JPS62139630A

JPS62139630A - Ｘ線ｃｔ装置

Info

Publication number: JPS62139630A
Application number: JP60280937A
Authority: JP
Inventors: 博西村; 靖宮崎
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1985-12-16
Filing date: 1985-12-16
Publication date: 1987-06-23
Also published as: JPH0560382B2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】〔発明の利用分野〕本発明は、Ｘ線管を搭載するフレームの連続回転可能な
Ｘ＠ＣＴ装置に関する。

〔発明の背景〕

Ｘ線ＣＴ装置は、放射線医学領域における診断装置とし
て今や不可欠となっている。ところが、従来の第３世代
Ｘ線ＣＴ装置では、連続したスライスを撮影する場合、
１スキヤン終了までは、ベッドを移動させずにＸ線を曝
射し、１スキヤン終了毎にベッドを移動しながら撮影を
行うため、スキャン間休止時間を０にすることができず
、必ずデッドタイムがあり撮影に相当な時間を必要とす
る。医療診断装置において撮影時間の短縮は、患者拘束
時間の短縮につながり、装置利用者側からみた場合、患
者スループットの向上という経済的効果をももたらすた
め重要である。

〔発明の目的〕

本発明は、スリ・ンプリング等による高電圧給電装置及
びＸ線計測データの情報収集並びに伝達手段を有し、連
続回転（即ち、３６０度以上回転可能であって、ケーブ
ル長等によって回転角度が制限されない）可能な第３及
び４世代Ｘ線管装置１置するものであり、断層像撮影時
間、即ち、患者拘束時間の短縮を目的とし、患者スルー
ブツトの向上をめざしたものである。全投影データを一
旦バックァリングしなければならないため、相当なバッ
ファーを必要とするが、２面の２次元バッファーを、一
方はデータ収集に、他方は、ディスクＫＤＭＡ転送する
ために使えば、現在の技術力でも充分対処できる。また
、今後さらにメモリの低価格化が進めば、本発明の実現
はより容易になる。

また、本発明のＣＴ装置で検出されたデータから得た断
層像を用いて３次元再構成画像を得ることは、容易であ
る。本発明を実現するためには、患者ヘッドの速度不均
一性によるアーチファクトが考えられるので、一定速度
で患者ベッドを動かす必要がある。

〔発明の概要〕

本発明は、被検体の周囲をＸ線管及びＸ線検出器が対向
して回転しながらＸ線を曝射し、走査している最中に患
者ベッドを、走査面に対して垂直な方向に走査と同期し
て移動させることによって、高速に連続スキャンを行い
、３次元画像再構成するものである。

〔発明の実施例〕

第１図は１本発明の実施例であり、Ｒ−Ｒ，方式による
医療用の第３世代Ｘ線ＣＴ装置の概略を示している。Ｘ
線ＣＴ装置は、Ｘ線管装置１、Ｘ線検出器２、高電圧発
生器３、患者ベッド４並びに画像処理装置５を有し、ス
リップ・リングなどを用いた給電手段によって高電圧を
Ｘ線管に供給でき、かつ、Ｘ線検出器列から得られた計
測データを多数のアナログ・ディジタル変換器によって
ディジタル信号に変換後、フォト・カップラーなどによ
って、Ｘ線管を搭載したフレーム（スキャナ）から信号
を授受でき、スキャナは高速連続回転によって連続スキ
ャンが可能であり、患者ベッドをスキャナ回転面に垂直
な方向のどちらへも一定速度で移動可能であり、Ｘ線の
曝射と患者ベッドの移動とＸ線管装置の回転の同期がと
れるようになっている。

同期の取り方には、メカニカル方式と、エンコード方式
とが考えられるが、いずれの方式でも実現は可能である
。メカニカル方式では、フレームを回転させる駆動系か
らの回転運動を歯車系によってボール螺子を回転させれ
ば回転面に対する垂直な運動は容易に実現可能である。

これによって患者ベッドを回転面に垂直に移動可能で、
しかも回転速度と移動速度は完全に連動して、同期運動
が実現できる。また、エンコード方式とは、回転板に取
付けた一定角度毎に白黒のパターンが反転するように施
したエンコーダを３６０°に亘って配置しておき、静止
しているガントリに固定したフォトセンサによって、回
転するエンコーダがフォトセンサを横切ることにより、
回転運動の角速度を検知し、この速度情報を患者ベッド
を移動させるＤＣサーボモータ等に伝達することにより
同期を取ることができる。なお、以下では、エンコード
方式に基づいて説明する。

また、スキャナ部は、Ｓ−Ｒ方式による第４世代、即ち
、多数のＸ線検出器を３６０°に亘って配置し、Ｘ線管
のみを回転させる方式のものでも本発明が適用可能であ
ることは明らかである。

