JP3176882B2

JP3176882B2 - Ｃｔ装置

Info

Publication number: JP3176882B2
Application number: JP00349698A
Authority: JP
Inventors: 晋一右田; 宮崎　　靖; 哲夫中澤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1998-01-09
Filing date: 1998-01-09
Publication date: 2001-06-18
Anticipated expiration: 2016-06-18
Also published as: JPH10201754A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、ら旋走査での画像アー
チファクトの減少をはかるＣＴ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】ら旋走査のＣＴ装置の従来例には、特開
昭５９−１１１７３８号、特開昭６２−８７１３７号が
ある。特開昭５９−１１１７３８号はＣＴ画像をら旋走
査によって得る例を開示する。特開昭６２−８７１３７
号は、ら旋走査によってＣＴ画像を得るのに、距離配分
に従った補間例を開示する。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】特開昭５９−１１１７
３８号は、ら旋走査によってＣＴ画像を得る際の種々の
手法を開示するが、具体的な方法となると今一つ定かで
ない。

【０００４】特開昭６２−８７１３７号は、垂直断層面
への補間例を記載した点で実用的方法を提供するが、垂
直断層面以外の例への種々の方法については定かではな
い。

【０００５】本発明の目的は、ら旋走査によるＣＴ画像
を得るのに極めて実用的なＣＴ装置を提供するものであ
る。

【０００６】

【課題を解決するための手段】本発明は、被検体の周囲
を回転しつつ、Ｘ線を発生するＸ線源と、このＸ線源と
対向して設けられ前記被検体を透過してきたＸ線を検出
するＸ線検出器と、前記被検体を乗せて移動するベッド
とを有し、前記ベッドを被検体の体軸方向に、前記Ｘ線
源の回転中に連続的に移動させ、前記ベッドの移動の過
程で前記Ｘ線源よりＸ線を前記被検体に曝射させて被検
体に対してら旋状の走査を行わせるＣＴ装置において、
少なくとも前記Ｘ線源の１回転を超えたら旋走査による
ら旋データを計測・保持する手段と、前記計測保持手段
に保持されたら旋データに対し被検体の特定位置の断層
画像を再構成するための第１のら旋データ範囲を設定す
ると共に、前記ら旋データに対し前記第１のら旋データ
範囲と同一範囲の第２のら旋データ範囲を前記第１のら
旋データ範囲と一部が重複するように設定する手段と、
前記第１のら旋データ範囲と第２のら旋データ範囲の各
々のら旋データを読み出し別個に画像再構成する手段を
備え、各断層画像を再構成するら旋データ範囲は、一連
のら旋データ中における、前記Ｘ線源の１回転のら旋走
査データから成る主データと、この主データ前後の特定
走査範囲から得られた副データとを用いて作成されると
共に、前記ら旋データ範囲の計測開始点と計測終了点と
のら旋走査位置ずれによる計測データの不連続性が、前
主データの中央部を除く両側の端部の各々と投影角が対
応する前記副データを用いて補償されることを特徴とす
るＣＴ装置を開示する。

【０００７】更に本発明は、被検体の周囲を回転しつ
つ、Ｘ線を発生するＸ線源と、このＸ線源と対向して設
けられ前記被検体を透過してきたＸ線を検出するＸ線検
出器と、前記被検体を乗せて移動するベッドとを有し、
前記ベッドを被検体の体軸方向に、前記Ｘ線源の回転中
に連続的に移動させ、前記ベッドの移動の過程で前記Ｘ
線源よりＸ線を前記被検体に曝射させて被検体に対して
ら旋状の走査を行わせるＣＴ装置において、少なくとも
前記Ｘ線源の１回転を超えたら旋走査によるら旋データ
を計測・保持する手段と、前記計測保持手段に保持され
たら旋データに対し被検体の特定位置の断層画像を再構
成するための第１のら旋データ範囲を設定すると共に、
前記ら旋データに対し前記第１のら旋データ範囲と同一
範囲の第２のら旋データ範囲を前記第１のら旋データ範
囲と一部が重複するように設定する手段と、前記第１の
ら旋データ範囲と第２のら旋データ範囲の各々のら旋デ
ータを読み出し別個に画像再構成する手段を備え、各断
層画像を再構成するら旋データ範囲は、一連のら旋デー
タ中におけるＸ線源の１回転のデータとして設定され、
画像再構成に用いる前記ら旋データ範囲の中央部を除く
両側のデータは計測開始点と計測終了点との方向を置換
したデータ同志の重み付け加算により作成したデータを
用いることにより、前記ら旋データ範囲の計測開始点と
計測終了点とのら旋走査による走査位置ずれによる計測
データの不連続性を補償することを特徴とするＣＴ装置
を開示する。

【０００８】

【実施例】図１は本発明のＸ線ＣＴ装置の実施例を示す
図である。スキャナ本体部１００は回転するＸ線源１、
このＸ線源に対向して回転するマルチチャンネル型Ｘ線
検出器２、測定空間を有するガントリ開口部４、ガント
リ開口部４への被検体３２の出し入れをする寝台３、よ
り成る。この他に回転機構や各種制御機構を持つが、省
略する。

