JPH06209927A - ヘリカルスキャン方式のコンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

ヘリカルスキャン方式のコンピュータ断層撮影装置

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JPH06209927A
JPH06209927A JP5312108A JP31210893A JPH06209927A JP H06209927 A JPH06209927 A JP H06209927A JP 5312108 A JP5312108 A JP 5312108A JP 31210893 A JP31210893 A JP 31210893A JP H06209927 A JPH06209927 A JP H06209927A
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 既知のＣＴシステムより速い速度でヘリカル
スキャンデータを収集し、かつ高い品質の画像の提供を
図る。 【構成】 コンピュータ断層撮影システム２０は、Ｚ基
準軸を横断するＸ−Ｙ平面において回転可能であるガン
トリ２２の設備を有する。ガントリ２２は、寝台３０に
おける支持部材がＺ軸に沿って直線的に移動可能である
開口部３４を有する。１本のＸ線源２４からの直射Ｘ線
が、ガントリ開口部３４を横切り、Ｘ線検出器の１組の
アレイに向かう。迅速なスキャンをすることは、ヘリカ
ルパスがＸ線源２４に従うよう、支持部材が直線的に移
動されるにつれて、ガントリ２２が回転されることであ
る。結果として生じる２重アレイデータは、組み合わさ
れ、処理されて連続性のＸ−Ｙ平面画像を生じる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、断層写真撮影装置と操
作方法、そして特にヘリカルスキャン方式のコンピュー
タ断層撮影法を実施する装置と方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）は、非
破壊的に被検体の横断面を映し出す技術としてはっきり
と確立される。ＣＴシステムは一般に、被検体の特徴に
ついて情報を提供するために、電磁気の放射線源を被検
体に通して、被検体によって変えられた放射線を検出す
る。
【０００３】標準的に、ＣＴシステムはＸ線放射線の線
源、Ｘ線検出器のアレイ、被検体を通して延ばされる基
準軸の周囲を線源と検出器とを連続的に回転させるメカ
ニズム、基準軸に沿って連続的に被検体を進める寝台、
検出器信号をディジタルデータに変換するデータ収集ハ
ードウエア、ディジタルデータから複数の２次元画像を
再構成するデータ処理ハードウエア、画像の表示と記録
のための画像ハードウエアを含んでいる。
【０００４】平面の走査を生じさせるＣＴシステムにお
いては、Ｘ線スライスデータはＸ線源と相対する位置に
配置された検出器の平面アレイによって収集される。静
止している被検体の周囲の平面において、Ｘ線源と検出
器の両方は精密に回転する。あるいは、被検体がそれ自
身の軸を中心に回転する間、Ｘ線源と検出器は静止状態
を保つ。
【０００５】標準的な平面走査ＣＴシステムは、Ｘ線源
と線源／検出器ハードウエアの形状により１８０°か３
６０°だけ回転する別々の検出素子から成る１つのリニ
アアレイを回転することによって複数の２次元の横断面
スライスのデータを収集する。回転はそれから止めら
れ、そして被検体は回転軸と平行に進められ、その操作
は繰り返される。そのＣＴスライスの厚みは、放射線源
と検出器の厚みによって決定される。連続的なスライス
を得るために、被検体は最大でＸ線の厚みと等しい分の
距離だけ進められる。
【０００６】３６０°回転により得た各々のスライスの
データは、スライスの２次元画像を作り出すために数学
的再構成計算法によって処理される。３６０°回転は最
小限要求されたデータセット（１８０°回転＋Ｘ線ファ
ンの角度）より多くのデータを提供する。しかし冗長な
データは、走査の始めと終りとの間で読み取られたデー
タの矛盾点を最小限度にするのに有益である。増大する
平面の走査処理は、良い画像を作り出すが、時間消費も
ある。
【０００７】線源と検出器が連続的に回転する間、被検
体がその軸に沿って間断なく進むことによりデータがよ
り速く、そしてより効率的に収集される。被検体が連続
的に進むＣＴシステムは、時間の関数としての放射線源
の動きが撮影される被検体に固定された座標系に関して
ヘリカルパスに従うことから“ヘリカル”ＣＴシステム
と呼ばれる。もし連続的に被検体が進められればデータ
収集スピードは最大限となるが、比較的アーチファクト
のない画像を得るならば、変化量はビーム太さの公称値
以下にしなければならない。
【０００８】結果的にヘリカルデータセットは、３６０
°離れたデータファンが同じ平面に存在しないゆえに理
想を満たさないが、もし一方向へ動く距離がＸ線ビーム
のスライス幅に匹敵するならば、満足すべき画像を構成
できる。たとえシングルディテクタアレイのヘリカルス
キャンは平面スキャンよりも速いけれども、幾つかの目
標に対してなお低速過ぎる。こうして１つのとくに重要
な例として、医学的な断層撮影に使用するために設計さ
れた最も高速のヘリカルＣＴシステムは、１回息を止め
ている間、すなわち約４０秒間に人体の胸に関するかな
りな分量のデータを収集するには低速過ぎる。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】上記説明したように、
従来のヘリカルＣＴシステムは、被検体（患者）に対し