従来の方式のＸ線ＣＴ装置は、１スライス面（普通３６
０°回転による）撮影が終るごとに、患者ベッドの移動
をスライス厚単位（２，３，５１０間）で移動させ、か
つ撮影中は、患者ペット”を移動させないものであった
。したがって、通常スキャナは３６０°回転すればよく
、連続回転は不可能であった。本発明の特徴は、スキャ
ナが連続回転可能で、しかも患者ベッドが一定速度で移
動可能なメカニズムをもつ点にある。

本発明の具体的な断層像撮影手順を第２図によって説明
する。まず、被検体である患者を乗せたベッドを、ガン
トリ開口部に挿入し、位置決め投光器などによって撮影
位置決めを行う。この位置決め後、患者ベッドを撮影開
始の基準となる最初の断層面からある距離ａだけ手前に
引きもどしておく。距離ａは、面Ｂが曝射領域に入るま
でに、患者ベッドの移動速度が一定になるだけの余裕を
もつように設定しておく。

このように患者ベッドの位置決めを設定した後、スキャ
ナを回転させ撮影を開始する。スキャナが回転し始め、
一定の回転速度に達すると、患者ベッドを移動させ１面
Ｂより手前でその移動速度が定常状態になる。被検体の
曝射面が面Ｂを通過するのに同期してＸ線の曝射（基本
的にＸ線の曝射は、パルス状でも、連続Ｘ線でも良い）
を開始する。患者ベッドが、曝射開始面Ｂから距離すだ
け過ぎた最終断層面Ｂ′まで達するとＸ線の曝射を停止
し、患者ベッドを減速させ面へ′で停止させる。すなわ
ち、距離すは、Ｘ線曝射を行うスライス厚方向の全距離
である。

患者ベッドをスキャナ走査中に移動させることは、第３
図に示すように静止した被検体３２から見ると、Ｘ線管
の軌跡３１はら旋状となシ、これをら旋状走査（スパイ
ラル・スキャンニング）と呼ぶことができる。第４図は
、被検体の体軸方向に対して垂直な曝射断面の患者ベッ
ドの移動開始から終了までのＸ線管の軌跡と断層面Ａ、
Ｂ、Ｂ’。

Ａ′を鳥諏図的に図示したものである。なお、撮影断層
領域の距離すには、患者ベッドが移動する方向での補間
、すなわち、スライス方向の補間演算によって投影デー
タを求めるため、計測し始めた直後及び終了前の直前の
それぞれ１スライス分が、単に補間演算のためだけのデ
ータとして扱われる部分が含まれることに注意する必要
がある。

もし、そのように距離すを設定せず２画像再構成領域と
して距離すを考えるならば、計測し始めた直後及び終了
前の直前のそれぞれ１スライス分余分にデータを計測で
きるように、あらかじめ距離ａを長くとっておく必要が
ある。

第５図は、スキャナの回転速度、患者ベッドの移動速度
、並びにＸ線曝射のタイミングと断層面Ａ、Ｂ、Ｂ’　
、ｈ’　とのタイミングの関係を示したものである。ス
キャナの回転走査面が面Ａにあるときにスキャナの回転
を開始し、その回転速度が一定になってから、患者ベッ
ドを移動させる。

その移動速度が一定になったところでＸ線の曝射を開始
する。このＸ線の曝射の開始が断層面Ｂに一致するよう
に患者ベッドの移動加速度を設定しておく必要がある。

Ｘ＋９ｉｌの曝射は、断層面Ｂ′が通過するまで続けら
れ、との面Ｂ′が通過後曝射を停止する。それとともに
患者ベッドの移動は最初と逆の加速度を加えることによ
り停止させる。

患者ベッドの停止後、スキャナの回転も停める。

次に、画像再構成演算のための準備として、Ｘ線管のス
パイラル軌跡と投影角との関係を第６図に示す。いま、
被検体の体軸方向をＺ軸とし、Ｚ軸に垂直な面Ｓをとり
、Ｚ軸と互いに直交する２軸を、Ｘ、　Ｙ軸とする（第
６・Ａ図）。第６・Ａ図は、Ｘ線管のスパイラル軌跡を
Ｙ軸と垂直なＹ軸の方向からみた鳥畝図となっている。

Ｚ軸に垂直な任意の断層面とＸ線管のスパイラル軌跡と
は、一点Ｑで交差するだけである。これを第６・Ｂ図の
断層面で表示すると、Ｙ軸を投影角の基準にとったとき
、投影角βの一点として表される。第６・Ｂ図では、回
転中心とＸ線管の焦点との距離をＤでしめしである。

