JP3378536B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
Ｘ線ｃｔ装置Info
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- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 1
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線ＣＴ（Ｃompu
ted Ｔomography）装置に関し、さらに詳しくは、多数
のＸ線検出器を一列に配設した検出器アレイ(array）を
２段以上並設した多段検出器アレイを用いたヘリカルス
キャン（helical scan）により収集したデータを無駄な
く使用して、画質を向上するか又はＸ線被曝を減らすこ
とが出来るＸ線ＣＴ装置に関する。
ted Ｔomography）装置に関し、さらに詳しくは、多数
のＸ線検出器を一列に配設した検出器アレイ(array）を
２段以上並設した多段検出器アレイを用いたヘリカルス
キャン（helical scan）により収集したデータを無駄な
く使用して、画質を向上するか又はＸ線被曝を減らすこ
とが出来るＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】特開平９−１０８２０８号公報に開示の
Ｘ線ＣＴ装置では、多段検出器アレイを用いたヘリカル
スキャンによりデータを収集し、画像を生成するために
必要な複数ビューのそれぞれと同一ビューのデータまた
は対向ビューのデータであって画像生成位置に最も近い
２つのデータを前記収集したデータ中から選択し、それ
ら２つのデータを用いた補間演算により、画像を生成す
るための補間データを算出している。すなわち、補間演
算する際、異なる検出器アレイで収集したデータであっ
ても、画像生成位置に最も近い２つのデータを選択して
用いている。
Ｘ線ＣＴ装置では、多段検出器アレイを用いたヘリカル
スキャンによりデータを収集し、画像を生成するために
必要な複数ビューのそれぞれと同一ビューのデータまた
は対向ビューのデータであって画像生成位置に最も近い
２つのデータを前記収集したデータ中から選択し、それ
ら２つのデータを用いた補間演算により、画像を生成す
るための補間データを算出している。すなわち、補間演
算する際、異なる検出器アレイで収集したデータであっ
ても、画像生成位置に最も近い２つのデータを選択して
用いている。
【０００３】図５〜図１３を参照し、従来の補間演算に
ついて説明する。図５に示すように、２段検出器アレイ
６０は、第１検出器アレイ６１および第２検出器アレイ
６２を一体化したものである。第１検出器アレイ６１
は、多数のチャネルのＸ線検出器６１（γ）を円弧状に
配列したものである。同様に、第２検出器アレイ６２
は、多数のチャネルのＸ線検出器６２（γ）を円弧状に
配列したものである。ここで、γは、チャネル角度であ
る。
ついて説明する。図５に示すように、２段検出器アレイ
６０は、第１検出器アレイ６１および第２検出器アレイ
６２を一体化したものである。第１検出器アレイ６１
は、多数のチャネルのＸ線検出器６１（γ）を円弧状に
配列したものである。同様に、第２検出器アレイ６２
は、多数のチャネルのＸ線検出器６２（γ）を円弧状に
配列したものである。ここで、γは、チャネル角度であ
る。
【０００４】図６に示すように、Ｘ線管３０から放射さ
れたＸ線は、コリメータ５０により偏平な扇状Ｘ線ビー
ムＸｒになり、２段検出器アレイ６０の第１検出器アレ
イ６１および第２検出器アレイ６２に入射する。Ｘ線管
３０と２段検出器アレイ６０の中央チャネルとを結ぶ直
線Ｌを角度基準軸という。あるチャネルのチャネル角度
γは、Ｘ線管３０と該チャネルとを結ぶ直線と角度基準
軸Ｌのなす角度である。すなわち、２段検出器アレイ６
０の中央チャネルではチャネル角度γ＝０であり、２段
検出器アレイ６０の図上左端のチャネルではチャネル角
度γ＝＋γｍであり、２段検出器アレイ６０の図上右端
のチャネルではチャネル角度γ＝−γｍである。
れたＸ線は、コリメータ５０により偏平な扇状Ｘ線ビー
ムＸｒになり、２段検出器アレイ６０の第１検出器アレ
イ６１および第２検出器アレイ６２に入射する。Ｘ線管
３０と２段検出器アレイ６０の中央チャネルとを結ぶ直
線Ｌを角度基準軸という。あるチャネルのチャネル角度
γは、Ｘ線管３０と該チャネルとを結ぶ直線と角度基準
軸Ｌのなす角度である。すなわち、２段検出器アレイ６
０の中央チャネルではチャネル角度γ＝０であり、２段
検出器アレイ６０の図上左端のチャネルではチャネル角
度γ＝＋γｍであり、２段検出器アレイ６０の図上右端
のチャネルではチャネル角度γ＝−γｍである。
【０００５】図７は、ファンビュー（fan view）角度と
パラビュー（para view）角度の説明図である。Ｘ線管
３０および２段検出器アレイ６０が回転した一つの角度
位置において角度基準軸Ｌが垂直軸となす角度をファン
ビュー角度βという。また、チャネル角度γのチャネル
に入射するＸ線が垂直軸となす角度をパラビュー角度θ
