JP3490699B2 - X-ray computed tomography equipment - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、コーンビーム状の
Ｘ線で被検体をヘリカルスキャンするＸ線コンピュータ
断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置）に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray computed tomography apparatus (X-ray CT apparatus) for helically scanning a subject with cone-beam-shaped X-rays.

【０００２】[0002]

【従来の技術】第３世代ＣＴとは、図１６に示すよう
に、Ｘ線束を発生するＸ線管と、被検体を挟み対向する
位置にあるＸ線検出器とが被検体の回りを回転しながら
様々な角度からの投影データを収集する方式として定義
される。従来Ｘ線束はファンビーム状のＸ線束、検出器
は１次元アレイ型検出器であった。2. Description of the Related Art As shown in FIG. 16, a third-generation CT is an X-ray tube that generates an X-ray flux and an X-ray detector located at a position opposite to each other with the object in-between. However, it is defined as a method of collecting projection data from various angles. Conventionally, the X-ray flux is a fan-beam type X-ray flux, and the detector is a one-dimensional array type detector.

【０００３】スキャン方式は、コンベンショナルスキャ
ン方式と、ヘリカルスキャン方式の２種類がある。コン
ベンショナルスキャン方式とは、図１７（ａ）に示すよ
うにＸ線管が同一の円軌道を周回するスキャン方法とし
て定義される。ヘリカルスキャン方式とは、図１７
（ｂ）に示すようにＸ線源と検出器とは被検体の回りを
連続的に回転し、その回転と同期して被検体を載置した
寝台が体軸に沿って移動するスキャン方式として定義さ
れ、被検体と共に移動する移動座標系を考えると、Ｘ線
管がらせん軌道を描くことからこの名称が使われてい
る。なお、移動座標系において、Ｘ線管が１回転する間
に変位する体軸方向すなわちＺ軸方向の距離は、ヘリカ
ルピッチとして定義される。There are two types of scan methods, a conventional scan method and a helical scan method. The conventional scanning method is defined as a scanning method in which X-ray tubes orbit the same circular orbit as shown in FIG. The helical scan method is shown in FIG.
As shown in (b), the X-ray source and the detector rotate continuously around the subject, and in synchronization with the rotation, the bed on which the subject is placed moves along the body axis as a scanning method. This name is used because the X-ray tube draws a spiral trajectory when considering a moving coordinate system that is defined and moves with the subject. In the moving coordinate system, the distance in the body axis direction, that is, the Z axis direction, that the X-ray tube is displaced during one rotation is defined as the helical pitch.

【０００４】近年、第３世代あるいは第４世代のＣＴに
おいて、ファンビーム状のＸ線束ではなく体軸方向に広
がりを持ったコーンビーム状のＸ線束を発生するＸ線管
と、Ｘ線検出器が複数の１次元アレイ型検出器をＺ軸方
向に複数列例えばＮ列積み重ねたように検出器素子がマ
トリクス状に配列された２次元アレイ型検出器をもつＣ
Ｔが知られており、これをコーンビームＣＴと称する。In recent years, in a third-generation or fourth-generation CT, an X-ray tube and an X-ray detector which generate not a fan-beam-shaped X-ray flux but a cone-beam-shaped X-ray flux having a spread in the body axis direction. Has a two-dimensional array type detector in which detector elements are arranged in a matrix so that a plurality of one-dimensional array type detectors are stacked in a plurality of rows, for example N rows, in the Z-axis direction.
T is known and is called cone beam CT.

【０００５】ここで、図１８及び図１９に示すように、
ある１列の検出器列へ入射するＸ線ビームを考え、その
Ｘ線ビームが回転中心（Ｚ軸すなわち撮影領域ＦＯＶの
中心）を通過するときのＺ軸方向の厚みととして定義す
る。また第３世代のコーンビーＣＴにおける撮影領域
は、Ｚ軸を中心とした半径ωの円筒として定義される。
コーンビームＣＴでコンベンショナルスキャン方式でス
キャンした場合の画像再構成方法は、幾つか知られてお
り、例えば次の文献がある。Here, as shown in FIGS. 18 and 19,
Considering an X-ray beam incident on a certain row of detectors, it is defined as the thickness in the Z-axis direction when the X-ray beam passes through the rotation center (Z axis, that is, the center of the imaging region FOV). The imaging area in the third-generation Cornbee CT is defined as a cylinder with a radius ω centered on the Z axis.
There are some known image reconstruction methods for scanning with a conventional scan method using cone beam CT, and there are the following documents, for example.

【０００６】（文献１）”Practical cone-beam algori
thm ” L.A.Feldkamp,L.C.Davis,and J.W.Kress J.Opt.Soc.Am.A/Vol.1,No.6,pp.612-619/June1984 この再構成方法は開発者の名前からFeldkamp再構成方法
と呼ばれ、これは数学的に厳密な再構成法であるファン
ビーム（２次元平面内）再構成アルゴリズムを、Ｚ軸方
向に拡張することによって得られた近似的な３次元再構
成アルゴリズムであり、以下のステップからなる。 （１）投影データの補正、重みづけ 投影データに、Ｚ座標に対応した重みを乗算し、ビーム
の理路狩りの効果を補正する。 （２）コンボリューション（畳み込み演算,Convolutio
n） （１）のデータと、ファンビーム再構成と同じ再構成関
数とのコンボリューション演算を行う。 （３）バックプロジェクション（逆投影演算,Back Proj
ection） （２）のデータを、Ｘ線が通過した（焦点から検出器ま
での）パス上の点（ボクセル）に加算する。(Reference 1) "Practical cone-beam algori
thm "LAFeldkamp, LCDavis, and JWKress J.Opt.Soc.Am.A / Vol.1, No.6, pp.612-619 / June1984 This reconstruction method is called Feldkamp reconstruction method from the developer's name. , This is an approximate three-dimensional reconstruction algorithm obtained by expanding the fan-beam (two-dimensional plane) reconstruction algorithm, which is a mathematically strict reconstruction method, in the Z-axis direction. (1) Correction of projection data, weighting The projection data is multiplied by the weight corresponding to the Z coordinate to correct the effect of beam hunting (2) Convolution (convolution operation, Convolutio)
n) The convolution operation of the data of (1) and the same reconstruction function as the fan beam reconstruction is performed. (3) Back projection (back projection operation, Back Proj
Section) The data of (2) is added to the point (voxel) on the path (from the focus to the detector) through which the X-ray passes.

【０００７】上記（１）〜（３）を所定の角度(360°あ
るいは 180°＋ファン角度）にわたって繰り返すと画像
再構成される。When the above (1) to (3) are repeated over a predetermined angle (360 ° or 180 ° + fan angle), image reconstruction is performed.

【０００８】以上全て数学的な議論の後、シミュレーシ
ョンの結果が記載されている。この再構成方法は元々と
近似的な再構成法であるので、Ｚ軸方向のビームの広が
り、すなわちコーン角が広くなるにつれて、再構成され
た画像の画質が劣化する。従って、医用機器などでは実
用的にコーン角に限界が生じてしまう。After all the mathematical discussions above, the simulation results are described. Since this reconstruction method is originally an approximate reconstruction method, the image quality of the reconstructed image deteriorates as the beam spread in the Z-axis direction, that is, the cone angle increases. Therefore, the cone angle is practically limited in medical equipment.

【０００９】また、これらFeldkamp再構成に関しては多
くの計算機シミュレーションや、I.I.イメージングプレ
ートなどを用いた実験の結果が報告されている。Further, regarding these Feldkamp reconstructions, many computer simulations and results of experiments using II imaging plates and the like have been reported.

【００１０】近年、Ｚ軸方向に比較的広い撮影領域ＦＯ
Ｖに関する３次元データを高い分解能で、しかも高速で
収集するものとして、コーンビームＣＴによるヘリカル
スキャン方式との組み合わせが考えられている。この組
み合わせ方式については、次の文献に紹介されている。 （文献２）「ＣＴ装置」 （株）東芝 荒舘博、南部恭二郎 特開平４−２２４７３６号 １９９０年１２月２５日出
願 （文献３）「円すいビーム投影を用いた３次元ヘリカル
スキャンＣＴ」 東北大学 工藤博幸、筑波大学 斎藤恒雄 電子情報通信学会論文誌 DII Vol.J74-D-II,No.8,pp.11
08-1114,1994年 8月 これらの文献においては、Feldkamp再構成法と類似する
再構成方法が開示されている。この概略は、前述したFe
ldkamp再構成方法と同様に、投影データの重みづけ、関
数とのコンボリューション演算、 360°にわたるＸ線パ
ス上への重み付け逆投影である。この逆投影をある再構
成点（ボクセル）に注目して考えると、各ビューにおい
て焦点と再構成点を結ぶパスを通って得られたデータが
再構成点に重みづけ加算され、 360°分のビュー数だけ
該当するＸ線パスのデータが加算されたとき、その点が
再構成されることになる。In recent years, a photographing area FO which is relatively wide in the Z-axis direction
A combination with a helical scan method using cone beam CT is considered as a method for collecting three-dimensional data on V with high resolution and at high speed. This combination method is introduced in the following document. (Reference 2) "CT device" Toshiba Corp. Hiroshi Aratate, Kyojiro Nanbu JP-A-4-224736 filed on December 25, 1990 (Reference 3) "Three-dimensional helical scan CT using cone beam projection" Tohoku University Hiroyuki Kudo, Tsukuba University Tsuneo Saito Transactions of the Institute of Electronics, Information and Communication Engineers DII Vol.J74-D-II, No.8, pp.11
08-1114, August 1994 In these documents, a reconstruction method similar to the Feldkamp reconstruction method is disclosed. This outline is based on Fe mentioned above.
Similar to the ldkamp reconstruction method, projection data weighting, convolution calculation with a function, and weighted backprojection on the X-ray path over 360 °. Considering this backprojection by focusing on a certain reconstruction point (voxel), the data obtained through the path connecting the focal point and the reconstruction point in each view are weighted and added to the reconstruction point, and 360 ° When the X-ray path data corresponding to the number of views are added, that point is reconstructed.

【００１１】ヘリカルピッチについては、図２０に示す
ように、文献３において、「Ｘ線源の位置 a（β）から
放射したＸ線ビームの上端（直線Ａ）と、１回転後のＸ
線源の位置 b（β＋２π）から放射したＸ線ビームの下
端（直線Ｂ）との交点Ｃが、Ｘ線源よりの被写体存在領
域（被検体Ｐ）の外に位置することが必要十分条件であ
る。」との記述がある。またこれは、前述の画像再構成
を行うためには必要な再構成点に必要な角度例えば 360
°のＸ線ビームが必要なことからも容易に類推できる。Regarding the helical pitch, as shown in FIG. 20, in Reference 3, "The upper end (straight line A) of the X-ray beam radiated from the position a (β) of the X-ray source and the X after one rotation is described.
Under the necessary and sufficient condition, the intersection C with the lower end (straight line B) of the X-ray beam emitted from the position b (β + 2π) of the radiation source is located outside the subject existing region (subject P) from the X-ray source. is there. There is a description. This is also the angle required for the reconstruction points needed to perform the image reconstruction described above, for example 360
This can be easily inferred from the fact that an X-ray beam of ° is required.

【００１２】これらの文献においてもＸ線ビームの離散
化の影響すなわち検出器の各チャンネルがチャンネル方
向及びＺ軸方向に有限かつある程度のサイズをもってい
ることに関する記述はない。また計算機でシュミレーシ
ョンを行った結果が記載されているが、その詳細な内容
例えば補間方法などに関する記述はない。Also in these documents, there is no description about the influence of the discretization of the X-ray beam, that is, each channel of the detector has a finite and certain size in the channel direction and the Z-axis direction. Moreover, although the result of the simulation performed by the computer is described, there is no description about the detailed contents such as the interpolation method.