断層像を再構成するには、その断層面における投影デー
タを求めなければならない。スパイラル・スキャンニン
グの特徴は、撮影開始後に設定可能な断層面から撮影終
了以前の設定可能な断層面までの任意の断層面の再構成
画像を得ることが本質的に可能である。

そこで、第７図から任意の断層面Ｓの投影データを求め
ることを考える。第７図において、Ｘ線管装置の被検体
に対する上からの軌跡の投影７１を第７・人口に、投影
角及びビュ一番号との関係を第７・Ｂ図に示す。いま、
任意の位置にある仮想断層面Ｓにおける投影データを求
めることを考える。

求める投影データをＰ（ｉ、ｊ）とし、スパイラル・ス
キャンニングによって得られた元の投影データをＰｏ（
ｉ、」）とする。ただし、ｉはチャンネル番号、ｊはビ
ュ一番号である。任意の断層面Ｓより前に位置する投影
角βを持つ投影データをＰｏ（ｉ、ｊ）と表わしたとき
、断層面Ｓより後に位置する投影角β＋３６００の投影
データは、Ｐｏ（ｉ。

ｊ＋ＮＰ）と表される。ここで、ＮＰは、ニスライス分
に対応するビュー数である。したがって、断層面Ｓにお
ける投影データＰ（ｉ、ｊ）は、線形補間によって、第
１式によって得られる。

Ｐ（ｉ　、ｊ）＝（Ｐｏ（ｉ、ｊ）　ｘｎ＋Ｐｏ（ｉ、
ｊ＋ＮＰ）ｘｍ）／（ｍ＋ｎ）・・・・・−・・・（１
）ｉ　＝　ｌ〜ＣＮＣＮ：全チャンネル数ｊ＝１〜ＮＰ　
　ＮＰ：全ビュー数（３６０度）ここで、ｍ、ｎは、チ
ャンネル番号に関しては独立で、ビニ一番号ｊに従って
変化する補間係数であり、普通以下のような第２式で表
される。

ｍ＝　（ｊ　−ｊｏ　）／ＮＰｎ　＝　１−ｍ　　　　　　　　　　　　　　（２）た
だし、ｊｏ≦ｊ≦ｊｏ＋ＮＰ、またｊ　ｏは、求めよう
としている断層面のビュ一番号である。

同様にして、」＝ｊ′の場合についても第７図に示した
通シである。また、第７図においてＫは。

１（Ｋなる正整数である。

このようにして得られた投影データから、断層像を得る
には、フィルタート・バックプロジェクション法などに
よって、ボケ補正フィルタ処理及び逆投影演算を行ない
、再構成することができる。

画像再構成法には、（１）直角座標系で表現される２次
元画像メモリ空間上に直接扇状の計測ビームの軌跡と同
様の方法によってボケ補正フィルタ処理を行ない、逆投
影演算を施すダイレクト・バックプロジェクション法と
、（２１扇状のＸ線計測ビームによって得られた投影デ
ータ群から並べ換え演算により平行ビ、−ム投影データ
を作成し、この並べ換え後のデータをボケ補正フィルタ
処理を行ない、逆投影演算を行うアレンジ法がある。

ここでは、前者のダイレクト法による画像再構成法につ
いて述べる。第１式によって得られた投影データＰ（ｉ
、ｊ）は、Ｘ線管からみた隣接した２個のＸ線検出器の
それぞれの中心のなす角度をαｐ、一定角度毎に投影デ
ータを計測する際の角度サンプル間隔をβｐとすると、
第３式によって新たにα、βを定義することができる。

α＝αｐｘｉ β＝βｐ　ｘ　　ｊ　　　　　　　　　　　（３）αｐ
、βｐが十分小さければ、α、βは、連続量としてみな
すことができる。そこで、以下、Ｐ（ｉ、ｊ）をＰ（α
、β）として扱うこととする。

まず、投影データＰ（α、β）に対して第４式に従った
ボケ補正フィルタ処理を行う。

Ｑ（α、β＞＝ｆｃ＜α勺Ｈ（α勺Ｐ（α−α′、β）
ｄα′（４）ここで、Ｃ（α）は、扇状ビームを用いた
計測による幾何学系にもとづいた不等間隔サンプリング
の補正項であり、近似的に第５式で表わすことができる
。

Ｃ（α）　＝　ｃｏｓ　（α）（５）また、Ｈ（α）は、ボケ補正のためのフィルタ関数であ
る。このフィルタ関数には５ｈｅｐｐ　＆Ｌｏｇａｎの
フィルタに類似のものが使われている。

ダイレクト法による逆投影演算では、ビームの位置算出
にあたって、Ｘ線源位置Ｓと再構成画像上の座標（ｘ、
ｙ）とを与え、あるビュー角度におけるＸ線位置と画像
上の任意の座標（ｘ、ｙ）のなす角度αは、第６式及び
第７式によって与えられる。