（γ）という。θ（γ）＝β＋γの関係がある。図７の
（ａ）に示すように、ファンビュー角度βｉにおいてチ
ャネル角度γのチャネルで収集したデータをＤ（βｉ，
γ）で表わす。データＤ（βｉ，γ）のパラビュー角度
θ（γ）＝βｉ＋γなので、同一のパラビュー角度θ
（γ）＝βｉ＋γとなる隣接するデータすなわち同一ビ
ューの隣接するデータは、Ｄ（βｉ−２π，γ）および
Ｄ（βｉ＋２π，γ）である。データＤ（βｉ，γ）の
パラビュー角度θ（γ）＝βｉ＋γなので、対向するパ
ラビュー角度θ（γ）＝βｉ＋γ−πまたはθ（γ）＝
βｉ＋γ＋πとなる隣接するデータすなわち対向ビュー
の隣接するデータは、Ｄ（βｉ−π＋２γ，−γ）また
はＤ（βｉ＋π＋２γ，−γ）である。図７の（ｂ）
に、Ｄ（βｉ，＋γｍ）の対向ビューの隣接するデータ
Ｄ（βｉ−π＋２γｍ，−γｍ）およびＤ（βｉ＋π＋
２γｍ，−γｍ）を示す。
パラビュー（para view）角度の説明図である。Ｘ線管
３０および２段検出器アレイ６０が回転した一つの角度
位置において角度基準軸Ｌが垂直軸となす角度をファン
ビュー角度βという。また、チャネル角度γのチャネル
に入射するＸ線が垂直軸となす角度をパラビュー角度θ
（γ）という。θ（γ）＝β＋γの関係がある。図７の
（ａ）に示すように、ファンビュー角度βｉにおいてチ
ャネル角度γのチャネルで収集したデータをＤ（βｉ，
γ）で表わす。データＤ（βｉ，γ）のパラビュー角度
θ（γ）＝βｉ＋γなので、同一のパラビュー角度θ
（γ）＝βｉ＋γとなる隣接するデータすなわち同一ビ
ューの隣接するデータは、Ｄ（βｉ−２π，γ）および
Ｄ（βｉ＋２π，γ）である。データＤ（βｉ，γ）の
パラビュー角度θ（γ）＝βｉ＋γなので、対向するパ
ラビュー角度θ（γ）＝βｉ＋γ−πまたはθ（γ）＝
βｉ＋γ＋πとなる隣接するデータすなわち対向ビュー
の隣接するデータは、Ｄ（βｉ−π＋２γ，−γ）また
はＤ（βｉ＋π＋２γ，−γ）である。図７の（ｂ）
に、Ｄ（βｉ，＋γｍ）の対向ビューの隣接するデータ
Ｄ（βｉ−π＋２γｍ，−γｍ）およびＤ（βｉ＋π＋
２γｍ，−γｍ）を示す。
【０００６】図８は、ファンビュー角度βと検出器アレ
イのｚ軸上の位置の説明図である。ヘリカルスキャンに
おける直線移動軸をｚ軸とし、図８の（ｂ）に示すよう
に、ファンビュー角度β＝０における検出器アレイ６
１，６２の中間位置を画像生成位置とし、これをｚ＝０
とする。また、各検出器アレイ６１，６２に入射する扇
状Ｘ線ビームＸｒの厚さをｔｈとし、Ｘ線管３０および
２段検出器アレイ６０の１回転ごとに直線移動する距離
をｄとし、ｐ＝ｄ／ｔｈをヘリカルピッチとするとき、
図８ではヘリカルピッチｐ＝１.５としている。図８の
（ａ）に示すように、ファンビュー角度β＝−２π／３
において、第１の検出器アレイ６１で得られるデータＤ
１（−２π／３，γ）はｚ＝０のスキャン面のデータで
あり、第２の検出器アレイ６２で得られるデータＤ２
（−２π／３，γ）はｚ＝−ｔｈのスキャン面のデータ
である。また、図８の（ｂ）に示すように、ファンビュ
ー角度β＝０において、第１の検出器アレイ６１で得ら
れるデータＤ１（０，γ）はｚ＝ｔｈ／２のスキャン面
のデータであり、第２の検出器アレイ６２で得られるデ
ータＤ２（０，γ）はｚ＝−ｔｈ／２のスキャン面のデ
ータである。また、図８の（ｃ）に示すように、ファン
ビュー角度β＝２π／３において、第１の検出器アレイ
６１で得られるデータＤ１（２π／３，γ）はｚ＝ｔｈ
のスキャン面のデータであり、第２の検出器アレイ６２
で得られるデータＤ２（２π／３，γ）はｚ＝０のスキ
ャン面のデータである。また、図８の（ｄ）に示すよう
に、ファンビュー角度β＝２πにおいて、第１の検出器
アレイ６１で得られるデータＤ１（２π，γ）はｚ＝２
ｔｈのスキャン面のデータであり、第２の検出器アレイ
６２で得られるデータＤ２（２π，γ）はｚ＝ｔｈのス
キャン面のデータである。例えば、データＤ１（０，
γ）とＤ２（０，γ）とは、パラビュー角度θ＝γの同
一ビューである。また、例えば、データＤ１（−２π／
３，＋γｍ）とＤ２（２π／３，−γｍ）とは、γｍ＝
π／６のとき、パラビュー角度θ＝−π／２またはπ／
２の対向ビューである。
イのｚ軸上の位置の説明図である。ヘリカルスキャンに
おける直線移動軸をｚ軸とし、図８の（ｂ）に示すよう
に、ファンビュー角度β＝０における検出器アレイ６
１，６２の中間位置を画像生成位置とし、これをｚ＝０
とする。また、各検出器アレイ６１，６２に入射する扇
状Ｘ線ビームＸｒの厚さをｔｈとし、Ｘ線管３０および
２段検出器アレイ６０の１回転ごとに直線移動する距離
をｄとし、ｐ＝ｄ／ｔｈをヘリカルピッチとするとき、
図８ではヘリカルピッチｐ＝１.５としている。図８の
（ａ）に示すように、ファンビュー角度β＝−２π／３
において、第１の検出器アレイ６１で得られるデータＤ
１（−２π／３，γ）はｚ＝０のスキャン面のデータで
あり、第２の検出器アレイ６２で得られるデータＤ２
（−２π／３，γ）はｚ＝−ｔｈのスキャン面のデータ
である。また、図８の（ｂ）に示すように、ファンビュ
ー角度β＝０において、第１の検出器アレイ６１で得ら