ての走査が低速過ぎるため、ある一定の時間内、例えば
１回息を止めている間に、被検体に対してかなりな分量
のデータを収集できず、結局データの収集に多大な時間
を費やしてしまう等の問題がある。
【００１０】この発明は、上記実情に鑑みてなされたも
ので、高い品質の画像を提供し、かつ従来のシステムよ
り高速でヘリカルスキャンデータを収集し得るヘリカル
スキャン方式のコンピュータ断層撮影システムを提供す
ることを目的とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】この発明は、ヘリカルス
キャン方式のコンピュータ断層撮影装置において、放射
線走査の基準Ｚ軸に沿って進む被検体を支える寝台を含
んでいる。ガントリは、その内部における被検体との相
対的な直線移動が放射線走査を生じさせる開口部を有す
る。システムはＺ軸について放射線源、または寝台支持
部材を回転させるための手段を具備し、そしてガントリ
と寝台支持部材の一方をＺ軸方向に直線的に移動させる
手段を具備している。
【００１２】ガントリは、Ｚ軸を横切るＸ−Ｙ平面にお
いて、放射線源から検出器配列に及ぶ走査Ｘ線のおおよ
そファン形状のパターンを形作るために放射線源、及び
放射線源とは正反対位置に配置された検出器の配列を持
っている。放射線検出器配列は、第１のＺ位置での第１
のＸ−Ｙ基準平面に沿って配置される第１の検出器のア
レイと、そして第１と第２のアレイが実質的に並置され
るように第２のＺ位置での第２のＸ−Ｙ基準平面に沿っ
て配列される第２の検出器のアレイを持つ。
【００１３】コンピュータ基本操作システムは、ディジ
タルコンピュータ、放射線源への電源供給制御に対する
手段、そして放射線源の平面に関してＺ軸に沿っての被
検体の相対的直線のスピードの制御をする寝台の制御、
そして被検体についての放射線源の相対的回転スピード
の制御をする放射線源の回転を制御する手段を含んでい
る。さらにディジタルコンピュータに伝達される検出器
からの信号を処理するための手段も具備される。
【００１４】コンピュータは、システムスキャンの時間
に渡る各々のアレイにおける各々の検出器についてのデ
ータの代表として、検出器信号を蓄積する手段と、連続
するＸ−Ｙスライスの各々に関連する第１と第２の検出
器についての蓄積した検出器データを結び付け、連続す
る各々のスライスに対して画像データの第１のセットを
作る手段を有している。そして蓄積、及び／または画像
表示システムに出力する正確な画像データセットを作る
ために、画像データの第１のセットをコンボリューショ
ン演算とバックプロジェクション演算するための手段と
を具備することを特徴とする。
【００１５】
【作用】被検体（患者）を直線方向に移動させることが
可能である開口部、そしてＸ線放射線源、及び先端と末
端の少なくとも２列に渡る２重検出器アレイを有するガ
ントリ中を被検体が寝台テーブルに横たわって前方に進
むにつれ、ヘリカルパスに従うＸ線源から被検体を通し
ての信号を検出した２重検出器アレイの信号は、Ａ／Ｄ
変換器により電気的なディジタルデータ信号に変換さ
れ、ディジタル信号入力システムを介して記憶装置に蓄
積される。蓄積されたデータは、データ訂正処理装置に
より物理的、時間的な不規則性を訂正されて断層撮影画
像が作成される。
【００１６】
【実施例】以下、図面を参照してこの発明の実施例を説
明する。図１に示され、本発明にしたがって構成される
断層撮影システム２０は、ガントリ２２を含み、そのガ
ントリは時計回り、または反時計回りに回転するように
適切に維持される。Ｘ線源２４と、先端（ｔｏｐ）及び
末端（ｂｏｔｔｏｍ）検出器アレイ２６、２８は、直径
の方向に向かい側（即ち正反対方向）に、ガントリ２２
上に配置される。
【００１７】各々の検出器アレイ２６と２８は、ガント
リ２２の内側を向いている表面円周上に配置された複数
の通常の検出器素子を持っている。各々のアレイ２６ま
たは２８における検出器素子は、ガントリ表面の内側を
向いている弧状の部分に渡って広がる単一列の中に配列
される。
【００１８】それゆえに、アレイ２６または２８の各々
の検出器素子は、アレイ２６または２８において中央に
位置した検出器素子に対するＸ線と共に角度αを形作る
基準線（Ｘ線）に沿ってＸ線源２４と相対している。角
度αの絶対量は、中央に位置した検出器素子から円弧状
の両方向に離れる検出器素子の距離の増大につれて増加
する。
【００１９】機能的に、各々の検出器素子は、入射する
放射線を最初に光信号に変換する。次に光信号は続く電
気的な処理において、電気信号に変換される。寝台３０
は、従来のドライブ３１によってガントリ２２中の開口
部３４を通って水平に動く天板またはテーブルを具備す
る。線源２４によって発生され、２重検出器アレイ２６
と２８によって受けられるＸ線を走査するため、寝台テ
ーブル３２に横たわる患者３６は、ガントリ開口部３４
を通って前方に進められる。
【００２０】この実施例は、ガントリ２２が患者３６に
対して回転可能な例であり、３６０°走査を可能にす
る。この発明の産業上の応用においては、Ｚ軸に平行に
移動可能であるガントリの内側で寝台３０に等しい構造
物（図示せず）が回転するものもある。
【００２１】ここで参照のために、患者の中心を通り、
患者に沿った縦の軸をＺ軸と指定する。Ｚ軸を横切って
広がり、そしてＸ線源２４と検出器アレイ構造の間を通
じる１つの基準平面はＸ−Ｙ基準平面と指定される。
【００２２】Ｘ軸は水平に伸び、Ｚ軸を横切る。Ｙ軸は
垂直に伸び、Ｚ軸を横切る。Ｘ線源２４は、Ｘ−Ｙ基準
平面内の２重検出器アレイ２６と２８のそれぞれに向け
られるＸ線のそれぞれのファン形状パターンを作る。参