α＝β＋γ　　　　　　　　　　　　　　（６）また、
扇状ビームがＸ線源から遠ざかるに従って広がることを
考慮した重みＬ２は、第８式によってえられる。

Ｌ２＝　（ｘ−］）ｃｏｓβ）　２＋　（”ｊ　　Ｄｓ
ｉｏβ）２（８）このようにして得られたα、Ｌを用い
て、全ての画像上の座標点について、求めようとするス
ライス面での計測開始角度β０からβ、＋３６０度の角
度範囲に亘って次の第９式に従う累積加算を行うことに
より断層像が再構成される。

ここで、１／Ｌは、すでに述べたように、計測に用いた
Ｘ線ビームがＸ線源から検出器に向って広がる効果（ｐ
ａｒｔｉａｌ　ｆａｎ−ｂｅｍ　ｅｆｆｅｃｔ　）を補
正するための重みである。以上の逆投影演算プロセスを
纏めると、第８図に示すごとくなる。

ところで、投影データＰ（α、β）は、ビュー角度方向
にも検出器チャンネル方向にもそれぞれテンプル間隔α
ｐ、βｐで量子化されているので、ｉを検出器チャンネ
ル番号、ｊをビュ一番号としたとき、任意の角度βは、
第１０式で与えられる。

β＝β０＋βｐｘｊ＝β（ｊ）　　　　　　　　　　　　　　（１ｏ）ただ
し、ｊ＝＝ｏ；１　・・・ＮＰ−１ＮＰ＝２π／βｐとする。このとき、第９式は、ｊｌｌ′？：ついての離
散表現として、第１１式で与えられる。

また、検出器チャンネル角度αについても、任意の画像
上の座標点（ｘ、ｙ）に関して第６式及び第７式で求め
たαが、必ずしも検出器の中心を通るとは限ら々いので
、例えば近傍４点の２火桶間を用いれば、再構成画像は
、第１２式によって求められる。

・・・・・・・・・（１２）ここで、ｇｎ（δ）は、補間関数を表わし、δ、ｉはそ
れぞれｉ　＝　（α／αｐ　：］　　　　　　　　　　（１３
）δ＝α−αｐ　ｘ　ｉ　　　　　　　　　（１４）で
ある。ただし、〔〕は、ガウス記号である。

以上の処理を全ての画像上の座標点につ込て行えば逆投
影演算は完了する。全逆投影演算回数は、全画素数×ビ
ュー数であシ、第６．７，８，１２゜１３式及び第１４
式を同数回演算すれば完了する。

次に、システムの動作を第８図によって説明する。スパ
イラル・スキャンニンクヲ行う７ステムが、投影データ
収集中、に画像再構成を実施することは可能である。す
でに述べたように、スライス方向に補間演算を施さねば
ならないので、スキャナ１周分の投影データを常に余分
に保持できるようにバッファを２面（３６０°分に相当
する投影データを収納する２次元メモリを１面と数える
）分用意しておけばよい。すなわち、補間演算実施のた
めに、スキャナ１周分の投影データが収集されるまで、
画像再構成演算は実施できないが、１周分収集し終ると
、次の面のバッファに収集した投影データを書き込むの
と並行して、現在収集中の投影データと前の面のバッフ
ァのデータとの間で補間演算を行ない１画像再構成する
。１面分の投影データが収集し終ると、画像再構成演算
も終了し、１断層面の画像が作成されたことになる。

次に、前の面のバッファは解放して良いので、そこに新
たに投影データを書き込むのと同時に他の面との投影デ
ータとで補間演算を行ない画像再構成できる。このよう
に一連の操作を順次実施すれば、スキャナ１周毎に再構
成画像が作成される。

これらの画像は通常表示用メモリに貯えられるので１表
示用メモリも２面用意しておけば、次の画像を再構成す
る間にすでに作成した画像はＤＭＡ転送によって、ディ
スクに書き込んでしまえば、再度読出すことが可能であ
る。ただし、本方法では、再構成される断層面が、スキ
ャナ１周期分のスライス毎に限定されてしまう点に欠点
がある。

スパイラル・スキャンニングの長所は、任意の断層面の
再構成画像が得られる点にあるので、以下では、投影デ
ータ収集モードと画像再構成モードとを持つシステムに
限定して説明する。