【０００９】本実施例では、Ｘ線源１とＸ線検出器２と
は連続的に回転し、一方、寝台３は、連続的に前進運動
又は、連続的に後退運動を行う。これによってスパイラ
ルスキャンが実現されている。又、Ｘ線源１からは連続
的又は不連続的（パルス状）にＸ線が発生するものとす
る。Ｘ線源１は、ファン状Ｘ線ビームを発生するものと
し、そのスライス幅ＳＷ（ファン状Ｘ線ビームの広がり
方向と直角方向の、Ｘ線ビームの幅）は０＜ＳＷ≦２０
ｍｍ程度に可変化できる機構を持っている。

【００１０】図１でデータ処理部２００は、データ収集
回路２Ａ、２次元バッファ１２、投影データ形成回路１
３、フィルタ補正回路１４、逆投影演算回路１５、ＣＴ
像表示部１６とよりなる。

【００１１】２次元バッファ１２とは、データ収集回路
２Ａで得たＸ線検出信号（データ化してある）を、計測
周期番号ｊと投影番号（投影角番号のこと）ｉとで定ま
るアドレス（ｉ、ｊ）に従って格納する。ここで、Ｘ線
検出信号（データ）はら旋走査で得たデータを意味し、
これらら旋データＳＲと表示するものとする。ら旋デー
タＳＲは、Ｘ線源１が何回回転したか（１回転を１計測
周期とすると、何計測周期番号にあるかということ）を
示す計測周期番号ｊと、その１回転中の位置（即ち、こ
れは、Ｘ線源の位置であり、いわゆる投影角番号）ｉと
で、規定できる。

【００１２】そこで、Ｘ線源１の回転速度と寝台３の移
動速度とを管理させておき、この速度に従って、ら旋デ
ータＳＲの対応アドレス（ｉ、ｊ）を一義的に決定し、
ら旋データＳＲを格納する。最も管理しやすいのは、Ｘ
線源１も寝台３もそれぞれ定速度で動くように制御した
場合であり、且つ制御の仕方も容易である利点を持つ。
尚、ら旋データＳＲは、１つのアドレス（ｉ、ｊ）中で
チャンネル数分存在することは云うまでもない。

【００１３】投影データ形成回路１３は、２次元バッフ
ァ１２に格納したら旋データＳＲからＣＴ計算用投影デ
ータを作り出す。１つのＣＴ像を再構成するためには、
１スライス面で３６０゜分のデータが基本的に必要であ
る。ら旋データＳＲは、本質的に１つのスライス面のデ
ータにはなり得ないため、ら旋データＳＲに対してある
種の処理をして１つのスライス面上のデータに加工する
事が必要である。この目的を達成するために設けたの
が、この投影データ形成回路１３である。このある種の
処理方法を複数個提供するのが本発明の特徴である。

【００１４】フィルタ補正回路１４は、いわゆる画像の
ぼけを除去するための空間フィルタレーションであり、
従前公知である。逆投影演算回路１５は、ぼけ除去処理
した投影データに対して、再構成演算を行い、ＣＴ像デ
ータ得る。これは、表示部１６にＣＴ像として表示され
たり、または、各種メモリに格納保管される。

【００１５】図２は、ら旋走査の軌跡を示す図である。
Ｘ線源１の回転と寝台３の進行とによって、被検体３２
へは、ら旋走査軌跡に従ったＸ線走査が行われているこ
とがわかる。このら旋走査によって、被検体３２の体軸
方向に沿ったら旋データＳＲを得ることになる。

【００１６】図３は、被検体３２の頭部での走査範囲を
示す例であり、被検体３２を矢印方向に前進させて、
Ｂ−Ｂ’の区間を撮影する例を示してある。この場合、
Ａ−Ｂ区間は、撮影立上げ区間、Ｂ’−Ａ’は撮影終了
の立下げ区間を示し、走査範囲（Ａ’−Ａ）には含まれ
るが撮影領域から除外される区間である。除外する理由
は、速度立上げ、速度立下げの不安定制御領域のためで
ある。

【００１７】図４には、図３の例でのシーケンスを示
す。Ｂ−Ｂ’の区間では一定速度（スキャナ及びベッド
共に定速度）であり、この区間でＸ線曝射を行い、区間
Ａ−Ｂ、Ｂ’−Ａでは定速度でないため、Ｘ線曝射を行
わないことが示されている。図３、図４は頭部例であっ
たが、胸部や腹部等についても撮影領域の位置及びその
幅の大きさは、自由に設定出来ることは云うまでもな
い。更に、この設定した撮影領域から得るスライス面を
どこにし、何枚とるかも自在に設定可能である。尚、
ａ、ｂは、それぞれＡ’−Ｂ’及びＢ−Ａ、Ｂ’−Ｂの
区間距離である。

