JP3398843B2 - イメージング装置 - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明はイメージング装置に関す
る。本発明は特にコンピュータートモグラフィー（Ｃ
Ｔ）を利用するスパイラル・ボリューム画像の再構成に
適用でき、従って、以下、これについて本発明を説明す
る。なお、本発明はマルチプル・シングル・スライス画
像や連続回転Ｘ線源画像を伴うボリュームイメージング
やゲーテッドイメージング等にも適用できる。 【０００２】 【従来技術及びその課題】スパイラル走査やヘリカル走
査の場合、患者支持台を一定の線速度で移動させた状態
で、Ｘ線源やＸ線管を連続回転する。この場合、収集し
たデータは患者のヘリカル状の一定ピッチを効率良く表
す。通常、データは記憶・処理する場合、患者の体軸を
横断する一連の平行面として、特に米国特許３，４３
２，６５７号公報に記載されているように三次元矩形マ
トリックスの記憶セルとして取扱う。 【０００３】スパイラル収集データを従来の三次元矩形
マトリックスにあわせるためには、一回のスパイラル回
転につき一面というように、例えば、線源一回転のそれ
ぞれ０°において、スパイラル収集データにより一連の
平行面を形成する。データ収集の間、患者を中心として
予め選択された角度増分で一連のデータのビューを集め
る。潜在的には、面について１つのビューが、通常は０
°又は１２時ビューが該面にぴったりあうので、平均化
や重み付けは必要ない。面の残った各ビューについて
は、対応するビュー又はデータファン、即ちひとつは面
に先行する回転から、そしてもうひとつは面に後続する
回転から生じる。これらビューは面からの相対距離に従
って平均化又は重み付けする。このように完全な組のビ
ューが得られ、これのより通常の３６０°ＣＴ再構成ア
ルゴリズムを行う。この点については、米国特許第４，
６３０，２０２号公報及び同第４，７８９，９２９号公
報がある。 【０００４】スパイラル走査法のひとつの問題は、場合
によっては過剰な部分ボリュームアーティファクトが生
じることである。別な問題は線形補間、即ち重み付けが
適用できるのは３６０°基準回転再構成法だけで、１８
０°＋ファン再構成法には適用できない。この点につい
ては、米国特許第４，２９３，９１２号公報がある。 【０００５】線形補間法の別な問題は放射線源ファン再
構成を使用する第４世代スキャナーにエラーが生じるこ
とである。Ｘ線源及び円弧状に配列した検出器をスライ
スを中心として一体に回転する第３世代スキャナーの場
合、人工的に定義された横断スライスに対して平行な面
に同時に各データファン又はビューが集められる。第４
世代スキャナーの場合には、患者の周囲に固定検出器を
平行にリング状に設ける。放射線源ファン再構成法を使
用した場合、放射線源が検査部の後側で回転している間
に、モニターされた時間変位間隔で各検出器をサンプリ
ングして、データのビュー又はファンを出力する。患者
はビュー又はデータファンの最初と最後のデータサンプ
リングとの間で体軸方向に移動するので、ビューはスパ
イラル経路にそってワープしたり、傾斜する。従って、
人工的に定義された面に平行にビューが位置することを
前提にする線形補間法では、エラーが生じる。 【０００６】線形補間法のさらに別問題は、Ｘ線回転速
度や患者の移動速度のバラツキやＸ線管の出力変動に非
常に敏感なことである。 【０００７】ゲーテッド走査の場合には患者を固定した
状態でＸ線源を連続回転する。この点については、米国
特許第４，４６８，７４８号公報がある。この方法の場
合、患者を固定した状態で、患者の同一面内でＸ線管を
連続回転する。患者の心臓周期のＲ波に応答して、Ｘ線
管又はそのシャッターがゲート・オンして、データのビ
ューを集める。このように、複数の心臓周期にわたって
データを収集して、患者の心臓を横断するストップ・ア
クションスライスを構成する。勿論いうまでもなく、こ
の方法はスパイラル・ボリューム・イメージングには適
用できない。 【０００８】別な公知ＣＴスキャナーイメージング法
は、同一スライスについて、異なるエネルギーを使用し
て２つの画像を再構成する。高・低エネルギーレベルで
交互にＸ線管を脈動することによりエネルギーの異なる
２つの画像を同時に集め、高・低エネルギービューを交
互に収集する。この点に関する文献は、"Ｇｅｎｅｒａ
ｌｉｚｅｄ Ｉｍａｇｅ Ｃｏｍｂｉｎａｔｉｏｎｓ
ｉｎ Ｄｕａｌ ＫＶＰＤｉｇｉｔａｌ Ｒａｄｉｏｇ
ｒａｐｈｙ"、Ｌｅｈｍａｎｎ等、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．
８（５）、１９８１年９／１９月号である。或いは、２
つの画像をシーケンシャルに集めることもできる。即
ち、"Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ Ｐｒｏｔｏｔｙｐ
ｅ Ｄｕａｌ−Ｅｎｅｒｇｙ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏ
ｍｏｇｒａｐｈｉｃ Ａｐｐａｒａｔｕｓ，Ｉ Ｐｈａ
ｎｔｏｍ Ｓｔｕｄｉｅｓ"，Ｃａｌｅｎｄａｒ等、Ｍ
ｅｄ．Ｐｈｙｓ．１３（３）、１９８６年５／６月号及
び"Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ Ｄｕａｌ−Ｅｎｅｒ
ｇｙ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃ Ａ
ｐｐａｒａｔｕｓ，ＩＩ Ｄｅｔｅｍｉｎａｔｉｏｎｏ
ｆ Ｖｅｒｔｅｂｒａｌ Ｂｏｎｅ Ｍｉｎｅｒａｌ
Ｃｏｎｔｅｎｔ"、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．１３（３）、１
９８６年５／６月号に記載されているように低エネルギ
ー画像の全ビューに後に高エネルギー画像の全ビューを
集める。ところが、いずれも各スライスについ２回転必
要である。即ち、一つの回転で低エネルギー画像データ
を集め、もう一つの回転で高エネルギー画像データを集
める。あるいは、１回目の回転で低・高エネルギー画像
データを半分づつ集め、２回目の回転で残りの半分を集
める。画像組につき２回の回転が必要なので、公知デュ
アルエネルギーイメージング法は線形重み付けヘリカル
スキャニングにはあわない。 【０００９】本発明の目的は新規な、改良イメージング
装置を提供することにある。 【００１０】本発明は、放射線源、検査部を中心として
放射線源を回転する手段、検査部に被検体を送る手段、
検査部を横断した放射線源からの放射線を検出するため
に、円弧状に設けた少なくとも１群の放射線検出器、検
出された放射線を集めて複数のデータのビューにする手
段、フィルター関数で各ビューの各放射線を表すデータ
をフィルター処理するフィルター処理手段、ビューから
画像を再構成する再構成手段及び画像を記憶するメモリ
ー手段からなるイメージング装置において、各ビューが
検査部を中心とする記述できる角度の頂点から扇形アレ
イの形で延長する複数の放射線を表し、そして検査部内
のビューの記述できる角度及び対応するビュー内の各放
射線の角度に従ってフィルター手段を選択することを特
徴とするイメージング装置を提供するものである。 【００１１】第１参考例は、放射線源及び被検体を相互
移動させて、ほぼスパイラルな経路にそって被検体を照
射する手段及び被検体を横断した放射線を受け取る、円
弧状に設けた放射線検出器からなるイメージング装置に
おいて、放射線検出器によって検出された放射線を集め
て、それぞれが被検体を中心とする角位置及びスパイラ
ルな経路に沿った軸方向位置Ｒによって記述できる複数
のビューにする手段、ほぼスパイラルな経路にそって２
回以上回転させて集めた角度的に対応するビューを補間
する補間手段、補間ビューを再構成して複数画像にする
再構成手段及び複数の画像を記憶するメモリー手段をさ
らに含むことを特徴とするイメージング装置を提供する
ものである。 【００１２】第２参考例は、ほぼスパイラルな経路に沿
って被検体を照射するように、被検体及び放射線源を移
動させる手段、被検体を横断した放射線源からの放射線
を検出する、少なくとも１群の円弧状に設けた放射線検
出器からなるイメージング装置において、検出された放
射線を集めて、それぞれが複数の放射線に沿って被検体
を横断した放射線から出力されたデータをもち、かつス
パイラル経路を中心とする角位置及びスパイラル経路に
沿った体軸位置により記述できる複数のビューにする手
段であって、各放射線にビュー内に記述できる角位置を
持たせる手段、同じ角位置に記述されるビューをフィル
ター関数でフィルター処理するフィルター処理手段、名
目的に１８０°をスパンするビュー群を再構成して複数
の画像にする手段及び複数の画像を記憶するメモリー手
段をさらに含むことを特徴とするイメージング装置を提
供するものである。 【００１３】第３参考例は、放射線源、被検体を中心と
して放射線源を回転する手段及び被検体を横断した放射