考のためにファンパターンの中央線に沿って向けられた
Ｘ線ビームはＸ軸と角度θを形作り、ガントリ回転の関
数である。
【００２３】次に断層撮影操作システムについて説明す
る。断層撮影システム２０には、データ監視機能を実行
するため、システム制御機能を実行するため、蓄積又は
他へ出力する画像を発生するためにオペレーティングシ
ステム３８設けられている。
【００２４】図２に詳細を示すように、オペレーティン
グシステム３８は、中央処理装置（ＣＰＵ）を持つディ
ジタルコンピュータを含む。断層撮影システム２０は、
ヘリカルパスを通じてＸ線走査を行なうので、それはヘ
リカルスキャン方式のコンピュータ断層撮影装置として
特徴付けられている。
【００２５】Ｘ線源２４は、ガントリ２２上に搭載さ
れ、通常のドライブ２５（図１）によってＺ軸の周りを
時計回りか、あるいは反時計回りに回転する。２重検出
器アレイ２６と２８は、先端と末端を表示し、ガントリ
２２に精密に取り付けられ、そして線源２４と共に回転
し、各々のファン形状、平面のＸ線ビームがそれらの間
で基準走査平面内で広がる。患者寝台３０は、患者３６
をＺ軸に平行になるべく一定速度で移動させるために寝
台制御装置４４を通してＣＰＵ４０によって制御され、
走査平面に向かう方向、または離れる方向のどちらかに
移動させる。
【００２６】いつでもファン形状Ｘ線ビームは、患者３
６内のそれぞれの平面に交差する。患者寝台３０から遠
い平面は、先端アレイ２６に対応して先端の平面と表わ
されている。患者寝台３０に近い平面は、末端アレイ２
８に対応して末端の平面と表わされている。
【００２７】時間の関数として、Ｘ線源２４は、患者に
定められたＺ軸を中心として螺旋状に描く。ガントリ２
２は、そのＺ軸の周りを好ましくは一定の角速度で回転
し、寝台テーブル３２は、Ｚ軸に平行に好ましくは一定
速度で移動する。各々の検出器素子の中でＸ線の相互作
用によって作られたＸ線は、光センサ４８によって電流
に変換される。
【００２８】定期的な間隔で、各々の検出器からの電流
はサンプリングされ、そしてサンプリングされた信号
は、好ましくはガントリ位置に配置されたアナログーデ
ィジタル（Ａ／Ｄ）変換器５４によってディジタルデー
タ信号に変換される。ディジタル信号は、電磁気、ある
いは光結合器５５によってガントリ２２からＣＰＵ４０
に対するディジタル信号入力システム５６に伝達され、
そして収集時間、検出器番号、検出器アレイの関数とし
てＣＰＵ４０により記憶装置５８に蓄積される。蓄積さ
れたデータは、データ訂正処理装置６０によって物理的
な、そして時間的な不規則性を訂正され、続いて並べ換
えられ、そして再構成されて断層撮影画像が作成され
る。
【００２９】ＣＰＵ４０は、オペレータインターフェー
ス４１を通してユーザにより入力されたコマンドに応答
してコントロールユニット４２を通じてスキャナー即ち
ガントリ２２を制御する。ＣＰＵ４０は、高電圧電源４
６からのＸ線源電圧を設定、監視し、そしてアノード電
流制御装置４７を通じてＸ線源２４に関するアノード電
流を設定、監視する。
【００３０】ガントリ２２は、付勢されると、間断なく
回転して運転されるので、通常のスリップリングまたは
類似した装置がＸ線源２４に電源を伝達するのに使われ
る。ＣＰＵ４０は、時間の関数としてのＸ線のフラック
ス変化を監視する２重検出器アレイ２６と２８からのデ
ータ信号に加えて基準検出器５０からの信号もまた受信
する。基準検出器５０からの光信号は、光センサ５２に
よって電気的なアナログ信号に変換され、そして変換さ
れたアナログ信号は、Ａ／Ｄ変換器５４によってディジ
タル信号に変換される。基準検出器５０から得られたデ
ィジタル信号もまた、ガントリ２２から光、あるいは電
磁気結合器５５を通じて伝達される。基準検出器５０に
対するディジタルデータは、ＣＰＵ４０によって、さら
に先の処理に関する記憶装置５８に蓄積される。
【００３１】患者寝台テーブル３２の移動の速度の制御
は、寝台制御装置４４を通じて、そしてガントリ２２の
回転の速度の制御は、ガントリ制御装置４２を通じてな
され、ＣＰＵ４０は、ガントリ２２の角速度と寝台テー
ブル直線速度とを検知するフィードバック制御システム
によって回転の速度を同調させる。そしてガントリ速度
の関数として寝台テーブル３２の速度を調整することが
好ましい。ガントリ２２と寝台テーブル３２の両方の絶
対速度は、記憶装置５８中に時間の関数として記録さ
れ、そしてデータ収集の実際の間隔を正規化するのに使
われる。
【００３２】操作において、データは患者３６により息
が止められる間、収集される。収集されたデータは、収
集時間、検出器素子、検出器アレイの関数としてＣＰＵ
４０によって蓄積される。データ訂正は、データ訂正ソ
フトウエア６０（必要があれば、ソフトウエア及び／又
はハードウエア）により、Ｘ線フラックスにおける時間
変動、ガントリと寝台速度の時間変動、Ｘ線フラックス
における空間の変動、Ｘ線エネルギースペクトラム、Ｘ
線源形状、検出器素子形状、電気的チャンネルクロスト
ークのような物理的に不規則なものに対して行われる
が、前記要素には限定されない。
【００３３】訂正データの自然対数は算出され、そして
データは重み付け再構成装置６２（必要があれば、ソフ
トウエア及び／又はハードウエア）により再構成されて
患者３６のＣＴ画像が作成される。再構成された画像
は、画像ディスプレイ６４に表示され、処理されて画像
集積装置６６に蓄積される。
【００３４】次に画像再構成に対するデータ処理手順に
ついて説明する。Ｘ線検出器アレイ２６と２８によって
生じたデータは、ガントリ２２が回転し、寝台テーブル