れるデータＤ１（０，γ）はｚ＝ｔｈ／２のスキャン面
のデータであり、第２の検出器アレイ６２で得られるデ
ータＤ２（０，γ）はｚ＝−ｔｈ／２のスキャン面のデ
ータである。また、図８の（ｃ）に示すように、ファン
ビュー角度β＝２π／３において、第１の検出器アレイ
６１で得られるデータＤ１（２π／３，γ）はｚ＝ｔｈ
のスキャン面のデータであり、第２の検出器アレイ６２
で得られるデータＤ２（２π／３，γ）はｚ＝０のスキ
ャン面のデータである。また、図８の（ｄ）に示すよう
に、ファンビュー角度β＝２πにおいて、第１の検出器
アレイ６１で得られるデータＤ１（２π，γ）はｚ＝２
ｔｈのスキャン面のデータであり、第２の検出器アレイ
６２で得られるデータＤ２（２π，γ）はｚ＝ｔｈのス
キャン面のデータである。例えば、データＤ１（０，
γ）とＤ２（０，γ）とは、パラビュー角度θ＝γの同
一ビューである。また、例えば、データＤ１（−２π／
３，＋γｍ）とＤ２（２π／３，−γｍ）とは、γｍ＝
π／６のとき、パラビュー角度θ＝−π／２またはπ／
２の対向ビューである。
【０００７】一般に、Ｎ段の検出器アレイがあり、その
第ｎ（＝１，…，Ｎ）段の検出器アレイでｚ＝０のスキ
ャン面のデータを得られる時のファンビュー角度βｎ
は、 βｎ＝（２ｎ−Ｎ−１）π／ｐ で表される。
第ｎ（＝１，…，Ｎ）段の検出器アレイでｚ＝０のスキ
ャン面のデータを得られる時のファンビュー角度βｎ
は、 βｎ＝（２ｎ−Ｎ−１）π／ｐ で表される。
【０００８】図９は、ファンビュー角度β＝−２π，
０，２πにおける第１検出器アレイで得たデータＤ１
（β）および第２検出器アレイで得たデータＤ２（β）
に対応するスライスのｚ軸上の位置を表している。
０，２πにおける第１検出器アレイで得たデータＤ１
（β）および第２検出器アレイで得たデータＤ２（β）
に対応するスライスのｚ軸上の位置を表している。
【０００９】図１０は、第１検出器アレイのファンビュ
ー角度β(D1)と第１検出器アレイで得たデータＤ１（β
(D1)）のスキャン面のｚ軸上の位置および第２検出器ア
レイのファンビュー角度β(D2)と第２検出器アレイで得
たデータＤ２（β(D2)）のスキャン面のｚ軸上の位置を
余弦曲線により表している。
ー角度β(D1)と第１検出器アレイで得たデータＤ１（β
(D1)）のスキャン面のｚ軸上の位置および第２検出器ア
レイのファンビュー角度β(D2)と第２検出器アレイで得
たデータＤ２（β(D2)）のスキャン面のｚ軸上の位置を
余弦曲線により表している。
【００１０】図１１は、データＤ１（β），Ｄ２（β）
のスキャン面のｚ軸上の位置を直線により表している。
また、画像を生成するために使用するデータＤ１（β,
γ）を範囲Ａ，Ｂで表し、データＤ２（β，γ）を範囲
Ｄ，Ｅで表している。なお、γｍ＝π／６を想定してい
る。また、ＲＣは、画像再構成位置ｚ＝０を表してい
る。−４π／３（ａ点）≦β(D1)＜−２π／３（ｂ点）
の範囲ＡのデータＤ１（β）と２π／３（ｂ点）≦β(D
2)＜４π／３（ｃ点）の範囲ＤのデータＤ２（β）と
は、同一ビューであって画像生成位置ｚ＝０を挟み当該
画像生成位置ｚ＝０に最も近い２つのデータであるか
ら、これら２つのデータを選択し、各データの画像生成
位置ｚ＝０からの距離の逆数を各データの重みとした線
形補間を行って、補間データを算出する。なお、この補
間を、β(D1)とβ(D2)の差が２πであるため、３６０°
線形補間と呼ぶ。但し、特開平９−１０８２０８号公報
では、２回転線形補間と呼んでいる。一方、−２π／３
（ｂ点）≦β(D1)＜０（ｅ点）の範囲ＢのデータＤ１
（β）と０（ｆ点）≦β(D2)＜２π／３（ｂ点）の範囲
ＥのデータＤ２（β）とは、対向ビューのデータであっ
て画像生成位置ｚ＝０を挟み当該画像生成位置ｚ＝０に
最も近い２つのデータであるから、これら２つのデータ
を選択し、各データの画像生成位置ｚ＝０からの距離の
逆数を各データの重みとした線形補間を行って、補間デ
ータを算出する。なお、この補間を、２つのデータのＸ
線ビームの方向が逆向きであるため、１８０°線形補間
と呼ぶ。但し、特開平９−１０８２０８号公報では、１
回転線形補間と呼んでいる。なお、範囲Ｃのデータは、
範囲Ｂのデータを収集している時に同時に収集している
が、使用しない。同様に、範囲Ｆのデータは、範囲Ｅの
データを収集している時に同時に収集しているが、使用
しない。
のスキャン面のｚ軸上の位置を直線により表している。
また、画像を生成するために使用するデータＤ１（β,
γ）を範囲Ａ，Ｂで表し、データＤ２（β，γ）を範囲
Ｄ，Ｅで表している。なお、γｍ＝π／６を想定してい
る。また、ＲＣは、画像再構成位置ｚ＝０を表してい
る。−４π／３（ａ点）≦β(D1)＜−２π／３（ｂ点）
の範囲ＡのデータＤ１（β）と２π／３（ｂ点）≦β(D
2)＜４π／３（ｃ点）の範囲ＤのデータＤ２（β）と
は、同一ビューであって画像生成位置ｚ＝０を挟み当該
画像生成位置ｚ＝０に最も近い２つのデータであるか
ら、これら２つのデータを選択し、各データの画像生成
位置ｚ＝０からの距離の逆数を各データの重みとした線
形補間を行って、補間データを算出する。なお、この補