【００１８】図５は、図１のＣＴ装置の制御機構を示す
図である。高圧発生部１１０は、Ｘ線制御部１０１の制
御のもとに、規定の高圧電圧を発生し、Ｘ線源１による
Ｘ線曝射用電圧を供給する。Ｘ線制御部１０は、Ｘ線発
生のタイミング（連続、不連続の両者を含めて）及び発
生電圧の大きさの制御を行うことになる。回転機構１１
１は、スキャナのＸ線源１とＸ線検出器２との回転を行
う機構であり、回転機構制御部１０２の制御で駆動す
る。定速度回転であれば、その定速度の制御を行う。ベ
ッド移動機構１１２は、ベッド３の前進（又は後退）移
動を行うものであり、ベッド移動機構制御部１０３の制
御を受ける。定速度であれば、その移動方向を定め一定
速度になるように制御する。ベッド位置検出部１１３、
回転位置検出部１１４は、投影番号ｉと計測周期番号ｊ
を管理するためのものであり、定速度制御では、立上
げ、立下げの不安定期間監視用に有効である。しかし、
後述する可変速制御では、ｉ、ｊ作成のために（又は
ｉ、ｊ補正のために）活用される。

【００１９】システム制御部１００は、全体システムの
管理及び制御を行うものであり、この制御の中には、シ
ステム全体の同期化を行う機能を有する。但し、同期化
とは、システム全体のタイミングを認識し、且つそれら
の統合管理するために使う機能を云う（図４参照）。

【００２０】透視データ形成回路１３による作成側の実
施例を以下述べよう。（１）、作成例１…直接配置法。直接配置法とは、１計測周期（３６０゜分）で得たら旋
走査によるら旋データを、そのまま直接に１つのスライ
ス面で得た如く配置し、これを３６０゜分の透視データ
とするやり方である。図６の（イ）、（ロ）で説明す
る。図６の（イ）は、３６０゜分の投影数をＰＰとし、
全部でｎ個の投影数のら旋走査例を示してある。図６の
（ロ）は図６の（イ）に従った場合でのベッド位置とＸ
線源１との位置との関係を示す図である。図６の（ロ）
によれば、ベッド位置とＸ線源位置との関係は、サイン
カーブの軌跡で示すことができる。ここで、ベッド位置
は、Ｘ線源が３６０゜の回転で、距離Ｄだけ進むものと
している。即ち、１計測周期で被検体はＤだけの距離を
ら旋走査できる。

【００２１】さて、本実施例の直接配置法は、１計測周
期（１〜ｐｐ）にあっては、ベッド位置はＤだけ移る
が、この移動を無視して、あるスライス位置での、周囲
３６０゜のデータであるとみなし、この１〜ｐｐに得た
投影データとして強制的に扱う。ここで、あるスライス
位置とは、１〜ｐｐの区間での真中の位置Ｘ₁とする。
真中の位置とは１８０゜位置であり、投影角度０゜〜３
６０゜に対する中間位置である。以下、同様に、次の３
６０゜の区間については、中間位置Ｘ₂をスライス位置
とし、この中間位置の前後の１８０゜区間のら旋データ
を０〜３６０゜の投影データとして強制的に扱う。

【００２２】かくして、位置Ｘ₁、Ｘ₂、…の如き仮想的
なスライス位置での投影データがえられ、各位置毎に再
構成（フィルタレーションを含めて）を行えば、スライ
ス位置Ｘ₁、Ｘ₂…毎のＣＴ像を得ることが出来る。この
時のＣＴ像を、図６の（ハ）に画像１、２、…で示して
ある。

【００２３】（２）、作成例２…重なり配置法。重なり配置法とは、図６の（ニ）に示す方法である。図
６の（ハ）では、３６０゜毎にベッド位置を分割し、各
３６０゜毎にその中心位置をスライス位置とする１枚の
ＣＴ像を得る例であった。重なり配置法は、図６の
（ニ）に示すように、例えば最初のＣＴ像は、投影角番
号１〜ｐｐまでの３６０゜分のら旋データＳＲを使用す
るが、次の２枚目のＣＴ像は、投影角２〜（ｐｐ＋１）
を使い次の３枚目のＣＴ像は投影角番号３〜（ｐｐ＋
２）を使う様に任意投影番号分ずれた位置からの３６０
゜分計測データを用いる、とのやり方を採用したもので
ある。即ち、ら旋データＳＲがＣＴ像１とＣＴ像２とで
一部重なり合うやり方をとる。これによって、１枚目の
ＣＴ像のスライス位置は１８０゜の位置、２枚目のＣＴ
像のスライス位置は、（１８０゜の位置）＋（１投影に
進む距離）となる。かくして、投影角ピッチでＣＴ像を
算出できる利点がありこの時の断層面位置は次の様な関
係がある。Ｘｎ＝Ｄ／２＋（Ｄ／ｐｐ）（ｎ−１） …（１）但し、ｎは投影番号移動数、ｐｐは１スキャンにおける
投影数である。この様に画像再構成に使用するデータ範
囲（３６０゜分）を任意にとれば、任意位置での画像再
構成が可能となる。