３２が直線的に前方に進む時、患者３６に関してのＸ線
源２４の走査に従うヘリカルパスに対応する。上述した
ように、記憶装置５８に蓄積された後のヘリカルパスデ
ータからＸ−Ｙ平面画像を構成するためには、患者走査
に対する一連の画像の各々が、蓄積されたデータのスラ
イス（即ち、予め決められた厚さのＸ−Ｙ基準平面）か
ら再構成されることが望ましい。
【００３５】この発明の最初の実施例として、データス
ライスは、Ｘ線源２４の完全な一回転の間に、患者３６
がＺ軸に沿って進む距離に相当する厚みを持つことが好
ましい。典型的な応用では、完全な回転走査に対しての
スライス厚みはおよそ１ミリメートルである。
【００３６】図３において、本発明に従う重み付け再構
成装置６２の基本的な構成要素を示す。データ収集回路
７０は通常、先に述べられたＸ線検出器データの収集を
指示する。患者の動きの方向に従う継続的な２次元画像
として表示するため、全体のヘリカルスキャンに対して
結合された３次元画像として表示するため、又はユーザ
によって使用される画像処理ソフトウエアから利用可能
な他のどんな形式として表示するために再構成した画像
データの処理のために画像ディスプレイ７２は設けられ
る。
【００３７】データ記憶装置５８は、重み付け再構成装
置６２との関係を説明するため同様に示される。単一に
再構成したスライスに対して、データは、ビュー角度θ
（即ちＸ線源２４の位置）、そして検出器角度α（即ち
検出器Ｘ線とＺ軸との間の角度）によって定義された平
面アレイにおいてアドレス指定される。
【００３８】生じたデータは、“冗長性“を有する、即
ち２つのアレイ２６と２８におけるそれぞれの検出器か
らの２つの信号は同じ検出器角度αに対応するが、スラ
イス内の異なるＺ位置に対応するので、収集したデータ
は最初に補間され、もっと後の処理のために画像データ
の単一セットを得る。この様に、重み付け再構成装置６
２の補間構成部７４は、補間及び重み付けに対しての検
出器データを選出する。
【００３９】データは、処理されているＸ−Ｙスライス
の中のミッドプレーンの両側に位置し、同じ角度におけ
るそれぞれの検出器２６と２８によって得られた一対の
ビューのセットについて処理される。データは、ビュー
の各々のペアに対して補間構成部７４によりミッドプレ
ーンへ補間される。そしてそれは、重み付け構成部７６
によって重み付けされる。それによって更に先の処理の
ための生の再構成画像データが提供される。最初の実施
例において、各々のデータ項目は、スライスのミッドプ
レーンからデータ項目の距離に反比例して重み付けされ
ることが好ましい。
【００４０】以下に続いて述べる２番目の実施例は、ハ
ーフスキャン再構成（即ち、１８０度プラスＸ線ファン
角度の最小のデータ回転セットを用いる再構成）を提供
し、そして今述べたような補間、そして重み付けを用い
ている。
【００４１】重み付け構成部７６によって生じた生画像
データは、通常のコンボリューションフィルタ８０に従
ってコンボリューション演算回路７８によってコンボリ
ューション演算される。コンボリューション演算するこ
とは、生データを修正し、正確な画像をバックプロジェ
クション演算することを可能にする。
【００４２】バックプロジェクタ構成部８２は、コンボ
リューション演算された画像データを処理し、出力画
像、即ち再構成画像についてのグレイスケール値の２次
元平面アレイを発生する。アレイにおける各々の画素
は、例えば０と２５６の間のグレイスケール値を持つ。
連続するスライスに対しての連続する画像は、前に述べ
たように、画像ディスプレイ７２によって表示するため
に記憶装置５８に蓄積される。
【００４３】次に画像再構成処理の詳細について説明す
る。２つの直線的な検出器アレイからフルスキャンデー
タセットへの２πヘリカルビューの極めて直接な結合
が、上述した最初の実施例に用いられる。ビューのこの
結合においては、同じビュー角度で得られ、そしてスラ
イスミッドプレーンの反対面に位置するビューが直線的
に補間される。ビューは、ミッドプレーンからの距離に
反比例して重み付けされ、そして重み付けはＸ線の角度
には無関係である。各々のビューは、２ｄ−（ｄＲ／
Ｓ）の幅を持ち、そして最初と最後のビューは２ｄ離れ
ている（図４及び図５を参照）。ここで、Ｒ＝線源２４
からのＺ軸までの距離、Ｓ＝線源２４から検出器までの
距離、ｄ＝線源の厚さであり、実際のスライスは、厚さ
４ｄ−（ｄＲ／Ｓ）内からのデータを取り込む。
【００４４】最初の実施例の記述で考えられたデータ収
集法は、図６に示したように、線源２４と検出器２６，
２８が（Ｘ，Ｙ）平面において時計回りに回転し、寝台
３０がＺ軸の正の方向に移動するというものである。図
７に示した矢印の方向において角度は増大する。この構
成はＵ／Ｃ（上昇／時計回り）を示す。線源回転と寝台
移動の他の３つの可能性のある組み合わせを取り扱うた
めに必要な変更については続いて以下に考慮される。
【００４５】再構成された平面は、寝台３２の移動の開
始位置からの距離Ｄによって表される。各々の２π回転
の時間はτで表される。スライスミッドプレーン中にＸ
線源が位置する時間Ｔは、Ｔ＝Ｄτ／（２ｄ）である。
時間τは、ビューを指示するインデックスにおける基準
パラメータとして使われる。さらに収集したデータのヘ
リカルパスの結果として、各々の再構成画像の開始角度
は、πＤ／ｄと定められた異なった位相を持ち、この位
相はデータ処理において説明される。
【００４６】最初の実施例の各々のビューにおけるＸ線
は、走査の開始位置から経過した時間とビュー角度によ
って指示される。各々のビューのＸ線は、スライスミッ
ドプレーンからの距離、そしてＸ線のビュー角度によっ
