JPH0767445B2

JPH0767445B2 - Ｘ線ｃｔ装置

Info

Publication number: JPH0767445B2
Application number: JP60227006A
Authority: JP
Inventors: 宮崎　　靖; 博西村
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1985-10-14
Filing date: 1985-10-14
Publication date: 1995-07-26
Anticipated expiration: 2010-07-26
Also published as: JPS6287137A

Description

【発明の詳細な説明】【産業上の利用分野】

本発明はら施スキャンを行うＸ線CT装置に関する。

【従来の技術】

ら施スキャンを行ったＸ線CT装置の従来例には、「ディ
ジタル画像処理の医用機器への応用と問題点」（技研報
センタ主催のセミナー「医用画像のディジタル信号処理
技術とその臨床応用への問題点」での発表論文。昭和56
年10月26日。堀場勇夫著。II42〜II42ページ）（従来例
Ａと称す）、及び特開昭59−111738号（従来例Ｂと称
す）がある。従来例Ａは、ら施スキャンCT装置の原理を
示す文献であり、Ｘ線源を被検体の回りに回転させるこ
と、この回転と共に被検体を体軸方向に移動させること
の２つの特徴を持つら施スキャンの原理を開示する。更
に、従来例Ａは、このら施スキャンで収集したデータを
再構成する旨を開示する。かくして、ら施スキャンによ
るＸ線CT装置の原理が記載されたことになる。従来例Ｂは、従来例Ａと同様にら施スキャンＸ線CT装置
を開示する。更に従来例Ｂは、ら施スキャンで収集した
データからの再構成法及びアーチファクト低減法を各種
開示する。

【発明が解決しようとする課題】

従来例Ａは、ら施スキャンＸ線CT装置の原理を示しては
いるが、具体的な再構成法についての開示はない。従来例Ｂの再構成法は、スキャン範囲の全体像を小要
素に分けて一度に再構成する方法、例えば360゜分を
提供する異なる２点S₁、S₂を考え、このS₁からS₂に至る
Ｘ線管の１回転で得られたデータを考える場合、ファン
ビーム位置が２点S₁とS₂の中央に固定されているものと
近似して平面毎に画像再構成を行う公知の手法（USP414
9247号）、を開示する。更に、720゜分のS₁からS₃に至
る２回転で得られたデータを単純平均（束ねて、即ち重
ね合わせて）して１回転分のデータとし、スライス位置
（S₂位置）を代表するスキャンデータとして再構成する
例を開示する（３回転以上の例も演役できることも開示
する）（開示ａと称す）。更に、各回転で得られたプロ
ジェクションデータを独立に再構成し、得られた複数画
像の加算平均することによっても同等の効果を達成する
旨開示する（開示ｂと称す）（この開示は、各回転毎に
独立に再構成して、各回転毎の画像を得、この複数画像
間で加算平均をとることを意味する。従って、各回転毎
に独立に得るための再構成法は、、、ａのいずれか
が前提となる）。かかる従来例Ｂのは、どう小要素に分けるのか、一度
に再構成するとはどうすることか、についての記載がな
く、再構成法としての実体が確かでない。従来例Ｂのは、１回転の中央に固定されたビーム位置
として再構成をはかるものであり、中央以外の任意の位
置でのスライス設定は事実上不可能である。従来例Ｂのａは単純平均例であり、下式に従う。Ｐ（θ、φ）＝｛P₁₂（θ、φ）＋P₂₃（θ、φ）｝/2…
…（１）（１）式でθはＸ線源位置（投影角のこと）、φはその
投影角θでのチャンネル番号である（尚、公開公報では
Ｐ＝（θ、φ）……となっているが、Ｐ（θ、φ）＝…
…の誤りと考えます）。（１）式からは、θが変化（０
゜≦θ≦360゜）しても、必ず単純平均化して、それを
スライス位置S₂でのＰ（θ、φ）として設定している点
に特徴がある。従って、p₁₂pなる距離、pp₂₃なる距離の
考慮はなく、そのスライス位置ｐでの再構成用データと
しては誤差の多いものとなる。ここで、ｐとはデータＰ
（θ、φ）の位置、p₁₂とはデータP₁₂（θ、φ）の位
置、p₂₃とはP₂₃（θ、φ）の位置である。従来例Ｂのａは、回転数を２以上としただけで、考え方
は上記従来例Ｂのと同じであり、同様の問題点を持
つ。従来例Ｂのｂについても、、、ａと同じ考え方のも
のであり、同様の問題点を持つ。更に従来例Ｂのアーチファクト低減法の１つは、開始点
（θ＝０゜）と終了点（θ＝360゜）とでデータが異な
ることに帰因して発生が予想されるアーチファクトの低
減を目的とする。そのために、開始点と終了点のそれぞ
れ近傍で加重平均による補正を行うこととしている。こ
の低減法は、従来例Ｂの、、ａ、ｂの再構成法のも
とでのアーチファクト低減であり、開始点及びと終了点
のそれぞれ近傍以外の中間位置では、、、ａ、ｂの
再構成法をとる。ら旋スキャンで収集したデータを再構成するに際して
は、再構成に必要なデータは同一スライス位置でのデー
タでなければならない。異なったスライス位置のデータ
を同一スライス位置のデータとして画一的に扱おうとし
たものが従来例Ｂの考え方である。本発明の目的は、異なったスライス位置でのデータを同
一スライス位置のデータとして画一的に扱うのではな
く、異なったスライス位置でのデータを利用して同一ス
ライス位置のデータを算出し、この算出したデータを再
構成用に使うようにして、ら旋スキャンでの再構成の精
度向上をはかってなるＸ線CT装置を提供するものであ
る。更に本発明の目的は、ら旋スキャンでの任意のスライス
位置で再構成を可能にして、スライス位置での自由選択
を可能にする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及び作用】

