛けの前に行ってもよい。

上述したウエイト掛けにより、データ範囲の両端部のデータ継ぎ目によるアーチファクトを低減することができ、コーンビームＴＲ再構成を完全なものとすることができる。

次に、上述したウエイト掛けの後に、Ｘ線検出器３の縦位置であるｍとｔ移動位置で記述されるＰ（ｍ,ｔ）を一組の面データとして、焦点Ｆに向けて被検体４を表す仮想３次元格子に対し３次元逆投影する（Ｓ４）（図４）。

この時の焦点Ｆは、ｔによって移動（焦点Ｆ軌跡３３）するので、回転軸１３方向から見ると逆投影方向は平行でy軸に対し角ψをなす。逆投影とは、すべての格子点Ｇに対し、対応するｍｔ面３４上の点Ｇｐのデータをたし込むことである。なお、Ｇｐは、一般にデータ点に一致しないので（近傍の４点による）補間計算を行う。この逆投影を全n,k（ψのπ＋２・α分）で行うと、被検体４のスキャン領域Ｂの３次元画像が得られる。

以上によれば、データ範囲の両端部のデータ継ぎ目が滑らかに繋がり、継ぎ目によるアーチファクトを低減することで、コーンビームＴＲ再構成を可能にすることができる。

次に、図６、７は、コーンビームＴＲスキャンにおいて、データ継ぎ目でＸ線パスが一致しない状態を示す模式図である。

上述した逆投影は、πの範囲（図６参照）で行えば再構成は行うことができるが、単純にπのデータを逆投影すると、コーンビームＴＲスキャンの場合、撮影面１４上を除いて、原理的にデータ継ぎ目で逆向きパスが一致しないので透過データに食い違いが生じ、段差が生じる。これが直線状のアーチファクトを作る。

本発明の第１実施形態では、ウエイトＷ（ψ）を掛けることで継ぎ目が滑らかに繋がれ段差が無くなるので、コーンビームＴＲ再構成を完全なものとすることができる。上述した原理的な継ぎ目の段差以外に、測定の不完全さによって生じる段差もある。すなわち、この段差は、この継ぎ目で、異なる時間と状態で収集されたデータＰ（ψ,t）とＰ（ψ＋π,t）とが隣り合っていることによっても生じる。具体的には、検出器のチャンネルｎの違いや特性ドリフト状態の違い、ｔ移動状態（往路/復路）、機構誤差、Ｘ線のドリフト、被検体の動き（載置のガタを含む）、散乱Ｘ線の影響、などが段差の原因となる。上述したウエイト掛けを行うことで、これらの測定で生じる段差も同時に無くすことができる。

また、従来のコーンビームＲＲ方式のＣＴと同様に２次元検出器を用いているので３次元画像だけでなく、透過画像も容易に得ることができる効果がある。

次に、第１実施形態の変形例としては、以下のような構成も可能である。コーンビームＴＲ再構成は、通常のファンビームのＴＲスキャンに対してもそのまま用いることができる。すなわち、撮影面１４上のデータのみ収集し、撮影面１４のみ全く同様に再構成すればよい。これにより、通常のＴＲスキャンでも、測定の不完全さで生じる段差をウエイト掛けで解消でき、画像を高品質にすることができる。

上述した第１実施形態のＴＲスキャン再構成の説明では省略されているが、通常、投影データＰ（ｍ,ｎ,ｔ,ｋ）は、逆投影前にｎ方向に束ねて、あるいは間引いて数をへらす。このようにすることでψに対する逆投影数を減らすことができ、再構成を高速にできる。

ここで、逆投影前にｎ方向に束ねる理由としては、束ねまたは間引きなしとすると、ＴＲ方式としてはψの方向数が過剰ぎみになることがあげられる。また、さらに、再構成の３次元格子ピッチの設定を粗くする場合、それに応じてｍ、ｎ、ｔの各方向を束ねる、あるいは間引くこともある。なお、束ねや間引きは逆投影の前ならどの段階で行ってもよい。また、束ねや間引きはＸ線検出器３の中で行ってもよい。

また、第１実施形態では、ＴＲスキャンはπ＋２・α方向の透過データから３次元画像を得るハーフスキャンであったが、２・π＋２・αのフルスキャンや、４・π＋２・αのダブルフルスキャンなどを用いてもよいことは容易に理解できる。（これらのスキャンは特開平１１-１０８８５７号公報で公知である。）すなわち、この場合は、データ範囲の前端と後端の２・αで、同様のウエイトを掛けてから逆投影を行えばよい。ダブルフルスキャンの場合は、ウエイト掛け後、２・πの自然数倍離れたＰ（ｍ,ｔ）同士を平均して２・π分のＰ（ｍ,ｔ）とした後、逆投影しても同じことである。