てもまた、指示することができる。
【００４７】図８と図９は、時間と位置との関係をはっ
きりさせる。図８は、先端と末端の２つの検出器アレイ
に対するビュー角度と経過時間の関数として、各々のビ
ューに割り当てた重み付けを示す。２πビューについて
のデータは、時間間隔３τ／２間に収集される。
【００４８】図９は、２つの検出器アレイに対する距離
とビュー角度の関数として各々のビューに割り当てられ
た重みを示す。２πビューに対するデータは、移動距離
２ｄに渡って、そして時間間隔３τ／２間に収集され
る。
【００４９】スライスＤに対する２πビューを得るため
にデータを結合する公式は、式（１）と（２）によって
与えられる。ここでθはビュー角度であり、αはＸ線角
度である。
【００５０】
【数６】
【００５１】
【数７】
【００５２】式（１）と（２）をそのまま実行するに
は、検出器データセットを通じての繰り返した検索を必
要とする。それは、データセットにおける各々のＸ線に
コンボリューションフィルターリング以前において重み
の総合計を乗算し、それを通常の位置からバックプロジ
ェクション演算することが好ましい。
【００５３】図１０は、２重検出器、ヘリカルスキャン
についてのデータのラドン空間の解説を示す。先端検出
器データは、θが領域１（０＜θ＜π）の範疇の時に収
集される。末端検出器データは、θが領域３（０＜θ＜
π）の範疇の時に収集される。先端検出器データは、θ
が領域２（π＜θ＜２π）の範疇の時に収集される。末
端検出器データは、θが領域４（π＜θ＜２π）の範疇
の時に収集される。
【００５４】前述の論議は、図６及び図７に示すＵ／Ｃ
走査構成を想定する。３つの他の可能性のある走査構成
は、図１１，１２，１３において説明するように利用可
能である。
【００５５】図１１によって表した構成は、Ｄ／ＣＣを
示し、線源２４は反時計回りに回転し、寝台３０はＺ軸
の下の方へ進む。式（１），（２）は、もし先端と末端
と示された検出器アレイが交換されるならば、このデー
タを処理するために使うことができる。
【００５６】図１２に表したＵ／ＣＣ構成は、線源が反
時計回りに回転し、寝台がＺ軸の上の方へ進む。式
（１），（２）は、変更なしにこのデータを処理するた
めに使用することもまた可能である。
【００５７】図１３によって表したＤ／Ｃ構成は、線源
が時計回りに回転し、寝台がＺ軸の下の方へ進む。式
（１），（２）は、もし先端と末端と示された検出器ア
レイが交換されるならば、このデータの処理をするため
に使うことができる。
【００５８】以下における記述には、Ｕ／Ｃ構成が想定
されるが、公式は、類似した方法である他の３つの構成
に対して使うことができる。最初の実施例に従って再構
成されたＣＴ画像は、アーティファクトがないであろう
が、しかし得られるであろう最小のスライス幅は示され
ない。２番目の実施例では、データは、π＋検出器ファ
ン角度２δに渡って得られるビューの最小のセットを形
作るために組み合わせることができる。実際的なスライ
ス幅は、幅３ｄ＋２δｄ／π−ｄＲ／Ｓの領域からデー
タを取り込む。最小のデータセットは、図１４における
ラドン空間図によって説明される。θはビュー角度、α
はＸ線角度、そしてδはαの最大値である。図１４にお
いて、領域（１），（３）におけるデータは冗長であ
る。良い再構成画像は、表２に従ってこれらの領域のデ
ータを重み付けし、得られたビューをπ＋２δに渡って
得られるバックプロジェクション演算することによって
得ることができる。この重み付けは、ビューの角度と同
様にＸ線の角度に依存する。
【００５９】
【表２】
【００６０】表２に書かれた重みと異なった重みを、ハ
ーフスキャンに対しては使うことができる。単に冗長デ
ータの１つのセットをゼロに設定することは、再構成に
おいてストリークアーチファクトを発生するが、しかし
重みの他のセットと領域３におけるデータの単純なフェ
ザーリング（ｆｅａｔｈｅｒｉｎｇ）をゼロにすること
は可能である。
【００６１】２番目の実施例は、先端と末端の検出器の
両方から、そしてスライスの先端と末端から開始ビュー
と終了ビューの補間を必要とする。図１５は、データ組
み合わせの方法を説明する。スライスの中心は、開始位
置からＤ＝２ｄＴ／τの距離において存在し、Ｔはスラ
イスミッドプレーンにＸ線源が位置する時間である。こ
こで、θはビュー角度、そしてαはＸ線角度である。最
大Ｘ線ハーフ角度は±δである。
【００６２】ビューは、Ｄの両側に±（ｄ／２＋δｄ／
π）の距離に広がるところの領域に集中される。なぜな
らば、各々のビームは幅、２ｄ−ｄＲ／Ｓであり、デー
タは、３ｄ＋２δｄ／π−ｄＲ／Ｓの領域についてまた
がるからである。ストリークアーティファクトは、各々
の検出器アレイからの１つまたは２つのビューの組み合
わせから各々のビューを形成することにより回避され
る。
【００６３】データセットの始めと終りにおいて、各々
の検出器アレイからの１つの正規ビューと、１つの反射
ビューは、データをスムーズに結合するために各々の複
合ビューに取り込まれる。先端検出器アレイからの１つ
の正規ビューと、末端検出器アレイからの１つの反射ビ
ューの平均から、中間のビューが形成される。この方法
は各々のＸ線が両方からの寄与を持つので、スムーシン
グ時間と位置不連続性に加えて、２つの検出器アレイ間
の校正におけるアベレージングディファレンセズ（ａｖ
ｅｒａｇｉｎｇ ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅｓ）という利点
を持つ。
【００６４】θ＝０（プラス位相角度πＤ／ｄ）に対す
る線ＡＢによって表される最初の複合ビューが図１５に