【００２４】以上の作成例１、２の方法は３６０゜の開
始位置と終了位置とが異なるため、アーチファクトが発
生しやすく、１計測周期における移動量が大きいほどア
ーチファクトも強くなる。

【００２５】（３）、作成例３…開始点終了点一致法この方法は、作成例１、２の各領域における３６０゜分
のデータに対して開始点と終了点とを仮想的に一致させ
て画像アーチファクトの発生を減少させるための手法で
ある。ここで、開始点とは、１枚のＣＴ像を３６０゜の
投影データから得ようとする場合、開始投影角０゜の位
置を指し、終了点とは、終了投影角３６０゜の位置を指
す。この開始点と終了点とのデータ上の誤差が少なけれ
ば、画像アーチファクトはなくなるとの理論に基づくも
のである。ら旋走査での問題は、任意位置における３６
０゜分の画像再構成データにおいて０゜〜３６０゜の回
転をＸ線源が行っている間、被検体が移動するため、０
゜〜３６０゜の区間にあってはその０゜〜３６０゜とで
被検体は同一部位ないことである。即ち、開始点と終了
点との一致は本質的に有り得ないのがら旋走査の特徴で
ある。そこで、この不一致を、データの取り扱上なくそ
うとするのが本実施例の開始点終了点一致法である。

【００２６】以下、本手法の概念を図７を使って説明す
る。図７は、（イ）に示す非ら旋走査例、（ロ）に示す
ら旋走査例、（ハ）に示す本手法を用いたら旋走査処理
例を示す図であり、それぞれにつき、計測軌跡、スライ
ス方向計測範囲、画像再構成データ寄与率を示したもの
である。

【００２７】図７の（イ）はら旋走査でない被検体固定
走査例を示す。２つのスライス面Ａ、Ｂはそれぞれ異な
るスライス面であるが、各スライス面、例えばスライス
面Ａは、その計測軌跡（点線で示す位置がスライス位置
となる）に示すように、開始点Ｓと終了点Ｅとは必ず一
致しデータの誤差はほとんどないことが予想される。ス
ライス面Ｂも同じく、スライス位置が異なるだけで、こ
の面Ｂでの開始点と終了点とは必ず一致する。一方スラ
イス方向計測範囲はスライス面Ａ、Ｂでそれぞれスライ
ス幅ＳＷであり、且つ互いのスライス面は重なりを持た
ない例であることが示されている。画像再構成寄与率
は、スライス面Ａ、Ｂ共に、１００％であることが図７
の（イ）には示されている。（寄与率１．０を１００％
とする）。

【００２８】次に図７の（ロ）は、ら旋走査例であり、
作成例１、２の如き開始点Ｓと終了点Ｅとが不一致の例
を示す。この例はＳＥ＝Ｄ（１計測周期におけるベッド
移動量）の例であり、この（ロ）によれば、計測軌跡
は、図に示すように開始点Ｓと終了点Ｅとは当然に不一
致である。スライス方向計測範囲は、ら旋走査に従って
ずれて最初のスライス面Ａ１、次のスライス面Ｂ１の如
くなる。スライス面の中心位置（点線で示したもの）で
みると、その開始点Ｓと終了点Ｅとは、大きく異なって
いることがわかる。また、寄与率は、０゜〜３６０゜分
の全部のデータが画像再構成に使用でき、１００％であ
る。この例が作成１、２の方法を示しており、アーチフ
ァクトを少なくするためには、ベッド移動量Ｄを少なく
する必要がある。

【００２９】次に、図７の（ハ）には、本手法による例
を示す。本手法では、画像再構成に用いるＳＲデータ
（３６０゜分）の開始点Ｓと終了点Ｅとのスライス位置
関係を強制的に一致させるやり方をとっており、相対的
位置関係は第１スライス面Ａ２と第２スライス面Ｂ２の
様になっている。この時ＳＲのデータの寄与率に関して
は、種々の寄与の仕方があるが、図７の（ハ）では、０
゜〜３６０゜の中で、中央部が寄与率を１．０とし、端
部（特定範囲と定義）になる程、寄与率を低くするよう
にすることによって、データの連続性を保つようにする
必要がある。

【００３０】更に、スライス方向計測範囲に関して、相
対的な位置関係が（ロ）のＡ１、Ｂ１が、Ｂ１の例で矢
印に示すように三角形の軌跡を描くのに対し、（ロ）の
Ａ２、Ｂ２ではＢ２の例で矢印に示すように菱形の軌跡
を描くような関係にある。この菱形の軌跡とは、演算開
始点と終了点位置とが同じとなること、及びこの開始点
から終了点に向かって１８０゜の位置と、終了点から開
始点へ逆方向に向かっての１８０゜位置とが同じスライ
ス位置関係となること、それ以外の点（即ち、画像再構
成データとして切り出した３６０゜分のデータの開始点
を０゜、終了点を３６０゜として、１８０゜隔たった位
置以外の点を云う。数値で示せばそれ以外の点をｘとす
れば、０゜＜ｘ＜１８０゜、１８０゜＜ｘ＜３６０゜と
表すことが出来る）では、演算開始点、終了点から離れ
るに従って、画像再構成断面位置（スライス位置）から
離れるようなデータを作成すること、の３条件で成立す
る。かくして、０゜〜３６０゜の全区間にわたって１つ
の閉じたループになり、各投影データ間の連続性が保た
れることから画像アーチファクトの発生はなくなる。