線源からの放射線を変換して、それぞれが扇形アレイの
放射線からの変換されたデータをもつともに、各扇形ア
レイの頂点を被検体を中心とする記述可能な角位置が設
定された複数のビューにするための、少なくとも１群の
円弧状に配列した放射線検出器からなるイメージング装
置において、被検体の予め選択された周期運動をモニタ
ーするモニター手段、モニターされた周期運動に従って
放射線源の回転を制御するために、放射線源回転手段及
びモニター手段に接続した制御手段、ビューを再構成し
て少なくとも一つの画像にする再構成手段、及び少なく
とも一つの画像を記憶するメモリー手段をさらに含むこ
とを特徴とするイメージング装置を提供するものであ
る。 【００１４】第４参考例は、被検体を検査部に支持する
支持手段、検査部内の被検体部分を透過放射線で照射す
る放射線源、検査部を中心にして放射線源を回転する手
段、ほぼ一定な速度で検査部に被検体支持手段を体軸方
向に送る手段、検出された放射線を集めて複数のビュー
にする手段、ビューをフィルター処理するフィルター処
理手段、フィルター処理ビューを再構成して複数の画像
にする再構成手段及び画像を記憶するメモリー手段から
なるイメージング装置において、放射線を検出する手段
が少なくとも２群の円弧状に配列した放射線検出器から
なり、該検出器を放射線源からの放射線の経路に対して
ほぼ平行に設けて、少なくとも２つの体軸方向に離間し
た検出器群にそって被検体を横断した放射線を同時に検
出し、そして被検体に対する角位置及び被検体を中心と
する少なくとも２つのインターリービングしたスパイラ
ル経路にそう体軸方向位置Ｒによって各ビューを記述で
きるようにしたことを特徴とするイメージング装置を提
供するものである。 【００１５】第５参考例は、放射線源、検査部を中心と
して放射線源を回転する手段、放射線源のエネルギーを
制御する放射線源エネルギー制御手段、被検体を横断し
た放射線を検出するために少なくとも１群の円弧状に設
けた検出器、検出された放射線を集めて、それぞれが検
査部内の記述できる角度で頂点で出会う放射線を表す複
数のビューにする手段、及びビューを再構成して画像に
する再構成手段からなるイメージング装置において、放
射線源エネルギー制御手段によって放射線源エネルギー
を少なくとも２つのエネルギーレベルの間で変えること
を特徴とするイメージング装置を提供するものである。 【００１６】第６参考例は、放射線源、放射線源が出力
した放射線のエネルギーを制御する放射線源エネルギー
制御手段、検査部を中心として放射線源を回転する手
段、検査部に体軸方向に被検体支持手段を送る手段及び
検査部を横断した放射線源からの放射線を検出するため
に円弧状に設けた少なくとも１群の放射線検出器からな
るイメージング装置において、放射線検出器により検出
された放射線を集めて、それぞれが扇形アレイの放射線
を表すと共に、該アレイの頂点が検査部内の記述できる
角位置に設定された複数のビューにする手段、ビューを
フィルター関数でフィルター処理するフィルター処理手
段、放射線源の回転速度、被検体支持手段の体軸方向移
動速度及び放射線源のエネルギーの少なくとも一つをモ
ニターするモニター手段、放射線源の回転速度、被検体
支持手段の体軸方向移動速度及び放射線源のエネルギー
の少なくとも一つを制御するために及び／又はフィルタ
ー関数を選択するためにモニター手段に接続した手段、
ビューを再構成して画像にする再構成手段及び画像を記
憶するメモリー手段をさらに含むことを特徴とするイメ
ージング装置を提供するものである。 【００１７】第７参考例は、放射線源、検査部を中心と
して放射線源を回転する手段、検査部を中心とする放射
線源の角位置を決定する手段、検査部を横断した放射線
源からの放射線を検出するために、円弧状に設けた少な
くとも１群の放射線検出器、検出された放射線を集めて
複数のビューにする手段、フィルター関数で各ビューを
フィルター処理するフィルター処理手段、ビューを再構
成して少なくともひとつの画像にする再構成手段及び少
なくともひとつの画像を記憶するメモリー手段からなる
イメージング装置において、各ビューが検査部内の角位
置によって記述でき、そして各ビューの角位置に対応す
るフィルター関数を選択するフィルター関数選択手段を
さらに含むことを特徴とするイメージング装置を提供す
るものである。 【００１８】本発明の一つの利点はボリュームスキャニ
ングが高速になることである。別な利点はデュアル・エ
ネルギー・ボリュームスキャニングが容易になることで
ある。さらに別な利点は走査を患者の周期的な生理的運
動に同期できることである。さらに別な利点は放射線源
回転速度や患者の移動速度のバラツキの影響を最小限に
できることである。さらに別な利点は画像品質を改善で
きるとともに、部分ボリューム作用を最小限にできるこ
とである。 【００１９】本発明によるひとつのイメージング装置を
例示のみを目的として以下添付の図面について説明す
る。図１は本発明によるイメージング装置の一実施例を
示す概略図である。図２は該イメージング装置内の検査
部の形状を示す図である。図３〜６は該イメージング装
置内における異なる線形重み付け関数を示す図である。
図７及び８は１８０°を基準とする再構成アルコリズム
についての補間関数、即ち重み付け関数を示す図であ
る。図９〜１２はガントリー回転及び支持台移動速度の
バラツキを補償する状態、特に該補償を行う重み付け関
数のバラツキを補償する状態を示す図である。図１３〜
１５はＸ線変動及びｋＶ変動及び対応するデュアルｋＶ
イメージング法についての重み付け関数を示す図であ
る。 【００２０】図１について説明すると、本発明のイメー
ジング装置は検査部１４に放射線ビームを扇形状に投射
するＸ線管等の放射線源を組み込んだコンピュータート
モグラフィースキャナー１０を備えている。回転自在な
ガントリー１６にこのＸ線管を取付けることにより、走
査円を中心にして扇形の放射線ビームを回転させる。コ
リメーター／シャッター手段１８を使用して、放射線ビ
ームをひとつかそれ以上の狭い面状ビームにコリメート
し、そしてビームを選択的にゲートオン・ゲートオフす
る。ビームはまたＸ線管１２の部分で電子的にゲートオ
ン・ゲートオフしてもよい。モーター２０の駆動力によ
りガントリー１６を検査部を中心にして連続的に回転駆
動する。このモーター及びガントリーに回転位置エンコ
ーダー２２を接続して、ガントリーの回転位置を求め
る。 【００２１】図示の第４世代ＣＴスキャナーの場合は、
検査部周囲に放射線検出器２４をリング状に設ける。機
械的及び数学的な便宜を考慮して、Ｘ線管と同じ平面に
回転ガントリーを中心にして検出器２４を固定してあ
る。図２について説明する。検査部１４の後側を放射線
源１２が回転するに従って短い間隔をおいて同時にリン
グ状に設けた検出器をサンプリングして、ファン（扇
形）ビュー、即ちファンデータを出力する。検出器から
ファンデータを出力するためには、放射線源が検査部１
４の一側部に接する位置２８ａに位置している時に、０
°の角位置にある基準検出器２６をまづサンプリング
し、放射線源が検査部の他の側部に接する検出器から延
長する線上にある点２８ｂに達するまで増分的にモニタ
ーする。放射線ビームが扇形に投射するので、検出器２
６ａ及び２６ｂの間にある各検出器を同時にサンプリン
グして、ファンビュー、即ちファンデータを出力でき
る。収集したファンデータは検査部を中心とするその頂
点の角位置φによって記述できる。放射線源とある一つ
の検出器との間の各データ線は角度βで記述する。扇形
状の各放射線についてもその共通軸線に対する角度γに
よって記述できる。放射線源については、検査部中心か
らの半径位置Ｓにこれを設け、また検出器２４について
は、検査部中心からの半径位置Ｄにリング状に設ける。
同様に本発明が適用できる第３世代スキャナーの場合に
は、検出器２８ａ及び２８ｂの間においてガントリー１
６に対して単列円弧状に放射線源と一体回転できるよう
に設ける。 【００２２】再び図１について説明する。被験体、特に
患者は傾斜状態で支持台３０に支持する。モーター３２
等の手段を使用して、選択自在な速度で検査部に支持台
の患者支持面を送り込む。エンコーダー３４をモーター
３２、可動患者支持台３０及びその間の駆動機構に接続
して、患者が検査部１４を通過している間患者支持面の
実際の位置をモニターする。 【００２３】Ｘ線源が回転する毎に、サンプリング手段
４０が検査部１４を中心にする各角位置φに対応するビ
ュー又はデータをサンプリングする。ビュープロセッサ
ー４２がスパイラルサンプリングビューを平行面に対応
する複数の画像に変換する。このビュープロセッサー４
２はビューメモリー４４を備え、ここにデータを記憶す
ると共に、回転数Ｒ、ビュー内部のビュー角度φ及びデ
ータ線角度βの組合わせによりこのデータをアドレス可
能にする。また、このプロセッサー４２はスパイラビュ
ーメモリー４４のスパイラルデータを平行スライスデー
タに補間するフィルター手段、即ち補間手段４６を備え
ている。この補間手段４６は複数の対応するビュー角度