示されている。この角度からのデータは、先端検出器ア
レイによって時間Ｔ−δτ／（２π）で、そして末端検
出器アレイによって時間Ｔ−δτ／（２π）で得られ
る。さらに、Ｔ＋τ／２−（δτ／２π）からＴ＋τ／
２＋（３δτ／２π）までの時間間隔にまたがる先端検
出器アレイによって得られる反射ビュー、そしてＴ−τ
／２−（３δτ／２π）からＴ−τ／２＋（δτ／２
π）までの時間間隔にまたがる末端検出器アレイによっ
て得られる反射ビューが存在する。それらはスライスの
中心から、それらの距離に関して直線的に重み付けさ
れ、そしてθ＝０からθ＝２δのビューに対して式
（３）に示すように平均される。処理を簡単にするため
に、反射ビューは、スライスミッドプレーンから中心Ｘ
線（α＝０）の距離によって重み付けされる。
【００６５】
【数８】 θが、２δ＜θ＜πの範疇のビューに対して、上面検出
器アレイからただ１つの正規ビューが利用可能であり、
そして底面検出器アレイから１つの反射ビューが利用可
能である。それらは、スライス中心の同じ面上に位置
し、式（４）に示すように単純に平均される。角度θ＝
２δは、式（３）により示され、角度θ＝πは、式
（５）によって示される。
【００６６】
【数９】 θ＝πからθ＝π＋２δまでのビューに対して、２つの
ビューは、各々の検出器アレイから再び利用可能であ
り、そしてそれらはスライスの中心から、それら２つの
ビュ−の距離に関して直線的に重み付けされる。そして
式（５）に示すように平均される。
【００６７】
【数１０】
【００６８】式（３）から（５）に至るまでが成り立つ
ように、検出器データセットを通じての繰り返した検索
を必要とする。それは、コンボリューション演算以前の
その重みの総合計によるセットにおける各々のＸ線を増
大させることが好ましく、そしてそれを正規の位置から
バックプロジェクション演算する。ここにスムージング
手法を用いたゆえに、この重み付け処理は逆に複雑にな
る。図１６は、２つの検出器アレイに対するラドン空間
図を、そのデータが同じ重みを持つ２６の領域に分ける
ことができるという事実を示している。領域番号に加え
て、幾つかの領域には注釈Ｗc 及び／またはＷs が入っ
ている。
【００６９】Ｗc は、データ重複を除去するために表１
のコサイン要素によって追加的に重み付けされた領域で
あることを意味する。Ｗs は、表１のサイン要素によっ
て重み付けされた領域であることを意味する。領域１，
１３，１４，そして２６は、ゼロの重み付けを持つ。
【００７０】複雑に思われるデータ重み付けに対する条
件式であっても、それらの実行は直接的である。スライ
スからスライスへビュー角度θの位相のみが変化するの
で、重みは一度計算されて蓄積される。それは、先端検
出器アレイについての範囲（０，π＋２δ）内の２重の
領域を用いることによりデータ領域番号２と１２を除去
すること、そして末端検出器アレイについての範囲（−
π，２δ）内の２重の領域を用いることにより領域番号
１５と２５を除去することもまた可能である。これは、
スライス幅を軽微に薄くするが、スムージング効果の幾
つかを無効にする。
【００７１】本発明は上述した実施例に限定されず、種
々変形して実施可能である。例えば、上述の説明は放射
線源と検出器が一体的に被検体のまわりを回転するいわ
ゆる第３世代のコンピュータ断層撮影装置を例にとり行
なったが、検出器が被検体の周囲３６０度にわたって配
置され放射線源のみが回転するいわゆる第４世代のコン
ピュータ断層撮影装置に適用してもよい。また、検出器
アレイは２列に限らず、３列以上の複数列の検出器アレ
イを用いてもよい。
【００７２】
【発明の効果】以上詳記したようにこの発明によれば、
被検体（患者）の走査方向であるＺ軸方向において、第
１のＺ位置での第１のＸ−Ｙ基準平面に沿って配置され
る第１の検出器のアレイと、第２のＺ位置での第２のＸ
−Ｙ基準平面に沿って配置される第２の検出器のアレイ
の少なくとも２列の放射線検出器配列をガントリに設け
ることにより、被検体に対する高速走査が可能となるの
で、従来の単一検出器アレイにおけるヘリカル走査に比
べて約半分の時間でデータ収集を行なうことができ、ま
た一定時間内に、被検体に対する十分な分量のデータ収
集を実施することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の原理に従って構成されたヘリカルＣＴ
システムの外観構成図。
【図２】ＣＴシステムを操作するために図１で用いられ
るディジタルコンピュータ基本システムのより詳細なブ
ロック図。
【図３】本発明に従う図２のシステムにより、画像再構
成実行に対するフロー図。
【図４】２重検出器アレイ、幅ｄＲ／Ｓの各々、Ｘ線ミ
ッドプレーンからＳｄ／２Ｒのずれ、３６０°位置にお
ける検出器位置ずれを示した図。
【図５】幅ｄＲ／Ｓの底面検出器アレイからのビーム側
面を示し、２ｄ−ｄＲ／Ｓの実際のビーム幅でＳｄ／２
ＲだけＸ線ミッドプレーンからずれていることを示す
図。
【図６】Ｕ／Ｃ（上昇／時計回り）走査モードにおける
寝台の進行と放射線源の回転の方向を示す図。
【図７】Ｕ／Ｃ走査モードにおける線源角度θと、Ｘ線
角度αの定義を示す図。
【図８】経過時間と、２重検出器アレイ、ヘリカル、フ
ルスキャン再構成に対するビュー角度との関数としての
補間重みを示す図。
【図９】２重検出器アレイ、ヘリカル、フルスキャン再
構成に対する走査開始ビュー角度からの距離の関数とし
ての補間重みを示す図。
【図１０】先端検出器の領域（１）、同じビュー方向を
共有する末端検出器シェア（ｓ−ｈａｒｅ）の領域
（４）、先端検出器の領域（２）、同じビュー方向を共