上述したフルスキャンやダブルフルスキャンの場合は、原理的な継ぎ目の段差は無いが、測定の不完全さで生じる段差をウエイト掛けで解消でき、画像を高品質にすることができる。なお、iを任意の自然数として、i・π＋２・αのスキャンで同様に再構成できる、ことは容易に理解できる。

また第１実施形態では、被検体の昇降位置を変えて複数回スキャンして、それぞれ得られた３次元画像をｚ方向に繋げてｚ方向に広い３次元画像を得ることが可能である。この場合、３次元画像を重複させて位置誤差をフィティングで調整することもでき、また、重複部をウエイト付平均して滑らかに繋がる３次元画像を作ることもできる。

（第２実施形態）
第２実施形態の構成は、図１に示す第１実施形態の構成と同じである。

次に、第２実施形態では、まず、第１実施形態と同様にスキャンをするが、β＞０となるように設定し、トランスレート間で２・βの重複データを収集するようにする。

第１実施形態における再構成は、図３、４の第１実施形態の再構成にトランスレート継ぎ目の平滑化処理を追加したもので、この平滑化は投影データＰ（ψ,ｍ,ｔ）に対するトランスレートごとのウエイト掛け、Ｗ_k（ψ）掛けによって行われる。なお、このウエイト掛けは、ウエイトＷ（ψ）掛け（Ｓ３）の前でも後でもよく、またフィルタ掛け（Ｓ２）の前に行ってもよい。

また、図８、９、１０はトランスレートごとの投影データＰとウエイトＷ_k（ψ）を示したものである。ここでkはトランスレート番号である。また、Ｗ_k（ψ）は、トランスレートの重複部、２・β間（あるいはそれ以下の間）で１から０に直線的に変化するウエイトである（図９参照）。このウエイトＷ_k（ψ）は、重複部で、１から０に滑らかに（徐々に）移行し、かつＷ_k（ψ）＋Ｗ_k＋１（ψ）＝１となればよく、図１０に示すウエイトＷ_k'（ψ）のように曲線にしてもよい。

以上によれば、第１実施形態の効果に加えて、投影データＰ（ψ,ｍ,ｔ）の重複部（トランスレート継ぎ目）で生じるψ方向段差を平滑化してから３次元逆投影することで、トランスレート継ぎ目によるアーチファクトを低減することができる。すなわち、この段差は、この継ぎ目で、異なる時間と状態で収集されたデータが隣り合っていることによって生じる。具体的には、検出器のチャンネルｎの違いや特性ドリフト状態の違い、ｔ移動状態（往路/復路）、機構誤差、Ｘ線のドリフト、被検体の動き（載置のガタを含む）、散乱Ｘ線の影響、などが段差の原因となる。

次に、第２実施形態の変形例としては、以下のような構成も可能である。上述した第２実施形態のウエイトＷ_k（ψ）掛けの後、データ結合をしてから逆投影してもよい。データ結合は、重複部のデータを足し合わせて１つのデータＰ（ψ,ｍ,ｔ）にすることで、逆投影の処理が一度で済むことなる。また、第２実施形態の平滑化処理はこれには限られない。

図１１〜１３は、平滑化処理の他の一形態を示した模式図である。

トランスレートkと、k＋１との継ぎ目で投影データＰに段差△Ｐ
△Ｐ＝Ｐａ−Ｐｂ・・・（６）
があったとする。

この場合、関数λ（ψ）を、
λ（ψ）:{λ（０）＝１で、ψ増加で滑らかに減少してOになる（収束する）関数}、
例えば、
λ（ψ）＝exｐ（−ψ/△ψ）,（△ψ:定数）
など、として、修正関数、
λa（ψ）＝−△Ｐ／２・λ（ψa−ψ） ,（ψ≦ψa）・・・（７）
λb（ψ）＝△Ｐ／２・λ（ψ−ψa） ,（ψ≧ψa）・・・（８）
を投影データＰに加算する。ここで、ψaは継ぎ目のψであり、△Ｐはｍ、ｔ、kにより異なる値をもつ。

この修正関数加算により継ぎ目を平滑にできる。なお、△Ｐを求める際、t方向やｍ方向にハイカットフィルタ掛けしてから求めるとノイズの影響を除去した平滑化が可能である。また、平滑化処理は、図３のフローチャートで、対数変換（Ｓ１）の前ないしウエイトＷ（ψ）掛け（Ｓ３）の後、のどの段階で行ってもよい。