φのビューに基づき動作し、フィルター機能、即ち補間
機能はフィルター機能メモリーによって与えられる。 【００２４】制御手段５０は完全な組のビュー、例え
ば、検査部を中心にして、一定の増分３６０°で設定さ
れたビューにおけるビュー角度それぞれに対応するビュ
ー角度φを割り出すものである。それぞれのビュー角度
φに対応する複数のビューを補間手段に移し、補間ビュ
ーにフィルター処理する。再構成に十分なビューが出力
されるまで、各補間ビューを補間ビューメモリーに保存
する。その後、画像再構成手段５４によって通常のフィ
ルター式バックプロジェクション法やその他の再構成ア
ルゴリズムを使用して、複数のスライスそれぞれを再構
成し、得られたスライスをボリュームデータメモリー手
段５６に記憶する。このボリュームデータメモリー手段
は複数のスライスのそれぞれに対応する矩形画素アレイ
を記憶するが、スライスは各スライスの画素の解像度に
見合う距離離間している。このように、ボリュームデー
タメモリー手段のデータは矩形データボリュームとして
概念化できる。ボリュームメモリーアクセス手段及びビ
デオプロセッサー５８がボリュームデータメモリー手段
５６の選択されたメモリーセルにアクセスして、患者の
対応する内部や表面部位を表す放射線減衰、即ち、吸収
情報を取り出し、この情報をビデオ信号に変換し、ビデ
オモニター等のディスプレイ手段６０に表示する。 【００２５】図３について説明する。補間機能メモリー
手段４８は複数のフィルター関数、即ち補間関数を保存
するものである。図３は修正線形重み付け関数６２と従
来の線形重み付け関数６４を比較するものである。平均
幅が１．１の場合、｜Ｒ｜＞１．５なら修正線形重み付
け関数Ｗ（φ）＝０である。但し、φ＝Ｒ・３６０°
で、Ｒは回転インデックス、即ち体軸位置である。Ｗ
（φ）及びその一次導関数は共にＲ＝０及びＲ＝＋１に
よって表されるように連続している。回転インデックス
Ｒは整数の回転インデックスｍと少数の回転インデック
スｒの和である。さらに、重み付け関数は次式で表され
る。 そして、一次モーメントは０に等しい。即ち、 【００２６】図４は４回の連続回転をスパンするキュー
ビック重み付け関数６６を従来の線形関数６４と比較し
たものである。キュービック関数の場合、平均幅がほぼ
１．１ならば、次式が成立する。 Ｗ（φ）及びその一次導関数は同様に連続的であり、方
程式（１）及び（２）の条件も有効である。同様に、
（半高さにおける）幅が１．６回転に等しく、次式 が成立する場合、キュービック重み付け関数６８が成立
する。 【００２７】図５は従来の線形重み付け関数６４と７ロ
ーブヘリカル重み付け関数７０を比較したものである。
即ち、同様に、上記関数及びその一次導関数は連続的であり、
そして方程式（１）及び（２）の条件も満足される。 【００２８】図６について説明すると、従来の線形重み
付け曲線６４はｚ軸についてみた周波数応答７２が比較
的小さい。対照的に、７ローブヘリカル重み付け関数７
０のｚ方向における周波数応答は非常に鋭い。なお、７
ローブヘリカル重み付け関数７４の周波数応答は比較的
フラットで、比較的速く減衰するので、線形重み付け関
数の場合に従来必要であった平滑化は必要ない。 【００２９】尚、注意すべきは、図３〜６の場合、回転
インデックス、即ち体軸位置Ｒはデジタル的には測定で
きないことである。換言すれば、検出器が０°、次に９
０°において端数のない整数値Ｒ＝０、±１、±２等を
クロスするならば、位置Ｒは−０．７５、＋０．２５、
＋１．２５等である。 【００３０】本発明の別な実施例による再構成手段５４
の場合は、米国特許第４，２９３，９１２号公報に記載
されているアルゴリズム等のように、１８０°＋ファン
角度走査するビューに基づく再構成アルゴリズムを使用
する。その範囲は半分であるが、上記補間関数が最も効
率的なデータに１８０°冗長度を使用するためには、フ
ィルターメモリーからの補間フィルターを１８０°基準
で再定義すればよい。特に、線形重み付け関数６４を使
用すると、平面画像表示というよりは歪んだ画像表示に
なる。 【００３１】図７について説明する。１８０°基準再構
成法を使用するのに好適な方法は、ビュー内部の各線に
ついてビュー角度γ及びβの両方に基づく重み付け関数
を使用する。曲線群８０には、ビュー、即ちファンの中
心線、即ち０線についての修正線形関数６２が含まれ
る。曲線８２はファンの側端における線についてシフト
した修正重み付け関数を、そして、曲線８４はファンの
反対側端における線についてシフトした修正重み付け関
数を示す。側端線と中心線との間の各線については、図
示の差の小数だけ重み付け関数がシフトする。各重み付
け曲線及びその一次導関数はここでも連続するが、満足
する条件は下記方程式（６）及び（７）で表される。相
互に１８０°逆な線についての重み付け関数の和は１に
等しい。 また、一次モーメントはゼロに等しい。即ち、 【００３２】プロジェクションデータを放射線源の形、
即ちＶS（Φ＋ｎ・３６０°，β）の形で収集する場
合、長手軸線補間について次式が成立する。 但し、ＷS（Φ＋ｎ・３６０°，β）＝Ｗ（γ＋β，
β），ＷS（γ，β）は条件（６）及び（７）を満足す
る重み付け関数であり、φ＝０〜３６０°、β＝−β0
／２〜β0／２、そしてβ0は走査円１４を決定するファ
ン角度である。 【００３３】得られた３６０°のプロジェクションデー
タＤ180（φ、β）はユニティ重み付けをもたず、代わ
りに平均重み付け走査１８０°になっている。このデー
タはφ＝０〜３６０°についてＤ180（φ、β）の標準
コンボルーション・バックプロジェクション法を使用し
て再構成できる。プロジェクションデータを検出器ファ
ンＶD（θ＋ｎ・３６０°，α）として収集する場合、
次式：が成立する。但しαは検出ファン内の線の角位置で、Ｗ
D（θ＋ｎ・３６０°，α）はＷS（φ＋ｎ・３６０°，
β）を放射線源ファンフォーマットから検出器ファンフ
ォーマットに再マッピングすることにより得られる。上
記と同様に、このデータはθ＝０〜３６０°についてＤ
180（θ、α）の標準コンボルーション・バックプロジ
ェクション法を使用して再構成できる。 【００３４】同様に、図４の曲線６６のキュービック重
み付け関数については重み付け関数Ｗ180（γ，β）を
図８に示すように、放射線従属性にできる。特に、キュ
ービック重み付け関数６６については、中心線に対して
使用する。ひとつの側端における線については、曲線８
６で示すように重み付け関数は歪み、反対側端における
線については重み付け関数は８８で示すように歪む。図
示の実施例では、曲線８６及び８８の側端線について
は、β＝±２３°である。 【００３５】以下、本発明についての説明を進める。再
構成フィルター手段５４について、ビュー角度φ及び放
射線角度βを基準にして変えることができ、これにより
投射の周波数内容も変更できる。例えば、患者の胴体は
楕円形で、高さよりも幅がかなり大きい。即ち、一部の
放射線が患者を横断する経路の長さは他の放射線のそれ
よりもかなり長い。本発明によれば、患者の横断面の大
きさ及び形状を測定して、ビュー角度及び放射線角度の
それぞれについての相対的な経路長さを決定する。ある
ひとつかそれ以上の標準化横断面について放射線長さを
交互に計算し、かつ記憶して、ほぼ正確な横断面を選択
する。フィルター手段の帯域幅は一般に患者を横断する
放射線長さに比例して調節する。楕円形人体胴部では、
頭上０°又は直線状の投射の場合、フィルター処理は最
小になり、ほぼ＋９０°の場合には、フィルター処理は
最大になる。同様な利点はビュー角度φのみに応じてフ
ィルター関数を変更しても得ることができる。 【００３６】図１に示すように、心臓やその他の循環系
生理運動モニター９０及びエンコーダー２２を回転制御
手段９２に接続する。この回転制御手段によりモーター
２０を制御して、Ｘ線源１２が患者の心臓周期に同期し
て回転するようにする。特に好ましい実施例では、Ｘ線
源１２は各心臓周期における予め選択された同じ点で予
め選択された同じ角度方向に設定する。 【００３７】Ｘ線源１２の移動を心臓周期やその他の循
環周期と同期させるのが有利な場合は、角度依存フィル
ター法を利用する場合である。予め選択されたある位相
に心臓を設定した状態で軽くビューをフィルター処理
し、そして心臓が別な位相にあるときに、より強くビュ
ーをフィルター処理すると、心臓の運動や心臓に関連す
る運動のぶれを最小限に抑えることができる。フィルタ
ー処理が適正であると、心臓の実質的に凍結した活動を
えることができる。勿論、いうまでもないことだが、Ｘ
線源１２の移動を患者の他の運動に同期させることもで
きる。このようにすると、再構成が平面の方にバイアス
するので、フィルター処理が最小になる。最小フィルタ
リングが０°で、即ち直線状で生じた場合には、矢状方
向や頭頂方向のイメージングが強くなり、劣化が最小に
なる。 【００３８】また、本発明は高速走査を実施して、患者
に注入された造影剤の進行を観察することにも適用可能