【００１３】[0013]

【発明が解決しようとする課題】（１）１チャンネルの
検出素子のＺ軸方向およびチャンネル方向のサイズが一
定の大きさを有することによる再構成誤差に関する問題
点 上記文献では純粋に数学的な式の上の議論の後、計算機
シミュレーションの結果がいきなり提示されるのに過ぎ
ない。再構成処理上、円筒状の撮影領域ＦＯＶは複数の
ボクセルの集まりとして規定されている。計算機上では
焦点から再構成したいボクセルを結んだ直線が検出器面
に到達する点におけるデータを任意に発生させることが
可能であるため、これら離散化の影響は現れない。また
種々の実験で用いられるI.I.などの検出器においては、
検出素子が0.5mm 角以下の正方形で形成されており、そ
のサイズは実用上ほとんど無視できる上に、縦横のサイ
ズが等方的である。(1) Problems relating to reconstruction error due to the fact that the size of the one-channel detection element in the Z-axis direction and the channel direction has a certain size. After the discussion above, the results of computer simulation are only presented suddenly. In the reconstruction process, the cylindrical imaging area FOV is defined as a collection of a plurality of voxels. On a computer, since it is possible to arbitrarily generate data at the point where a straight line connecting voxels to be reconstructed from the focus reaches the detector surface, the influence of these discretization does not appear. Also, in detectors such as II used in various experiments,
The detection element is a square with a size of 0.5 mm square or less, and its size is practically negligible, and the vertical and horizontal sizes are isotropic.

【００１４】それに対して実際のコーンビームＣＴなど
では検出素子のチャンネル方向とＺ軸方向のサイズが１
mm×２mm程度である。実測された投影データのＸ線パス
は、Ｘ線焦点とチャンネル中心とを結ぶ直線として認識
されるため、多くの場合、この実測のＸ線パスは、Ｘ線
焦点と、再構成処理上規定されるボクセルの中心とを結
ぶ計算上のＸ線パスとはズレている。このズレが誤差を
誘引する。なお、I.I.などのように検出素子のサイズが
十分に小さく点としてとらえても差し障りがないような
程度であれば、このズレを無視して計算上のＸ線パスに
最も近い位置の実測のＸ線パスのデータを利用しても実
用上差支えがないが、コーンビームＣＴにおける検出器
のように検出素子サイズが大きい場合、この誤差は無視
できない。検出素子のＺ軸方向のサイズがさらに大きい
場合には、この誤差はさらに大きくなってしまう。On the other hand, in an actual cone beam CT or the like, the size of the detecting element in the channel direction and the Z-axis direction is 1
It is about mm x 2 mm. The X-ray path of the actually measured projection data is recognized as a straight line connecting the X-ray focus and the center of the channel. Therefore, in many cases, this actually measured X-ray path is defined by the X-ray focus and the reconstruction process. The calculated X-ray path connecting with the center of the voxel is deviated. This deviation causes an error. If the size of the detecting element is small enough to be regarded as a point, such as II, then this deviation will be ignored and the measured X-ray at the position closest to the calculated X-ray path will be ignored. Although there is no practical problem even if the data of the line path is used, this error cannot be ignored when the size of the detection element is large like the detector in the cone beam CT. If the size of the detection element in the Z-axis direction is larger, this error will be larger.

【００１５】（２）重複領域のデータの取り扱いに関す
る問題点 文献３に記述されたようにヘリカルピッチを決定する
と、図２１（ａ）に斜線で示すように、あるｋ回転目の
Ｘ線ビームと、ｋ＋１回転目のＸ線ビームとが重複して
照射される。これは、斜線の重複領域の情報が、２つの
投影データに含まれることを意味している。しかし、文
献３ではこの重複領域を無視し、対象とする再構成面に
対する交差角度、つまりコーン角の小さいＸ線ビームだ
けを選択的に用いて逆投影を行うに過ぎず、情報を十分
に利用していない。(2) Problems concerning handling of data in the overlapping area When the helical pitch is determined as described in Document 3, as shown by the diagonal lines in FIG. , K + 1 rotation X-ray beam is overlapped and irradiated. This means that the information of the overlapping area of the diagonal lines is included in the two projection data. However, in Reference 3, the overlap region is ignored, and only the X-ray beam having a small crossing angle with respect to the target reconstruction surface, that is, the cone angle is selectively used to perform backprojection, and information is sufficiently used. I haven't.

【００１６】（３）再構成開始角度と終了角度のつなぎ
目の方向に発生するストリークに関する問題点 また文献３のように対象とする再構成面をなるべくコー
ン角の小さい投影データを使って再構成するときの、Ｘ
線焦点から再構成面の回転中心に対するコーン角の概略
を図２１（ｂ）に示す。再構成開始角と再構成終了角は
隣り合っているが、前記再構成開始角が＋１０°である
のに対し、再構成終了角では−１０°であるので、この
つなぎ目の方向（破線）には、このコーン角の不連続に
よる大きなギャップが存在することが分かる。またデー
タ収集時刻のズレによる被写体の動きの影響もあり、こ
の方向には明瞭なストリークアーチファクトが発生して
しまう。(3) Problems concerning streak occurring in the direction of the joint of the reconstruction start angle and the end angle Further, as in Reference 3, the target reconstruction surface is reconstructed using projection data with a cone angle as small as possible. When X
The outline of the cone angle from the line focus to the rotation center of the reconstruction surface is shown in FIG. The reconstruction start angle and the reconstruction end angle are adjacent to each other, but the reconstruction start angle is + 10 °, whereas the reconstruction end angle is −10 °, so in the direction of this joint (broken line). Indicates that there is a large gap due to this discontinuity in cone angle. In addition, there is an influence of the movement of the subject due to the deviation of the data collection time, and a clear streak artifact occurs in this direction.

【００１７】（４）ヘリカルピッチが小さい問題点 文献３には「Ｘ線ビームの上端と下端との交点が被写体
存在領域外側に位置することが必要充分である」との記
述があるが、検出器のチャンネルサイズその他離散化に
関する記述はない。つまり、これは「検出器の最上列の
チャンネル中心を通るＸ線パスと最下列のチャンネル中
心を通るＸ線パスとの交点が被写体存在領域の外に位置
することが必要十分である」（図２２参照）と解釈さ
れ、ヘリカルピッチはかなり小さくなってしまうことを
意味する。例えば検出器列数をＮ、基本スライス厚をTh
ick 、焦点−回転中心間距離をＦＣＤ、有効視野直径を
ＦＯＶとすると、ヘリカルピッチＰは、 Ｐ≦ Thick×(N/2-0.5）×(FCD-FOV/2)/FCD ×2.0 …（２） で定義される。例えばＮ=10,Thick=2mm,FCD=500mm,FOV=
240mm とすると、P=13.68mm/REV となる。これはかなり
小さく、撮影時間が非常に長くなることを意味する。(4) Problem of small helical pitch Document 3 describes that "it is necessary and sufficient that the intersection of the upper end and the lower end of the X-ray beam is located outside the subject existing area". There is no description about the channel size of the vessel and other discretization. In other words, it is necessary and sufficient that "the intersection of the X-ray path passing through the channel center of the uppermost row of the detector and the X-ray path passing through the channel center of the lowermost row is located outside the subject existing area" (Fig. 22)), which means that the helical pitch becomes considerably small. For example, the number of detector rows is N and the basic slice thickness is Th.
ick, the focal point-rotation center distance is FCD, and the effective field diameter is FOV, the helical pitch P is P ≦ Thick × (N / 2-0.5) × (FCD-FOV / 2) /FCD×2.0 (2 ) Is defined. For example, N = 10, Thick = 2mm, FCD = 500mm, FOV =
When it is 240mm, P = 13.68mm / REV. This is quite small, which means that the shooting time will be very long.

【００１８】 本発明の目的は、コーン角の不連続によ
るストリークアーチファクトの発生を軽減し得るＸ線コ
ンピュータ断層撮影装置を提供することである。An object of the present invention is to provide an X-ray computed tomography apparatus capable of reducing the occurrence of streak artifacts due to the discontinuity of the cone angle.

【００１９】[0019]

【課題を解決するための手段】本発明は、被検体の体軸
方向に広がりを持つＸ線を発生するＸ線源と、被検体の
体軸方向に沿って複数列配列され被検体の透過Ｘ線を収
集する多チャンネル型のＸ線検出手段と、前記Ｘ線源と
被検体との相対移動と相対回転運動によってらせん状ス
キャンをし、収集したデータを処理し、処理したデータ
を逆投影することにより画像を再構成する手段とを有す
るＸ線コンピュータ断層撮影装置において、前記らせん
状スキャンのピッチを基本スライス厚の非整数倍として
前記らせん状スキャンを行い、撮影領域に定めたボクセ
ル毎に逆投影データを求めることを特徴とする。 According to the present invention, an X-ray source for generating X-rays having a spread in the body axis direction of a subject, and a plurality of rows arranged along the body axis direction of the subject are transmitted through the subject. Multi-channel type X-ray detecting means for collecting X-rays, spiral scanning is performed by relative movement and relative rotational movement between the X-ray source and the subject, the collected data is processed, and the processed data is backprojected. in X-ray computed tomography apparatus and a means for reconstructing an image by, have rows the helical scan pitch of the helical scan as a non-integral multiple of the basic slice thickness was set to the imaging area voxels
It is characterized in that the backprojection data is obtained for each module .

【００２０】[0020]

【発明の実施の形態】以下本発明による実施の形態につ
いて図面を参照して説明する。 （第１の実施の形態）図１は第１の実施の形態によるＸ
線コンピュータ断層撮影装置の構成図である。図２は図
１のガントリの外観図である。図３は図１の２次元アレ
イ型検出器の斜視図である。投影データ測定系としての
ガントリ（架台ともいう）１は、円錐に近似したコーン
ビーム状のＸ線束を発生するＸ線源３と、複数の検出素
子を２次元状に配列してなる２次元アレイ型Ｘ線検出器
５とを収容する。Ｘ線源３と２次元アレイ型Ｘ線検出器
５とは、寝台６のスライド天板に載置された被検体を挟
んで対向した状態で回転リング２に装備される。２次元
アレイ型Ｘ線検出器５としては、複数の検出素子が１次
元に配列されてなる１次元アレイ型検出器が複数列積み
重ねられた状態で回転リング２に実装される。ここで、
１つの検出素子は１チャンネルに相当するものと定義す
る。Ｘ線源３からのＸ線はＸ線フィルタ４を介して被検
体に照射される。被検体を通過したＸ線は２次元アレイ
型Ｘ線検出器５で電気信号として検出される。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. (First Embodiment) FIG. 1 shows an X according to the first embodiment.
It is a block diagram of a line computed tomography apparatus. FIG. 2 is an external view of the gantry of FIG. FIG. 3 is a perspective view of the two-dimensional array type detector of FIG. A gantry (also referred to as a gantry) 1 as a projection data measurement system is a two-dimensional array in which an X-ray source 3 that generates a cone-beam-shaped X-ray flux that approximates a cone and a plurality of detection elements are arranged in a two-dimensional array. And a type X-ray detector 5. The X-ray source 3 and the two-dimensional array type X-ray detector 5 are mounted on the rotating ring 2 so as to face each other with the subject placed on the slide table of the bed 6 interposed therebetween. As the two-dimensional array type X-ray detector 5, a one-dimensional array type detector in which a plurality of detection elements are one-dimensionally arranged is mounted on the rotating ring 2 in a stacked state. here,
One detection element is defined as one channel. The X-ray from the X-ray source 3 is applied to the subject through the X-ray filter 4. The X-rays that have passed through the subject are detected as electric signals by the two-dimensional array X-ray detector 5.

