JPH04288148A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、ら旋走査で得たファン
ビームら旋データからＣＴ画像を得るＸ線ＣＴ装置に関
する。

【０００２】

【従来の技術】ファンビームＸ線源と多チャンネルＸ線
検出器とを回転させながら、被検体を体軸方向に移動さ
せて、被検体上でのら旋走査を行うＣＴ装置は公知であ
る（特開昭５９−１１１７３８号、特開昭６２−８７１
３７号）。特開昭５９−１１１７３８号は、ＣＴ画像を
ら旋走査によって得る例を開示する。特開昭６２−８７
１３７号は、ら旋走査によってＣＴ画像を得るのに、距
離配分に従った補間例を開示する。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】特開昭５９−１１１７
３８号は、ら旋走査によってＣＴ画像を得る際の種々の
手法を開示するが、具体的な方法となると今一つ定かで
ない。

【０００４】特開昭６２−８７１３７号は、ら旋走査で
得たら旋データから、任意のスライス面での３６０゜分
の投影データを、求めるための補間例を開示する。この
３６０゜分の投影データを補間により求めるためには、
２計測周期分（３６０゜×２）のら旋データを必要とす
る。然るに、ＣＴ画像にぼけが発生しやすいとの問題が
ある。

【０００５】例えば、ベッド移動速度が、１スキャン（
３６０゜回転）当り１０ｍｍとすると、補間処理に用い
るデータの幅は２０ｍｍとなる。ファンビームに厚みが
存在し、厚みが１０ｍｍとした場合でも、実質的なスラ
イス厚はさらに厚くなり、ＣＴ画像のぼけの原因になる
。ここで、ファンビームの厚みとは、ファンビームの形
成する扇形平面に直角方向のＸ線の厚みとの意であり、
零からある幅までの可変設定の厚みのことを云う。

【０００６】更に、特開昭６２−８７１３７号は、１つ
のスライス面での３６０゜分の投影データを求めるため
の期間を２周期分から１周期分（３６０゜分）に短縮す
るための走査例を開示する。この走査法は、患者ベッド
を順方向のみでなく逆方向にも移動してら旋走査を行い
、この順方向の３６０゜分のら旋データと逆方向の３６
０゜分のら旋データとで、３６０゜分の投影データを得
ようとするものである。この走査法では、順方向の３６
０゜分と逆方向の３６０゜分とが重なり合うため、実質
的に３６０゜分の範囲のら旋データで３６０゜分の投影
データを得ることができる。然るに、患者に対して順逆
２回にわたりＸ線を照射させるため、被曝線量が２倍に
なり、被検体にとって好ましくないことも有りうる。

【０００７】本発明の目的は、１スライス面用の投影デ
ータ算出に必要なら旋データの期間を、実質的に少なく
してなるＸ線ＣＴ装置を提供するものである。

【課題を解決するための手段】本発明のＸ線ＣＴ装置は
、ら旋走査で得た計測ファンビームら旋データから、任
意のスライス位置でのファンビーム投影データを得、該
投影データから任意のスライス位置でのＣＴ画像データ
を再構成によって求めるＸ線ＣＴ装置において、前記計
測ファンビームら旋データと同じ投影角を有する、１８
０゜対向のファンビームら旋データを、上記計測ファン
ビームら旋データを利用して求める手段と、上記同一投
影角の、計測ファンビームら旋データと求めた１８０゜
対向のファンビームら旋データと患者ベッド移動速度（
又は患者ベッド位置）とから補間処理よって任意のスラ
イス面での上記投影角でのファンビーム投影データを求
める手段と、該スライス面での各投影角のファンビーム
投影データを再構成してＣＴ画像データを得る手段と、
より成る（請求項１）。

【０００９】

【作用】本発明によれば、計測ファンビームら旋データ
と同じ投影角を有する１８０゜対向のファンビームら旋
データを算出し、この同一投影角の２つのら旋データと
患者ベッド移動速度（又は患者ベッド位置）とから補間
処理によって上記投影角での投影データを求める。