投影データ収集モードでは、システムは１スキャン分（
３６０°、スキャナ１周分）の投影データを保持するバ
ッファをスキャン終了毎に切替えて使う。まず、断層撮
影を始めると、収集した投影データを順次チャンネル番
号順、ビュ一番号順に２次元バッファ８１に書き込んで
いく。１スキヤン終了すると、投影データの書き込みは
、もう１面の２次元バッファ８２に切シ替える。その間
に書き込みが終了した２次元バッファ８１は、他のバッ
ファに投影データを書き込み中に、ＤＭＡ転送によって
、ディスクに書き込む。さらに１スキヤンが終了すると
、またバッファを切り替える。

すなわち、収集した投影データは２次元バッファ８１に
書き込み、もう１面の２次元バッファの内容は、ＤＭＡ
転送によってディスクに書き込む。

このようにして、投影データ書き込みのバッファを切り
替えることにより、全スキャン終了時には。

ディスク内にバッファー８１．８２に順次割当てられた
１スキヤン分の投影データが、チャンネル番号順、ピユ
一番号順に入り、かつそれらがスキャン番号順に入って
いる。

投影データ収集のモードが終了すると、次は、画像再構
成モードに入る。このとき、再構成したい断層面をまず
決定する。ディスク内には、全スキャンの投影データが
順に並んで収納されているので、指定した断層面に対応
したビュー角度の前後±２πの投影データ、即ち２スキ
ヤン分のデータを２面の２次元バッファ８１．８２内に
読み込む。スライス面選択による補間処理回路８３では
、バッファ８１．８２の同じアドレスの投影データを取
込み、第１，２式に従い、補間演算によって投影データ
を作成していく。作成された投影データは、順次ボケ補
正フィルタ処理回路８４によって、フィルタ係数回路８
５に応じたボケ補正が施され、逆投影演算回路８５によ
って逆投影され画像８７が作成される。

次に、実施例２として、第２図に示したように、患者ベ
ッドを一方向だけ移動させるのではなく、実施例１に追
加して、第９図に示すごとく面Ｂ′から面Ｂまで逆方向
にも移動し、走査を行う場合について考える。この際、
逆方向移動の軌跡８が。

順方向移動の軌跡９の間にくる様に走査を行うと、被検
体３２は第１０図に示すごとくら旋状に走査される。順
方向スキャンのＸ線管の軌跡３１と逆方向スキャンのＸ
線管の軌跡３３は、ちょうど互いに両者がスライス方向
の間を通るような状態で計測される。

第１１図は、患・者ペッドの順方向移動と逆方向移動を
実施する際の、スキャナ回転速度、患者ベッド移動速度
とＸ線曝射のタイミングを示したものである。

まず、スキャナを回転させ、その回転速度が一定になっ
たところで患者ベッドを順方向に移動させ、その移動速
度が一定になシ、面Ｂを通過したところでＸ線の曝射を
開始する。面Ｂから面Ｂ′までの走査が完了すると、Ｘ
線の曝射を休止し、患者ベッドも停止させる。次に患者
ベッドを逆方向に移動させ、かつ、面Ｂ′の手前でその
移動速度が一定になるようにし、面Ｂ′を通過時からＸ
線曝射を開始する。この際、面Ｂ′での順方向スキャン
ニングのＸ線管の位置と逆方向スキャンニングの位置が
、ちょうど１８０°対向した位置になるように、あらか
じめ患者ベッドの移動をＸ線管の回転と同期をとってお
く必要がある。このようにして、患者ベッドの逆方向移
動が面Ｂを通過すると、Ｘ線曝射を停止し、患者ベッド
の移動並びにスキャナの回転を停止する。

この際重要なことは、同期の取り方である。患者ベッド
の移動速度、並びに加速・減速の加速度は、あらかじめ
把握することができるので、問題は、順方向スキャンが
終了し、逆方向スキャンを開始するまでの時間（ｔ４−
ｔ５）である。というのは、被検体である患者の体重に
よって患者ベッドの加速度が変化しうるが、一定速度に
達するまでの時間は（ｔ２−ｔｌ）Ｋよって捕捉される
。

次に停止のための逆加速度を加えた時間（ｔ４−ｔ３）
も計測できる。したがって、逆方向に患者ベッドが一定
速度で移動可能になる時間（ｔ６−１５）も予測可能で
ある。つまシ、ｔ　６−ｔ　６＝ｔ　２−１１なる関係
が成り立つとしてよい。目的とすることは、時刻ｔ６で
面Ｂ′が曝射されるときにＸ線管の位置が、順方向時と
１８０°対向した位置にあればよい。そのためには、ｔ
６−ｔ３は、回転の角速度をωとしたとき、第１５式の
関係を満たしておればよいことが明らかである。