本発明は、ら旋スキャンで収集したデータの任意の連続
したデータから任意のスライス位置での投影データを、
投影角毎に補間処理によって求めると共に、その補間処
理にあっては、各投影角毎にそのスライス位置の前後の
投影角のＸ線ビームデータに、このスライス位置との距
離をパラメータとする補間演算を行って投影データを求
めることとする第１の手段と、この求めた投影データに
よって当該任意のスライス位置の断層像を再構成する第
２の手段と、より成る。これにより、ら旋スキャンで収
集したデータの任意の連続したデータから補間処理によ
って任意スライス位置の投影データが求まり、該投影デ
ータから任意スライス位置の断層像を得る。尚、補間処
理は、後述するように直線補間以外に２次補間等の各種
の補間があり、これらはいずれれも距離をパラメータと
する補間である。更に本発明はベッドの往復動で得たデータから補間によ
り断層像を再構成する。

【実施例】

第２図は、Ｒ−Ｒ方式CT装置の外観図である。Ｘ線CT装
置は、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）、患者ベッド３
より成る。Ｘ線管装置１とＸ線検出器２とは互いにベッ
ド３上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とは、連続回転させる。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。この回転速度は後述の第５図の正弦
波軌跡からわかるように一定速度である。Ｘ線管装置１とＸ線検出器２とはフレームに一体的に搭
載させた。フレーム（スキャナ）にスリップリング機構
をつけて高電圧を供電させる。患者ベッド３は、スキャナの回転面に垂直な方向（矢
印）に一定速度で移動できる。患者ベッド３のＸ線管装
置１によるＸ線の***とＸ線管装置１の回転とは互いに
同期させる。患者ベッド及びＸ線管装置１がそれぞれで定まる一定速
度で移動及び回転することにより、ら旋スキャンでの収
集データの管理が容易となる利点を持つ。もし、患者ベ
ッドの移動及びＸ線管装置１の回転がそれぞれ一定でな
いと、後述する補間処理での係数ａ、ｂの設定も容易で
なく、同一投影角の２つのデータの抽出も容易でない。今、スキャナは、ある固定された回転面で連続して、且
つ高速で回転させる。このとき、患者ベッド３を一定速
度でガントリ開口部４に挿入し、所望の断層面を含む範
囲で走査する。この走査に先立って走査位置決めを行
う。位置決めは、第３図より、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Ａ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持ち、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）に同期してＸ線パルスの***を開始する。こ
の場合の距離ｂは、患者ベッドが移動する方向での補間
を用いて投影データを求めるため、計測し始め及び終了
後に余分にデータを計測しなければならない距離であ
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線を***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って、静止した被検体から見て、第
４図（イ）に示すようにら旋状に走査される。この際の
Ｘ線管装置の被検体に対する軌跡を第５図に示す。ら旋状走査によって得た投影データ（以後、ら旋データ
と呼ぶ）は、第４図に示すように、スキャナ被検体の囲
りにら旋状に回転させ走査した場合に得られる投影デー
タと等価である。ら旋データSRは投影角β、及び被検体の体軸方向の位置
Ｘとで決定される。ここで走査開始時の位置をX₀、スキ
ャナが１回転する間にベッド（及び被検体）が移動する
距離をＤとする。被検***置X_nでのスライス面（断層
面）Ｓ（X_n）の断層像を再構成するには、投影データＲ