である。一つの具体的な実施例として、まづ第１方向に
患者を移動して、一つのヘリカルなデータを得てから、
同じボリュームをカバーする逆方向に移動して、第２の
クロスヘリカルなデータをえる。これはパス間の遅れを
最小にできるが、等しい間隔の所定のスライスに対して
時間情報を与えない。第２の実施例では、急峻なピッチ
ヘリックス、例えばビューの通常の数の約半分のみを与
えるヘリックスを選択する。この場合、患者を最初の位
置に戻し、ビューの残りの半分を第２ヘリックスに沿っ
て集める。この過程を何度も繰り返し、短い時間間隔で
半データを集める。画像データを再構成して、時間隣接
データ群を一組のデータにでき、一連の時間増分ボリュ
ーム画像を与えることができ、これによって患者内の造
影剤の移動そのたの生理的変化を観察できる。異なるパ
スで対応するビューを体軸方向に取る場合には、図５の
７ローブヘリカル重み付け関数等の体軸方向に長い重み
付け関数を適用するのが好ましい。なお、各パスの端部
については、短い重み付け関数で処理して、端部スライ
スをイメージングする。さらに高速な走査の場合には、
上記の１８０°基準再構成アルゴリズム及び重み付け関
数と共にこの方法を使用するのが有利である。 【００３９】また、制御手段９２についてはこれをエン
コーダー３４に接続して、患者支持台の移動をＸ線源の
回転と調和させる。Ｘ線源１２の回転速度及び支持台の
移動速度が変化すると、ビューの相対的な重み付けも変
化する。なお、上記回転速度及び移動速度に比例して所
定のヘリックスを維持できるが、ビュー当たりの放射線
量及びサンプル間隔は変化する。これらの速度変化によ
り、非ヘリカルな走査経路が生じる。同様な問題は、Ｘ
線源１２の回転速度や患者支持台の移動速度を正確に制
御できない場合にも生じる。例えば、これら運動のいず
れのメカニクスも摩耗、電力変動等によっても変化する
ことがある。 【００４０】図９について説明する。補間関数６２を関
数９４にした場合、シヌソイダルな速度変化は±２０％
である。即ち、 但し、Ｐ（φ）は回転角度φに対する支持台位置であ
る。これは面状再構成の条件を満足するが、図１０に示
すように、曲線９４の空間解像度は曲線６２の解像度７
３にマッチしない。ところが、重み付け関数Ｗ（φ）の
値をＷ（Ｐ（φ））に再マッピングすると、一定の空間
応答を維持できる。この重み付けは次式に従って調節す
る。 この新しい重み付け関数９８の場合、図１１の空間応答
１００は図１０の空間応答７３と実質的に同じである。
このように、補間関数を使用して、放射線源及び患者の
相対移動速度における変動を補正できる。 【００４１】本発明はさらに円形的に均一に減衰しない
被検体の照射量を調節することにも適用できる。前に述
べたように、患者は通常横断面が楕円である。同期制御
手段９２によりＸ線管２０への電力供給を制御する。Ｘ
線管の各角位置について一般に患者を横断する平均減衰
経路に比例してＸ線管への電流又は電圧を制御する。こ
のようにして照射量を変えることにより、再構成ボリュ
ームの量子ノイズ統計量をより均一化できる。 【００４２】ガントリー回転や支持台移動速度が反比例
的に変化した場合、走査は非ヘリカルになる。ところ
が、（既に証明したように）、好適な再構成ボリューム
は一層維持できる。減衰が大きくなった場合には、ガン
トリー回転か支持台移動速度を遅くして、量子ノイズの
増加を相殺する。同様に、Ｘ線管電圧、フィルター処理
やＸ線管電流が変化した場合でも、ヘリカル走査を実施
できる。特に、電圧フィルタレーション及び／又は電流
を強めて、減衰を強くする。これらパラメーターの同期
は予め求めておいたものに基づいてもよく、あるいは同
じボリュームを予め走査して求めておいたものに基づい
てもよい。 【００４３】既に述べたように、１８０°基準再構成に
ついてビューを３６０°走査群にしてもよい。別な実施
例では、Ｘ線管のエネルギーレベル（ｋＶ）を２つのレ
ベル間で変えることができる。図１３に１１２で示すよ
うに、所定の高レベルのｋＶを連続的に低く変化させる
ことにより、２つの重み付け関数（１１６、１１８）を
それぞれの投射に加えて、これにより二組の１８０°基
準投射を得ることができ、これらはいずれも同じイメー
ジング面に対応する。各組における各放射線の平均ｋＶ
値は高いｋＶレベルか、あるいは低いｋＶレベルに対応
する。高いｋＶレベルから低いｋＶレベルへ、そしてこ
れから高いｋＶレベルへというサイクルの場合には正確
に１プラス１／２回転が必要である。反周期的にＸ線電
流１１０を変えると、全照射量を最小にした状態で、ｋ
Ｖ投射の高い及び低い場合の両者においてノイズを維持
できる。曲線１１４は高いｋＶ重み付け関数、Ｗhi（Ｒ
・１８０，β）＝Ｗhi（γ，β）を表す。 【００４４】図１４について説明する。補間手段４６に
よって与えられた重み付け関数は高い及び低いｋＶ部分
についてシフトする。即ち、曲線１１６は高いｋＶ又は
電圧投射放射線について好ましい重み付け関数を示し、
一方、曲線１１８は低いエネルギー線の場合に使用する
投射線を示す。これら投射線は再結合して、２つの別な
１８０°基準群の投射になる。図示実施例では、ビーム
幅は約３つのリングのヘリックスに対応し、１＋１／２
のリングのヘリックス毎に再構成画像、即ちスライスが
得られる。 【００４５】図１５について説明する。ファン（β＝＋
／−β0）の側端における重み付け値の変化を高いｋＶ
１８０°基準投射群について図示してある。具体的に
は、重み付け関数曲線１１６はファンの一方の側におけ
る放射線の曲線１１６ａとファンのもう一方の側におけ
る放射線の曲線１１６ｂとの間でシフトする。同様なシ
フトは低いｋＶ投射群についての重み付け関数１１８の
場合にも生じる。 【００４６】Ｘ線収集率を上げるためには、体軸方向に
相互に隣接して複数の検出器を設ける。２つの検出器を
体軸方向に設けると、各検出器が検出する放射線の幅を
検出器で選択自在に調節できる。同様に、体軸方向に整
合して３以上の検出器を設けてもよい。こうすると、３
つのスパイラルにそってデータを同時に収集できる。一
つの実施例では、３つのスパイラルのデータが同じボリ
ュームをカバーするので、サンプリング密度が高くな
る。これは特に上述のデュアル・エネルギーモードの場
合に有利である。あるいは、患者支持台の移動速度を３
倍にして、３組の検出器でデータを同じサンプリング密
度ではあるが、３倍の速度で収集してもよい。
る。本発明は特にコンピュータートモグラフィー（Ｃ
Ｔ）を利用するスパイラル・ボリューム画像の再構成に
適用でき、従って、以下、これについて本発明を説明す
る。なお、本発明はマルチプル・シングル・スライス画
像や連続回転Ｘ線源画像を伴うボリュームイメージング
やゲーテッドイメージング等にも適用できる。 【０００２】 【従来技術及びその課題】スパイラル走査やヘリカル走
査の場合、患者支持台を一定の線速度で移動させた状態
で、Ｘ線源やＸ線管を連続回転する。この場合、収集し
たデータは患者のヘリカル状の一定ピッチを効率良く表
す。通常、データは記憶・処理する場合、患者の体軸を
横断する一連の平行面として、特に米国特許３，４３
２，６５７号公報に記載されているように三次元矩形マ
トリックスの記憶セルとして取扱う。 【０００３】スパイラル収集データを従来の三次元矩形
マトリックスにあわせるためには、一回のスパイラル回
転につき一面というように、例えば、線源一回転のそれ
ぞれ０°において、スパイラル収集データにより一連の
平行面を形成する。データ収集の間、患者を中心として
予め選択された角度増分で一連のデータのビューを集め
る。潜在的には、面について１つのビューが、通常は０
°又は１２時ビューが該面にぴったりあうので、平均化
や重み付けは必要ない。面の残った各ビューについて
は、対応するビュー又はデータファン、即ちひとつは面
に先行する回転から、そしてもうひとつは面に後続する
回転から生じる。これらビューは面からの相対距離に従
って平均化又は重み付けする。このように完全な組のビ
ューが得られ、これのより通常の３６０°ＣＴ再構成ア
ルゴリズムを行う。この点については、米国特許第４，
６３０，２０２号公報及び同第４，７８９，９２９号公
報がある。 【０００４】スパイラル走査法のひとつの問題は、場合
によっては過剰な部分ボリュームアーティファクトが生
じることである。別な問題は線形補間、即ち重み付けが
適用できるのは３６０°基準回転再構成法だけで、１８
０°＋ファン再構成法には適用できない。この点につい
ては、米国特許第４，２９３，９１２号公報がある。 【０００５】線形補間法の別な問題は放射線源ファン再
構成を使用する第４世代スキャナーにエラーが生じるこ
とである。Ｘ線源及び円弧状に配列した検出器をスライ
スを中心として一体に回転する第３世代スキャナーの場
合、人工的に定義された横断スライスに対して平行な面
に同時に各データファン又はビューが集められる。第４
世代スキャナーの場合には、患者の周囲に固定検出器を
平行にリング状に設ける。放射線源ファン再構成法を使
用した場合、放射線源が検査部の後側で回転している間