有する末端検出器シェアの領域（３）を意味する２重検
出器アレイ、ヘリカル、フルスキャン再構成に対するデ
ータ集からのラドン空間を示した図。
【図１１】寝台進行の方向、線源の回転、そしてＤ／Ｃ
Ｃ（下降／反時計回り）モード表示における角度増加を
示す図。
【図１２】寝台進行の方向、線源の回転、そしてＵ／Ｃ
Ｃ（上昇／反時計回り）モード表示における角度増加を
示す図。
【図１３】寝台進行の方向、線源の回転、そしてＤ／Ｃ
（下降／時計回り）モード表示における角度増加を示す
図。
【図１４】冗長の領域（１）と（３）のデータに関して
の２重検出器アレイ、ヘリカルスキャンに対するハーフ
スキャン再構成データのラドン空間を示す図。
【図１５】先端と末端の検出器アレイが結び付いた２重
検出器アレイからのデータのラドン空間、そして走査開
始位置からＤの距離に中心点を持つハーフスキャン再構
成の像を示し、また、同じ２つの文字間に描画された線
は、冗長なデータを表すことを示す図。
【図１６】２重検出器アレイ、ハーフスキャン再構成に
対しての２６のそれぞれ異なった重み付け関数を持って
いる領域からなるラドン空間の区分を示し、冗長なデー
タを取り去るシンボルＷs 、（Ｗc ）が、サイン（コサ
イン）重み付けで表示されていることを示す図。
【符号の説明】
２０ コンピュータ断層撮影システム ２２ ガントリ ２４ Ｘ線源 ２５ ガントリドライブ ２６ 先端検出器アレイ ２８ 末端検出器アレイ ３０ 患者寝台 ３１ 寝台ドライブ ３２ 寝台テーブル ３４ 開口部 ３６ 患者（被検体） ３８ コンピュータオペレーティングシステム ４０ ＣＰＵ ４１ オペレータインターフェース ４２ ガントリ制御装置 ４４ 寝台制御装置 ４６ 高電圧電源 ４７ アノード電流制御装置 ４８ 光センサ ５０ 基準検出器 ５２ 光センサ ５４ Ａ／Ｄ変換器 ５５ 結合器 ５６ ディジタル信号入力システム ５８ 記憶装置 ６０ データ訂正装置 ６２ 重み付け再構成装置 ６４ 画像表示装置 ６６ 画像集積装置

Claims (16)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 放射線走査のために基準Ｚ軸方向に沿っ
    て被検体を支持する部材と、その内部における被検体と
    の相対的な直線移動が放射線走査を生じさせる開口部
    と、Ｚ軸を横切るＸ−Ｙ基準平面内において放射線源か
    ら検出器配列にファン形状パターンの走査放射線が達す
    るように径方向に相対する位置に配置された放射線源と
    検出器配列とを有し、該検出器配列は第１のＺ位置の第
    １のＸ−Ｙ基準平面上に配置された第１の検出器アレイ
    と、第２のＺ位置の第２のＸ−Ｙ基準平面上に配置され
    た少なくとも１つの第２の検出器アレイとを有するガン
    トリと、Ｚ軸のまわりを前記放射線源と支持部材のいず
    れか一方を回転させる手段と、前記ガントリと支持部材
    のいずれか一方をＺ軸方向に直線的に移動させる手段
    と、システム走査の時間に渡って各々のアレイにおける
    各々の検出器についてのデータの代表として検出器信号
    を蓄積するための手段を有するディジタルコンピュータ
    を有し、さらに放射線源へ供給される電源を制御する手
    段と、Ｚ軸に沿った被検体と放射線源との相対的な直線
    移動速度を制御し、被検体と放射線源との相対的な回転
    スピード制御をするために寝台と放射線源を制御するた
    めの手段とを有するコンピュータ基本操作システムと、
    検出器からの信号をディジタルコンピュータに伝達する
    ために処理する手段と、 連続するＸ−Ｙスライスの各
    々を相関させる第１と第２の検出器についての蓄積され
    ている検出器データを結び付け、連続するスライスの各
    々についての画像データの第１のセットを作る結合手段
    と、記憶、及び／または画像表示システムに出力するた
    めの正確な画像データセットを作るために画像データの
    第１のセットをコンボリューション演算、バックプロジ
    ェクション演算するための手段とを具備することを特徴
    とするヘリカルスキャン方式のコンピュータ断層撮影装
    置。
  2. 【請求項２】 前記ガントリが、１つの第１の検出器ア
    レイと、１つの第２の検出器アレイとを有することを特
    徴とする請求項１に記載のヘリカルスキャン方式のコン
    ピュータ断層撮影装置。
  3. 【請求項３】 結合手段が、蓄積された検出器データを
    補間し、重み付けする手段を具備することを特徴とする
    請求項１に記載のヘリカルスキャン方式のコンピュータ
    断層撮影装置。
  4. 【請求項４】 前記補間／重み付け手段が、３６０度の
    フルスキャンパスに渡ってデータを補間し、重み付けを
    することを特徴とする請求項３に記載のヘリカルスキャ
    ン方式のコンピュータ断層撮影装置。
  5. 【請求項５】 前記補間／重み付け手段が、１８０度プ
    ラスファンパターンにより作られる角度のハーフスキャ
    ンパスに渡ってデータを補間し、重み付けをすることを
    特徴とする請求項３に記載のヘリカルスキャン方式のコ
    ンピュータ断層撮影装置。
  6. 【請求項６】 各々の第１と第２のアレイの中の検出器
    は、ガントリの弓形部分の内側表面に沿って配置され、
    線源と各検出器との間に延びている１本のＸ線及び線源
    から検出器配列までの基準Ｘ線によって形成される角度