間を、β(D1)とβ(D2)の差が２πであるため、３６０°
線形補間と呼ぶ。但し、特開平９−１０８２０８号公報
では、２回転線形補間と呼んでいる。一方、−２π／３
（ｂ点）≦β(D1)＜０（ｅ点）の範囲ＢのデータＤ１
（β）と０（ｆ点）≦β(D2)＜２π／３（ｂ点）の範囲
ＥのデータＤ２（β）とは、対向ビューのデータであっ
て画像生成位置ｚ＝０を挟み当該画像生成位置ｚ＝０に
最も近い２つのデータであるから、これら２つのデータ
を選択し、各データの画像生成位置ｚ＝０からの距離の
逆数を各データの重みとした線形補間を行って、補間デ
ータを算出する。なお、この補間を、２つのデータのＸ
線ビームの方向が逆向きであるため、１８０°線形補間
と呼ぶ。但し、特開平９−１０８２０８号公報では、１
回転線形補間と呼んでいる。なお、範囲Ｃのデータは、
範囲Ｂのデータを収集している時に同時に収集している
が、使用しない。同様に、範囲Ｆのデータは、範囲Ｅの
データを収集している時に同時に収集しているが、使用
しない。
【００１１】図１２は、中央チャネルγ＝０についての
データＤ１（β, ０）の範囲Ａ，ＢおよびデータＤ２
（β, ０）の範囲Ｄ，Ｅを表している。なお、範囲Ｂ
は、範囲Ａに近い部分Ｂａと範囲Ｃに近い部分Ｂｃとに
分けて表している。また、範囲Ｅは、範囲Ｄに近い部分
Ｅｄと範囲Ｆに近い部分Ｅｆとに分けて表している。図
１２から分かるように、範囲Ａ，Ｄは同一ビューであ
る。従って、３６０°線形補間により、右下り斜線部分
の補間データが算出される。一方、範囲Ｂａは範囲Ｅｆ
と対向ビューであり、範囲Ｅｄは範囲Ｂｃと対向ビュー
である。従って、１８０°線形補間により、左下り斜線
部分の補間データが算出される。かくして、π分の補間
データが算出される。
データＤ１（β, ０）の範囲Ａ，ＢおよびデータＤ２
（β, ０）の範囲Ｄ，Ｅを表している。なお、範囲Ｂ
は、範囲Ａに近い部分Ｂａと範囲Ｃに近い部分Ｂｃとに
分けて表している。また、範囲Ｅは、範囲Ｄに近い部分
Ｅｄと範囲Ｆに近い部分Ｅｆとに分けて表している。図
１２から分かるように、範囲Ａ，Ｄは同一ビューであ
る。従って、３６０°線形補間により、右下り斜線部分
の補間データが算出される。一方、範囲Ｂａは範囲Ｅｆ
と対向ビューであり、範囲Ｅｄは範囲Ｂｃと対向ビュー
である。従って、１８０°線形補間により、左下り斜線
部分の補間データが算出される。かくして、π分の補間
データが算出される。
【００１２】図１３は、補間データを模式的に表してい
る。相対パラビュー角度Θは、補間データの一方端を
“０”として表したパラビュー角度である。
る。相対パラビュー角度Θは、補間データの一方端を
“０”として表したパラビュー角度である。
【００１３】以上のようにして、検出器アレイの全チャ
ネルについてのπ分の補間データが得られるので、ハー
フリコン（half reconstruction）により画像を生成す
ることが出来る。
ネルについてのπ分の補間データが得られるので、ハー
フリコン（half reconstruction）により画像を生成す
ることが出来る。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】上記従来のＸ線ＣＴ装
置では、画像を生成するのに必要な複数ビューのそれぞ
れと同一ビューのデータまたは対向ビューのデータであ
って画像生成位置に最も近い２つのデータを、複数の検
出器アレイでそれぞれ収集したデータ中から選択して補
間演算し、画像を生成するためのデータを算出する。こ
のため、同一検出器アレイで収集したデータに限ってそ
の中から画像生成位置に最も近い２つのデータを選択し
て用いる場合よりも、画像生成位置に近い２つのデータ
を使えることとなり、画質の向上を図ることが出来る。
しかし、図１１，図１２の範囲Ｃのデータは、範囲Ｂの
データを収集している時に同時に収集しているにも関わ
らず、使用されておらず、無駄になっている問題点があ
る。同様に、範囲Ｆのデータは、範囲Ｅのデータを収集
している時に同時に収集しているにも関わらず、使用さ
れておらず、無駄になっている問題点がある。そこで、
本発明の目的は、収集しているデータを無駄なく使用し
て、画質を向上するか又はＸ線被曝を減らすことが出来
るＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
置では、画像を生成するのに必要な複数ビューのそれぞ
れと同一ビューのデータまたは対向ビューのデータであ
って画像生成位置に最も近い２つのデータを、複数の検
出器アレイでそれぞれ収集したデータ中から選択して補
間演算し、画像を生成するためのデータを算出する。こ
のため、同一検出器アレイで収集したデータに限ってそ
の中から画像生成位置に最も近い２つのデータを選択し
て用いる場合よりも、画像生成位置に近い２つのデータ
を使えることとなり、画質の向上を図ることが出来る。
しかし、図１１，図１２の範囲Ｃのデータは、範囲Ｂの
データを収集している時に同時に収集しているにも関わ
らず、使用されておらず、無駄になっている問題点があ
る。同様に、範囲Ｆのデータは、範囲Ｅのデータを収集