に、モニターされた時間変位間隔で各検出器をサンプリ
ングして、データのビュー又はファンを出力する。患者
はビュー又はデータファンの最初と最後のデータサンプ
リングとの間で体軸方向に移動するので、ビューはスパ
イラル経路にそってワープしたり、傾斜する。従って、
人工的に定義された面に平行にビューが位置することを
前提にする線形補間法では、エラーが生じる。 【０００６】線形補間法のさらに別問題は、Ｘ線回転速
度や患者の移動速度のバラツキやＸ線管の出力変動に非
常に敏感なことである。 【０００７】ゲーテッド走査の場合には患者を固定した
状態でＸ線源を連続回転する。この点については、米国
特許第４，４６８，７４８号公報がある。この方法の場
合、患者を固定した状態で、患者の同一面内でＸ線管を
連続回転する。患者の心臓周期のＲ波に応答して、Ｘ線
管又はそのシャッターがゲート・オンして、データのビ
ューを集める。このように、複数の心臓周期にわたって
データを収集して、患者の心臓を横断するストップ・ア
クションスライスを構成する。勿論いうまでもなく、こ
の方法はスパイラル・ボリューム・イメージングには適
用できない。 【０００８】別な公知ＣＴスキャナーイメージング法
は、同一スライスについて、異なるエネルギーを使用し
て２つの画像を再構成する。高・低エネルギーレベルで
交互にＸ線管を脈動することによりエネルギーの異なる
２つの画像を同時に集め、高・低エネルギービューを交
互に収集する。この点に関する文献は、"Ｇｅｎｅｒａ
ｌｉｚｅｄ Ｉｍａｇｅ Ｃｏｍｂｉｎａｔｉｏｎｓ
ｉｎ Ｄｕａｌ ＫＶＰＤｉｇｉｔａｌ Ｒａｄｉｏｇ
ｒａｐｈｙ"、Ｌｅｈｍａｎｎ等、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．
８（５）、１９８１年９／１９月号である。或いは、２
つの画像をシーケンシャルに集めることもできる。即
ち、"Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ Ｐｒｏｔｏｔｙｐ
ｅ Ｄｕａｌ−Ｅｎｅｒｇｙ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏ
ｍｏｇｒａｐｈｉｃ Ａｐｐａｒａｔｕｓ，Ｉ Ｐｈａ
ｎｔｏｍ Ｓｔｕｄｉｅｓ"，Ｃａｌｅｎｄａｒ等、Ｍ
ｅｄ．Ｐｈｙｓ．１３（３）、１９８６年５／６月号及
び"Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ Ｄｕａｌ−Ｅｎｅｒ
ｇｙ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃ Ａ
ｐｐａｒａｔｕｓ，ＩＩ Ｄｅｔｅｍｉｎａｔｉｏｎｏ
ｆ Ｖｅｒｔｅｂｒａｌ Ｂｏｎｅ Ｍｉｎｅｒａｌ
Ｃｏｎｔｅｎｔ"、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．１３（３）、１
９８６年５／６月号に記載されているように低エネルギ
ー画像の全ビューに後に高エネルギー画像の全ビューを
集める。ところが、いずれも各スライスについ２回転必
要である。即ち、一つの回転で低エネルギー画像データ
を集め、もう一つの回転で高エネルギー画像データを集
める。あるいは、１回目の回転で低・高エネルギー画像
データを半分づつ集め、２回目の回転で残りの半分を集
める。画像組につき２回の回転が必要なので、公知デュ
アルエネルギーイメージング法は線形重み付けヘリカル
スキャニングにはあわない。 【０００９】本発明の目的は新規な、改良イメージング
装置を提供することにある。 【００１０】本発明は、放射線源、検査部を中心として
放射線源を回転する手段、検査部に被検体を送る手段、
検査部を横断した放射線源からの放射線を検出するため
に、円弧状に設けた少なくとも１群の放射線検出器、検
出された放射線を集めて複数のデータのビューにする手
段、フィルター関数で各ビューの各放射線を表すデータ
をフィルター処理するフィルター処理手段、ビューから
画像を再構成する再構成手段及び画像を記憶するメモリ
ー手段からなるイメージング装置において、各ビューが
検査部を中心とする記述できる角度の頂点から扇形アレ
イの形で延長する複数の放射線を表し、そして検査部内
のビューの記述できる角度及び対応するビュー内の各放
射線の角度に従ってフィルター手段を選択することを特
徴とするイメージング装置を提供するものである。 【００１１】第１参考例は、放射線源及び被検体を相互
移動させて、ほぼスパイラルな経路にそって被検体を照
射する手段及び被検体を横断した放射線を受け取る、円
弧状に設けた放射線検出器からなるイメージング装置に
おいて、放射線検出器によって検出された放射線を集め
て、それぞれが被検体を中心とする角位置及びスパイラ
ルな経路に沿った軸方向位置Ｒによって記述できる複数
のビューにする手段、ほぼスパイラルな経路にそって２
回以上回転させて集めた角度的に対応するビューを補間
する補間手段、補間ビューを再構成して複数画像にする
再構成手段及び複数の画像を記憶するメモリー手段をさ
らに含むことを特徴とするイメージング装置を提供する
ものである。 【００１２】第２参考例は、ほぼスパイラルな経路に沿
って被検体を照射するように、被検体及び放射線源を移
動させる手段、被検体を横断した放射線源からの放射線
を検出する、少なくとも１群の円弧状に設けた放射線検
出器からなるイメージング装置において、検出された放
射線を集めて、それぞれが複数の放射線に沿って被検体
を横断した放射線から出力されたデータをもち、かつス
パイラル経路を中心とする角位置及びスパイラル経路に
沿った体軸位置により記述できる複数のビューにする手
段であって、各放射線にビュー内に記述できる角位置を
持たせる手段、同じ角位置に記述されるビューをフィル
ター関数でフィルター処理するフィルター処理手段、名
目的に１８０°をスパンするビュー群を再構成して複数
の画像にする手段及び複数の画像を記憶するメモリー手
段をさらに含むことを特徴とするイメージング装置を提
供するものである。 【００１３】第３参考例は、放射線源、被検体を中心と
して放射線源を回転する手段及び被検体を横断した放射
線源からの放射線を変換して、それぞれが扇形アレイの
放射線からの変換されたデータをもつともに、各扇形ア
レイの頂点を被検体を中心とする記述可能な角位置が設
定された複数のビューにするための、少なくとも１群の
円弧状に配列した放射線検出器からなるイメージング装
置において、被検体の予め選択された周期運動をモニタ
ーするモニター手段、モニターされた周期運動に従って
放射線源の回転を制御するために、放射線源回転手段及
びモニター手段に接続した制御手段、ビューを再構成し
て少なくとも一つの画像にする再構成手段、及び少なく
とも一つの画像を記憶するメモリー手段をさらに含むこ
とを特徴とするイメージング装置を提供するものであ
る。 【００１４】第４参考例は、被検体を検査部に支持する
支持手段、検査部内の被検体部分を透過放射線で照射す
る放射線源、検査部を中心にして放射線源を回転する手
段、ほぼ一定な速度で検査部に被検体支持手段を体軸方
向に送る手段、検出された放射線を集めて複数のビュー
にする手段、ビューをフィルター処理するフィルター処
理手段、フィルター処理ビューを再構成して複数の画像
にする再構成手段及び画像を記憶するメモリー手段から
なるイメージング装置において、放射線を検出する手段
が少なくとも２群の円弧状に配列した放射線検出器から
なり、該検出器を放射線源からの放射線の経路に対して
ほぼ平行に設けて、少なくとも２つの体軸方向に離間し
た検出器群にそって被検体を横断した放射線を同時に検
出し、そして被検体に対する角位置及び被検体を中心と
する少なくとも２つのインターリービングしたスパイラ
ル経路にそう体軸方向位置Ｒによって各ビューを記述で
きるようにしたことを特徴とするイメージング装置を提
供するものである。 【００１５】第５参考例は、放射線源、検査部を中心と
して放射線源を回転する手段、放射線源のエネルギーを
制御する放射線源エネルギー制御手段、被検体を横断し
た放射線を検出するために少なくとも１群の円弧状に設
けた検出器、検出された放射線を集めて、それぞれが検
査部内の記述できる角度で頂点で出会う放射線を表す複
数のビューにする手段、及びビューを再構成して画像に
する再構成手段からなるイメージング装置において、放
射線源エネルギー制御手段によって放射線源エネルギー
を少なくとも２つのエネルギーレベルの間で変えること
を特徴とするイメージング装置を提供するものである。 【００１６】第６参考例は、放射線源、放射線源が出力
した放射線のエネルギーを制御する放射線源エネルギー
制御手段、検査部を中心として放射線源を回転する手
段、検査部に体軸方向に被検体支持手段を送る手段及び
検査部を横断した放射線源からの放射線を検出するため
に円弧状に設けた少なくとも１群の放射線検出器からな
るイメージング装置において、放射線検出器により検出
された放射線を集めて、それぞれが扇形アレイの放射線