【００２１】Ｘ線制御器８は高圧発生器７にトリガ信号
を供給する。高圧発生器７はトリガ信号を受けたタイミ
ングでＸ線源３に高電圧を印加する。これによりＸ線源
３からはＸ線がばく射される。The X-ray controller 8 supplies a trigger signal to the high voltage generator 7. The high voltage generator 7 applies a high voltage to the X-ray source 3 at the timing of receiving the trigger signal. As a result, X-rays are emitted from the X-ray source 3.

【００２２】架台寝台制御器９は、ガントリ１の回転リ
ング２の回転と、寝台６のスライド天板のスライドとを
同期して制御する。システム全体の制御中枢としてのシ
ステム制御器１０は、被検体から見てＸ線源３が螺旋軌
道を移動するいわゆるヘリカルスキャンを実行するよう
に、Ｘ線制御器８と架台寝台制御器９を制御する。具体
的には、回転リング２が一定の角速度で連続回転し、ス
ライド天板が一定の速度で移動し、Ｘ線源３から連続的
又は一定角度毎に間欠的にＸ線がばく射される。The gantry bed controller 9 controls the rotation of the rotating ring 2 of the gantry 1 and the slide of the slide top plate of the bed 6 in synchronization with each other. The system controller 10 as a control center of the entire system controls the X-ray controller 8 and the gantry bed controller 9 so that the X-ray source 3 executes a so-called helical scan in which the X-ray source 3 moves in a spiral trajectory as viewed from the subject. To do. Specifically, the rotary ring 2 continuously rotates at a constant angular velocity, the slide top moves at a constant velocity, and X-rays are continuously or intermittently emitted from the X-ray source 3 at constant angles. .

【００２３】２次元アレイ型Ｘ線検出器５の出力信号は
チャンネル毎にデータ収集部１１で増幅され、ディジタ
ル信号に変換される。データ収集部１１から出力される
投影データは、再構成処理部１２に取り込まれる。再構
成処理部１２は、投影データに基づいてボクセル毎にＸ
線吸収率を反映した逆投影データを求める。本実施の形
態のようなコーンビーム状のＸ線を用いたヘリカルスキ
ャン方式では、その撮影領域（有効視野）は回転中心軸
を中心として半径ωの円筒形状を成し、再構成処理部１
２はこの撮影領域に複数のボクセル（立体画素）を規定
し、ボクセル毎に逆投影データを求める。この逆投影デ
ータに基づいて作成された３次元画像データ又は断層像
データは表示装置１４に送られ３次元画像又は断層像と
してビジュアルに表示される。The output signal of the two-dimensional array type X-ray detector 5 is amplified by the data collecting section 11 for each channel and converted into a digital signal. The projection data output from the data collection unit 11 is captured by the reconstruction processing unit 12. The reconstruction processing unit 12 calculates X for each voxel based on the projection data.
Obtain backprojection data that reflects the linear absorption rate. In the helical scan method using cone-beam-shaped X-rays as in this embodiment, the imaging region (effective field of view) has a cylindrical shape with a radius ω centering on the rotation center axis, and the reconstruction processing unit 1
Reference numeral 2 defines a plurality of voxels (three-dimensional pixels) in this imaging region, and obtains backprojection data for each voxel. The three-dimensional image data or tomographic image data created based on this back projection data is sent to the display device 14 and visually displayed as a three-dimensional image or tomographic image.

【００２４】次に本実施の形態の作用について説明す
る。ここで、システムのジオメトリは図４（ａ），
（ｂ）に示すように検出器列数Ｎ、基本スライス厚Thic
k 、焦点−回転中心間距離ＦＣＤ、撮影領域（有効視
野）の直径ω、ヘリカルピッチＰとし、一例としてN=1
0,Thick=2mm,FCD=500mm,FOV=240mmとする。基本スライ
ス厚とは、撮影領域ＦＯＶ付近での１チャンネル分の検
出素子に照射されるＸ線ビームの厚みとして定義され
る。ヘリカルピッチＰとは、Ｘ線源３の螺旋軌道の間
隔、具体的にはＸ線源３が１回転する間に移動するスラ
イド天板の移動距離として定義される。Next, the operation of this embodiment will be described. Here, the geometry of the system is shown in FIG.
As shown in (b), the number of detector rows N, basic slice thickness Thic
k, focus-rotation center distance FCD, imaging area (effective field of view) diameter ω, helical pitch P, and N = 1 as an example
0, Thick = 2mm, FCD = 500mm, FOV = 240mm. The basic slice thickness is defined as the thickness of the X-ray beam with which the detection element for one channel is irradiated in the vicinity of the imaging region FOV. The helical pitch P is defined as the distance between the spiral trajectories of the X-ray source 3, specifically, the moving distance of the slide top that moves during one rotation of the X-ray source 3.

【００２５】（１）逆投影データの作成方法 まず、装置側、つまり再構成処理部１２は、Ｘ線焦点Ｆ
とボクセルの中心とを結ぶ直線（Ｘ線パス）に沿って投
影データが得られていると計算上認識しているが、実際
に実測される投影データはＸ線焦点Ｆと検出素子中心と
を結ぶＸ線パスに沿って得られる、換言するとこのＸ線
パスに感度中心が存在することが多い。この計算上のＸ
線パスと、実際のＸ線パスとのズレが画質を低下させる
誤差要因となり得る。この点、確認されたい。(1) Method of Creating Backprojection Data First, the apparatus side, that is, the reconstruction processing unit 12 is the X-ray focal point F.
Although it is computationally recognized that the projection data is obtained along the straight line (X-ray path) connecting the center of the voxel with the center of the voxel, the actually measured projection data is the X-ray focus F and the center of the detection element. The sensitivity center is often present along the connecting X-ray path, in other words, in this X-ray path. X in this calculation
The deviation between the line path and the actual X-ray path can be an error factor that deteriorates the image quality. Please check this point.

【００２６】図６は、あるビューＩ（例えば頂点位置を
０°としたときのＸ線源３の回転角度）におけるＸ線ビ
ームと再構成ボクセルとの関係を示す模式図である。こ
こで斜線で示すボクセルＶに対するこのビューの投影デ
ータの逆投影を考える。Ｘ線焦点ＦとボクセルＶの中心
とを結んだ直線ＦＶＣを延長し、検出器面に交差する点
を点Ｃとする。図７に点Ｃと検出素子との関係を示す。
点Ｃは（ｎ，ｍ）の検出素子、（ｎ，ｍ+1）の検出素
子、（ｎ+1，ｍ）の検出素子、（ｎ+1，ｍ+1）の検出素
子各々の中心点間に存在するものとする。「各チャンネ
ルの中心位置」を“矩形のチャンネルの重心”と定義す
ると、点Ｃはいずれのチャンネルの中心からも外れてい
る。検出器がI.I.の時に良く行われるように最も近い検
出器列、最も近いチャンネルのデータを、欲しい直線Ｆ
ＶＣを通過したデータと近似すると、ＣＴの場合には上
述したような大きな誤差が発生してしまう。そこで本実
施の形態では、式（３）に示すように、計算上のＸ線パ
スＦＶＣの周囲に存在する実際の４本のＸ線パスに沿っ
て実測された投影データを前述の処理をしたデータ、つ
まり点Ｃ周囲の４チャンネル分における処理されたデー
タから、点Ｃと各チャンネル中心位置の距離の逆比で線
形の内挿補間し、得られた補間データを計算上のＸ線パ
スを示す直線ＦＶＣに沿って逆投影するデータとし、こ
れを所定の重み付けをして逆投影する。FIG. 6 is a schematic diagram showing the relationship between the X-ray beam and the reconstructed voxel in a certain view I (for example, the rotation angle of the X-ray source 3 when the vertex position is 0 °). Now consider the backprojection of the projection data of this view on the voxel V shown by the diagonal lines. A straight line FVC connecting the X-ray focal point F and the center of the voxel V is extended, and a point intersecting the detector plane is set as a point C. FIG. 7 shows the relationship between point C and the detection element.
Point C is the center point of each of the (n, m) detecting element, the (n, m + 1) detecting element, the (n + 1, m) detecting element, and the (n + 1, m + 1) detecting element. Shall exist in between. When the "center position of each channel" is defined as "center of gravity of rectangular channel", the point C is deviated from the center of any channel. If you want the detector to be II, the closest detector row and the data of the closest channel should be the straight line F you want.
If the data is approximated to the data that has passed through VC, the above-mentioned large error occurs in the case of CT. Therefore, in the present embodiment, the projection data actually measured along the four actual X-ray paths existing around the calculated X-ray path FVC is subjected to the above-described processing, as shown in Expression (3). The data, that is, the processed data for four channels around the point C, is linearly interpolated with the inverse ratio of the distance between the point C and the center position of each channel, and the obtained interpolated data is calculated as an X-ray path. The data is backprojected along the indicated straight line FVC, and this data is backprojected with a predetermined weighting.

【００２７】[0027]

【数１】 [Equation 1]

【００２８】ここでは距離の逆比で４データを線形補間
する方法を示したが、４データを非線形補間、又はＺ軸
方向に3,4,,,Ｎ列分のデータを用いる6,8,,,２Ｎデータ
の線形、若しくはＺ軸方向に3,4,,,Ｎ列分のデータを用
いる6,8,,,２Ｎデータの非線形補間を採用してもよい
し、チャンネル方向とＺ軸方向で補間関数を変えてもよ
い。Here, the method of linearly interpolating 4 data with the inverse ratio of the distance is shown, but the 4 data is non-linearly interpolated, or the data of 3, 4, ..., N columns in the Z-axis direction is used 6,8 ,. ,, 2N data linear, or non-linear interpolation of 6,8,, 2N data using 3,4 ,,, N columns of data in the Z-axis direction may be adopted, or channel direction and Z-axis direction The interpolation function may be changed with.

【００２９】（２）ビーム重複領域への２データ逆投影
方法 図８は同じ位相（同じビューＩ）における、ある再構成
面を挟むｋ回転目のＸ線焦点Ｆ(k) からのＸ線ビームの
照射範囲と、Ｋ+1回転目のＸ線焦点Ｆ(k+1）からのＸ線
ビームの照射範囲とをＺ軸に垂直な方向から見た図であ
る。ｋ回転目のＸ線焦点Ｆ(k) からのＸ線ビームの照射
範囲と、Ｋ+1回転目のＸ線焦点Ｆ(k+1）からのＸ線ビー
ムの照射範囲とが一部重複するようにヘリカルスキャン
が実行される。重複領域外のボクセルＶ１に対しては、
焦点Ｆ(k) からのＸ線ビームだけが通過しているので、
焦点Ｆ(k）からのボクセルＶ１を通りある検出素子に至
るＸ線パスに沿って得られた投影データを処理したデー
タを、式（４）にしたがって重み付けして逆投影する。(2) Method of Back-projecting Two Data onto Beam Overlapping Region FIG. 8 shows the X-ray beam from the X-ray focus F (k) at the k-th rotation which sandwiches a certain reconstruction plane in the same phase (same view I). 2 is a view of an irradiation range of X and an irradiation range of an X-ray beam from an X-ray focal point F (k + 1) at the (K + 1) th rotation, as seen from a direction perpendicular to the Z axis. The irradiation range of the X-ray beam from the k-th rotation X-ray focus F (k) partially overlaps with the irradiation range of the X-ray beam from the K + 1-th rotation X-ray focus F (k + 1). The helical scan is executed as follows. For voxel V1 outside the overlap region,
Since only the X-ray beam from the focal point F (k) is passing,
Data obtained by processing the projection data obtained along the X-ray path from the focal point F (k) through the voxel V1 to a certain detection element is weighted according to the equation (4) and backprojected.