（β、X_n）（但し、β＝０゜〜360゜）が必要である。
本発明は、ら旋データSRから所望断層面Ｓ（X_n）の投影
データＲ（β、X_n）を補間によって求め、その投影デー
タから画像再構成することを特徴とする。断層像を求めるためには、その断層面における投影デー
タＲ（β、X_n）（但し、β＝０゜〜360゜）を求めれば
よい。ら旋データを一般式で示すと以下となる。 SR＝（β_ｉ、X_j） ……（１）但し、投影角β_ｉは０゜≦β_ｉ≦360゜の範囲の値であ
り、位置X_jは、X₀≦X_j≦X_eを満足する任意の一点であ
る。X₀は走査開始位置、X_eは走査終了位置である。投影
角β_ｉは図５の縦軸のＸ線管高さに相当する。そこで、X_j＝X_nの位置X_nのスライス面Ｓ（X_n）におけ
る、投影角β_ｉでの投影データＲ（β_ｉ、X_n） ……（２）は、X_nの前後１回転分（±Ｄ）の区間（即ち、X_n−Ｄ＜
X_n＜X_n＋Ｄの区間）のデータを利用すること、及び同じ
投影角β_ｉのら旋データから投影角Ｒ（β_ｉ、X_n）を補
間によって求めること、によって算出する。この補間
は、２点線形補間であり、例えば図５に示す投影角β_１
で投影角β_１と一致する、X_nの前後位置はX_g、X_mであ
り、その時の投影データはSR（β_１、X_g）、SR（β_１、
X_m）であり、且つX_gとX_nとの距離ｂはｂ＝X_n−X_g、X_mと
X_nとの距離ａはａ＝X_m−X_nである故に、補間式は（３）
となる。Ｒ（β_１、X_n）＝｛SR（β_１、X_g） ×ａ＋SR（β_１、X_m）×ｂ｝／（ａ＋ｂ） ……（３）この処理をX_nを固定したままで、０゜≦β_１≦360゜の3
60゜全方向（全投影角）について行えば、位置X_nの投影
データが得られる。本実施例の補間処理によって投影データを得る場合と従
来例Ｂによる単純平均処理によって投影データを得る場
合との比較例を図12に示す。位置X_nでのスライス面Ｓ
（X_n）での断層像を得るには、従来例Ｂでは、このスラ
イス面Ｓ（X_n）に沿った投影角（Ｘ線管高さ）にはなら
ず、図の右下がりの一定傾斜のライン（単純平均化処理
ライン）となる。例えば、P₁とP₂とを与えて位置q₁の投
影データを得るには、p₁q₁＝q₁P₂＝ｄである故に、単純
平均値は丁度q₁位置での投影データである。しかし、P₃
とP₄とを与えて位置q₂での投影データを求めるには、単
純平均法では位置q₂ではなく位置q₃での投影データとな
ってしまう。即ち、単純平均化法では、図12の単純平均
化処理ラインに沿った位置での投影データを求めている
ことになる。一方、本実施例では、P₁とP₂とを与えて位置q₁の投影デ
ータを得るには、P₁q₁＝q₁P₂＝ｄである故に、補管処理
で得た投影データは、位置q₁のデータである。しかし、
位置q₂での投影データは、P₃q₂＝d₁、q₂P₄＝d₂と距離が
異なり、このd₁とd₂とを利用した補間処理を行って得た
投影データは位置q₂でのものとなる。かくして、本実施
例によれば、スライス面Ｓ（X_n）の垂直な補間処理ライ
ンに沿った投影角の投影データを得ることができる。従来例Ｂでは、右下がりの処理ラインとなり、この処理
ラインでの投影データを、再構成用の投影データとして
利用したことが特徴である。尚、従来例Ｂによる、この
処理ラインそのものを本実施例の補間処理ラインで得た
ものとして扱った場合には、垂直は補間処理ライン上に
データとほとんど一致せず、（q₁の一点のみ一致）、ス
ライス面Ｓ（X_n）での断層像の再構成像は大きな誤差を
持つことが考えられる。一方、従来例Ｂでの単純平均化
処理ラインに沿った投影データを、その処理ラインで得
たものとして再構成を行った場合には、１つのスライス
位置での断層像ではなく、単純平均化処理ラインの持つ
Ｘ方向の幅Ｗの中での平均的な断層像を求めていること
になる。いずれにしろ、本発明例は、スライス位置X_nを認定し、
このスライス面Ｓ（X_n）に完全に沿った０゜〜360゜分
の投影データを補間によって求まる。従って、再構成に