（２Ｌ＋１）　π＝ω（ｔ　６−　ｔ　３　）　　　　
（１５）ただし、Ｌは正整数である。

以上のことから、患者ベッド停止時間ｔ４−１３は、第
１６式で決定される。

ｔ　４−ｔ　３＝　（ｔ６−ｔ３）　−（ｔ４−１３）
　−（ｔ６−ｔ５）＝　（２Ｌ＋１）／ω−（ｔ４−ｔ
３）−＜ｔ２−ｔｇ・・・・・・・・・（１６）ここで、ｔ４−ｔ３．ｔ２−ｔｌは、すでに計測ずみの
値である。

このように走査した場合、投影データは患者ベッドが順
方向に移動している時の投影データと、逆方向に移動し
ている時の投影データとは、Ｘ線管の位置がそれぞれ１
８０°対向した位置にあり、互いに他を補いあう関係に
ある。したがって、Ｘ線管と回転中心とを結んだ線に対
して、Ｘｆｆ５検出器列の中央が検出器幅の１／４だけ
ずれた関係を持った。いわゆる、オフセット・ディテク
タによって計測した場合、順方向移動時の投影データと
。

逆方向移動時の投影データとは、互いに他を補完しあう
関係にある。即ち、任意の投影角度における順方向移動
時の投影データと、逆方向移動時の投影データとは、大
雑把に言って、それぞれのＸ線ビームは、お互いに１／
２の重なり合いを持つので、これを利用すれば高分解能
処理が可能となる。

また、実施例１では、任意の断層面でも補間による誤差
は同じ条件であったが、実施例２では。

任意の断層面に対して、ベッド移動方向、即ちスライス
方向について、明らかに補間精度が２倍だけ向上するだ
けでなく、チャンネル方向にも精度が向上することにな
るので、すぐれた空間分解能が得られる。したがって、
実施例２は、スパイラル・スキャンニング方式における
高分解能処理と呼ぶことができる。

次に、この高分解能方式による画像再構成演算のための
準備として、Ｘ線管のスパイラル軌跡と投影角との関係
を第１２図に示す。第６図と同様に、被検体の体軸方向
をＺ軸とし、Ｚ軸に垂直な面Ｓをとり、Ｚ軸と互６に直
交する２軸を、Ｘ。

Ｙ軸とする（第１２・Ａ図）。第１２・Ａ図は。

Ｘ線管のスパイラル軌跡をＹ軸と垂直なＹ軸の方向から
みた鳥敞図となっている。また軌跡３１は順方向スキャ
ンの際のＸ線管の軌跡、軌跡３２は逆方向スキャンの際
の軌跡を示す。Ｚ軸に垂直な任意の断層面Ｓとこれらの
スパイラル軌跡とは。

それぞれ点Ｑ、　　Ｑ’でのみ交差するだけである。

これを第１２・Ｂ図の断層面で表示すると、Ｙ軸を投影
角の基準にとったとき、点Ｑは投影角βの一点１点Ｑ′
は投影角β＋πの一点として表される。即ち、点Ｑと点
Ｑ′は互いに１８０’隔てた投影角を持つので、オフセ
ット・ディテクタによる検出器を用いれば、高分解能処
理を施すことができることは明らかである。第１２・Ｂ
図でも、回転中心とＸ線管の焦点との距離をＤでしめし
である。

スパイラル・スキャンニングでは、すでに述べた通り、
撮影開始後に設定可能な断層面から撮影終了以前の認定
可能な断層面までの任意の断層面の再構成画像を得るこ
とが本質的に可能である。

したがって、断層像を再構成するには、その断層面にお
ける投影データを求めなければならない。

そこで、任意の断層面Ｓの投影データを求めることを考
える。第１３図において、Ｘ線管装置の被検体に対する
上からの順方向の軌跡の投影７１゜逆方向の軌跡の投影
７２を第１３・Ａ図に、投影角及びビュ一番号との関係
を第１３・Ｂ図に示す。

いま、任意の位置にある仮想断層面ＳＫおける投影デー
タを求めることを考える。

求める投影データをＰ（ｉ、ｊ）とし、スパイラル・ス
キャンニングによって得られた順方向の投影データをＰ
Ｌ（ｉ、　ｊ）とし、逆方向の投影データをＰ２（ｉ、
ｊ）とする。ただし、ｉはチャンネル番号、ｊはビュ一
番号である。第１３・Ａ図に示すように、任意の断層面
Ｓより後に位置する。投影角βを持つ投影データをＰＬ
　（ｉ、　　ｊ）と表わしたとき、断層面Ｓより前に位
置する投影角β−１８００の投影データは、Ｐ２（！、
ｊ　　ＮＰ／２）と表される。ここで、ＮＰは、１スラ
イス分に対応するビュー数であるので、ＮＰ／２は、逆
方向スキャンの投影データ上にあることを示す。したが
って。