【００３１】以上の図７の（ハ）の計測範囲の軌跡及び
寄与率特性は、開始点Ｓと終了点Ｅとを一致させた際
に、ＳＲデータからいかにリアルに投影データを得るか
という算出法によって定まる。

【００３２】更に、図７の（ハ）での端部の特定範囲と
は、計測開始点と終了点とを一致させた場合に、その一
致点近傍で投影データとしての連続性を持たせるための
範囲であり、後で述べる補間処理や加重平均処理などの
ＳＲデータの加工によって投影データの連続性を維持す
る領域を云う。

【００３３】尚、以上の図７では、一定スライス幅ＳＷ
を持つ例で示したが、ＳＷの値が無視できる程の狭いス
ライス幅の場合でも、菱形軌跡の例はそのまま適用でき
る事は云うまでもない。

【００３４】次に前記作成例３の特定範囲における処理
の具体例について述べる。（３−１）、具体例その１。この具体例は、異なった計測周期データ間において同じ
投影角を有する計測データ間の補間処理によって、特定
範囲内でのデータのスライス位置関係を前記作成例３の
図７（ハ）の関係を満足させる方法である。この補間方
法を図８で説明する。図６（ロ）に示した様にＸ線管の
位置と計測スライス位置（ベッド位置）との関係をサイ
ン曲線で表すとする。Ｘ₀が計測開始位置（図３のＢ位
置に相当）でありβ＝０゜となる。例として断層面Ｘ_n
の位置の画像を再構成する例を説明する。この場合この
画像の位置は２スキャン目の投影角β_n＝４５０゜の位
置とすると、画像再構成領域は２７０゜≦β_n≦６３０
゜の範囲の３６０゜分を対象とし、この１画像分の計測
間に被検体は距離Ｄだけ移動していることを示す。

【００３５】ここでこの３６０゜分のＳＲデータの中央
部分はそのまま使用して、計測開始点（β_s＝２７０
゜）からある範囲の＋β分、計測終了点（β_e＝６３０
゜）から−β分の範囲は補間で求めるようにする。図８
ではβ＝９０゜の例を示している。この場合の補間曲線
はβ_s＋β〜β_e−β間の被検体位置と同じなるように設
定する。この例では破線で示すサイン波になる。補間の
領域としては、β_s−β〜β_e＋βの領域が必要で、区間
Ｂのβ_s〜βのデータは区間ＢとＢから３６０゜位相の
進んだ区間Ｄとの間でかつ、区間Ｃのデータは区間Ｃと
Ｃから−３６０゜の位相の遅れた区間Ａとの同一投影デ
ータ間との間で補間され求められる。図ではＫ_n1とＫ_n2
の２点での補間例を示しておりＫ_n1点は以下の様に求め
られる。

【００３６】ＳＲ_l1（β_s＋β₁，Ｘ_l1）＝｛ＳＲ_l1（β_s＋β₁，Ｘ_l1）・ａ₁＋ＳＲ_m1（β_s＋β₁＋３６０゜，Ｘ_m1）・ｂ₁｝／（ａ₁＋ｂ₁） …（２）ここでａ₁＝Ｘ_m1−Ｘ_k1 ｂ₁＝Ｘ_k1−Ｘ_l1 ａ₁＋ｂ₁＝Ｄ

【００３７】同様にＲ_n2点はＳＲ_m2（β_s＋β₂，Ｘ_m2）＝｛ＳＲ_m2（β_s＋β₂，Ｘ_m2）・ａ₂＋ＳＲ_l2（β_s＋β₂−３６０゜，Ｘ_l2）・ｂ₂｝／（ａ₂＋ｂ₂） …（３）ここでａ₂＝Ｘ_m2−Ｘ_k2 ｂ₂＝Ｘ_k2−Ｘ_l2 ａ₂＋ｂ₂＝Ｄ

【００３８】この様な方法で等価的に区間Ｅの範囲（投
影角１８０゜分）に渡って、被検体に対しての位置関係
が断層面Ｘ_nを中心として閉じた関係になる３６０゜分
のデータを用いて画像再構成する事が可能であり、計測
開始点と終了点及び計測開始点から１８０゜ずれたデー
タの被検体位置は等価的に同じにすることが出来る。又
β_sは任意に設定でき、補間の方法はまったく同じ方法
で任意の位置の画像を再構成することができる、ただし
この方法は画像再構成用のデータ（３６０゜分）を作成
するにあたって補間領域がこの画像再構成データ３６０
゜の前後にβ分必要である事から撮影領域の開始部と、
終了部に単に補間のみに使用される領域が存在すること
になる。又、補間曲線は直線でも他の曲線でも良く、要
は位置の連続性が維持できれば良い。尚、図９には角度
サンプル点と補間点との関係をわかりやすく指示した。
図８の説明の理解に供するものである。