よって得る断層像も、Ｓ（X_n）に沿った断層像となる。更に本実施例では、スライス位置X_nは、任意のどの位置
であってもよい。任意のどの位置であっても、その前後
の同一投影角のデータを補間処理にて求めてその任意の
スライス面とする投影データを得ることができるためで
ある。従来例Ｂでは、今一つはっきりしないが、図12の
如き、各周期（360゜毎）に沿って定まった位置での断
層像を算出しており、ら旋スキャン上の周期単位で限定
された位置の画像を得られるのみであり、自由な任意の
位置での断層像の算出はできないように思われる（従来
例Ｂの第２図及びその説明参照）。本発明のＸ線CT装置の実施例を第１図に示す。Ｘ線CT装
置は、Ｘ線発生装置１、Ｘ線検出器２、データ収集回路
2A、バッファメモリ12、補間回路13、フィルタ補正回路
14、逆投影演算回路15、CRT16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…透過ファン状Ｘ線ビームの検出を行う多
チャンネル検出素子より成る。データ収集回路2A…多チャンネルの検出器２の検出値を
取り込みプリアンプ、AD変換等の処理を行い、ら旋投影
データSRを得る。２次元バッファ12…ｉ×ｊのアドレスを持つバッファで
ある。ら旋投影データSRを格納する。即ち、このバッフ
ァ12は投影番号ｉ、スキャナ回転数番号（何回転目か）
ｊで決定づけられる。更にスキャナ１回転における投影
数をpp,スキャナの回転総数（何スキャンしたか）をJC
とすると、ら旋データSRのパラメータは、この２次元配
列の引数i,jによって次のように求められる。投影角β_ｉ＝β_０＋（ｉ−１）×Δθ 位置X_ij＝X₀＋（ｊ−１）×Ｄ＋（ｉ−１）×ΔＤ ……
（４）但し、 Δθ＝360゜/PP ΔＤ＝D/PP ……（５）となる。補間回路13…位置X_nが指定されると、X_nにおける投影デ
ータＲ（β_ｉ、X_n）を補間によって作成する。即ち、ら
旋投影データSRを投影データＲに変換する。フィルタ補正回路14…ぼけ補正を行う。フィルタ関数
は、ぼけ補正の内容によって決まる。逆投影演算回路15…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。これによって断層像を得る。 CRT16…断層像の表示を行う。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。この状態で被検体が乗せたベ
ッド３が一定速度で前進する。前進の過程で被検体にＸ
線発生装置１からのＸ線が曝射される。この曝射は、ら
旋状走査によってなされたものとなる。ら旋状走査によ
って得る透過Ｘ線は、Ｘ線検出器２で検出され、データ
収集回路2Aで各種の前処理及びAD変換される。かくし
て、ら旋データSRを得る。このら旋データSRは引数i,j
をアドレスとする２次元バッファ12に格納される。被検
体の測定範囲全域にわたって同様にら旋データSRを得、
２次元バッファ12に格納する。２次元バッファ12にら旋データが埋まった後に、補間回
路13はら旋データSRから所望断層面の投影データＲを得
る。即ち、位置X_nを指定して所望断層面を特定化し、位
置X_nにおける投影データＲ（i,X_n）を作成する。具体的
には、式（４），（５）から明らかなように、ら旋デー
タSRの被検体の体軸方向のサンプル位置を横軸に、投影
番号ｉを縦軸にとると、第６図の関係となる。従って、
投影データＲ（i,X_n）は、次の式で求めることができ
る。 R(i,X_ｎ)＝{SR(i、m)×ａ＋SR(i、m+1)×ｂ｝／(a＋b)…
…（６）次に、得られた投影データＲ（i,X_n）は、フィルタ補正
回路14でぼけ補正処理を受ける。ぼけ補正処理後の投影
データは逆投影演算回路15で逆投影処理され、位置X_nに
おける断層像を得る。CRT16が断層像を表示する。尚、
補間に際して同一投影角ｉでの補間としたが、同一投影
角ｉ以外にその近傍角を含むことがあることは云うまで
もない。他の実施例を述べる。患者ベッドを一方向だけでなく逆