【００１０】

【実施例】図２は本実施例で使用するＲ−Ｒ方式のＸ線
ＣＴ装置の外観図である。Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線管装
置（Ｘ線発生装置）１とＸ線検出器２、Ｘ線管用高電圧
発生器（図示せず）、及び患者ベッド３より成る。Ｘ線
管装置１とＸ線検出器２は互いに患者ベッド３の被検体
を挟んで対向した位置関係にある。この対向した位置関
係のもとで、Ｘ線管装置１とＸ線検出器２は連続回転さ
せる。この連続回転のために、Ｘ線管装置１への高電圧
装置からの高電圧はスリップリングを介して給電させた
。Ｘ線管装置１とＸ線検出器２はフレームに一体的に塔
載させ、フレーム（スキャナ）にスリップリング機構を
付けて高電圧を供電させた。患者ベッド３は、スキャナ
の回転において体軸方向に移動できる。

【００１１】今スキャナは、ある固定された回転面で連
続して、且つ高速に回転させる。この時、患者ベッド３
をガントリ開口部４へ挿入し、所望の断層面を含む範囲
内で走査する。この走査に先だって走査位置決めを行な
う。位置決めは、図３より、撮影開始の基準となる最初
の断層面６をスキャナ回転面からある距離ａだけ手前に
位置決めされる。距離ａは患者ベッドの移動速度が一定
になるまでの余裕をもち、スキャナ及び患者ベッドが回
転及び移動開始後、その速度が定常状態になるＢ面（距
離ｂ）において連続Ｘ線の曝射を被検体５に開始する。 この場合の距離ｂは、補間処理によって、任意のスライ
ス位置の投影データを得るには、前後周期の投影データ
及び対向データが必要であるため、計測し始め及び終了
後に余分にデータが必要である。患者ベッドが最終断層
面７を距離ｂだけ過ぎたＢ’面まで達するとＸ線の曝射
は停止され、患者ベッドは減速しＡ’面で停止する。こ
の様に、患者ベッドを走査中に移動することにより、静
止した被検体から見て、図４の（イ）、（ロ）に示す様
にら旋上に走査される。ここで、図４の（イ）は、計測
ファンビームら旋データの軌跡８、（ロ）は計測ファン
ビームら旋データ８と計測ファンビームら旋データから
算出した対向ファンビームら旋データの軌跡９を示す例
である。

【００１２】本発明は、１８０゜対向するファンビーム
ら旋データを算出することに１つの特徴を持つが、ら旋
走査でない従来の被検体固定位置の場合でも、１８０゜
対向するファンビーム投影データを算出する例がある。 この従来での１８０゜対向データを算出する目的は、再
構成用のデータとして利用したい目的、投影データから
透視データを求める場合に利用したい目的等にある。

【００１３】この従来例での１８０゜対向データの算出
法を以下で説明する。図５は１８０゜対向データの説明
図である。Ｘ線源１はファンビームＸ線の発生源であり
、このＸ線源１に対向してマルチチャンネル型Ｘ線検出
器２が配置されている。両者は対向した関係を維持した
まま、回転中心点Ｃを中心として３６０゜回転し、これ
により３６０゜分の投影データを検出する。かかる走査
系において、１８０゜対向データとは互いに直交関係と
なる向かい合ったチャンネルのデータを云う。例えば図
５で、投影角β＝０゜の中心チャンネルに対する１８０
゜対向データは、β＝１８０゜の位置における中心チャ
ンネルのデータを云う（直線Ｐ１が直交関係を示す経路
である。）また、β＝０゜の位置における開始チャンネ
ル番号ＣＨ１に対する、直交チャンネルはβ＝１８０゜
＋２αの投影角での最終チャンネル番号ＣＨｎであり、
この直交の系路はＰ２で示してある。ここで、２αとは
、ファンビームの開き角であり、αとは半分のチャンネ
ルの開き角である。中心チャンネルの開き角を０゜とし
、左右に±αの角度をとる座標系でも同じである。