    はαとして示され、前記補間／重み付け手段は、同じ角
    度αを有する第１と第２のアレイにおける１組の検出器
    の各々についてのデータ値を、処理されているＸ−Ｙス
    ライスにおけるミッドプレーンに対して補間する補間手
    段とをさらに具備することを特徴とする請求項３に記載
    のヘリカルスキャン方式のコンピュータ断層撮影装置。
  7. 【請求項７】 前記補間／重み付け手段が、データ値に
    対するスライスミッドプレーンからの距離に反比例して
    各検出器データ値を重み付けする重み付け手段をさらに
    具備することを特徴とする請求項６に記載のヘリカルス
    キャン方式のコンピュータ断層撮影装置。
  8. 【請求項８】 以下の式を基礎とする式が、検出器デー
    タを組み合わせるために前記結合手段によって用いられ
    る請求項４に記載のヘリカルスキャン方式のコンピュー
    タ断層撮影装置。 【数１】 【数２】
  9. 【請求項９】 各Ｘ線が、コンボリューション演算の前
    に関連するデータ重みの合計と乗算される請求項４に記
    載のヘリカルスキャン方式のコンピュータ断層撮影装
    置。
  10. 【請求項１０】 重み合計が、以下のように定められる
    請求項９に記載のヘリカルスキャン方式のコンピュータ
    断層撮影装置。 【表１】
  11. 【請求項１１】 各々の第１と第２のアレイの中の検出
    器は、ガントリの弓形部分の内側表面に沿って配置さ
    れ、線源と各検出器との間に延びている１本のＸ線及
    び、線源から検出器配列までの基準Ｘ線によって形成さ
    れる角度はαとして示され、前記補間／重み付け手段
    は、同じ角度αを有する第１と第２のアレイにおける１
    組の検出器の各々についてのデータ値を、処理されてい
    るＸ−Ｙスライスにおけるミッドプレーンに対して補間
    する補間手段とをさらに具備することを特徴とする請求
    項５に記載のヘリカルスキャン方式のコンピュータ断層
    撮影装置。
  12. 【請求項１２】 前記補間／重み付け手段が、以下の式
    に基づく式を用いる請求項５に記載のヘリカルスキャン
    方式のコンピュータ断層撮影装置。 【数３】 【数４】 【数５】
  13. 【請求項１３】 放射線走査のために基準Ｚ軸に沿って
    被検体を支持する部材を持つ寝台と、その内部における
    被検体との相対的な直線移動が放射線走査を生じさせる
    開口部と、Ｚ軸を横切るＸ−Ｙ基準平面内において放射
    線源から検出器配列にファン形状パターンの走査放射線
    が達するように径方向に相対する位置に配置された放射
    線源と検出器配列を有し、該検出器配列は第１のＺ位置
    の第１のＸ−Ｙ基準平面上に配置された第１の検出器ア
    レイと、第２のＺ位置の第２のＸ−Ｙ基準平面上に配置
    された少なくとも１つの第２の検出器アレイを有するガ
    ントリとを有するヘリカルスキャン方式のコンピュータ
    断層撮影装置を操作する方法において、Ｚ軸のまわりを
    放射線源と寝台支持部材のいずれか一方を回転させるス
    テップと、ガントリと寝台支持部材のいずれか一方をＺ
    軸方向に直線的に移動させるステップと、放射線源に供
    給される電源を制御するため、そして寝台とガントリを
    制御し、Ｚ軸に沿って被検体と放射線源の相対的直線ス
    ピードを制御し、被検体と放射線源の相対的回転スピー
    ドを制御するために制御システムを操作させるステップ
    と、制御システムにおいて、検出器からの信号をディジ
    タルコンピュータに伝達させるための処理のステップ
    と、システム走査の時間に渡って各々のアレイにおける
    各々の検出器についてのデータの代表として、検出器信
    号を蓄積するためにコンピュータを操作させるステップ
    と、連続するＸ−Ｙスライスの各々に相関している第１
    と第２の検出器アレイについて蓄積されている検出器デ
    ータを結び付け、連続するスライスの各々についての画
    像データの第１のセットを作るためにコンピュータを操
    作させるステップと、記憶、及び／または画像表示シス
    テムに出力することに対し、正確な画像データセットを
    作るために画像データの第１のセットをコンボリューシ
    ョン演算、バックプロジェクション演算するためにコン
    ピュータを操作させるステップとを具備することを特徴
    とするヘリカルスキャン方式のコンピュータ断層撮影装
    置を操作する方法。
  14. 【請求項１４】 蓄積した検出器データを補間及び重み
    付けする組み合わせステップをさらに具備することを特
    徴とする請求項１３に記載のヘリカルスキャン方式のコ
    ンピュータ断層撮影装置を操作する方法。
  15. 【請求項１５】 ３６０度のフルスキャンパスに渡って
    データを補間及び重み付けするステップをさらに具備す
    ることを特徴とする請求項１４に記載のヘリカルスキャ
    ン方式のコンピュータ断層撮影装置を操作する方法。
  16. 【請求項１６】 １８０度プラスファンパターンによっ
    て形作られる角度のハーフスキャンパスに渡ってデータ
    を補間及び重み付けするステップをさらに具備すること
    を特徴とする請求項１４に記載のヘリカルスキャン方式
    のコンピュータ断層撮影装置を操作する方法。
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