している時に同時に収集しているにも関わらず、使用さ
れておらず、無駄になっている問題点がある。そこで、
本発明の目的は、収集しているデータを無駄なく使用し
て、画質を向上するか又はＸ線被曝を減らすことが出来
るＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１５】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、本発明
は、多数のＸ線検出器を一列に配設した検出器アレイを
２段以上並設した多段検出器アレイに対して走査対象を
前記並設方向の軸に沿って相対的に直線移動させると共
に走査対象の周りにＸ線管を回転させながらデータを収
集するデータ収集手段と、前記直線移動軸上の一つの位
置での画像を生成するために必要な複数ビューのデータ
を当該画像生成位置の近傍で収集したデータから補間演
算により算出するデータ算出手段と、そのデータ算出手
段により算出した前記複数ビューのデータから画像を生
成する画像生成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、
前記データ算出手段は、前記複数ビューのそれぞれと同
一ビューのデータおよび対向ビューのデータであって前
記画像生成位置に最も近い３つのデータまたは前記複数
ビューのそれぞれの対向ビューのデータであって前記画
像生成位置に最も近い２つのデータを各検出器アレイで
収集したデータ中から選択して補間演算することを特徴
とするＸ線ＣＴ装置を提供する。上記第１の観点による
Ｘ線ＣＴ装置では、次のデータを選択して補間データを
算出する。 （１）画像を生成するために必要な複数ビューのそれぞ
れと同一ビューのデータおよび対向ビューのデータであ
って、当該画像生成位置に最も近い３つのデータ。 （２）画像を生成するために必要な複数ビューのそれぞ
れの対向ビューのデータであって、当該画像生成位置に
最も近い２つのデータ。上記（１）は、従来同一ビュー
の２つのデータであったものに、対向ビューを加えて、
３つのデータとしたものである。この新たに加える対向
ビューは、上記（２）のデータを収集したときに同時に
収集されていたものであるが、従来は使用されていなか
ったデータである。従って、収集したデータを無駄なく
使用できるため、撮影条件が従来と同じであれば、ＳＮ
比を向上でき、画質を向上することが出来る。他方、画
質が従来と同程度でよければ、Ｘ線管電流を減らし、Ｘ
線被曝を減らすことが出来る。
は、多数のＸ線検出器を一列に配設した検出器アレイを
２段以上並設した多段検出器アレイに対して走査対象を
前記並設方向の軸に沿って相対的に直線移動させると共
に走査対象の周りにＸ線管を回転させながらデータを収
集するデータ収集手段と、前記直線移動軸上の一つの位
置での画像を生成するために必要な複数ビューのデータ
を当該画像生成位置の近傍で収集したデータから補間演
算により算出するデータ算出手段と、そのデータ算出手
段により算出した前記複数ビューのデータから画像を生
成する画像生成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、
前記データ算出手段は、前記複数ビューのそれぞれと同
一ビューのデータおよび対向ビューのデータであって前
記画像生成位置に最も近い３つのデータまたは前記複数
ビューのそれぞれの対向ビューのデータであって前記画
像生成位置に最も近い２つのデータを各検出器アレイで
収集したデータ中から選択して補間演算することを特徴
とするＸ線ＣＴ装置を提供する。上記第１の観点による
Ｘ線ＣＴ装置では、次のデータを選択して補間データを
算出する。 （１）画像を生成するために必要な複数ビューのそれぞ
れと同一ビューのデータおよび対向ビューのデータであ
って、当該画像生成位置に最も近い３つのデータ。 （２）画像を生成するために必要な複数ビューのそれぞ
れの対向ビューのデータであって、当該画像生成位置に
最も近い２つのデータ。上記（１）は、従来同一ビュー
の２つのデータであったものに、対向ビューを加えて、
３つのデータとしたものである。この新たに加える対向
ビューは、上記（２）のデータを収集したときに同時に
収集されていたものであるが、従来は使用されていなか
ったデータである。従って、収集したデータを無駄なく
使用できるため、撮影条件が従来と同じであれば、ＳＮ
比を向上でき、画質を向上することが出来る。他方、画
質が従来と同程度でよければ、Ｘ線管電流を減らし、Ｘ
線被曝を減らすことが出来る。
【００１６】第２の観点では、本発明は、上記第１の観
点にかかるＸ線ＣＴ装置において、前記データ算出手段
は、各データを収集した位置と前記画像生成位置の距離
の逆数を各データの重みとした線形補間を行うことを特
徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。上記第２の観点によ
るＸ線ＣＴ装置では、３つのデータを選択した場合で
も、２つのデータを選択した場合でも、等価な補間を行
うことが出来る。
点にかかるＸ線ＣＴ装置において、前記データ算出手段
は、各データを収集した位置と前記画像生成位置の距離