【００１４】かかる１８０゜対向ビームを数式によって
示す。対向するチャンネルのデータをＱ（α（ｉ）、β
（ｊ））、Ｑ（α（ｋ）、β（ｌ））とする。ここで、
α（ｉ）とは、チャンネル番号ｉの開き角度、β（ｊ）
とは投影角番号βの投影角、α（ｋ）とは投影角β（ｊ
）とチャンネル開き角度α（ｉ）で定まるチャンネルに
１８０゜対向する、チャンネル番号ｋの開き角、β（ｌ
）とは投影角β（ｊ）とチャンネル開き角α（ｉ）で定
まるチャンネルに１８０゜対向する、チャンネルの属す
る投影角を云う。即ち、図５でみれば、β＝０゜におけ
るチャンネル１の計測データがＱ（α（ｉ）、β（ｊ）
）であり、β＝１８０゜＋２αにおけるチャンネルｎの
計測データがＱ（α（ｋ）、β（ｌ））となる。 α（ｉ）、α（ｋ）、β（ｊ）、β（ｌ）は以下の関係
式となる。

【００１５】 　　α（ｋ）＝−α（ｉ）　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１）　　β（
ｌ）＝β（ｊ）＋（１８０゜−２α（ｉ））　　　　　
　…（２）即ち、（１）、（２）式となる如き関係の投
影角、チャンネル開き角のチャンネル相互が１８０゜対
向チャンネルとなり、その１８０゜対向チャンネルでそ
れぞれ得られるデータが１８０゜対向データである。尚
、投影角番号ｊ、チャンネル番号ｉと、投影角β（ｊ）
、チャンネル開き角α（ｉ）とは以下の関係になってい
る。

【００１６】 　　β（ｊ）＝β０＋ｊ×Δβ　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　…（３）　　α（
ｉ）＝α０＋ｉ×Δα　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　…（４）ここで、β０とは
ｊ＝０における投影角、Δβは１投影角当りの角度、α
０とはｉ＝０におけるチャンネル開き角、Δαは１チャ
ンネル当りの開き角である。従って、Ｑ（α（ｉ）、β
（ｊ））なるデータと１８０゜対向するデータは、（１
）、（２）式を満たす如きα（ｋ）、β（ｌ）でのデー
タＱ（α（ｋ）、β（ｌ））となる。

【００１７】尚、１８０゜対向データＱ（α（ｋ）、β
（ｌ））が実際に計測データとして存在すれば、データ
処理によって見つけ出せるが、実際に存在しない事もあ
りうる。あくまで（１）、（２）式は理論式であり、Δ
β、Δαの値いかんによってはα（ｋ）、β（ｌ）なる
位置にチャンネルが存在しないことがあるためである。 このような場合には、α（ｋ）、β（ｌ）で定義される
位置の近傍の、一点の計測データをそのままα（ｋ）、
β（ｌ）の位置での値に仮想的に当てはめるとか、α（
ｋ）、β（ｌ）で定義される位置の近傍の、２点の計測
データを抽出し、この２点の計測データを単純平均処理
又は距離配分に従った補間処理によってα（ｋ）、β（
ｌ）の位置の計測データとして求めるとかの方法を採用
する。この後者の観点に立つ処理例を以下に示す。

【００１８】先ず（２）式の（１８０゜−２α）が投影
角ピッチ角度Δβの何倍であるかを示す倍数値ΔＪを定
義する 　　ΔＪ＝（１８０゜−２α）／Δβ　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　…（５）倍数値ΔＪをガウス
記号で表示すると、　　Δｊ＝［ΔＪ］　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　…（６）となる。これによって、Δｊが実際に
存在する投影角番号の、相対値となる。この相対値Δｊ
とΔＪとの差をδとすると、 　　δ＝ΔＪ−Δｊ　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（７）と
なる。差分δは、理論値としてのΔＪとガウス記号で求
めた実際の相対投影角との差分であり、前述の距離に相
当する。そこで、理論値としてのΔＪの代わりに、その
近傍の２点の投影角のデータを補間処理して、ΔＪ用に
充当する。補間式は、以下となる。