【００３０】 Back(I,k) = 1/Ｗ² ・D(k) …（４） ただし、D(k)はコンボリューション演算などの所定の処
理をされた投影データを示す。Ｗは、Ｘ線源の位置Ｆと
再構成点Ｖをx-y 平面に射影した２点間の距離を示す。Back (I, k) = 1 / W ² · D (k) (4) Here, D (k) represents projection data that has been subjected to a predetermined process such as convolution calculation. W indicates the distance between the position F of the X-ray source and the two points obtained by projecting the reconstruction point V on the xy plane.

【００３１】重複領域内のボクセルＶ２に対しては両方
の焦点からのＸ線ビームが交差しているので、焦点Ｆ
(k) からのＸ線ビームで得られた投影データを所定の処
理後、式（４）にしたがって重み付けして逆投影したデ
ータBack(I,k) を得、焦点F(k+1)からのＸ線ビームで得
られたデータを同様に式（４）にしたがって重み付けし
て逆投影したデータBack(I,k+1) を得、式（５）にした
がって２つのデータBack(I,k) とBack(I,k+1) を重み付
け加算して当該ボクセルＶ２の逆投影データBack(I) を
得る。For the voxel V2 in the overlap region, the X-ray beams from both focal points intersect, so the focal point F
After the projection data obtained by the X-ray beam from (k) is subjected to a predetermined process, the back projection data Back (I, k) is obtained by weighting according to the equation (4), and from the focus F (k + 1) Similarly, the data obtained by the X-ray beam of is back-projected to obtain the data Back (I, k + 1) by weighting it according to the equation (4), and the two data Back (I, k) are obtained according to the equation (5). ) And Back (I, k + 1) are weighted and added to obtain backprojection data Back (I) of the voxel V2.

【００３２】 Back(I) = α・Back(I,k)+(1- α) ・Back(I,k+1) …（５） ただし、α＝｜（点ＣＦのＺ座標) −（再構成点のＺ座
標）｜／（ＷＺ） そして、ボクセルＶ２のＣＴデータＶ(x,y,z) は、全ビ
ューの逆投影データBack(I) の積算として式（６）にし
たがって求められる。Back (I) = α · Back (I, k) + (1-α) · Back (I, k + 1) (5) where α = | (Z coordinate of the point CF) − (re Z coordinate of constituent point) | / (WZ) Then, the CT data V (x, y, z) of the voxel V2 is obtained according to the equation (6) as an integration of the back projection data Back (I) of all the views.

【００３３】 ここでＣＦは２つのビームが交差する点であり、ＷＺは
２つのデータを逆投影するＺ軸方向の範囲である。その
範囲が重複領域そのものであるときには図８のようにな
り、焦点とボクセルの位置関係で定まる。[0033] Here, CF is a point at which two beams intersect, and WZ is a range in the Z-axis direction in which two data are back projected. When the range is the overlap area itself, the result is as shown in FIG. 8, which is determined by the positional relationship between the focus and the voxel.

【００３４】ここで２つのデータBack(I,k) とBack(I,K
+1) は重み係数αを用いて重み付け加算したが，αは必
ずしも式（５）の但し書きで特定したものである必要は
なく、焦点位置と再構成点との位置関係によって定まる
重み係数で有れば良いし、または重みαは0.5 ，0.7 な
どある値で一定としても良い。Here, two data, Back (I, k) and Back (I, K)
+1) was weighted and added using the weighting coefficient α, but α does not necessarily have to be specified by the proviso of equation (5), and is a weighting coefficient determined by the positional relationship between the focal position and the reconstruction point. Alternatively, the weight α may be fixed at a certain value such as 0.5 or 0.7.

【００３５】また、式（５）において２つの（逆投影さ
れる）コンボリューションされたデータＤ（チャンネ
ル，列）を逆投影して、Back(I,k）とBack(I,k+1）を得
た後、それぞれ重みづけ加算したが、式（７）、式
（８）にしたがって重み付け加算後に逆投影しても良
い。Further, in equation (5), two (backprojected) convoluted data D (channel, column) are backprojected, and Back (I, k) and Back (I, k + 1) After obtaining, the weighted addition is performed, but the back projection may be performed after the weighted addition according to the equations (7) and (8).

【００３６】 D'(I) ＝α・D(k)+ (1-α)・D(k+1) …（７） Back(I） ＝1/Ｗ² ・D'(I) …（８） （３）外挿補間処理とヘリカルピッチに関して ヘリカルピッチは、後者の文献によると“検出器の最上
列のチャンネルの中心に対するＸ線ビームと検出器の最
下列のチャンネルの中心に対するＸ線ビームとの交点が
被写体存在領域外側に位置することが必要十分である”
と解釈できる。ここで有効視野全体のボクセルに対して
前述の４データ線形補間による投影データを逆投影する
ためには、有効視野の最も端のボクセルの中心の外側に
上述の交点が存在すれば良い。これだけでもヘリカルピ
ッチはわずかに大きくなる。例えば従来と同じ条件では
ピッチP=13.72mm が得られる。D ′ (I) = α · D (k) + (1-α) · D (k + 1) (7) Back (I) = 1 / W ² · D '(I) (8) (3) Extrapolation Interpolation Processing and Helical Pitch According to the latter reference, the helical pitch is defined as "the X-ray beam for the center of the uppermost channel of the detector and the X-ray beam for the center of the lowermost channel of the detector. It is necessary and sufficient that the intersection point of is located outside the subject existing area "
Can be interpreted as Here, in order to back-project the projection data by the above-described 4-data linear interpolation on the voxels of the entire effective visual field, the above-mentioned intersection may be present outside the center of the voxel at the end of the effective visual field. Even this alone will increase the helical pitch slightly. For example, under the same conditions as before, a pitch P of 13.72 mm can be obtained.

【００３７】もちろん４データの線形補間できない領域
は逆投影しないこととし、ＦＯＶ外側付近の画質低下を
無視してヘリカルピッチを大きくすることも可能であ
る。Of course, it is also possible to increase the helical pitch by ignoring the deterioration of the image quality near the outside of the FOV by not performing backprojection in the area where the four data cannot be linearly interpolated.

【００３８】しかし、Ｘ線焦点とボクセルの中心を通る
直線（Ｘ線パス）と検出器面との交点のＺ座標が検出器
の最上列あるいは最下列のチャンネル中心より外側（上
又は下側）の場合、検出器の最も上側あるいは下側の２
列、２チャンネルのデータを使って外挿補間（補外とも
いう）を行い、逆投影するデータを作成する。この方が
画質が良い。However, the Z coordinate of the intersection of the straight line (X-ray path) passing through the X-ray focal point and the center of the voxel and the detector surface is outside (upper or lower) the channel center of the uppermost row or the lowermost row of the detector. In the case of, the uppermost or lowermost 2 of the detector
Extrapolation interpolation (also called extrapolation) is performed using the data of the column and two channels to create data for backprojection. This has better image quality.

【００３９】例えば図９（ａ）は、ある位相（あるビュ
ーＩ）におけるＸ線ビームと再構成ボクセルの関係をＺ
軸に垂直な方向から見た図である。ボクセルＶに対する
逆投影を考える。焦点ＦとボクセルＶの中心を結んだ直
線を延長し、検出器面に交差する点を点Ｃとする（図９
（ｂ）参照）。点Ｃはチャンネル方向にはｎチャンネル
とn+1 チャンネル、Ｚ軸方向には１列目の上に存在す
る。点Ｃは明らかに最上端検出器列の中心Ｚ座標より上
側になる。そこで式（９）にしたがって、第１列と第２
列のｎチャンネルとn+1 チャンネルの４データを距離の
逆比で外挿補間して逆投影データBack(I）を得る。For example, FIG. 9A shows the relationship between the X-ray beam and the reconstructed voxel at a certain phase (a certain view I) by Z.
It is the figure seen from the direction perpendicular to an axis. Consider backprojection on voxel V. A straight line connecting the focal point F and the center of the voxel V is extended, and a point intersecting the detector plane is defined as a point C (FIG. 9).
(See (b)). The point C exists on the n-th channel and the n + 1-th channel in the channel direction and on the first column in the Z-axis direction. The point C is clearly above the center Z coordinate of the uppermost detector row. Then, according to equation (9), the first column and the second column
The back projection data Back (I) is obtained by extrapolating the four data of the n channel and the n + 1 channel of the column by the inverse ratio of the distance.

【００４０】[0040]

【数２】 [Equation 2]

【００４１】交点が検出器の最下列のチャンネル中心よ
り下側の場合も同様に外挿し、式（９）でＺ(1）→Ｚ
(N），Ｚ(2）→Ｚ（N-1)にそれぞれ置換すれば良い。If the intersection is below the center of the channel in the bottom row of the detector, extrapolation is performed in the same manner, and Z (1) → Z in equation (9).
(N), Z (2) → Z (N-1) may be replaced respectively.

【００４２】これにより、検出器列１列分外挿補間する
場合、ヘリカルピッチＰは式（１０）で定義でき、P=1
6.72mm とすることが可能であり、約22％大きくするこ
とができ、撮影時間の短縮化を実現する。Thus, when extrapolating and interpolating for one detector row, the helical pitch P can be defined by the equation (10), and P = 1.
It can be set to 6.72mm, which can be increased by about 22%, which shortens the shooting time.

【００４３】 Ｐ≦ Thick×((Ｎ＋2i)/2-0.5)×(FCD-FOV/2)/FCD ×2.0 …（１０） ここでは式（１０）でｉ＝１として、検出器１列分外挿
補間する場合を示したが、外挿補間の範囲はこれに限定
されない。有効視野ＦＯＶ端付近の画質劣化を許容でき
る場合には式（１０）下線部の値をN+2,N+3,,,というよ
うに大きくして行けば良い。ただし余り大きな外挿補間
はかえって画質を劣化させることがあるので、外挿逆投
影データする範囲（境界）を予め決定しておき、ヘリカ
ルピッチがその範囲を越えるときは、その範囲外には境
界のデータを与えても良い。即ち、式（９）でZ(2),Z
(1）に境界に対する値を入力しても良い。P ≦ Thick × ((N + 2i) /2-0.5) × (FCD-FOV / 2) /FCD×2.0 (10) Here, i = 1 in the equation (10), and one detector row is excluded. Although the case of performing interpolation is shown, the range of extrapolation is not limited to this. If deterioration of image quality near the end of the effective field of view FOV can be tolerated, the underlined values in equation (10) may be increased to N + 2, N + 3 ,. However, extra-large extrapolation may rather deteriorate the image quality. Therefore, if the range (boundary) for extrapolation backprojection data is determined in advance and the helical pitch exceeds that range, a boundary is placed outside that range. Data may be given. That is, in equation (9), Z (2), Z
You may enter the value for the boundary in (1).

【００４４】ここでは距離の逆比で４データ線形外挿補
間する方法を示したが、４データの非線形外挿補間、Ｚ
軸方向に3,4,,,Ｎ列分のデータを用いる6,8,,,２Ｎデー
タの線形、あるいは非線形外挿補間を採用してもよい。Here, the method of performing 4-data linear extrapolation interpolation with the inverse ratio of the distance is shown, but the 4-data non-linear extrapolation interpolation, Z
Linear, or non-linear extrapolation of 6,8, ..., 2N data using data for 3,4, ... N columns in the axial direction may be adopted.