の逆数を各データの重みとした線形補間を行うことを特
徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。上記第２の観点によ
るＸ線ＣＴ装置では、３つのデータを選択した場合で
も、２つのデータを選択した場合でも、等価な補間を行
うことが出来る。
【００１７】
【発明の実施の形態】以下、図に示す実施形態を説明す
る。なお、これにより本発明が限定されるものではな
い。図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置
のブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、操作
コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２
０とを具備している。前記操作コンソール１は、操作者
の指示や情報などを受け付ける入力装置２と、ヘリカル
スキャン処理や補間演算処理や画像再構成処理などを実
行する中央処理装置３と、制御信号などを撮影テーブル
１０や走査ガントリ２０へ出力する制御インタフェース
４と、走査ガントリ２０で取得したデータを収集するデ
ータ収集バッファ５と、画像などを表示するＣＲＴ６
と、各種のデータやプログラムを記憶する記憶装置７と
を具備している。前記撮影テーブル１０は、被検体を乗
せて体軸方向に移動させる。前記走査ガントリ２０は、
Ｘ線管３０と、コリメータ５０と、２段検出器アレイ６
０と、Ｘ線照射のタイミングや強度を調整するＸ線コン
トローラ２１と、前記コリメータ５０のＸ線透過スリッ
トの幅や位置を調整するコリメータコントローラ２２
と、データ収集部２３と、被検体の体軸の回りにＸ線管
３０や２段検出器アレイ６０などを回転させる回転コン
トローラ２４とを具備している。
る。なお、これにより本発明が限定されるものではな
い。図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置
のブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、操作
コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２
０とを具備している。前記操作コンソール１は、操作者
の指示や情報などを受け付ける入力装置２と、ヘリカル
スキャン処理や補間演算処理や画像再構成処理などを実
行する中央処理装置３と、制御信号などを撮影テーブル
１０や走査ガントリ２０へ出力する制御インタフェース
４と、走査ガントリ２０で取得したデータを収集するデ
ータ収集バッファ５と、画像などを表示するＣＲＴ６
と、各種のデータやプログラムを記憶する記憶装置７と
を具備している。前記撮影テーブル１０は、被検体を乗
せて体軸方向に移動させる。前記走査ガントリ２０は、
Ｘ線管３０と、コリメータ５０と、２段検出器アレイ６
０と、Ｘ線照射のタイミングや強度を調整するＸ線コン
トローラ２１と、前記コリメータ５０のＸ線透過スリッ
トの幅や位置を調整するコリメータコントローラ２２
と、データ収集部２３と、被検体の体軸の回りにＸ線管
３０や２段検出器アレイ６０などを回転させる回転コン
トローラ２４とを具備している。
【００１８】ヘリカルスキャンによるデータの収集は、
図１０〜図１６を参照して「従来の技術」で説明した通
りである。
図１０〜図１６を参照して「従来の技術」で説明した通
りである。
【００１９】図２は、画像を生成するために使用するデ
ータＤ１（β, γ）を範囲Ａ，Ｂ，Ｃで表し、データＤ
２（β，γ）を範囲Ｄ，Ｅ，Ｆで表している。なお、γ
ｍ＝π／６を想定している。また、ＲＣは、画像再構成
位置ｚ＝０を表している。
ータＤ１（β, γ）を範囲Ａ，Ｂ，Ｃで表し、データＤ
２（β，γ）を範囲Ｄ，Ｅ，Ｆで表している。なお、γ
ｍ＝π／６を想定している。また、ＲＣは、画像再構成
位置ｚ＝０を表している。
【００２０】図３は、中央チャネルγ＝０についてのデ
ータＤ１（β, ０）の範囲Ａ，Ｂ，ＣおよびデータＤ２
（β, ０）の範囲Ｄ，Ｅ，Ｆを表している。なお、範囲
Ａ，Ｄは、範囲Ｂに近い部分Ａｂ，Ｄｂと範囲Ｅに近い
部分Ａｅ，Ｄｅとに分けて表している。また、範囲Ｂ
は、範囲Ａに近い部分Ｂａと範囲Ｃに近い部分Ｂｃとに
分けて表している。また、範囲Ｅは、範囲Ｄに近い部分
Ｅｄと範囲Ｆに近い部分Ｅｆとに分けて表している。図
３から分かるように、範囲Ａｂ，Ｄｂは同一ビューであ
り、範囲Ｆは対向ビューである。従って、範囲Ａｂ，Ｄ
ｂの３６０°線形補間および範囲Ｆの１８０°線形補間
により、右下り太斜線部分の補間データが算出される。
また、範囲Ａｅ，Ｄｅは同一ビューであり、範囲Ｃは対
向ビューである。従って、範囲Ａｅ，Ｄｅの３６０°線
形補間および範囲Ｃの１８０°線形補間により、左下り
太斜線部分の補間データが算出される。一方、範囲Ｂａ
は範囲Ｅｆと対向ビューであり、範囲Ｅｄは範囲Ｂｃと
対向ビューである。従って、１８０°線形補間により、
左下り細斜線部分の補間データが算出される。かくし
て、π分の補間データが算出される。
ータＤ１（β, ０）の範囲Ａ，Ｂ，ＣおよびデータＤ２