【００１９】 　　Ｑｃ（α（ｋ）、β（ｌ））＝（１−δ）・Ｑ（α
（ｋ）、β（ｊ＋Δｊ））　　＋δ・Ｑ（α（ｋ）、β
（ｊ＋Δｊ＋１））　　　　　　　　　　…（８）（８
）式で、ΔｊとΔｊ＋１とが近傍の２値のデータ位置を
示す。ここで、ｋ＝ｎ−ｉ（ｎは全チャンネル数）、ｌ
＝ｊ＋Δｊである。尚、クォータオフセット検出器等を
用いる場合には、さらにチャンネル間の補間処理も必要
となる。

【００２０】以上、この一連の処理を全チャンネル（ｉ
＝１〜ｎ）、全投影角（ｊ＝１〜ｍ：ｍは１周期当りの
投影数）に対して実行すれば対向データが得られる。

【００２１】本発明では、かかる被検体固定のもとでの
１８０゜対向データを得る考え方を、ら旋データから１
８０゜対向データを求めるために応用した点が１つの特
徴である。

【００２２】ら旋走査の場合、被検体をスキャンする際
患者テーブルはある速度を持って移動するので、計測デ
ータＱ（α（ｉ）、β（ｊ））は各投影角によってＺ方
向（患者テーブル移動方向）のずれが生じる。このＺ方
向のずれの成分をＺ（ｊ）とすると、以下の式で表すこ
とが出来る。 　　Ｚ（ｊ）＝ｊ・（Ｔ／ｍ）　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　…（９）ここで、Ｔは
ベッドの移動速度であり、ｊは、ｊ＝０〜Ｒ−１（但し
、Ｒは全投影数）である。従って、計測データＱ（α（
ｉ）、β（ｊ））は、Ｚ方向のずれの成分Ｚ（ｊ）を考
慮しなければならない。即ち、計測データＱ（α（ｉ）
、β（ｊ））但し、パラメータｊはずれ成分Ｚ（ｊ）を
構成となる。よって、１８０゜対向データにおいても、
Ｑ（α（ｋ）、β（ｌ））についての（８）式の補間式
及びずれ成分は以下の如く成る。

【００２３】 　　Ｑｃ（α（ｋ）、β（ｌ））＝（１−δ）・Ｑ（α
（ｋ）、β（ｊ＋Δｊ））　　＋δ・Ｑ（α（ｋ）、β
（ｊ＋Δｊ＋１））　　　　　　　　　　…（１０）但
し、ずれ成分Ｚ（ｌ）＝（ｊ＋Δｊ）・（Ｔ／ｍ）ここ
で、Δｊ＝［ΔＪ］＝（１８０゜−２α（ｉ））／Δβ
の関係があるから、対向データのＺ成分Ｚ（ｌ）は、Ｚ
（ｋ、ｌ）で表現できる。

【００２４】よって、従来の対向データの算出方法をら
旋走査に適用すると、各投影角、各チャンネルによりＺ
方向成分が異なる。ら旋走査における対向データの各チ
ャンネルと従来の計測データの各チャンネルのＺ方向成
分の関係は図６の様になる。図６で、従来の計測データ
は、Ｚ成分の変動なきため、チャンネル方向に対して一
定Ｚ成分となるが、ら旋走査の場合には、対向データに
あっては、Ｚ成分が存在するため、チャンネル方向にた
いして直線傾斜を呈する（ΔＺは単位Ｚ成分）。

【００２５】図７は横軸にＺ方向位置、縦軸にＸ線源高
さ（位置）とした、ら旋走査の軌跡図を示す。実線がら
旋走査で得たファンビーム計測ら旋データＱ（ｉ、ｊ）
としての軌跡、点線が１８０°対向ファンビームら旋デ
ータＲ（ｉ、ｊ）としての軌跡を示す。ここで、１８０
°対向ファンビームら旋データをＲ（ｉ、ｊ）として表
現した。このら旋データＲ（ｉ、ｊ）としての軌跡とは
、本実施例で計測ら旋データＱ（ｉ、ｊ）から抽出し、
又は、算出した１８０°対向デ−タとしての軌跡である
。尚、図で、Ｔとは、１計測周期である。