【００４５】さて、上記外挿補間処理においては交点が
最端の検出器中心より外に存在するとき外挿補間を用い
ることを示したが、以下の方法でも良い。In the extrapolation processing described above, the extrapolation is used when the intersection is outside the center of the detector at the end, but the following method may be used.

【００４６】(1)スキャン時に各ビューにおけるＮ列分
のデータの上下に１列ずつダミーデータを持つ。 (2)各ビューにおけるＮ列分のデータを使って上下１列
ずつのデータを外挿補間しておく。(1) At the time of scanning, dummy data is provided one column above and below the data for N columns in each view. (2) Extrapolation is performed on the data for each of the upper and lower columns using the data for N columns in each view.

【００４７】例えばｎチャンネルの第1,2 列目、第N-1,
N 列目のデータから仮想的な第0,N+1 列のデータを下式
（１１）のように外挿する。For example, the first and second columns of the n channel, the N-1,
The data of the virtual 0th and N + 1th columns are extrapolated from the data of the Nth column by the following equation (11).

【００４８】 D(n,0) =2×D(n,1)-D(n,2) D(n,N+1)=2×D(n,N)-D(n,N-1) …（１１） (3)(2)で計算した仮想的な検出器列、第0,N+1 列を含め
て全部でN+2 列の検出器のデータと見なし、（１）記載
の内挿補間処理を行って逆投影すべきデータを求める。D (n, 0) = 2 × D (n, 1) -D (n, 2) D (n, N + 1) = 2 × D (n, N) -D (n, N-1 ) ... (11) Considered as the data of the detector of N + 2 columns in total including the virtual detector column calculated in (3) (2) and the 0th and N + 1th columns, and described in (1). Data to be backprojected is obtained by performing interpolation processing.

【００４９】この外挿補間処理と内挿補間処理とを併用
する方法によると、(2）の固定的な処理は汎用のハード
ウェアによって高速な処理が可能であり、(3）の内挿補
間は（１）と同じ処理であることから、外挿補間用の特
殊なハードウェアを持たずに安価な構成による実現が可
能である。この例では上下に１列ずつ加えてN+2 列の仮
想的検出器列を作成したが、更に仮想的検出器列数を増
やすことで、式（１０）N+1 をN+2,N+3,,,と大きくする
場合にも対応できる。(1）は必ずしも必要でない。According to the method of using the extrapolation interpolation process and the interpolative interpolation process together, the fixed process of (2) can be performed at high speed by general-purpose hardware, and the interpolation process of (3) is possible. Is the same processing as (1), it can be realized with an inexpensive configuration without special hardware for extrapolation interpolation. In this example, N + 2 virtual detector rows were created by adding one row above and one row above, but by increasing the number of virtual detector rows, equation (10) N + 1 can be changed to N + 2, N. It can also be used when increasing to +3 ,,, and so on. (1) is not always necessary.

【００５０】以上（１）乃至（３）により、ヘリカルピ
ッチを定めてスキャンを行い、投影データを所定の処理
をして得たデータを補間して逆投影して画像再構成す
る。According to the above (1) to (3), the helical pitch is determined, scanning is performed, and projection data is subjected to a predetermined process to interpolate the data obtained and back-project to reconstruct an image.

【００５１】（１）および（３）はヘリカルスキャンで
なくコンベンショナルスキャンにおける Feldkamp 再構
成にも適応できる。(1) and (3) can be applied to Feldkamp reconstruction in conventional scan as well as helical scan.

【００５２】（第２の実施の形態）システム構成および
（１）逆投影データの作成方法、（２）ビーム重複領域
への２データ逆投影処理、（３）外挿補間処理とヘリカ
ルピッチに関しては、第１の実施の形態と同じであり、
説明は省略し、第１の実施の形態と相違する部分のみ説
明する。(Second Embodiment) Regarding the system configuration, (1) method of creating backprojection data, (2) backprojection processing of two data on beam overlap region, (3) extrapolation interpolation processing and helical pitch, , The same as the first embodiment,
Description is omitted, and only parts different from the first embodiment will be described.

【００５３】（４）ヘリカルピッチの決定方法 第１の実施の形態で記述した（２）ビーム重複領域への
２データ逆投影処理では、ｋ回転目とｋ＋１回転目の２
焦点からの２つの投影データを１つのボクセルに対して
逆投影し、重み付け加算した。ここで４データの内挿補
間あるいは外挿補間で仮想的に逆投影データを作成して
逆投影する場合でも、投影データ又は逆投影データは、
あくまで内挿補間あるいは外挿補外によって作成される
ため、補間自体の誤差や、隣接するビューで補間に使う
検出器列またはチャンネルを切り換える場合に発生する
誤差があるため、わずかなアーチファクトが発生する。
この切り換えに起因するアーチファクトを軽減するため
に、本実施の形態ではヘリカルピッチＰを工夫する。(4) Helical pitch determination method In the (2) two-data back-projection process on the beam overlap region described in the first embodiment, the k-th rotation and the k + 1-th rotation are performed.
The two projection data from the focus were backprojected to one voxel and weighted summed. Even when the backprojection data is virtually created by the interpolation or the extrapolation of the four data and the backprojection is performed, the projection data or the backprojection data is
Since it is created only by interpolation or extrapolation, there are slight artifacts due to errors in the interpolation itself and errors that occur when switching the detector row or channel used for interpolation in adjacent views. .
In order to reduce the artifacts caused by this switching, the helical pitch P is devised in this embodiment.

【００５４】さてヘリカルピッチＰを決定する際には、
シングルスライスＣＴの習慣もあり、式（１０）及び式
（１２）を満たすように決定する。Now, when determining the helical pitch P,
There is also a habit of single-slice CT, and it is decided to satisfy the equations (10) and (12).

【００５５】 Ｐ ＝ Thick ×Ｉ (Iは整数） …（１２） 且つＰ ≦ Thick ×((Ｎ＋2i)/2-0.5)×(FCD-FOV/2)/
FCD×2.0 …（１０）再掲 例えば第１の実施の形態の
条件下ではP=16mmになる。しかし式（１２）のようにヘ
リカルピッチが基本スライス厚の整数倍の場合、切り換
えを、１回転 360°を整数分割したタイミングで行うた
め、何回転目でも常に同じ位相で同様の現象が発生して
しまう。例えば図１０はあるボクセルに対する逆投影の
ために投影データを４点内挿補間で求める際に用いる検
出器列の切り換えによるギャップの影響を示している。
図１０（ａ）が再構成面より下側のＸ線焦点Ｆ（Ｎ）に
よる切り換えによるギャップが生じる角度（方向）であ
り、図１０（ｂ）が１回転後の上側の焦点Ｆ（Ｎ＋１）
による切り換えギャップである。同じ位相（回転角）で
切り換えが発生しており、同じ方向に誤差を含んだ逆投
影が行われるためアーチファクトが重ね合わされ、２焦
点からの２つのデータを１つのボクセルに逆投影して重
み付け加算するにも関わらず、アーチファクトが弱まる
ことがない。重み付け加算した結果を図１０（ｃ）に示
す。P = Thick × I (I is an integer) (12) and P ≦ Thick × ((N + 2i) /2-0.5) × (FCD-FOV / 2) /
FCD × 2.0 (10) Reprinted For example, P = 16 mm under the conditions of the first embodiment. However, when the helical pitch is an integral multiple of the basic slice thickness as shown in equation (12), switching is performed at the timing of 360 ° of one rotation divided by an integer, so that the same phenomenon always occurs at the same phase regardless of the number of rotations. Will end up. For example, FIG. 10 shows the influence of the gap due to the switching of the detector array used when the projection data is obtained by the 4-point interpolation for the back projection for a certain voxel.
FIG. 10A is an angle (direction) in which a gap is generated by switching by the X-ray focal point F (N) below the reconstruction plane, and FIG. 10B is an upper focal point F (N + 1) after one rotation.
It is a switching gap due to. Since switching occurs at the same phase (rotation angle) and back projection including an error is performed in the same direction, artifacts are superimposed, and two data from two focal points are back projected to one voxel and weighted addition is performed. Despite this, the artifacts do not weaken. The result of weighted addition is shown in FIG.

【００５６】そこで、第２の実施の形態では、ヘリカル
ピッチを式（１０）及び式（１３）を満たすように決定
する。Therefore, in the second embodiment, the helical pitch is determined so as to satisfy the expressions (10) and (13).

【００５７】 Ｐ ＝ Thick ×Ｘ （Ｘは整数でない） …（１３） 且つＰ ≦ Thick ×((Ｎ＋2i)/2-0.5)×(FCD-FOV/2)/
FCD×2.0 …（１０）再掲 つまり、ヘリカルピッチを
基本スライス厚の非整数倍に設定する。P = Thick × X (X is not an integer) (13) and P ≦ Thick × ((N + 2i) /2-0.5) × (FCD-FOV / 2) /
FCD × 2.0 (10) Reprinted That is, the helical pitch is set to a non-integer multiple of the basic slice thickness.

【００５８】このとき、前述の切り換えによるギャップ
の方向は、図１１のようになる。図１１（ａ）が再構成
面より下側のＸ線焦点によるもの、図１１（ｂ）が上側
のＸ線焦点によるもの、図１１（ｃ）が重み付け加算結
果である。上側と下側でアーチファクトの切り換えが発
生する方向がずれたことで、互いに相殺し合い、明らか
にアーチファクトが弱められている。At this time, the direction of the gap by the above switching is as shown in FIG. FIG. 11A shows an X-ray focal point below the reconstruction plane, FIG. 11B shows an upper X-ray focal point, and FIG. 11C shows a weighted addition result. The deviation of the direction in which the switching of the artifacts occurs between the upper side and the lower side cancels each other out, and the artifacts are obviously weakened.

【００５９】なお、ヘリカルピッチは上述した条件に限
定されるものではない。“切り換えが発生する位相が再
構成面を挟み上下でずれるように決定すること”が重要
であり、少なくとも“ヘリカルピッチが基本スライス厚
の非整数倍である”という条件が重要である。The helical pitch is not limited to the above conditions. It is important to "determine that the phase at which switching occurs shifts vertically above and below the reconstruction surface", and at least "the helical pitch is a non-integer multiple of the basic slice thickness".

【００６０】例えばフアンビーム再構成で良く知られて
いるように、１８０゜＋ファン角度のいわゆるハーフ再
構成をこのFeldkamp再構成と組み合わせる場合には、式
（１０）は必要条件ではない。式（１３）の条件が本質
的である。Equation (10) is not a requirement when combining the so-called half reconstruction of 180 ° + fan angle with this Feldkamp reconstruction, as is well known for example in the fan-beam reconstruction. The condition of Expression (13) is essential.

【００６１】また、通常臨床現場において有効視野ＦＯ
Ｖは撮影対象部位によって、腹部はＭサイズ、頭部はＳ
サイズ、というように変える。ヘリカルピッチの条件式
（１０）のＦＯＶは後者の文献ではW=FOV/2=120mm で固
定されていたが、固定でなく、撮影対象部位のＦＯＶサ
イズに対応して可変とする。これにより、撮影領域が小
サイズのときは大きなヘリカルピッチで送ることが出来
る。In addition, the effective field of view FO is usually used in clinical practice.
V is M size in the abdomen and S in the head, depending on the part to be imaged.
Change the size, and so on. The FOV of the conditional expression (10) of the helical pitch is fixed at W = FOV / 2 = 120 mm in the latter document, but it is not fixed and can be changed according to the FOV size of the imaging target region. As a result, when the imaging area is small, it can be sent with a large helical pitch.