（β, ０）の範囲Ｄ，Ｅ，Ｆを表している。なお、範囲
Ａ，Ｄは、範囲Ｂに近い部分Ａｂ，Ｄｂと範囲Ｅに近い
部分Ａｅ，Ｄｅとに分けて表している。また、範囲Ｂ
は、範囲Ａに近い部分Ｂａと範囲Ｃに近い部分Ｂｃとに
分けて表している。また、範囲Ｅは、範囲Ｄに近い部分
Ｅｄと範囲Ｆに近い部分Ｅｆとに分けて表している。図
３から分かるように、範囲Ａｂ，Ｄｂは同一ビューであ
り、範囲Ｆは対向ビューである。従って、範囲Ａｂ，Ｄ
ｂの３６０°線形補間および範囲Ｆの１８０°線形補間
により、右下り太斜線部分の補間データが算出される。
また、範囲Ａｅ，Ｄｅは同一ビューであり、範囲Ｃは対
向ビューである。従って、範囲Ａｅ，Ｄｅの３６０°線
形補間および範囲Ｃの１８０°線形補間により、左下り
太斜線部分の補間データが算出される。一方、範囲Ｂａ
は範囲Ｅｆと対向ビューであり、範囲Ｅｄは範囲Ｂｃと
対向ビューである。従って、１８０°線形補間により、
左下り細斜線部分の補間データが算出される。かくし
て、π分の補間データが算出される。
【００２１】図４は、補間データを模式的に表してい
る。検出器アレイの全チャネルについて、相対パラビュ
ー角度Θで０〜πの補間データが得られるので、ハーフ
リコンにより画像を生成することが出来る。
る。検出器アレイの全チャネルについて、相対パラビュ
ー角度Θで０〜πの補間データが得られるので、ハーフ
リコンにより画像を生成することが出来る。
【００２２】
【発明の効果】本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、多段検
出器アレイを用いたヘリカルスキャンによりデータを収
集し、それら収集したデータを無駄なく使用するため、
画質を向上するか又はＸ線被曝を減らすことが出来る。
出器アレイを用いたヘリカルスキャンによりデータを収
集し、それら収集したデータを無駄なく使用するため、
画質を向上するか又はＸ線被曝を減らすことが出来る。
【図１】本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置のブ
ロック図である。
ロック図である。
【図２】本発明のＸ線ＣＴ装置で使用するデータの範囲
を示す概念図である。
を示す概念図である。
【図３】本発明のＸ線ＣＴ装置で使用する中央チャネル
のデータの範囲を示す概念図である。
のデータの範囲を示す概念図である。
【図４】本発明のＸ線ＣＴ装置で算出される補間データ
の範囲を示す概念図である。
の範囲を示す概念図である。
【図５】２段検出器アレイの要部斜視図である。
【図６】Ｘ線と２段検出器アレイの関係を示す説明図で
ある。
ある。
【図７】ファンビュー角度βとパラビュー角度θと同一
ビューと対向ビューの説明図である。
ビューと対向ビューの説明図である。
【図８】２段検出器アレイのファンビュー角度と直線移
動軸上の位置の関係を説明する例示図である。
動軸上の位置の関係を説明する例示図である。
【図９】ファンビュー角度β＝−２π，０，２πにおけ
る２段検出器アレイの直線移動軸上の位置の関係を説明
する例示図である。
る２段検出器アレイの直線移動軸上の位置の関係を説明
する例示図である。
【図１０】２段検出器アレイの各検出器アレイのファン
ビュー角度と直線移動軸上の位置の関係を余弦曲線で表
した説明図である。
ビュー角度と直線移動軸上の位置の関係を余弦曲線で表
した説明図である。
【図１１】従来のＸ線ＣＴ装置で使用するデータの範囲
を示す概念図である。
を示す概念図である。
【図１２】従来のＸ線ＣＴ装置で使用する中央チャネル
のデータの範囲を示す概念図である。
のデータの範囲を示す概念図である。
【図１３】従来のＸ線ＣＴ装置で算出される補間データ
の範囲を示す概念図である。
の範囲を示す概念図である。
１００ Ｘ線ＣＴ装置
３ 中央処理装置
２０ 走査ガントリ
３０ Ｘ線管
６０ ２段検出器アレイ
６１ 第１検出器アレイ
６２ 第２検出器アレイ
Ｘｒ 扇状Ｘ線ビーム
ｔｈ 扇状Ｘ線ビームの
厚さ ｄ １回転ごとの直線
移動距離 ｐ ヘリカルピッチ
厚さ ｄ １回転ごとの直線
移動距離 ｐ ヘリカルピッチ
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平９−238935（ＪＰ，Ａ)
特開 平９−154838（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 6/00 - 6/14
Claims (2)
- 【請求項１】 多数のＸ線検出器を一列に配列した検出
器アレイを２段並設した２段検出器アレイ及びＸ線管に
対して走査対象を前記並設方向の軸に沿って相対的に直
線移動させると共に前記走査対象の周りに前記２段検出
器アレイ及びＸ線管を回転させながらデータを収集する
データ収集手段と、前記直線移動軸上の一つの位置での
画像を生成するために必要な複数ビューのデータをその
画像生成位置の近傍で収集したデータから補間演算によ
り算出するデータ算出手段と、前記データ算出手段によ
り算出した前記複数ビューのデータを用いて画像を生成