【００２６】図７で、任意のスライス位置ＳＰのＣＴ画
像デ−タを求めるためには、この位置ＳＰでの３６０°
分の投影デ−タを、１周期Ｔに存在するＱ（ｉ、ｊ）と
Ｒ（ｉ、ｊ）との補間処理によって求めることが必要で
ある。但し、この補間処理とは、前述の１８０°対向チ
ャンネルに利用した補間処理と異なるものであり、特開
昭６２ー８７１３７号で開示した補間処理に相当する。

【００２７】図７を用いて、スライス位置ＳＰでのＣＴ
画像デ−タを得るためのやり方を説明する。 （イ）、１８０°対向デ−タの算出…これは、前述した
通りであり、この結果、図７の点線で示す軌跡の１８０
°対向デ−タが得られる。スライス位置ＳＰでのＣＴ画
像を得るためには、１８０°対向デ−タは、区間Ｔに存
在するデ−タだけを利用する。 （ロ）、投影デ−タの算出（１）…特開昭６２ー８７１
３７号と略同じような補間処理によって求める。即ち、
任意の投影角β（ｊ）での投影デ−タＤ（α（ｉ）、β
（ｊ））は、この投影角β（ｊ）の実線の計測軌跡上の
点Ｐ１と点線の１８０°対向軌跡上の点Ｐ２とのデ−タ
Ｑ（α（ｉ）、β（ｊ））とＲ（α（ｉ）、β（ｊ））
との、距離配分に従った線形補間法によって求める。こ
の補間式は以下となる。

【００２８】 　　Ｄ（α（ｉ）、β（ｊ））＝（１−Ｗ）・Ｒ（α（
ｉ）、（ｊ））　　＋Ｗ・Ｑ（α（ｉ）、β（ｊ））　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１１）こ
こで、Ｗは補間係数（重み係数）であり、Ｐ１からＳＰ
までの距離をｒとした時には、 　　Ｗ＝２ｒ／Ｔ　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１２
）となる。

【００２９】３６０°のデ−タの中で、０°〜１８０°
までの投影デ−タは、点線軌跡上のＺ１位置〜Ｐ１〜Ｚ
２位置までの１８０°対向デ−タと、実線軌跡上のＺ２
位置〜Ｐ２〜Ｚ３位置までの計測デ−タと、を各投影角
毎に（１１）式に従った補間式によって求める。１８０
°〜３６０°までの投影デ−タは、実線軌跡上のＺ１位
置〜Ｐ３〜Ｚ２位置までの計測デ−タと、点線軌跡上の
Ｚ２位置〜Ｐ４〜Ｚ３位置までの１８０°対向デ−タと
、を各投影角毎に（１１）式に従った補間式によって求
める。図７で、ｌ１部分が０°〜１８０°分の投影デ−
タを埋め合わせせる部分、ｌ２部分が１８０°〜３６０
°分の投影デ−タを埋め合わせる部分である。

【００３０】尚、図７では、０°〜１８０°、１８０°
〜３６０°の投影デ−タを求める場合の計測デ−タの区
間及び１８０°対向デ−タの区間設定は、上記以外の例
も種々存在することは云うまでもない。

【００３１】（ハ）、投影デ−タの算出（２）…しかし
、（１１）式で対向デ−タを補間に用いており、対向デ
−タは各投影、各チャンネルによって、Ｚ方向にずれの
成分を持っている。このＺ方向のずれの成分は、（１１
）式の中では補間の重み係数ｗに影響する。Ｚ方向ずれ
の成分を考慮すると、ｗが一定でなくなり、各投影、各
チャンネルで変化する。したがって、Ｚ（ｉ、ｊ）を用
いてｗを書き換えると 　　　　　　ｗ＝（Ｚ（ｉ、ｊ）＋ｒ）／（Ｚ（ｉ、ｊ
）＋（Ｔ／２））…（１２）となる。