【００６２】例えば、ＦＯＶサイズを２４０ｍｍから１
２０ｍｍにした場合、３６０゜再構成の場合、式（１
０）によるとＰの上限は１６．７２ｍｍから１９．３６
ｍｍになり、式（１３）から適切な値を選ぶとＰは１
６．５ｍｍから１８．５ｍｍに変更される。あるいは逆
に、へリカルピッチからＦＯＶサイズを決定しても良
い。For example, the FOV size is 240 mm to 1
In case of 20 mm, in case of 360 ° reconstruction, the formula (1
According to (0), the upper limit of P is 16.72 mm to 19.36.
mm, and P is 1 if an appropriate value is selected from equation (13).
It is changed from 6.5 mm to 18.5 mm. Alternatively, conversely, the FOV size may be determined from the helical pitch.

【００６３】以上のように決定したヘリカルピッチでヘ
リカルスキャンを行い、第１の実施の形態と同様の手法
で画像再構成する。A helical scan is performed at the helical pitch determined as described above, and an image is reconstructed by the same method as in the first embodiment.

【００６４】（第３の実施の形態）システム構成、
（３）外挿補間処理とヘリカルピッチ、（４）ヘリカル
ピッチの決定方法に関しては第１、第２の実施の形態と
同様とする。(Third Embodiment) System configuration,
(3) Extrapolation interpolation processing and helical pitch, and (4) helical pitch determination method are the same as in the first and second embodiments.

【００６５】（５）逆投影データの作成方法 投影データの重み付け、関数とのコンボリューションは
従来で掲げた文献と同様とする。(5) Method of creating backprojection data The weighting of projection data and the convolution with a function are the same as those in the documents cited above.

【００６６】第１の実施の形態の（１）では主に４デー
タの線形補間による逆投影データの作成方法に関して詳
しく説明した。第３の実施の形態では非線形補間によっ
て逆投影データを作成する方法について詳しく記述す
る。In (1) of the first embodiment, a method of creating backprojection data by linear interpolation of four data has been mainly described in detail. In the third embodiment, a method of creating backprojection data by nonlinear interpolation will be described in detail.

【００６７】非線形補間の重み係数曲線はガウス関数、
三角関数、高次関数など無数に存在するが、ここでは比
較的単純な方法を説明する。The non-linear interpolation weighting coefficient curve is a Gaussian function,
There are countless trigonometric functions, higher-order functions, etc., but a relatively simple method will be explained here.

【００６８】(1)再構成するボクセルＶのＺ軸方向のサ
イズをＨｖとする（図１２参照）。 (2)ボクセルＶの中心ＶｃからＺ軸方向に上下に等間隔
ΔＺに並ぶ点Ｊ個を考える。ここではΔZ=Hv/J,J=5とす
る。上からMicroV(1), MicroV(2),,, と称する。(1) Let Hv be the size of the voxel V to be reconstructed in the Z-axis direction (see FIG. 12). (2) Consider J points which are vertically arranged at equal intervals ΔZ in the Z-axis direction from the center Vc of the voxel V. Here, ΔZ = Hv / J, J = 5. From the top, they are called MicroV (1), MicroV (2) ,.

【００６９】(3) (2)で想定したＪ個の点のうち最も上
にあるMicroV(1) を考える。あるビューＩにおいて、Ｘ
線焦点と点 MicroV(1)を結ぶ直線を延長して検出器面と
交わる点に最も近い２列２チャンネルの計４データを用
いて４データの線形補間を行い、MicroV(1）に逆投影し
てBack−MicorV(I,1）を得る。 (4)全てのMicroV(J）に関して上と同様に逆投影し、そ
れぞれBack−MicroV(I,J）を得る。(3) Consider the uppermost MicroV (1) among the J points assumed in (2). In a view I, X
The straight line connecting the line focus and the point MicroV (1) is extended to perform linear interpolation of 4 data using a total of 4 data in 2 rows and 2 channels closest to the point intersecting the detector plane, and backprojected to MicroV (1). To obtain Back-Micor V (I, 1). (4) Backproject all MicroV (J) s in the same manner as above to obtain Back-MicroV (I, J) s.

【００７０】(5)式（１４）にしたがって、全てのMicro
V(J）に対して逆投影された値Back−MicroV(I,J）を加
算平均し、ボクセルＶへの逆投影された値Back(I）とす
る。 以上により、線形補間のみが可能な安価なシステム構
成、ハードウェア構成で複雑な非線形補間を行うことが
可能である。またこの補間方法によれば、ボクセル中心
を通過した直線上のデータを逆投影するのではなくボク
セル全体を通過したビームを逆投影することになり、ビ
ームの広がりを考慮したより精度の高い方法といえる。(5) According to the equation (14), all Micro
The value Back-MicroV (I, J) back-projected to V (J) is added and averaged to obtain the value Back (I) back-projected to the voxel V. As described above, it is possible to perform complicated nonlinear interpolation with an inexpensive system configuration and hardware configuration capable of performing only linear interpolation. According to this interpolation method, instead of backprojecting the data on the straight line passing through the center of the voxel, backprojecting the beam passing through the entire voxel, a more accurate method considering the spread of the beam I can say.

【００７１】結果として、図１３に示すように、ボクセ
ルを通過したＸ線ビームの広がり、つまりボクセルの位
置（焦点からの距離）に依存して２列から４列の投影デ
ータを適当に用いて１ボクセルの逆投影データを作成す
ることになる。As a result, as shown in FIG. 13, depending on the spread of the X-ray beam that has passed through the voxels, that is, depending on the position of the voxels (distance from the focus), the projection data of 2 to 4 columns can be appropriately used. One voxel of backprojection data will be created.

【００７２】上記(2）においてボクセルＶを等間隔に分
割したが、必ずしも等間隔である必要はない。また分割
数J=5 としたが、分割数は任意である。また(3）におい
て４データの線形補間を用いたが、これに限定されるも
のではなく、いかなる補間方法でも良い。また(5）にお
いてはボクセルＶへの逆投影値を求めるときに加算平均
を行ったが、重み付き加算などを用いても良い。(2）の
分割間隔と分割数を変え、(5）で重み付き加算を行うこ
とでより複雑な非線形補間を行うことができる。Although the voxels V are divided at equal intervals in the above (2), they are not necessarily equal intervals. The number of divisions is J = 5, but the number of divisions is arbitrary. Further, although linear interpolation of 4 data is used in (3), the invention is not limited to this, and any interpolation method may be used. Further, in (5), the arithmetic mean is performed when the backprojection value on the voxel V is obtained, but weighted addition or the like may be used. By changing the division interval and the number of divisions in (2) and performing weighted addition in (5), more complex nonlinear interpolation can be performed.

【００７３】また上記ではＪ点に関して各々４点線形補
間を行って逆投影したが、焦点とボクセル中心を結ぶ直
線の延長と検出器面との交点位置とボクセルの位置か
ら、図１３のような位置依存性によるビームの広がりを
考慮した関数を用いて非線形補間しても良い。ある検出
器列に対する重みＷt(ある検出器）の式（１５）は交点
位置とボクセルの位置の関数となり、次のように与えら
れる。In the above description, four points are linearly interpolated for each of the J points and back projected. However, from the extension of the straight line connecting the focal point and the voxel center, the position of the intersection of the detector surface and the position of the voxel, as shown in FIG. Non-linear interpolation may be performed using a function that takes into account the beam divergence due to position dependence. The formula (15) of the weight Wt (certain detector) for a certain detector array is a function of the intersection position and the voxel position, and is given as follows.

【００７４】 Ｗt(ある検出器列）＝Ｆ（交点位置、ボクセルの位置） …（１５） または、位置依存性を無視することで簡略化し、次の式
（１６）を適用しても良い。このとき、回転中心におけ
る式（１５）の重みに等しくなるようにすると画質劣化
が目立たなくなる。Wt (certain detector row) = F (intersection point position, voxel position) (15) Alternatively, the following equation (16) may be applied by simplifying by ignoring the position dependency. At this time, if the weight is set to be equal to the weight of the equation (15) at the rotation center, the image quality deterioration becomes less noticeable.

【００７５】 Ｗt(ある検出器列）＝Ｆ（交点位置） …（１６） 例えばあるボクセルに逆投影するときに、交点位置から
第１〜第Ｎ列までの重みが式（１６）で次のように求ま
ったとする。Wt (a detector row) = F (intersection point position) (16) For example, when backprojecting to a voxel, the weights from the intersection point to the 1st to Nth columns are given by the following equation (16). Suppose that

【００７６】Ｗt(1)=0.0，Ｗt(2)=0.0，Ｗt(3)=0.3，Ｗ
t(4)=0.6，Ｗt(5)=0.1，Ｗt(6)＝Ｗt(7)＝… Ｗt(Ｎ)=
0.0 チャンネル方向の重みをＷt −ＣＨとするとき、逆投影
するデータは次の式（１７）で与えられる。Wt (1) = 0.0, Wt (2) = 0.0, Wt (3) = 0.3, W
t (4) = 0.6, Wt (5) = 0.1, Wt (6) = Wt (7) = ... Wt (N) =
When the weight in the 0.0 channel direction is Wt-CH, the data to be backprojected is given by the following equation (17).

【００７７】 また最初の方法において各点に対する逆投影における重
みはほとんど同じであることから、逆投影前にデータを
加算平均しても良い。即ち、(1),(2）の処理を同様に行
ったあと、 (3)(2)で想定したＪ個の点のうち最も上にあるMicroV
(1）を考える。あるビューＩにおいて、焦点と点MicroV
(1）を結ぶ直線を延長して検出器面と交わる点に最も近
い２列２チャンネルの計４データを用いて４点線形補間
を行い、Pre -Back- MicroV(I,1）を得る。 (4）全てのMicroV(J）に関して上と同様に４点線形補間
し、各々Pre - Back- MicroV(I,I）を得る。[0077] Further, in the first method, since the weights in back projection for each point are almost the same, the data may be averaged before back projection. That is, after performing the same processes (1) and (2), the MicroV that is the highest among the J points assumed in (3) and (2)
Consider (1). In view I, the focus and point MicroV
Pre-Back-MicroV (I, 1) is obtained by extending the straight line connecting (1) and performing a 4-point linear interpolation using a total of 4 data of 2 rows and 2 channels closest to the point intersecting the detector surface. (4) For all MicroV (J), four-point linear interpolation is performed in the same manner as above to obtain Pre-Back-MicroV (I, I).

【００７８】(5）全てのMicroV(J）に関するPre - Back
- MicroV(I,J）を加算平均し、ボクセルへ逆投影する値
Pre - Back(I）とする。 (6）上のPre - Back(I）を逆投影してボクセルＶへ逆投
影された値Back(I）とする。これによって、逆投影する
計算時間を大幅に短縮でき、しかも逆投影を全MicroV
(J）に行わず、１回で済ます誤差はほとんど無視でき
る。ただし、上でも必ずしも加算平均である必要はなく
重み付き加算などでも良い。(5) Pre-Back for all MicroV (J)
-Value to back-project to voxels by averaging MicroV (I, J)
Pre-Back (I). (6) The above Pre-Back (I) is backprojected to the value Back (I) backprojected to the voxel V. As a result, the calculation time for backprojection can be significantly reduced, and the backprojection can be performed by all MicroV.
The error which can be done only once without performing in (J) can be almost ignored. However, it is not always necessary to use the addition average, and weighted addition or the like may be used.