断層面Ｓにおける投影データＰ（ｉ、ｊ）は、線形補間
によって、第１７式によって得られる。

Ｐ（ｉ、ｊ）＝（ＰＬ（ｉ、ｊ）ｘｎ十Ｐ２（ｉ、ｊ−
ＮＰ／２）ｘｍ）／（ｍ−１−ｎ）・・・・・・・・・
（１７）ｉ＝１〜ＣＮ　　　　　ＣＮ：全チャンネル数ｊ＝１〜
ＮＰ／２　　　ＮＰ：全ビュー数（３６０度）ここで、
ｍ、ｎは、チャンネル番号に関しては独立で、ビュ一番
号ｊに従って変化する補間係数であり、普通以下のよう
な第１８式で表される。

ｍ”　（ｊ　　ｊｏ　）／ＮＰ／　２゜＝　１−ｍ　　　　　　　　　　　　　　（１８）た
だし、ｊ　ｏ≦ｊ≦ｊｏ＋ＮＰ／２．またｊＯは、求め
ようとしている断層面のビュ一番号である。

同様にして、　ｊ＝ｊ’の場合についても第１３図に示
した通りである。また、第１３図においてＫは、１くＫ
なる正整数である。

この処理を、オフセット・ディテクタを用いた投影デー
タに対して、ｊに関する区間ｊＯ≦ｊ≦ｊ。

＋ＮＰ／２に亘て行うと、断層面Ｓにおける高分解能画
像のための投影データが得られる。

このようにして得られた投影データから、断層像を得る
には、すでに実施例１で述べたフィルタート・バックプ
ロジェクション法などによって。

ボケ補正フィルタ処理及び逆投影演算を行ない、再構成
すればよい。

最後に、実施例１について、具体的なノ・−ドウエア構
成を第１４図に基づいて説明する。投影データ収集のモ
ードで得られた投影データは、前述のごとく、チャンネ
ル番号順、ビュ一番号順に入り、かつそれらがスキャン
番号順に入っているので、第１．２式に基づいた補間処
理を実施するために、目的とするスライス面を選択し、
それに応じた１スキヤン・データを２面分、２次元バッ
ファ８１．８２にＤＭＡ転送によって取り込む。これら
の２面バッファの内容は、スライス方向の補間処理に適
した頑序でバッファ内に貯えられているので、２面のバ
ッファの同じアドレスのデータを読出せば、第１式にす
ぐに適用できる。これを補間処理回路９０によって行な
い、その結果を１次元バッファ９１に転送する。この、
２次元バッファ８１から１次元バッファ９１を補間処理
部１０９と呼ぶ。

以後１通常の画像再構成演算の処理を行えばよい。１次
元バッファ９１の内容をＦＦＴ演算器９２によってフー
リエ変換し、周波数領域に置き換え、その結果を１次元
バッファ９３に書き込む。

この内容と、予めボケ補正のためのフィルタ関数と第５
式との積を作成した結果を書き込んだフィルタ係数テー
ブル・メモリ９５との乗算を、乗算器９４によって実施
し、得られた１次元データを１次元バッファ９６に書き
込む。この１次元データは１周波数領域での計算結果で
あるので、これを逆ＦＦＴ演算器９７によって、実空間
領域に変換し、その結果を１次元バッファ９８に送シ込
む。

ＦＦＴ演算器９２から逆ＦＦＴ演算器９７までをフィル
タ処理部１１０と呼ぶ。

この１次元バッファ９８の内容を、Ｘ線ビームの径路と
検出器の中心との偏差に応じた近傍４点の補間を４点補
間回路９９によって行ない、結果を１次元バッファ１０
０に書き込む。一方、カウンタ１０１からの指令によシ
、２次元画像上の座標（ｘ、ｙ）に対応したＬ２を、第
８式にもとづいてＬ２計算器１０２によって計算し、１
次元・くツファ１００の内容を、このＬで割算器１０４
を使って割る。その結果は、すでに２次元バッファ１０
６に貯えである内容と加算器１０５により、ビーム計算
器１０３の指令にもとづいて加算する。

この手順をすべての投影角に対して行えば、最終的に求
める断層像が得られる。これをビデオＤ／人変換器１０
７を通じてＣＲＴ１０８にディスプレイすれば、断層像
が可視化される。１次元バッファ９８から２次元バッフ
ァ１０６までを逆投影処理部１１１と呼ぶ。