を表すと共に、該アレイの頂点が検査部内の記述できる
角位置に設定された複数のビューにする手段、ビューを
フィルター関数でフィルター処理するフィルター処理手
段、放射線源の回転速度、被検体支持手段の体軸方向移
動速度及び放射線源のエネルギーの少なくとも一つをモ
ニターするモニター手段、放射線源の回転速度、被検体
支持手段の体軸方向移動速度及び放射線源のエネルギー
の少なくとも一つを制御するために及び／又はフィルタ
ー関数を選択するためにモニター手段に接続した手段、
ビューを再構成して画像にする再構成手段及び画像を記
憶するメモリー手段をさらに含むことを特徴とするイメ
ージング装置を提供するものである。 【００１７】第７参考例は、放射線源、検査部を中心と
して放射線源を回転する手段、検査部を中心とする放射
線源の角位置を決定する手段、検査部を横断した放射線
源からの放射線を検出するために、円弧状に設けた少な
くとも１群の放射線検出器、検出された放射線を集めて
複数のビューにする手段、フィルター関数で各ビューを
フィルター処理するフィルター処理手段、ビューを再構
成して少なくともひとつの画像にする再構成手段及び少
なくともひとつの画像を記憶するメモリー手段からなる
イメージング装置において、各ビューが検査部内の角位
置によって記述でき、そして各ビューの角位置に対応す
るフィルター関数を選択するフィルター関数選択手段を
さらに含むことを特徴とするイメージング装置を提供す
るものである。 【００１８】本発明の一つの利点はボリュームスキャニ
ングが高速になることである。別な利点はデュアル・エ
ネルギー・ボリュームスキャニングが容易になることで
ある。さらに別な利点は走査を患者の周期的な生理的運
動に同期できることである。さらに別な利点は放射線源
回転速度や患者の移動速度のバラツキの影響を最小限に
できることである。さらに別な利点は画像品質を改善で
きるとともに、部分ボリューム作用を最小限にできるこ
とである。 【００１９】本発明によるひとつのイメージング装置を
例示のみを目的として以下添付の図面について説明す
る。図１は本発明によるイメージング装置の一実施例を
示す概略図である。図２は該イメージング装置内の検査
部の形状を示す図である。図３〜６は該イメージング装
置内における異なる線形重み付け関数を示す図である。
図７及び８は１８０°を基準とする再構成アルコリズム
についての補間関数、即ち重み付け関数を示す図であ
る。図９〜１２はガントリー回転及び支持台移動速度の
バラツキを補償する状態、特に該補償を行う重み付け関
数のバラツキを補償する状態を示す図である。図１３〜
１５はＸ線変動及びｋＶ変動及び対応するデュアルｋＶ
イメージング法についての重み付け関数を示す図であ
る。 【００２０】図１について説明すると、本発明のイメー
ジング装置は検査部１４に放射線ビームを扇形状に投射
するＸ線管等の放射線源を組み込んだコンピュータート
モグラフィースキャナー１０を備えている。回転自在な
ガントリー１６にこのＸ線管を取付けることにより、走
査円を中心にして扇形の放射線ビームを回転させる。コ
リメーター／シャッター手段１８を使用して、放射線ビ
ームをひとつかそれ以上の狭い面状ビームにコリメート
し、そしてビームを選択的にゲートオン・ゲートオフす
る。ビームはまたＸ線管１２の部分で電子的にゲートオ
ン・ゲートオフしてもよい。モーター２０の駆動力によ
りガントリー１６を検査部を中心にして連続的に回転駆
動する。このモーター及びガントリーに回転位置エンコ
ーダー２２を接続して、ガントリーの回転位置を求め
る。 【００２１】図示の第４世代ＣＴスキャナーの場合は、
検査部周囲に放射線検出器２４をリング状に設ける。機
械的及び数学的な便宜を考慮して、Ｘ線管と同じ平面に
回転ガントリーを中心にして検出器２４を固定してあ
る。図２について説明する。検査部１４の後側を放射線
源１２が回転するに従って短い間隔をおいて同時にリン
グ状に設けた検出器をサンプリングして、ファン（扇
形）ビュー、即ちファンデータを出力する。検出器から
ファンデータを出力するためには、放射線源が検査部１
４の一側部に接する位置２８ａに位置している時に、０
°の角位置にある基準検出器２６をまづサンプリング
し、放射線源が検査部の他の側部に接する検出器から延
長する線上にある点２８ｂに達するまで増分的にモニタ
ーする。放射線ビームが扇形に投射するので、検出器２
６ａ及び２６ｂの間にある各検出器を同時にサンプリン
グして、ファンビュー、即ちファンデータを出力でき
る。収集したファンデータは検査部を中心とするその頂
点の角位置φによって記述できる。放射線源とある一つ
の検出器との間の各データ線は角度βで記述する。扇形
状の各放射線についてもその共通軸線に対する角度γに
よって記述できる。放射線源については、検査部中心か
らの半径位置Ｓにこれを設け、また検出器２４について
は、検査部中心からの半径位置Ｄにリング状に設ける。
同様に本発明が適用できる第３世代スキャナーの場合に
は、検出器２８ａ及び２８ｂの間においてガントリー１
６に対して単列円弧状に放射線源と一体回転できるよう
に設ける。 【００２２】再び図１について説明する。被験体、特に
患者は傾斜状態で支持台３０に支持する。モーター３２
等の手段を使用して、選択自在な速度で検査部に支持台
の患者支持面を送り込む。エンコーダー３４をモーター
３２、可動患者支持台３０及びその間の駆動機構に接続
して、患者が検査部１４を通過している間患者支持面の
実際の位置をモニターする。 【００２３】Ｘ線源が回転する毎に、サンプリング手段
４０が検査部１４を中心にする各角位置φに対応するビ
ュー又はデータをサンプリングする。ビュープロセッサ
ー４２がスパイラルサンプリングビューを平行面に対応
する複数の画像に変換する。このビュープロセッサー４
２はビューメモリー４４を備え、ここにデータを記憶す
ると共に、回転数Ｒ、ビュー内部のビュー角度φ及びデ
ータ線角度βの組合わせによりこのデータをアドレス可
能にする。また、このプロセッサー４２はスパイラビュ
ーメモリー４４のスパイラルデータを平行スライスデー
タに補間するフィルター手段、即ち補間手段４６を備え
ている。この補間手段４６は複数の対応するビュー角度
φのビューに基づき動作し、フィルター機能、即ち補間
機能はフィルター機能メモリーによって与えられる。 【００２４】制御手段５０は完全な組のビュー、例え
ば、検査部を中心にして、一定の増分３６０°で設定さ
れたビューにおけるビュー角度それぞれに対応するビュ
ー角度φを割り出すものである。それぞれのビュー角度
φに対応する複数のビューを補間手段に移し、補間ビュ
ーにフィルター処理する。再構成に十分なビューが出力
されるまで、各補間ビューを補間ビューメモリーに保存
する。その後、画像再構成手段５４によって通常のフィ
ルター式バックプロジェクション法やその他の再構成ア
ルゴリズムを使用して、複数のスライスそれぞれを再構
成し、得られたスライスをボリュームデータメモリー手
段５６に記憶する。このボリュームデータメモリー手段
は複数のスライスのそれぞれに対応する矩形画素アレイ
を記憶するが、スライスは各スライスの画素の解像度に
見合う距離離間している。このように、ボリュームデー
タメモリー手段のデータは矩形データボリュームとして
概念化できる。ボリュームメモリーアクセス手段及びビ
デオプロセッサー５８がボリュームデータメモリー手段
５６の選択されたメモリーセルにアクセスして、患者の
対応する内部や表面部位を表す放射線減衰、即ち、吸収
情報を取り出し、この情報をビデオ信号に変換し、ビデ
オモニター等のディスプレイ手段６０に表示する。 【００２５】図３について説明する。補間機能メモリー
手段４８は複数のフィルター関数、即ち補間関数を保存
するものである。図３は修正線形重み付け関数６２と従
来の線形重み付け関数６４を比較するものである。平均
幅が１．１の場合、｜Ｒ｜＞１．５なら修正線形重み付
け関数Ｗ（φ）＝０である。但し、φ＝Ｒ・３６０°
で、Ｒは回転インデックス、即ち体軸位置である。Ｗ
（φ）及びその一次導関数は共にＲ＝０及びＲ＝＋１に
よって表されるように連続している。回転インデックス
Ｒは整数の回転インデックスｍと少数の回転インデック
スｒの和である。さらに、重み付け関数は次式で表され
る。 そして、一次モーメントは０に等しい。即ち、 【００２６】図４は４回の連続回転をスパンするキュー
ビック重み付け関数６６を従来の線形関数６４と比較し
たものである。キュービック関数の場合、平均幅がほぼ
１．１ならば、次式が成立する。 Ｗ（φ）及びその一次導関数は同様に連続的であり、方
程式（１）及び（２）の条件も有効である。同様に、
（半高さにおける）幅が１．６回転に等しく、次式 が成立する場合、キュービック重み付け関数６８が成立
する。 【００２７】図５は従来の線形重み付け関数６４と７ロ
ーブヘリカル重み付け関数７０を比較したものである。
即ち、同様に、上記関数及びその一次導関数は連続的であり、
そして方程式（１）及び（２）の条件も満足される。 【００２８】図６について説明すると、従来の線形重み