【００７９】（６）２データ逆投影方法２ 360°分の再構成開始角と終了角の方向に大きなギャッ
プが存在するため、画像上に明瞭なストリークが発生す
るという問題があった。またビーム重複領域への２デー
タ逆投影法を行うとノイズの少ない濃度分解能の良い画
像になるかわり、コーン角の大きい斜行したデータを用
いるために実効スライス厚がやや厚めになる。臨床現場
ではノイズより実効スライス厚の薄さが優先されること
もあり、その方法を説明する。(6) Two-Data Back Projection Method 2 Since there is a large gap in the direction of reconstruction start angle and end angle for 360 °, there is a problem that a clear streak occurs on the image. Further, when the two-data back-projection method on the beam overlap region is performed, an image with less noise and good density resolution is obtained, but since the skewed data with a large cone angle is used, the effective slice thickness becomes slightly thick. In the clinical setting, the effective slice thickness may be prioritized over noise, and the method will be explained.

【００８０】ＸＹ面に対するＸ線ビームの角度、つまり
コーン角の小さいＸ線ビームだけを逆投影できれば実効
スライス厚は薄くなる。したがってＫ回転目とK+1 回転
目のＸ線焦点Ｆ(k）とＦ(k+1）からのＸ線ビームの重複
領域内のごく限られた領域(Border Area）、つまりＫ回
転目とK+1 回転目のＸ線焦点Ｆ(k）とＦ(k+1）各々から
のＸ線ビームのコーン角の略同一となる領域内のボクセ
ルに対しては２データを逆投影し、重複領域外のボクセ
ルに対しては例え２つのＸ線ビームが重複していても、
コーン角の小さいＸ線ビームの投影データだけを選択的
に採用して逆投影する。If the angle of the X-ray beam with respect to the XY plane, that is, only the X-ray beam having a small cone angle can be back-projected, the effective slice thickness becomes thin. Therefore, a very limited area (Border Area) in the overlapping area of the X-ray beams from the X-ray focal points F (k) and F (k + 1) of the K-th rotation and the K + 1-th rotation, that is, the K-th rotation For the voxels in the area where the cone angles of the X-ray beams from each of the X-ray focal points F (k) and F (k + 1) at the K + 1-th rotation are back-projected, duplicate data is obtained. For voxels outside the region, even if the two X-ray beams overlap,
Only the projection data of the X-ray beam having a small cone angle is selectively adopted and back projection is performed.

【００８１】図１５（ａ）はBorder Area の一例を示
す。このとき、重複領域内であってBorder Area 外の一
方の領域Ａ内のボクセルへはコーン角の小さい焦点Ｆ(k
+1）からのＸ線によって得られた投影データを逆投影
し、重複領域内であってBorder Area 外の他方の領域Ｂ
内のボクセルへはＦ(k）からのＸ線によって得られた投
影データを逆投影する。ただし２つの焦点からのコーン
角がほぼ等しいBorder Area 内のボクセルへは２つの焦
点Ｆ(k）およびＦ(k+1）からそれぞれ再構成点へ逆投影
してBack(I,k),Back(I,k+1）を得、各々を重み付け加算
あるいは加算平均して再構成点への逆投影値Back(I）を
得る。FIG. 15A shows an example of the Border Area. At this time, the focus F (k) with a small cone angle is applied to the voxels in the area A, which is in the overlapping area and outside the Border Area.
The projection data obtained by the X-ray from (+1) is backprojected, and the other area B within the overlapping area and outside the Border Area
The projection data obtained by the X-ray from F (k) is back-projected to the voxels inside. However, to the voxels in the Border Area where the cone angles from the two focal points are almost equal, backprojection from the two focal points F (k) and F (k + 1) to the reconstruction points respectively, Back (I, k), Back (I, k + 1) are obtained, and weighted addition or addition averaging is performed on each to obtain a backprojection value Back (I) to the reconstruction point.

【００８２】図１５（ｂ）のように、ある再構成平面を
考えると、再構成平面を挟む上下の焦点のコーン角の差
が大きいときはコーン角の小さいビームだけを逆投影
し、差が小さいときは上下両方の焦点から逆投影して重
み付け加算することになる。すなわち360 °分の投影デ
ータで１枚の断層像を再構成をするのではなく、ややオ
ーバーラップした360 °＋αのデータを用いて重複領域
は重み付け加算して360°の再構成データを作成し、１
枚の断層像を再構成することになる。重み付け加算を行
う場合、重みはこの角度に対応して線形あるいは非線形
に変化させると良い。As shown in FIG. 15B, when a reconstruction plane is considered, when the difference between the cone angles of the upper and lower focal points sandwiching the reconstruction plane is large, only the beam with a small cone angle is backprojected and the difference is When it is small, back projection is performed from both upper and lower focal points and weighted addition is performed. That is, instead of reconstructing one tomographic image with projection data for 360 °, overlapping data is weighted and added to create 360 ° reconstruction data using slightly overlapping 360 ° + α data. 1
One tomographic image will be reconstructed. When performing weighted addition, it is advisable to change the weight linearly or non-linearly corresponding to this angle.

【００８３】 ここで角度に対応した重み付けについて
説明する。図２３は図１５（ｂ）で、横軸の角度で収集
されたデータを縦軸の重みで逆投影することを示した図
である。図２３（ａ）は参考に示した図であり、従来の
逆投影法で重複領域でもコーン角の小さい方のデータを
選択して逆投影する方法である。逆投影する角度は２π
すなわち３６０°である。図２３（ｂ）および図２３
（ｃ）は重複角をαとし、２回転で得られたデータを重
み付けして逆投影する方法である。図２３（ｂ）は線形
な重み付けであり、図２３（ｃ）は非線形な重み付けで
ある。ギャップの影響を抑制するという目的から、重み
自体が連続、かつ重みの１次微分も連続かつ１次微分の
最大値が最小になるような非線形な重み関数が理想的で
ある。Here, the weighting corresponding to the angle will be described. FIG. 23 is a diagram showing that the data collected at the angle of the horizontal axis in FIG. 15B is back projected with the weight of the vertical axis. FIG. 23A is a diagram shown for reference, which is a method of backprojecting by selecting the data of the smaller cone angle even in the overlapping region by the conventional backprojection method. The back projection angle is 2π
That is, it is 360 °. 23 (b) and 23
(C) is a method in which the overlap angle is α and the data obtained by two rotations are weighted and backprojected. FIG. 23B shows linear weighting, and FIG. 23C shows non-linear weighting. For the purpose of suppressing the influence of the gap, a non-linear weighting function is ideal in which the weights themselves are continuous, the first derivatives of the weights are also continuous, and the maximum value of the first derivatives is minimized.

【００８４】これにより、再構成開始角と終了角の方向
に発生した明瞭なアーチファクトを消去あるいは減弱で
きる。As a result, clear artifacts generated in the reconstruction start angle and reconstruction angle can be eliminated or reduced.

【００８５】Border Area の形状、重複領域の範囲（角
度）は上に限定されず、図１４のように平面内位置依存
性があってもよい。また重複領域では２つのビームは線
形又は非線形重み付け加算に限定されない。重み一定の
重み付け加算でも良いし、加算平均でも良い。The shape of the Border Area and the range (angle) of the overlapping area are not limited to the above, and may have in-plane position dependency as shown in FIG. Also, in the overlap region, the two beams are not limited to linear or non-linear weighted summation. Weighted addition with a constant weight may be used, or addition average may be used.

【００８６】また、上において２つの（逆投影される）
コンボリューションされたデータＤ（チャンネル，列）
を逆投影してBack(I,k）とBack(I,k+1）を得た後、それ
ぞれを重み付け加算したが、重み付け加算後に逆投影し
ても良い。即ち、式（４）、（５）を変形した式（７）
を採用する。Also, two (back-projected) above
Convoluted data D (channel, row)
After back-projecting to obtain Back (I, k) and Back (I, k + 1), they are weighted and added, but back-projection may be performed after weighted addition. That is, the expression (7) obtained by modifying the expressions (4) and (5).
To adopt.

【００８７】 D'(I） ＝β・D(k)+(1-β)・D(k+1) Back(I） ＝1/Ｗ² ・D'(I) …（７）再掲 Ｘ線が２回重複して照射される領域の２種類の重み付け
方法の違いについて再度説明する。D ′ (I) = β · D (k) + (1-β) · D (k + 1) Back (I) = 1 / W ² · D '(I) (7) Reprinted X-ray The difference between the two types of weighting methods for the region where is repeatedly irradiated twice will be described again.

【００８８】（１）ある角度のデータに対して、スライ
ス面内の各ボクセルの重みは位置依存あり、図１４で記
述した方法について説明する。例えば図２４（ａ）の同
一アキシャル面内にある（すなわちＺ座標か同一の）２
つのボクセルＶ１とＶ２を考える。ボクセルＶ１とＶ２
には、Ｆ(k) とＦ(k+1) の２つの焦点からＸ線ビームか
照射される。(1) With respect to data of a certain angle, the weight of each voxel in the slice plane is position-dependent, and the method described in FIG. 14 will be described. For example, in the same axial plane of FIG. 24A (that is, the Z coordinate is the same) 2
Consider two voxels V1 and V2. Voxels V1 and V2
Is irradiated with an X-ray beam from two focal points F (k) and F (k + 1).

【００８９】このときボクセルＶ１を通りＺ軸（回転
軸）に平行な直線Ｌ(V1)を考えこの直線Ｌ(V1)とＦ(K)
およびＦ(K+1) から照射されるＸ線ビームの端との交点
を、ＤおよびＣとする。このとき、この直線上の各ボク
セル焦点Ｆ(K) のデータを逆投影するときの重みＷ(k)
は、図２４（ｂ）のようになる。同様に、焦点Ｆ(k+1)
のデータを逆投影するときの重みＷ(k+1) は図２５
（ｃ）である。At this time, consider a straight line L (V1) that passes through the voxel V1 and is parallel to the Z axis (rotation axis). This straight line L (V1) and F (K)
Let D and C be the intersections with the edges of the X-ray beam emitted from F and (K + 1). At this time, the weight W (k) when back-projecting the data of each voxel focus F (K) on this straight line
Is as shown in FIG. Similarly, focus F (k + 1)
The weight W (k + 1) when back-projecting the data of FIG.
It is (c).

【００９０】 同様にボクセルＶ１と同一のアキシャル
面内にある（すなわちＺ座標が同一の）ボクセルＶ２を
通る直線上のボクセルへの焦点Ｆ(k) ，Ｆ(k+1) の重み
Ｗ(k) ，Ｗ(K+1) は、図２４（ｄ）のようになる。図２
４（ｂ）と図２４（ｄ）で示されるようにＶ１とＶ２の
重みＷ(k) は異なり、すなわち、同じ焦点から得られた
データを同一のアキシャル面内に逆投影する場合であっ
ても、ボクセルと焦点のアキシャル面内の位置関係に依
存して逆投影するときの各々のビームの重みが異なるこ
とになる。Similarly, the weights W (k) of the focal points F (k) and F (k + 1) to a voxel on a straight line passing through the voxel V2 in the same axial plane as the voxel V1 (that is, the Z coordinate is the same). ) And W (K + 1) are as shown in FIG. Figure 2
As shown in FIG. 4 (b) and FIG. 24 (d), the weights W (k) of V1 and V2 are different, that is, when the data obtained from the same focal point is backprojected in the same axial plane. Also, the weight of each beam when backprojecting differs depending on the positional relationship between the voxel and the focal point in the axial plane.

【００９１】（２）ある角度のデータに対して、スライ
ス面内の全ボクセルの重みが同一 図１５で記述した方法について説明する。図２６（ａ）
は同一アキシャル面にあるボクセルＶ１とＶ２、および
それらとは異なるアキシャル面にあるボクセルＶ３を考
える。３つのボクセルいずれにも、２つの焦点Ｆ(k) お
よびＦ(k+1) からのＸ線ビームか照射されている。(2) The method described in FIG. 15 in which the weights of all voxels in the slice plane are the same for data of a certain angle will be described. FIG. 26 (a)
Consider voxels V1 and V2 on the same axial plane, and voxels V3 on different axial planes. All three voxels are illuminated by X-ray beams from two focal points F (k) and F (k + 1).