【００３９】（３ー２）、具体例その２。本例は、重み関数による加重平均法を利用した点、及び
その加重平均の対象とするデ−タが１８０°対向位置関
係にあるデ−タとした点に、特徴がある。

【００４０】先ず、１８０°対向位置関係のデ−タにつ
いて説明する。図１０は、その説明図で図２の（イ）が
Ｘ線源が投影角度β＝０°、β＝１８０°、β＝１８０
°＋２θの場合での、Ｘ線源１とＸ線検出器２との位置
関係を示す図である。Ｘ線源１のＸ線は開き角２θのフ
ァンビームとし、Ｘ線検出器２はファンビームＸ線検出
用のマルチチャンネル型とする。図２の（ロ）はファン
ビームの広がり方向と垂直な方向からみたファンビーム
の幅（いわゆる前述のスライス幅）の説明図である。
尚、開き角に関して、中心点Ｃを通るビームの角度を０
°とし、その左半分を＋方向、その右半分を一方向とし
て便宜上扱うものとする。従って、第１チャンネルは開
き角＋θとなり、最終チャンネルは開き角−θとなる。

【００４１】さて、β＝０°とβ＝１８０°とでの中心
ビームの計測パスは、同一のパスＰ１である。このこと
を１８０°対向の位置関係と呼ぶ。このことは中心ビー
ム以外にも存在するものである。例えば、β＝０°での
第１チャンネル（＋θ）の計測パスはＰ２である。これ
に対し、β＝１８０°＋２θの投影角での第ｎチャンネ
ル（最終チャンネル）（−θ）の計測パスがＰ２とな
り、この両者が１８０°対向の位置関係となる。一般的
には、投影角βでの任意のｉ番目のチャンネルθ（ｉ）
と１８０°対向関係にある投影角はβ＋１８０°＋２
θ、該当チャンネルはこの投影角での−θ（ｉ）なるチ
ャンネルである。

【００４２】Ｘ線ファンビームは、図１０の（ロ）に示
すように、スライス幅ＳＷを持つ。この結果、β＝０°
とβ＝１８０°との例で示したように、０°の時のビー
ム２Ｂと１８０°の時のビーム２Ａとはそれぞれスライ
ス幅ＳＷを同じくするものの、そのスライス幅で計測す
る範囲は完全一致しない。幸いなことに、被検体の体内
で急激な変化は少ないことから、通常のＣＴ装置での配
置ではほぼ同じ値とみてよいことが多い。

【００４３】しかし、ら旋走査では、計測中にベッドが
移動するため、β＝１８０°の位置では、図１０の
（ロ）の点線で示すようにその移動分だけＸ線源及びＸ
線検出器がスライス方向にずれてしまう。ベッド送り量
がスライス幅に比べて大きくなければ、それだけ対向し
た位置での計測パスとの重複が多くなるため、同じ値に
近くなることがわかる。かかる理由から、スライス位置
は、本来は完全な垂直断層面にならなければならない
が、スライス幅ＳＷを持つ場合には、完全な垂直断層面
でなくてもＣＴ像を算出できることになる。そこで、本
実施例では、３６０゜分のデータの中で開始点から１８
０゜ずれた時のデータは当然ら旋スキャン中のスライス
位置移動の中心となることから、１８０°対向関係にあ
るデ−タとの間で加重平均を行いこの結果を投影デ−タ
として置き換えるようにした。

【００４４】図１１には、加重平均のための重み関数例
を示した。図１１の（イ）は、実測デ−タ側の重み付け
関数例、図１１の（ロ）は、実測デ−タと１８０°対向
位置関係側の計測デ−タの重み付け関数例を示す。ここ
で、実測デ−タとは、図１０の例でみるに、β＝０°が
実測とした場合、このβ＝０°で実測デ−タＳＲ、１８
０°対向位置関係側の計測デ−タとはβ＝１８０°での
実測デ−タＳＲを指す（但し、θ（ｉ）＝０のチャンネ
ル例とした）。よってθ＝０以外のチャンネルデータに
対しては１８０゜対向した位置関係を考慮する必要があ
る。

【００４５】図１１の（イ）では、０≦１８０゜の区間
は、正傾斜角度の直線Ｌ１、１８０゜＜ｐｐ（３６０°
位置）の区間は負傾斜角度の直線Ｌ２、の重み関数とし
た例である。