付け曲線６４はｚ軸についてみた周波数応答７２が比較
的小さい。対照的に、７ローブヘリカル重み付け関数７
０のｚ方向における周波数応答は非常に鋭い。なお、７
ローブヘリカル重み付け関数７４の周波数応答は比較的
フラットで、比較的速く減衰するので、線形重み付け関
数の場合に従来必要であった平滑化は必要ない。 【００２９】尚、注意すべきは、図３〜６の場合、回転
インデックス、即ち体軸位置Ｒはデジタル的には測定で
きないことである。換言すれば、検出器が０°、次に９
０°において端数のない整数値Ｒ＝０、±１、±２等を
クロスするならば、位置Ｒは−０．７５、＋０．２５、
＋１．２５等である。 【００３０】本発明の別な実施例による再構成手段５４
の場合は、米国特許第４，２９３，９１２号公報に記載
されているアルゴリズム等のように、１８０°＋ファン
角度走査するビューに基づく再構成アルゴリズムを使用
する。その範囲は半分であるが、上記補間関数が最も効
率的なデータに１８０°冗長度を使用するためには、フ
ィルターメモリーからの補間フィルターを１８０°基準
で再定義すればよい。特に、線形重み付け関数６４を使
用すると、平面画像表示というよりは歪んだ画像表示に
なる。 【００３１】図７について説明する。１８０°基準再構
成法を使用するのに好適な方法は、ビュー内部の各線に
ついてビュー角度γ及びβの両方に基づく重み付け関数
を使用する。曲線群８０には、ビュー、即ちファンの中
心線、即ち０線についての修正線形関数６２が含まれ
る。曲線８２はファンの側端における線についてシフト
した修正重み付け関数を、そして、曲線８４はファンの
反対側端における線についてシフトした修正重み付け関
数を示す。側端線と中心線との間の各線については、図
示の差の小数だけ重み付け関数がシフトする。各重み付
け曲線及びその一次導関数はここでも連続するが、満足
する条件は下記方程式（６）及び（７）で表される。相
互に１８０°逆な線についての重み付け関数の和は１に
等しい。 また、一次モーメントはゼロに等しい。即ち、 【００３２】プロジェクションデータを放射線源の形、
即ちＶS（Φ＋ｎ・３６０°，β）の形で収集する場
合、長手軸線補間について次式が成立する。 但し、ＷS（Φ＋ｎ・３６０°，β）＝Ｗ（γ＋β，
β），ＷS（γ，β）は条件（６）及び（７）を満足す
る重み付け関数であり、φ＝０〜３６０°、β＝−β0
／２〜β0／２、そしてβ0は走査円１４を決定するファ
ン角度である。 【００３３】得られた３６０°のプロジェクションデー
タＤ180（φ、β）はユニティ重み付けをもたず、代わ
りに平均重み付け走査１８０°になっている。このデー
タはφ＝０〜３６０°についてＤ180（φ、β）の標準
コンボルーション・バックプロジェクション法を使用し
て再構成できる。プロジェクションデータを検出器ファ
ンＶD（θ＋ｎ・３６０°，α）として収集する場合、
次式：が成立する。但しαは検出ファン内の線の角位置で、Ｗ
D（θ＋ｎ・３６０°，α）はＷS（φ＋ｎ・３６０°，
β）を放射線源ファンフォーマットから検出器ファンフ
ォーマットに再マッピングすることにより得られる。上
記と同様に、このデータはθ＝０〜３６０°についてＤ
180（θ、α）の標準コンボルーション・バックプロジ
ェクション法を使用して再構成できる。 【００３４】同様に、図４の曲線６６のキュービック重
み付け関数については重み付け関数Ｗ180（γ，β）を
図８に示すように、放射線従属性にできる。特に、キュ
ービック重み付け関数６６については、中心線に対して
使用する。ひとつの側端における線については、曲線８
６で示すように重み付け関数は歪み、反対側端における
線については重み付け関数は８８で示すように歪む。図
示の実施例では、曲線８６及び８８の側端線について
は、β＝±２３°である。 【００３５】以下、本発明についての説明を進める。再
構成フィルター手段５４について、ビュー角度φ及び放
射線角度βを基準にして変えることができ、これにより
投射の周波数内容も変更できる。例えば、患者の胴体は
楕円形で、高さよりも幅がかなり大きい。即ち、一部の
放射線が患者を横断する経路の長さは他の放射線のそれ
よりもかなり長い。本発明によれば、患者の横断面の大
きさ及び形状を測定して、ビュー角度及び放射線角度の
それぞれについての相対的な経路長さを決定する。ある
ひとつかそれ以上の標準化横断面について放射線長さを
交互に計算し、かつ記憶して、ほぼ正確な横断面を選択
する。フィルター手段の帯域幅は一般に患者を横断する
放射線長さに比例して調節する。楕円形人体胴部では、
頭上０°又は直線状の投射の場合、フィルター処理は最
小になり、ほぼ＋９０°の場合には、フィルター処理は
最大になる。同様な利点はビュー角度φのみに応じてフ
ィルター関数を変更しても得ることができる。 【００３６】図１に示すように、心臓やその他の循環系
生理運動モニター９０及びエンコーダー２２を回転制御
手段９２に接続する。この回転制御手段によりモーター
２０を制御して、Ｘ線源１２が患者の心臓周期に同期し
て回転するようにする。特に好ましい実施例では、Ｘ線
源１２は各心臓周期における予め選択された同じ点で予
め選択された同じ角度方向に設定する。 【００３７】Ｘ線源１２の移動を心臓周期やその他の循
環周期と同期させるのが有利な場合は、角度依存フィル
ター法を利用する場合である。予め選択されたある位相
に心臓を設定した状態で軽くビューをフィルター処理
し、そして心臓が別な位相にあるときに、より強くビュ
ーをフィルター処理すると、心臓の運動や心臓に関連す
る運動のぶれを最小限に抑えることができる。フィルタ
ー処理が適正であると、心臓の実質的に凍結した活動を
えることができる。勿論、いうまでもないことだが、Ｘ
線源１２の移動を患者の他の運動に同期させることもで
きる。このようにすると、再構成が平面の方にバイアス
するので、フィルター処理が最小になる。最小フィルタ
リングが０°で、即ち直線状で生じた場合には、矢状方
向や頭頂方向のイメージングが強くなり、劣化が最小に
なる。 【００３８】また、本発明は高速走査を実施して、患者
に注入された造影剤の進行を観察することにも適用可能
である。一つの具体的な実施例として、まづ第１方向に
患者を移動して、一つのヘリカルなデータを得てから、
同じボリュームをカバーする逆方向に移動して、第２の
クロスヘリカルなデータをえる。これはパス間の遅れを
最小にできるが、等しい間隔の所定のスライスに対して
時間情報を与えない。第２の実施例では、急峻なピッチ
ヘリックス、例えばビューの通常の数の約半分のみを与
えるヘリックスを選択する。この場合、患者を最初の位
置に戻し、ビューの残りの半分を第２ヘリックスに沿っ
て集める。この過程を何度も繰り返し、短い時間間隔で
半データを集める。画像データを再構成して、時間隣接
データ群を一組のデータにでき、一連の時間増分ボリュ
ーム画像を与えることができ、これによって患者内の造
影剤の移動そのたの生理的変化を観察できる。異なるパ
スで対応するビューを体軸方向に取る場合には、図５の
７ローブヘリカル重み付け関数等の体軸方向に長い重み
付け関数を適用するのが好ましい。なお、各パスの端部
については、短い重み付け関数で処理して、端部スライ
スをイメージングする。さらに高速な走査の場合には、
上記の１８０°基準再構成アルゴリズム及び重み付け関
数と共にこの方法を使用するのが有利である。 【００３９】また、制御手段９２についてはこれをエン
コーダー３４に接続して、患者支持台の移動をＸ線源の
回転と調和させる。Ｘ線源１２の回転速度及び支持台の
移動速度が変化すると、ビューの相対的な重み付けも変
化する。なお、上記回転速度及び移動速度に比例して所
定のヘリックスを維持できるが、ビュー当たりの放射線
量及びサンプル間隔は変化する。これらの速度変化によ
り、非ヘリカルな走査経路が生じる。同様な問題は、Ｘ
線源１２の回転速度や患者支持台の移動速度を正確に制
御できない場合にも生じる。例えば、これら運動のいず
れのメカニクスも摩耗、電力変動等によっても変化する
ことがある。 【００４０】図９について説明する。補間関数６２を関
数９４にした場合、シヌソイダルな速度変化は±２０％
である。即ち、 但し、Ｐ（φ）は回転角度φに対する支持台位置であ
る。これは面状再構成の条件を満足するが、図１０に示
すように、曲線９４の空間解像度は曲線６２の解像度７
３にマッチしない。ところが、重み付け関数Ｗ（φ）の
値をＷ（Ｐ（φ））に再マッピングすると、一定の空間
応答を維持できる。この重み付けは次式に従って調節す
る。 この新しい重み付け関数９８の場合、図１１の空間応答
１００は図１０の空間応答７３と実質的に同じである。
このように、補間関数を使用して、放射線源及び患者の
相対移動速度における変動を補正できる。 【００４１】本発明はさらに円形的に均一に減衰しない
被検体の照射量を調節することにも適用できる。前に述
べたように、患者は通常横断面が楕円である。同期制御
手段９２によりＸ線管２０への電力供給を制御する。Ｘ