本発明によれば、患者ベッドを移動するだけで間断なく
走査でき、高速な連続スキャンが可能となる。また、患
者ベッドを静止した場合での連続回転によるスキャンの
例として、心臓を撮影の目的とするカーブイアツク・ス
キャンをする際のロス・タイムを失くすことができ、肝
臓、脳等のダイナミック・スキャンの場合のロス・タイ
ムを失くすことができ、しかも、撮影時間の短縮、患者
スループットの向上などの効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の概要を示す図、第２図は、断層像撮
影手順を示す図、第３図は、静止した被検体から見たと
きのＸ線管のら旋状軌跡を示す図、第４図は、被検体の
体軸方向に対して垂直な曝射断面の患者ベッドの移動開
始から終了までのＸ線管の軌跡と断層面を鳥諏図的に図
示した図、第５図は、スキャナの回転速度、患者ベッド
の移動速度、並びにＸ線曝射のタイミングと断層面との
タイミングの関係を示した図、第６図は、Ｘ線管のスパ
イラル軌跡と投影角との関係を示した図、第７図は、Ｘ
線管装置の被検体に対する上からの軌跡の投影、及び、
投影角及びビュ一番号との関係を示す図、第８図は、逆
投影演算プロセスを示す図、第９図は、往復走査による
断層像撮像手順を示す図、第１０図は、静止した被検体
から見たときの往復走査によるＸ線管のら旋状軌跡を示
す図、第１１図は、往復走査の際のスキャナの回転速度
、患者ベッドの移動速度、並びにＸ線曝射のタイミング
と断層面とのタイミングの関係を示した図、第１２図は
、往復走査の際のＸ線管のスパイラル軌跡と投影角との
関係を示した図、第１３図は、往復走査の際のＸ線管装
置の被検体に対する上からの軌跡の投影、及び、投影角
及びビュ一番号との関係を示す図、第１４図は、具体的
なノ・−ドウエア構成を示す図。１・・・Ｘ線管装置、２・・・Ｘ線検出器、３・・・高
電圧発生器、４・・・患者ベッド、訃・・画像処理装置
、３１・・・順方向スキャンのＸ線管の軌跡、３２・・
・被検体、３３・・・逆方向スキャンのＸ線管の軌跡、
７１・・・Ｘ線管装置の被検体て対する上から順方向軌
跡の投影、７２・・・Ｘ線管装置の被検体に対する上か
らの逆方向軌跡の投影、８１．８２・・・２次元バッフ
ァメモリ、８３・・・スライス面選択による補間処理回
路、８４・・・ボケ補正フィルタ処理回路、８５・・・
フィルタ係数回路、８６・・・逆投影演算回路、８７・
・・断層画像、９０・・・補間処理回路、９１・・・１
次元バッファ、９２・・・ＦＦＴ演算器、９３・・・１
次元バッファ、９４・・・乗算器、９５・・・フィルタ
係数テーブル・メモリ、９６・・・１次元バッファ、９
７・・・逆Ｆ’Ｉｉ’Ｔ演算器、９８・・・１次元バッ
ファ、９９・・・４点補間回路、１００・・・１次元バ
ッファ、１０１・・・カウンタ、１０２・・・Ｌ２計算
器、１０３・・・ビーム計算器、１０４・・・割算器、
１０５・・・加算器、１０６・・・２次元バッファ、１
０７・・・ビデオＤ／Ａ変換器、１０８・・・ＣＲＴ、
１０９・・・補間処理部、１１０・・・フィルタ処理部
、１１１・・・逆投影処理部。

Claims

【特許請求の範囲】１、Ｘ線を発生させるためのＸ線発生装置と、被検体を
透過してきたＸ線を検出するためのＸ線検出器列と、患
者ベッドを有し、Ｘ線管装置とＸ線検出器が対向して配
置され、その位置関係を保つたまま被検体の回りを回転
し多数の角度から扇状のＸ線ビームを照射し、走査する
Ｘ線ＣＴ装置において、Ｘ線管装置を搭載するフレーム
は高速連続回転可能で、患者ベッドはＸ線管装置の回転
面と垂直方向に移動可能で、かつ、Ｘ線管装置の回転と
同期して移動可能で、患者ベッドを移動しながらスキャ
ンすることによつて、被検体に固定した座標系からみた
時、被検体をら旋状に走査することになり、ら旋状の走
査開始点と終了点とを結ぶ任意の断層面の再構成画像を
得ることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。２、特許請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置におい
て、ら旋状の走査は患者ベッドの順方向・逆方向の移動
による往復動作を伴うことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。３、特許請求の範囲第１項、第２項に記載のＸ線ＣＴ装
置において、Ｘ線管装置の患者ベッド順方向移動時の軌
跡と、逆方向移動時の軌跡が交差することなく、逆方向
移動時データがすでに得られた順方向移動時データの移
動方向に沿つた隣接２データの間にくるように調整し、
順方向移動時データのスライス方向の精度を向上させる
のに寄与し、順方向移動時データだけから得られる断層
面のスライス方向の補間処理の精度を２倍に向上させた
ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。