以上によれば、重複データから段差△Ｐを求め、この△Ｐをなくするようにトランスレート継ぎ目の平滑化をすることができ、アーチファクトを低減できる。さらに、この平滑化を採用した場合、βを小さくできる利点がある。すなわち、重複が１データでもあれば平滑化が可能である。第２実施形態で、その他、第１実施形態と同じ変形が可能である。

（第３実施形態）
第３実施形態の構成は、図１に示す第１実施形態の構成と同様であるが、機構部１２にＦＣＤ、ＦＤＤ可変機構を追加した点が異なる。

ＦＣＤ、ＦＤＤはデータ処理部１９に変更指示を入力することで、機構制御部（図示せず）を介して変更することができる。

まず、操作者は被検体を回転テーブル１１に載置し、被検体の大きさに合わせてＦＣＤ,ＦＤＤを設定する。ＦＣＤ、ＦＤＤの選び方としては、拡大率（ＦＤＤ／ＦＣＤ）を上げるようにすると分解能が上がって好ましいが、スキャン領域Ｂの厚さは小さくなる。

また、同一拡大率のときは、ＦＣＤをなるべく小さくしたほうがノイズの少ない画像ができるが、被検体と機構との干渉がおきる。実際は、このようなことを考慮して、被検体や検査目的にあわせて幾何設定を行う。

次に、被検体４の撮影部位を回転中心Ｃに合せ、スキャン領域Ｂの直径を例えばｍｍ値で入力する。スキャンを開始させると、データ処理部１９はＴＲスキャンを制御する。このデータ処理部１９は、式（１）でθmaxを求め、さらに、式（２）、（３）を満たすように、α,β,θ０,Ｋを自動的に決める。

例えば、以下の手順で、α,β,θ０,Ｋを決めることができる。

まず、βminを定数として、θO＝θmax−２・βminでθ０を求め、これを端数切捨てでまるめ、θOを決定する。

次に、αminを定数として、（Ｋ−１）・θ０＋θmax＞π＋２・αminとなる最小の自然数であるＫを決定する。

さらに、式（２）と（３）を用いてαとβを求める。

次に、スキャンと再構成は第１実施形態あるいは第２実施形態と同様に行い、３次元画像を得る。

以上により、第１実施形態、第２実施形態の効果に加えて、ＦＣＤ、ＦＤＤ等が可変とすることができるので、被検体に合わせて拡大率等の最適な幾何条件を設定でき、高品質な３次元画像が得られる。また、ＦＤＤを変えたときのθmaxの変化に合わせ、ステップ回転角θOとｔ移動回数Ｋを自動設定するので、容易にＦＤＤ変更ができる。

また、第３形態の変形例としては、第２実施形態で、α,β,θ０,Ｋを決める場合に、定数αmin,βminを、たとえば、（角度で与えるのでなく）Ｘ線検出器のチャンネル数を基準に定めるようにしてもよい。たとえば、αmin,βminを、ｎ方向全チャンネル数のそれぞれ８パーセント、３パーセント位置、等で決めるようにしてもよい。また、α,β,θ０,Ｋを決める際に、一意に決まらず任意性がある。すなわち、Ｋが整数であることによって生じた余剰の角度{（Ｋ−１）・θO＋θmax−π}をどのようにαとβに振り分けるか、に任意性があり、変形は無数に行うことができる。

また、上述した実施形態で、Ｘ線管１としてマイクロフォーカスＸ線管を用いたが、本発明のコーンビームＴＲ方式ＣＴはこれに限られることはなく他のＸ線管でもよい。さらに、上述した実施形態では、放射線としてＸ線を用いたが、本発明のコーンビームＴＲ方式ＣＴはこれに限られることはなく、他の透過性放射線でも成立することは明らかである。

さらに、本発明では、２次元のＸ線検出器として、Ｘ線フラットパネルディテクタを用いたが、どのような２次元検出器を用いてもよい。また、機構動作は相対的に等価であれば、他の機構方式に対しても本発明は適用できる。例えば、回転は被検体側で行っているが、Ｘ線管とＸ線検出器を一体で回転させてもよい。また、ｔ移動も同様にＸ線管とＸ線検出器を一体で移動させてもよい。

例えば、図１４は、異なる機構を用いたものの一形態である。回転機構５６は、図示してない支持部で、フロア５０より支持されている。この回転上にｔ移動機構５７、ｔ移動上にｘシフト機構５８があり、ｘシフト上にＸ線管５１とＸ線検出器５３が配置されている。tは紙面に垂直方向である。被検体５４はＸＹＺ機構５５によりフロア５０から支持され、Ｘ線ビーム５２に対し３方向に移動できる。ここでは詳細は述べないが、このような機構構成においても第１実施形態と同様の作用で３次元画像を得ることができる。