【００３２】ここで図８に計測デ−タと対向デ−タの各
チャンネルのＺ方向成分の関係を図示する。図８の（イ
）において、実線が計測デ−タ用の軌跡であり、破線が
対向デ−タ用の軌跡である。図８の（ロ）はある周期の
任意の投影角番号ｊの対向デ−タと計測デ−タでの各チ
ャンネルのＺ方向のずれである。この図８からスライス
位置ＳＰ１においてｉチャンネルのＺ方向の補間処理は
計測デ−タのＱ（ｉ、ｊ）と対向デ−タＲ（ｉ、ｊ）の
線形補間からもとめられるがスライス位置がＳＰ２であ
る場合、ｉチャンネルのＺ方向の補間をするには、対向
デ−タＲ（ｉ、ｊ）とＱ（ｉ、ｊ）より一周期前の計測
デ−タが必要となる。よって、所望するスライス位置の
投影デ−タを求めるには各チャンネルによって補間の重
み係数が異なり、用いる計測周期も異なることを考慮し
なければならない。以上のように、この処理を３６０度
全方向（全投影角）、全チャンネルについて実行すれば
、任意のスライス位置ＳＰの投影デ−タが得られる。

【００３３】（ニ）、ＣＴ画像デ−タの算出…スライス
位置ＳＰで求めた３６０°分の投影デ−タを再構成処理
してＣＴ画像デ−タを得る。

【００３４】本発明のＸ線ＣＴ装置の実施例を図１に示
す。Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線発生装置１、Ｘ線検出器２、
計測デ−タ収集回路１０、計測デ−タ２次元バッファメ
モリ１１、対向デ−タ算出回路１２、対向データ２次元
バッファメモリ１３、投影データ形成回路１４、フィル
タ補正回路１５、逆演算回路１６、ＣＲＴ１７より成る
。 Ｘ線発生装置１…ファン状Ｘ線ビームを発生する。 Ｘ線検出器２…透過Ｘ線ビームの検出を行なう多チャン
ネル検出素子より成る。 デ−タ収集回路１０…多チャンネルのＸ線検出器２の検
出値をプリアンプ、ＡＤ変換等の処理を行ない計測デ−
タＰ（ｉ、ｊ）を得る。 計測デ−タ２次元バッファ１１…ｉ×ｊのアドレスを持
つバッファであり、計測デ−タを格納する。 対向デ−タ算出回路１２…計測デ−タバッファ１２に格
納されている計測デ−タから、対向デ−タを算出する。 対向デ−タ２次元バッファ１３…ｉ×ｊのアドレスを持
つバッファであり、対向デ−タを格納する。 投影データ形成回路１４…任意のスライス位置が指定さ
れると、その位置における投影デ−タを補間等を利用し
て作成する。 フィルタ補正回路１５…ぼけ補正を行なう。 逆投影角演算回路１６…フィルタ補正回路１４のフィル
タリング後の出力を逆投影する。これにより、ＣＴ画像
デ−タを得る。 ＣＲＴ１７…ＣＴ画像デ−タから階調処理をして得たＣ
Ｔ画像をスライス像として表示を行なう。

【００３５】動作を説明する。Ｘ線発生装置１とＸ線検
出器２とは予じめ定めた平面上を連続的に回転している
。この状態で被検体を乗せた患者ベッド３がある速度を
もって移動する。この移動の過程で被検体にＸ線発生装
置１から連続Ｘ線が曝射される。これにより得られる透
過Ｘ線は、Ｘ線検出器２で検出され、デ−タ収集回路１
０で各種の前処理およびＡＤ変換される。かくして、計
測デ−タＰを得る。この計測デ−タＰは引数ｉ、ｊをア
ドレスとする計測デ−タバッファ１１に格納される。 被検体の測定範囲全域にわたって同様に計測デ−タＰを
得、計測デ−タバッファ１１に格納する。対向デ−タ算
出回路１２は対向デ−タを算出し、引数ｉ、ｊをアドレ
スに持つ対向デ−タバッファ１３に対向デ−タを格納す
る。対向デ−タバッファに対向デ−タが埋まった後に形
成回路１４は計測デ−タ、対向デ−タおよび患者ベッド
の移動距離から前述のアルゴリズムに応じた補間処理に
よって、所望するスライス像の投影デ−タを得る。次に
、得られた投影デ−タはフィルタ補正回路１５でぼけ補
正処理をうけ、ぼけ補正処理後の投影デ−タは逆投影演
算回路１６で逆投影処理され、所望するスライス像を得
る。ＣＲＴ１７がスライス像を表示する。