【００４６】一方、図１１の（ロ）は、０≦１８０゜の
区間は負傾斜角度の直線Ｌ３、１８０゜＜ｐｐの区間は
正傾斜角度の直線Ｌ４、の重み関数とした。

【００４７】かかる重み関数（任意位置での重み関数の
こと）を図１１の（イ）をＷ１、図１１の（ロ）をＷ
２、とすると、加重平均値Ｄは、Ｄ＝（Ｗ１×ＳＲ１＋Ｗ２×ＳＲ２） …（４）Ｗ１＋Ｗ２＝１ …（５）となる。ここで、ＳＲ１は実測デ−タ値、ＳＲ２は１８
０°対向関係にある計測デ−タ値である。

【００４８】尚、重み関数、直線以外の例もありうる。
連続的な変化であれば種々の例がありうる（２次関数、
３次関数等）。

【００４９】以上の本実施例によれば、再構成開始、終
了位置のデ−タほど、所望の画像再構成面位置（スライ
ス位置）に近いベッド位置の投影デ−タが算出され、画
像再構成デ−タに置き換わり画像再構成デ−タの閉じた
ループの関係となる。

【００５０】（３ー３）具体例３、この方法は、特定範囲に関する処理に特徴を持つもので
あり、具体的には以下の手法を取る。先ず、ある特定範
囲における処理としては、画像再構成開始、終了デ−タ
間の平均値ＳＲａ（β（１），Ｘ），ＳＲａ（β（ｐ
ｐ），Ｘ）を両者の計測デ−タに置き換える。これは具
体例その１の補間において同一の補間係数にしたのと同
じで、ベッド位置的には画像再構成開始位置と、終了位
置の中間になる事になる。このままでは画像再構成開
始、終了デ−タとの不連続性が生じるため、隣接した投
影番号の計測デ−タはこの平均値との加重平均処理によ
ってつぎのように算出する。

【００５１】ＳＲａ（β（ｎ＋１）、Ｘ）＝Ｋ・ＳＲａ（β（ｎ）、Ｘ）＋（１−Ｋ）・ＳＲ（β（ｎ＋１）、Ｘ）…（６）ＳＲａ（β（ｐｐ−ｎ）、Ｘ）＝Ｋ・ＳＲａ（β（ｐｐ−ｎ）、Ｘ）＋（１−Ｋ）・ＳＲ（β（ｐｐ−ｎ）、Ｘ） …（７）但し、Ｋは、０≦Ｋ≦１であり、Ｐは対象範囲であっ
て、ｎを１≦ｎ≦ｐのように規定する。この加重平均処
理は前にしめした特定範囲の部分にて行い、図１１の
（ハ）の様な形になる。重み係数は特定範囲内で一定で
も、重みを変更してもよい。このように、画像再構成開
始、終了デ−タのベッド位置デ−タから徐々にベッド位
置誤差が大きくなるような補正を行う事が重要である。
本実施例によれば、連続性が維持されるため、画像アー
チファクトの発生はない。

【００５２】（３ー４）、特定範囲の広狭について。最後に特定範囲を広げればそれだけ画像再構成開始、終
了部に近いデ−タが無視される事になり、デ−タの有効
活用がなされなくなる。図１３で説明したように、ベッ
ド移動量が少ないか、スライス厚さが少ないほど、位置
ずれによる影響は少なくなるため、このベッド移動量と
スライス幅に応じてこの上記３例の実施例での特定範囲
を変化させる事が可能である。又、頭部計測においては
骨の影響が大きく位置ずれによるデ−タの変化が大きい
ことが予想される。そのため、頭部計測や、１スキャン
あたりのベッド移動量が１０ｍｍの場合はこの特定範囲
を画像再構成開始、終了点から各々９０°投影角度以上
に広げ、腹部計測ゃ、ベッド移動量が少ない場合は９０
°より少ない値に下げて補正処理時間を少なくする事が
可能である。又、ベッド移動量が大きいほど、この特定
範囲は大きくする必要がある。

【００５３】尚、具体例その１では特定補間範囲を画像
再構成開始、終了位置から各々９０°分合計で１８０°
として説明したが、画像の影響が少ない範囲でこの特定
補間範囲を変えることが可能である。この場合は補間可
能範囲も変更される事は当然である。又、具体例その２
の場合で特定補間範囲を狭めた場合は、形として図７の
（ニ）の様なスライス方向計測範囲の形になって、完全
に閉じた形にはならなくなってくるがアーチファクトの
低減は可能である。

【００５４】（４）、変形例、適用例。補間例は、線形補間としたが、２次補間、３次補間等の
高次補間等も採用可能である。また補間に際して、３／
２Ｄの例を示したが、２Ｄ、３Ｄ等の複数スキャン計測
範囲のら旋データから補間を行わせるようにしてもよ
い。本発明のＸ線ＣＴ装置は、第１、第２、第３世代等
の各世代に適用できると共に、コーンビーム形式へも適
用可能である。本実施例ではＸ線ＣＴ装置の例を示した
が、画像再構成補正処理の内容は垂直断面計測を行って
断面画像を表示する他の装置でも応用出来ることはいう
までもなく、例としてＭＲＩ装置や、ポジトロＣＴ装
置、電子走査型Ｘ線ＣＴ装置等にも応用が出来る。