線管の各角位置について一般に患者を横断する平均減衰
経路に比例してＸ線管への電流又は電圧を制御する。こ
のようにして照射量を変えることにより、再構成ボリュ
ームの量子ノイズ統計量をより均一化できる。 【００４２】ガントリー回転や支持台移動速度が反比例
的に変化した場合、走査は非ヘリカルになる。ところ
が、（既に証明したように）、好適な再構成ボリューム
は一層維持できる。減衰が大きくなった場合には、ガン
トリー回転か支持台移動速度を遅くして、量子ノイズの
増加を相殺する。同様に、Ｘ線管電圧、フィルター処理
やＸ線管電流が変化した場合でも、ヘリカル走査を実施
できる。特に、電圧フィルタレーション及び／又は電流
を強めて、減衰を強くする。これらパラメーターの同期
は予め求めておいたものに基づいてもよく、あるいは同
じボリュームを予め走査して求めておいたものに基づい
てもよい。 【００４３】既に述べたように、１８０°基準再構成に
ついてビューを３６０°走査群にしてもよい。別な実施
例では、Ｘ線管のエネルギーレベル（ｋＶ）を２つのレ
ベル間で変えることができる。図１３に１１２で示すよ
うに、所定の高レベルのｋＶを連続的に低く変化させる
ことにより、２つの重み付け関数（１１６、１１８）を
それぞれの投射に加えて、これにより二組の１８０°基
準投射を得ることができ、これらはいずれも同じイメー
ジング面に対応する。各組における各放射線の平均ｋＶ
値は高いｋＶレベルか、あるいは低いｋＶレベルに対応
する。高いｋＶレベルから低いｋＶレベルへ、そしてこ
れから高いｋＶレベルへというサイクルの場合には正確
に１プラス１／２回転が必要である。反周期的にＸ線電
流１１０を変えると、全照射量を最小にした状態で、ｋ
Ｖ投射の高い及び低い場合の両者においてノイズを維持
できる。曲線１１４は高いｋＶ重み付け関数、Ｗhi（Ｒ
・１８０，β）＝Ｗhi（γ，β）を表す。 【００４４】図１４について説明する。補間手段４６に
よって与えられた重み付け関数は高い及び低いｋＶ部分
についてシフトする。即ち、曲線１１６は高いｋＶ又は
電圧投射放射線について好ましい重み付け関数を示し、
一方、曲線１１８は低いエネルギー線の場合に使用する
投射線を示す。これら投射線は再結合して、２つの別な
１８０°基準群の投射になる。図示実施例では、ビーム
幅は約３つのリングのヘリックスに対応し、１＋１／２
のリングのヘリックス毎に再構成画像、即ちスライスが
得られる。 【００４５】図１５について説明する。ファン（β＝＋
／−β0）の側端における重み付け値の変化を高いｋＶ
１８０°基準投射群について図示してある。具体的に
は、重み付け関数曲線１１６はファンの一方の側におけ
る放射線の曲線１１６ａとファンのもう一方の側におけ
る放射線の曲線１１６ｂとの間でシフトする。同様なシ
フトは低いｋＶ投射群についての重み付け関数１１８の
場合にも生じる。 【００４６】Ｘ線収集率を上げるためには、体軸方向に
相互に隣接して複数の検出器を設ける。２つの検出器を
体軸方向に設けると、各検出器が検出する放射線の幅を
検出器で選択自在に調節できる。同様に、体軸方向に整
合して３以上の検出器を設けてもよい。こうすると、３
つのスパイラルにそってデータを同時に収集できる。一
つの実施例では、３つのスパイラルのデータが同じボリ
ュームをカバーするので、サンプリング密度が高くな
る。これは特に上述のデュアル・エネルギーモードの場
合に有利である。あるいは、患者支持台の移動速度を３
倍にして、３組の検出器でデータを同じサンプリング密
度ではあるが、３倍の速度で収集してもよい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるイメージング装置の一実施例を示
す概略図である。 【図２】イメージング装置内部の検査部の形状を示す図
である。 【図３】イメージング装置の異なる線形重み付け関数を
示す。 【図４】イメージング装置の異なる線形重み付け関数を
示す。 【図５】イメージング装置の異なる線形重み付け関数を
示す。 【図６】イメージング装置の異なる線形重み付け関数を
示す。 【図７】１８０°基準再構成アルゴリズム用の補間又は
重み付け関数を示す。 【図８】１８０°基準再構成アルゴリズム用の補間又は
重み付け関数を示す。 【図９】ガントリー回転及び支持台移動速度バラツキ、
特に補償を行う重み付け関数におけるバラツキを補償す
ることを説明する図である。 【図１０】ガントリー回転及び支持台移動速度バラツ
キ、特に補償を行う重み付け関数におけるバラツキを補
償することを説明する図である。 【図１１】ガントリー回転及び支持台移動速度バラツ
キ、特に補償を行う重み付け関数におけるバラツキを補
償することを説明する図である。 【図１２】ガントリー回転及び支持台移動速度バラツ
キ、特に補償を行う重み付け関数におけるバラツキを補
償することを説明する図である。 【図１３】デュアルｋＶイメージング法におけるＸ線電
流及びｋＶ変動、及び対応する重み付け関数を示す図で
ある。 【図１４】デュアルｋＶイメージング法におけるＸ線電
流及びｋＶ変動、及び対応する重み付け関数を示す図で
ある。 【図１５】デュアルｋＶイメージング法におけるＸ線電
流及びｋＶ変動、及び対応する重み付け関数を示す図で
ある。 【符号の説明】 １２、２１６ 放射線源 ２４、２３０ 検査部 ３０、２１２ 患者支持台 ４６ 補間手段 ５４、２５０ 再構成手段 ６２、９４ 補間関数 ８２、８４、８６、１１６、１１８ フィルター関数 ９０ モニター
す概略図である。 【図２】イメージング装置内部の検査部の形状を示す図
である。 【図３】イメージング装置の異なる線形重み付け関数を
示す。 【図４】イメージング装置の異なる線形重み付け関数を
示す。 【図５】イメージング装置の異なる線形重み付け関数を
示す。 【図６】イメージング装置の異なる線形重み付け関数を
示す。 【図７】１８０°基準再構成アルゴリズム用の補間又は
重み付け関数を示す。 【図８】１８０°基準再構成アルゴリズム用の補間又は
重み付け関数を示す。 【図９】ガントリー回転及び支持台移動速度バラツキ、
特に補償を行う重み付け関数におけるバラツキを補償す
ることを説明する図である。 【図１０】ガントリー回転及び支持台移動速度バラツ
キ、特に補償を行う重み付け関数におけるバラツキを補
償することを説明する図である。 【図１１】ガントリー回転及び支持台移動速度バラツ
キ、特に補償を行う重み付け関数におけるバラツキを補
償することを説明する図である。 【図１２】ガントリー回転及び支持台移動速度バラツ
キ、特に補償を行う重み付け関数におけるバラツキを補
償することを説明する図である。 【図１３】デュアルｋＶイメージング法におけるＸ線電
流及びｋＶ変動、及び対応する重み付け関数を示す図で
ある。 【図１４】デュアルｋＶイメージング法におけるＸ線電
流及びｋＶ変動、及び対応する重み付け関数を示す図で
ある。 【図１５】デュアルｋＶイメージング法におけるＸ線電
流及びｋＶ変動、及び対応する重み付け関数を示す図で
ある。 【符号の説明】 １２、２１６ 放射線源 ２４、２３０ 検査部 ３０、２１２ 患者支持台 ４６ 補間手段 ５４、２５０ 再構成手段 ６２、９４ 補間関数 ８２、８４、８６、１１６、１１８ フィルター関数 ９０ モニター
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(72)発明者 ドミニク ジェイ．ホイシャー
アメリカ合衆国 オハイオ州 オーロ
ラ，サークルウッド ドライヴ 864
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(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 6/03
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 【請求項１】 放射線源（１２）、検査領域（１４）を
中心として該放射線源を回転する手段（１６、２０）、
該検査領域（１４）に被検体を送る手段（３２）、該検
査領域（１４）を横断した放射線源（１２）からの放射
線を検出するための少なくとも円弧状の放射線検出器
（２４）、集められた放射線を複数のデータのビューに
する手段（４４）、一組の補間関数（６２、８２、８
４）を使用する該ビューの一つの中の放射線を表わすデ
ータを重み付けする重み付け手段（５４）、ビューから
画像を再構成する再構成手段（５４）及び該ビューから
の画像を記憶するメモリー手段（５６）からなるイメー
ジング装置であって、該各ビューは該検査領域（１４）
を中心とする識別できる角度（φ、θ）の頂点から扇形
アレイの形で延長する複数の該放射線を含み、ビュー内
の所定の放射線を補間するために選択された特別な一組
の補間関数（６２又は８２又は８４）は該ビュー内の放
射線の角位置（β、α）によって決定されることを特徴
とするイメージング装置。
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