する画像生成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、 前記データ収集手段は、前記Ｘ線管から放射される扇状
Ｘ線ビームの厚さをｔｈとし、前記２段検出器アレイ及
びＸ線管の１回転ごとに前記走査対象を前記直線移動さ
せる距離をｄとするとき、ｄ／ｔｈ＝１．５とし、 前記データ算出手段は、前記２段検出器の並設方向にお
いて２段の検出器アレイが互いに接している位置を画像
生成位置としたときに、その画像生成位置から前記直線
移動軸上の前及び後の方向に前記２段検出器アレイ及び
Ｘ線管をそれぞれ４π／３ずつ回転させてデータを収集
し、その収集したデータをファンビュー角度−４π／３
から４π／３までのデータとして、前記画像を生成する
ために必要な複数ビューのデータを、互いに異なる前記
検出器アレイ間で同一ビューとなる第１のデータ（Ａ，
Ｄ）と前記同一ビューに対して対向ビューとなる第２の
データ（Ｃ，Ｆ）と互いに異なる前記検出器アレイ間で
互いに対向ビューとなる第３のデータ（Ｂ，Ｅ）とに分
けて、前記ファンビュー角度−４π／３から−２π／３
まで及び２π／３から４π／３までの場合には前記第１
のデータ及び前記第２のデータであって前記画像生成位
置に最も近い３つのデータを用いて補間演算をすると共
に、前記ファンビュー角度−２π／３から２π／３まで
の場合には前記第３のデータであって前記画像生成位置
に最も近い２つのデータを用いて補間演算をすることを
特徴とするＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２】 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置におい
て、前記データ算出手段は、各データを収集した位置か
ら前記画像生成位置までの距離に基づく線形補間を行う
ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP24079099A JP3378536B2 (ja) | 1999-08-27 | 1999-08-27 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP24079099A JP3378536B2 (ja) | 1999-08-27 | 1999-08-27 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001061832A JP2001061832A (ja) | 2001-03-13 |
| JP3378536B2 true JP3378536B2 (ja) | 2003-02-17 |
Family
ID=17064739
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP24079099A Expired - Fee Related JP3378536B2 (ja) | 1999-08-27 | 1999-08-27 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3378536B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005065837A (ja) * | 2003-08-21 | 2005-03-17 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線ｃｔ装置、及びその制御方法 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8559687B2 (en) * | 2009-10-30 | 2013-10-15 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method for circular scan reconstruction in computed tomography and computed tomographic device |
-
1999
- 1999-08-27 JP JP24079099A patent/JP3378536B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005065837A (ja) * | 2003-08-21 | 2005-03-17 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線ｃｔ装置、及びその制御方法 |
| JP4642331B2 (ja) * | 2003-08-21 | 2011-03-02 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｘ線ｃｔ装置、及びその制御方法 |
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|---|---|
| JP2001061832A (ja) | 2001-03-13 |
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