【００５５】

【発明の効果】本発明によれば、画像再構成断面を垂直
にするために、２周期以上の計測デ−タから全投影角度
に対して補間処理する必要がないため画像再構成時間の
大幅な低減が可能で、本来画像再構成に必要な投影角度
分の又は、それに近い投影数のデ−タからの算出が可能
になるため、演算効率の良いＣＴ装置が構築できる。ま
た、特定範囲を撮影条件により可変可能なため、計測部
位に応じて最短な演算時間で、より最適な補正処理が行
なえるため、位置関係が正確で、位置ズレによるアーチ
ファクトが無い良好な画像が得られる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のＣＴ装置の実施例図である。

【図２】ら旋走査の軌跡を示す図である。

【図３】ら旋走査での撮影領域と走査領域との関係を示
す図である。

【図４】図３のタイムチャートを示す図である。

【図５】図１のＣＴ装置の制御系統図である。

【図６】本発明の投影デ−タ作成例を示す図である。

【図７】本発明の開始点と終了点との一致例と従来例と
の対比を示す図である。

【図８】本発明の補間例を示す図である。

【図９】本発明の補間処理の説明図である。

【図１０】本発明の実施例で使った１８０°対向関係を
示す図である。

【図１１】本発明の重み関係例を示す図である。

【符号の説明】

１Ｘ線源２Ｘ線検出器３寝台（ベッド）４開口部１２２次元バッファ１３透影デ−タ作成回路

フロントページの続き (56)参考文献特開昭62−139630（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 6/03

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体の周囲を回転しつつ、Ｘ線を発生
するＸ線源と、このＸ線源と対向して設けられ前記被検
体を透過してきたＸ線を検出するＸ線検出器と、前記被
検体を乗せて移動するベッドとを有し、前記ベッドを被
検体の体軸方向に、前記Ｘ線源の回転中に連続的に移動
させ、前記ベッドの移動の過程で前記Ｘ線源よりＸ線を
前記被検体に曝射させて被検体に対してら旋状の走査を
行わせるＣＴ装置において、少なくとも前記Ｘ線源の１
回転を超えたら旋走査によるら旋データを計測・保持す
る手段と、前記計測保持手段に保持されたら旋データに
対し被検体の特定位置の断層画像を再構成するための第
１のら旋データ範囲を設定すると共に、前記ら旋データ
に対し前記第１のら旋データ範囲と同一範囲の第２のら
旋データ範囲を前記第１のら旋データ範囲と一部が重複
するように設定する手段と、前記第１のら旋データ範囲
と第２のら旋データ範囲の各々のら旋データを読み出し
別個に画像再構成する手段を備え、各断層画像を再構成
するら旋データ範囲は、一連のら旋データ中における、
前記Ｘ線源の１回転のら旋走査データから成る主データ
と、この主データ前後の特定走査範囲から得られた副デ
ータとを用いて作成されると共に、前記ら旋データ範囲
の計測開始点と計測終了点とのら旋走査位置ずれによる
計測データの不連続性が、前主データの中央部を除く両
側の端部の各々と投影角が対応する前記副データを用い
て補償されることを特徴とするＣＴ装置。
【請求項２】被検体の周囲を回転しつつ、Ｘ線を発生
するＸ線源と、このＸ線源と対向して設けられ前記被検
体を透過してきたＸ線を検出するＸ線検出器と、前記被
検体を乗せて移動するベッドとを有し、前記ベッドを被
検体の体軸方向に、前記Ｘ線源の回転中に連続的に移動
させ、前記ベッドの移動の過程で前記Ｘ線源よりＸ線を
前記被検体に曝射させて被検体に対してら旋状の走査を
行わせるＣＴ装置において、少なくとも前記Ｘ線源の１
回転を超えたら旋走査によるら旋データを計測・保持す
る手段と、前記計測保持手段に保持されたら旋データに
対し被検体の特定位置の断層画像を再構成するための第
１のら旋データ範囲を設定すると共に、前記ら旋データ
に対し前記第１のら旋データ範囲と同一範囲の第２のら
旋データ範囲を前記第１のら旋データ範囲と一部が重複
するように設定する手段と、前記第１のら旋データ範囲
と第２のら旋データ範囲の各々のら旋データを読み出し
別個に画像再構成する手段を備え、各断層画像を再構成
するら旋データ範囲は、一連のら旋データ中におけるＸ
線源の１回転のデータとして設定され、画像再構成に用
いる前記ら旋データ範囲の中央部を除く両側のデータは
計測開始点と計測終了点との方向を置換したデータ同志
の重み付け加算により作成したデータを用いることによ
り、前記ら旋データ範囲の計測開始点と計測終了点との
ら旋走査による走査位置ずれによる計測データの不連続
性を補償することを特徴とするＣＴ装置。