【００９２】 この方法では前述のように重複した領域
の限定された領域だけに２つのビームを逆投影するので
ボクセルＶ３はコーン角の小さい方の焦点泣置で得られ
た投影データに基づく逆投影データのみが逆投影され
る。In this method, since the two beams are back- projected only in a limited area of the overlapping area as described above, the voxel V3 is back-projected based on the projection data obtained by focusing on the smaller cone angle. Only the data is backprojected .

【００９３】 次に、ボクセルＶ１を通りＺ軸に平行な
直線Ｌ(V1)を考え２つのデータを重複して逆投影する領
域を図２５（ａ）のBorder Area として設定し，この直
線Ｌ(V1)とBorder Area との交点をＢ１およびＢ２とす
る。このとき、この直線上の各ボクセルへ焦点Ｆ(k) の
データを逆投影するときの重みＷ(k) は、図２５（ｂ）
のようになり、焦点Ｆ(k+1) のデータを逆投影するとき
の重みＷ(k+1) は図２５（ｃ）のようになる。２つのデ
ータが重み付けされて逆投影される領域が図２４と異な
ることに注目されたい。Next, considering a straight line L (V1) that passes through the voxel V1 and is parallel to the Z axis, an area in which two pieces of data are overlapped and backprojected is set as a Border Area in FIG. The intersections of V1) and the Border Area are B1 and B2. At this time, the weight W (k) when back- projecting the data of the focus F (k) onto each voxel on this straight line is as shown in FIG.
Then, the weight W (k + 1) when back-projecting the data of the focus F (k + 1) is as shown in FIG. 25 (c). Note that the region where the two data are weighted and backprojected is different than in FIG.

【００９４】またボクセルＶ１と同一のアキシャル面内
にある（すなわちＺ座標か同一の）ボクセルＶ２を通る
直線上のボクセルへの焦点Ｆ(k) ，Ｆ(k+1) ) の重みＷ
(k)，Ｗ(k+1) も、同様にBorder Area との交点から、
図２５（ｄ）のようになる。これはボクセルＶ１に対す
る重み図２５（ｂ）と同じである。つまり重みが（１）
のようにビームの広がりに依存しない、つまりアキシャ
ル面内のボクセルの位置に依存しないので、同一のアキ
シャル面内の全ボクセルに対して逆投影するときの２つ
のビームの重みが同一になる。Further, the weight W of the focal points F (k), F (k + 1)) to a voxel on a straight line passing through the voxel V2 in the same axial plane as the voxel V1 (that is, the Z coordinate or the same).
Similarly for (k) and W (k + 1), from the intersection with the Border Area,
It becomes like FIG.25 (d). This is the same as the weighting for voxel V1 in FIG. 25 (b). That is, the weight is (1)
As described above, since it does not depend on the spread of the beam, that is, it does not depend on the position of the voxel in the axial plane, the weights of the two beams are the same when backprojecting to all voxels in the same axial plane.

【００９５】つまり、図１５（ｂ）あるいは図２３のよ
うな角度による重み表現が可能になる。これはハードウ
ェアで実現する際に簡便な構成で実現可能であることを
示し、またコーン角の大きいデータを画像再構成に利用
しないことになるので、画質も向上する。That is, it is possible to express the weight by the angle as shown in FIG. 15B or FIG. This shows that it can be realized with a simple structure when it is realized with hardware, and since the data with a large cone angle is not used for image reconstruction, the image quality is also improved.

【００９６】以上説明したシステム構成で、（３）外挿
処理とヘリカルピッチ、（４）ヘリカルピッチの決定方
法２で決定されたヘリカルピッチでスキャンし、（１）
逆投影データの作成方法で逆投影するデータを作成し、
（６）２データ逆投影方法２で逆投影して画像を再構成
する。With the system configuration described above, (3) extrapolation processing and helical pitch, (4) helical pitch determination method, scanning is performed at the helical pitch determined by the method 2, (1)
Create data to backproject by the method of creating backprojection data,
(6) Two-data backprojection method 2 is used for backprojection to reconstruct an image.

【００９７】本発明は上述した実施の形態に限定される
ことなく種々変形して実施可能である。The present invention is not limited to the above-described embodiments, but can be modified in various ways.

【００９８】[0098]

【発明の効果】本発明によれば、コーン角の不連続によ
るストリークアーチファクトの発生を軽減し得る。According to the present invention, the occurrence of streak artifacts due to the discontinuity of the cone angle can be reduced.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図１】第１の実施の形態によるＸ線コンピュータ断層
撮影装置の構成図。FIG. 1 is a configuration diagram of an X-ray computed tomography apparatus according to a first embodiment.

【図２】図１のガントリの外観図。2 is an external view of the gantry of FIG.

【図３】図１の２次元アレイ型Ｘ線検出器の斜視図。FIG. 3 is a perspective view of the two-dimensional array type X-ray detector of FIG.

【図４】各種パラメータの説明図。FIG. 4 is an explanatory diagram of various parameters.

【図５】ヘリカルピッチの説明図。FIG. 5 is an explanatory diagram of a helical pitch.

【図６】計算上のＸ線パスの説明図。FIG. 6 is an explanatory diagram of a calculated X-ray path.

【図７】内挿補間処理の説明図。FIG. 7 is an explanatory diagram of interpolation processing.

【図８】重複領域内のボクセルで交差するＸ線パスを示
す図。FIG. 8 is a diagram showing X-ray paths intersecting at voxels in an overlapping area.

【図９】外挿補間処理の説明図。FIG. 9 is an explanatory diagram of extrapolation interpolation processing.

【図１０】従来の補間に用いる投影データのｋ回転目と
ｋ＋１回転目の切り換えによるアーチファクトの発生に
関する説明図。FIG. 10 is an explanatory diagram regarding generation of an artifact due to switching of the k-th rotation and the k + 1-th rotation of projection data used for conventional interpolation.

【図１１】第２の実施の形態による補間に用いる投影デ
ータのｋ回転目とｋ＋１回転目の切り換えによるアーチ
ファクトの軽減に関する説明図。FIG. 11 is an explanatory diagram related to reduction of artifacts by switching k-th rotation and k + 1-th rotation of projection data used for interpolation according to the second embodiment.

【図１２】第３の実施の形態による非線形補間で適用さ
れるボクセルＶの中心ＶｃからＺ軸方向に上下に等間隔
ΔＺに並ぶ点Ｊ個を示す図。FIG. 12 is a diagram showing J points which are vertically arranged at equal intervals ΔZ from the center Vc of a voxel V applied by nonlinear interpolation according to the third embodiment in the Z-axis direction.

【図１３】第３の実施の形態による非線形補間に使われ
る投影データとボクセルの位置との関係を示す図。FIG. 13 is a diagram showing a relationship between projection data used for nonlinear interpolation and voxel positions according to the third embodiment.

【図１４】重複領域内のBorder Area を示す図。FIG. 14 is a diagram showing a Border Area in an overlapping area.

【図１５】Border Area の形状、重複領域の範囲の平面
内位置依存性の説明図。FIG. 15 is an explanatory diagram of the in-plane position dependence of the shape of the Border Area and the range of the overlapping area.

【図１６】１次元アレイ型Ｘ線検出器の斜視図。FIG. 16 is a perspective view of a one-dimensional array type X-ray detector.

【図１７】コンベンショナルスキャンとヘリカルスキャ
ンの説明図。FIG. 17 is an explanatory diagram of a conventional scan and a helical scan.

【図１８】基本スライス厚の説明図。FIG. 18 is an explanatory diagram of a basic slice thickness.

【図１９】コーンビームスキャンの説明図。FIG. 19 is an explanatory diagram of cone beam scanning.

【図２０】従来の重複領域内ボクセルに対する投影デー
タの取り扱いの説明図。FIG. 20 is an explanatory diagram of conventional handling of projection data for voxels in an overlapping area.

【図２１】重複領域を示す図。FIG. 21 is a diagram showing an overlapping area.

【図２２】従来のヘリカルピッチの決定方法の説明図。FIG. 22 is an explanatory diagram of a conventional helical pitch determining method.

【図２３】角度変化に対する重み関数を示す図。FIG. 23 is a diagram showing a weighting function with respect to a change in angle.

【図２４】ボクセルと焦点のアキシャル面内の位置変化
に対する重み関数を示す図。FIG. 24 is a diagram showing a weighting function with respect to changes in the positions of voxels and focal points in the axial plane.

【図２５】Border Area に対応する重み関数を示す図。FIG. 25 is a diagram showing a weighting function corresponding to Border Area.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１…ガントリ、 ２…回転リング、 ３…Ｘ線源、 ４…Ｘ線フィルタ、 ５…２次元アレイ型Ｘ線検出器、 ６…寝台、 ７…高圧発生器、 ８…Ｘ線制御器、 ９…架台寝台制御器、 １０…システム制御器、 １１…データ収集部、 １２…再構成処理部、 １３…表示装置。 1 ... Gantry, 2 ... rotating ring, 3 ... X-ray source, 4 ... X-ray filter, 5 ... Two-dimensional array type X-ray detector, 6 ... sleeper, 7 ... High voltage generator, 8 ... X-ray controller, 9 ... Cradle controller 10 ... System controller, 11 ... Data collection unit, 12 ... Reconstruction processing unit, 13 ... Display device.

Claims (3)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項１】 被検体の体軸方向に広がりを持つＸ線を
発生するＸ線源と、被検体の体軸方向に沿って複数列配
列され被検体の透過Ｘ線を収集する多チャンネル型のＸ
線検出手段と、前記Ｘ線源と被検体との相対移動と相対
回転運動によってらせん状スキャンをし、収集したデー
タを処理し、処理したデータを逆投影することにより画
像を再構成する手段とを有するＸ線コンピュータ断層撮
影装置において、 前記らせん状スキャンのピッチを基本スライス厚の非整
数倍として前記らせん状スキャンを行い、撮影領域に定
めたボクセル毎に逆投影データを求めることを特徴とす
るＸ線コンピュータ断層撮影装置。1. An X-ray source that generates X-rays that spread in the body axis direction of a subject, and a multi-channel type that is arranged in multiple rows along the body axis direction of the subject and collects transmitted X-rays of the subject. X
Line detection means, means for performing a spiral scan by relative movement and relative movement of the X-ray source and the subject, processing the collected data, and back-projecting the processed data to reconstruct an image; in X-ray computed tomography apparatus having, have rows the helical scan pitch of the helical scan as a non-integral multiple of the basic slice thickness, the constant in the imaging region
An X-ray computed tomography apparatus characterized by obtaining backprojection data for each voxel . 【請求項２】 前記基本スライス厚は、１チャンネル分
の検出素子に照射されるＸ線ビームの撮影領域における
厚みであることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピ
ュータ断層撮影装置。2. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, wherein the basic slice thickness is a thickness in an imaging region of an X-ray beam with which a detection element for one channel is irradiated. 【請求項３】 前記Ｘ線源と逆投影するボクセルとの位
置関係から逆投影するためのデータを、元のデータを２
方向に補間して得ることを特徴とする請求項１又は請求
項２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。3. The position between the X-ray source and the voxels for backprojection.
The data for backprojecting from the positional relationship is the original data 2
Claim 1 or Claim obtained by interpolating in the direction
Item 2. The X-ray computed tomography apparatus according to Item 2 .