【００３６】ファンビームＸ線ＣＴ装置において、投影
デ−タからスライス像を再構成するアルゴリズムとして
は、検出されたファン状Ｘ線ビームデ−タをそのまま逆
投影するダイレクト法と、ファン状Ｘ線ビームデ−タを
並行ビームデ−タに変換してから逆投影するアレンジ法
などが知られているが、本発明はそれらのアルゴリズム
や世代によらず効果を発揮することができる。

【００３７】また本発明は、対向デ−タを補間処理に用
いているため補間に用いるデ−タの幅は、特開昭６２ー
８７１３７号に示した従来例の約半分となり、補間精度
は高くなる。さらに、対向デ−タは計算により算出して
いるため、逆方向のスキャンを必要とせず、被検体に対
する被曝線量は増加しない。

【００３８】本実施例によれば、患者ベッドを移動する
だけで間断なく走査ができ、高速な連続スキャンが可能
となる。したがって、心臓を撮影の目的とするカーディ
アックスキャンをする場合などのロスタイムをなくすこ
とができ、肝臓、脳等のダイナミックスキャンをする場
合などのロスタイムをなくすことができ、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
。また、検出器を円筒状に固定配置させたＳーＲ（ステ
ーショナリーローティション）型のＸ線ＣＴ装置等で効
果がある。尚、補間法としては線形補間の他に、２次、
３次等の高次補間も可能である。

【００３９】

【発明の効果】本発明によれば、被検体の測定部位に対
して連続スキャンを実行でき、かくして得たら旋状デー
タより断層面での投影デ−タを得ることができた。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のＸ線ＣＴ装置の実施例図である。

【図２】本発明のＸ線ＣＴ装置の適用例を示す図である
。

【図３】本発明のら旋走査での開始〜終了までのシーケ
ンスの説明図である。

【図４】本発明のら旋走査軌跡を示す図である。

【図５】本発明の１８０°対向デ−タの説明図である。

【図６】本発明のＺ成分のチャンネル方向との関連図で
ある。

【図７】本発明の計測デ−タと１８０°対向デ−タとの
軌跡を示す図である。

【図８】本発明のチャンネルデ−タへのＺ成分による補
正を説明する図である。

【符号の説明】

１　　Ｘ線源 ２　　マルチチャンネル型Ｘ線検出器 １０　　デ−タ収集回路 １１、１３　　２次元バッファ １２　　対向デ−タ演算回路 １４　　投影データ形成回路

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】　　ら旋走査で得た計測ファンビームら旋
   データから、任意のスライス位置でのファンビーム投影
   データを得、該投影データから任意のスライス位置での
   ＣＴ画像データを再構成によって求めるＸ線ＣＴ装置に
   おいて、前記計測ファンビームら旋データと同じ投影角
   を有する、１８０゜対向のファンビームら旋データを、
   上記計測ファンビームら旋データを利用して求める手段
   と、上記同一投影角の、計測ファンビームら旋データと
   求めた１８０゜対向のファンビームら旋データと患者ベ
   ッド移動速度（又は患者ベッド位置）とから補間処理に
   よって任意のスライス面での上記投影角でのファンビー
   ム投影データを求める手段と、該スライス面での各投影
   角のファンビーム投影データを再構成してＣＴ画像デー
   タを得る手段と、より成るＸ線ＣＴ装置。