また、本発明によるＣＴはその用途にかかわりなく、コーンビームＴＲ方式のＣＴを可能にすることができる。

本発明の第１実施形態に係る構成を示した模式図（平面図）。 本発明の第１実施形態に係る構成を示した模式図（正面図）。 本発明の第１実施形態に係るコーンビームＴＲ再構成を示した模式図。 本発明の第１実施形態に係るコーンビームＴＲ再構成を示した模式図。 本発明の第１実施形態に係るウエイトＷ（ψ）を示した模式図。 本発明の第１実施形態に係るデータ継ぎ目でＸ線パスが一致しない状態を示す模式図（平面図）。 本発明の第１実施形態に係るデータ継ぎ目でＸ線パスが一致しない状態を示す模式図（正面図）。 本発明の第２実施形態に係るトランスレートごとの投影データＰを示した模式図。 本発明の第２実施形態に係るトランスレートごとのウエイトＷ_k（ψ）を示した模式図。 本発明の第２実施形態に係るトランスレートごとのウエイトＷ_k’（ψ）を示した模式図。 本発明の第２実施形態の変形例に係る平滑化処理の他の一形態を示した模式図。 本発明の第２実施形態の変形例に係る平滑化処理の他の一形態を示した模式図。 本発明の第２実施形態の変形例に係る平滑化処理の他の一形態を示した模式図。 本発明の実施形態に係る異なる機構を用いたものの一形態を示した模式図。 従来のＴＲ方式を示した概念図。 従来のＴＲ方式再構成を示した概念図。

符号の説明

１…Ｘ線管、２…Ｘ線ビーム、３…Ｘ線検出器、４…被検体、１１…回転テーブル、１２…機構部、１３…回転軸、１４…撮影面、１９…データ処理部、２０…表示部

Claims (5)

1. 放射線源と、被検体を透過した放射線ビームを検出する放射線検出器と、該被検体と該放射線ビームとに相対回転を与える回転手段と、該被検体と該放射線ビームとに相対平行移動を与える平行移動手段と、この平行移動手段による平行移動と前記回転手段によるステップ回転を交互に繰り返すＴＲスキャンの間に、前記放射線検出器によって複数の位置で検出された前記被検体の透過データから前記被検体の断面像を得るコンピュータ断層撮影装置であって、
   前記放射線検出器の分解能が規定する放射線パスの前記回転手段による回転に沿った被検体基準の放射線パス方位ψに対し、iを任意の自然数としてi・πを超えて方位が重複するようにＴＲスキャンするスキャン制御手段と、
   前記放射線パス方位ψの前端で０から１に、後端で１から０に徐々に移行し、かつＷ（ψ）＋Ｗ（ψ＋i・π）＝１であるウエイトＷ（ψ）を掛けた前記透過データを用いて前記断面像を得る再構成手段と、
   を有することを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。
2. 請求項１記載のコンピュータ断層撮影装置であって、
   前記再構成手段は、前記ステップ回転の角度ごとに前記放射線パス方位ψに対して生じる前記平行移動間の継ぎ目での透過データの前記放射線パス方位ψ方向の段差を平滑化して前記断面像を得ることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。
3. 請求項１または２に記載のコンピュータ断層撮影装置であって、
   前記放射線ビームはコーン状、前記放射線検出器は２次元分解能であり、前記再構成手段は、前記２次元分解能が規定する放射線パスの前記回転の軸方向位置をｍ、前記平行移動位置をｔとして、前記透過データを前記放射線パス方位ψ、前記回転の軸方向位置ｍ、および前記平行移動位置ｔを用いて記述した場合、前記平行移動位置t方向に高周波強調フィルタ掛けした後、前記回転の軸方向位置ｍ及び前記平行移動位置ｔで記述される面データを一組として、前記放射線ビームの焦点に向けて被検体を表す仮想３次元格子に対し３次元逆投影することを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。
4. 請求項１乃至３のいずれか１項に記載のコンピュータ断層撮影装置であって、
   前記放射線ビームの焦点と前記回転軸間との最小距離を、被検体の大きさに応じて変更する最小距離変更手段を、さらに有することを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。
5. 請求項１乃至４記載のいずれか１項に記載のコンピュータ断層撮影装置であって、
   前記放射線ビームの焦点と前記放射線検出器間の距離を変更する距離変更手段と、
   前記距離変更手段よって変更される距離に応じて、前記ステップ回転の角度を自動的に変更するスキャン制御手段と
   をさらに有することを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。

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