方向にも移動し、第３図のＢ面からＢ′面まで走査させ
る。この際、順方向移動の軌跡９と逆方向移動の軌跡８
が交差する様に走査を行うと、被検体は第４図（ロ）に
示す様に走査される。断層像を１枚だけ得る場合を第７
図（イ）、（ロ）より説明する。第７図（イ）はスキャ
ナ回転速度16、患者ベッド移動速度17及びＸ線パルス18
の関係をタイム・チャートで示したものである。第７図
（ロ）より、１枚の断層像を得るために必要な180゜
（あるいはそれ以上）の走査９を順方向について行な
い、スキャナがさらに180゜回転するまで患者ベッドの
移動・Ｘ線の***を休止させ、180゜位相をずらした後
（こうすることによって、順方向の軌跡と逆方向の軌跡
が交差する）、逆方向に180゜（あるいはそれ以上）の
走査８を行うと、被検体に対するＸ線管装置の軌跡９は
第７図（ロ）に示す様になる。ただし、破線部は、患者
ベッドの移動・Ｘ線の***を休止してスキャナのみ回転
していることを表わす。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の補間によって求める。また、
実施例１では、ど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では交点を含み、ベッド移動方
向に対し垂直な面が最も補間による誤差が少ない。そこ
で、第７図（ロ）に示した走査をした場合、断層面19を
求める。第８図において、（イ）は上からの、（ロ）は横からの
軌跡の投影である。第７図（ロ）における断層面19は第
８図の面Ｓに対応する。面Ｓの断層像を求めるには、面
Ｓ上での投影データを求めればよい。そこで、同じ投影
角βをもつ投影データP1,P2を考える。P1は順方向、P2
は逆方向移動時の投影データである。P1,P2からは面Ｓ
上の投影データＰが求められる。投影データＰ（i,j）
は線形補間を用いれば、Ｐ（i,j）＝（P1（i,j）＋P2（i,j））/2 ……（７）ｉ＝1,2,…CN CN:全チャンネル数ｊ＝1,2,…NP NP:全ビュー数と求まる。この処理を０≦β≦180゜について行うと、
前半の半走査の投影データが得られる。得られた180゜
分の投影データから１枚の断層像を求め、このデータを
ボケ補正し逆投影すれば、所望の断層像が得られる。尚、第９図にはこの第２の実施例での第６図対応図を示
す。ら旋データの被検体の体軸方向のサンプル位置を横
軸に、投影番号を縦軸にとってある。実施例２では得られた180゜分の投影データから１枚の
断層像を求めたが、実施例３として360゜分の投影デー
タを求め断層像を求める方法を述べる。第10図におい
て、360゜分の投影データを求めるには、順・逆方向共3
60゜の走査が必要となる。実施例２の範囲を０゜〜180
゜とすると、本実施例３では−90゜〜280゜の範囲で走
査が必要となる。前半の半走査は実施例２と同様に求め
られ、後半の半走査は第10図（イ）に示すQ1（ｎ）,Q2
（ｎ）から同様にＱ（ｎ）が求められ、得られた全投影
データから１枚の断層像が再構成できる。ただし、実施
例３では後半の半走査を求める場合、補間に用いる投影
データが距離的に遠く離れてしまい、前半の半走査を求
める場合と比べ、補間による誤差が大きくなる点を考え
なければならない。第11図は本発明の制御系統図を示す。Ｘ線制御部101
は、高圧発生器110を制御して高圧電圧の発生を行わせ
る。いわゆるＸ線の***制御である。回転フレーム制御
部102は、Ｘ線管装置（Ｘ線発生器）とＸ線検出器とを
対向して連続回転させる制御だけではなく、投影角も加
味した制御が可能で、任意に投影角を制御できる。ベッド移動制御部103は、ベッド移動方向、速度を制御
する。ただし、走査最中は一定速度である。システム制御部内の同期化装置100は、ベッド位置検出
器113からの位置情報と、投影角検出器114からの投影角
情報を用いて、Ｘ線制御部101、回転フレーム制御器10
2、ベッド移動制御部103の同期をとる。具体的には、各実施例において、予め指定されたスライ
ス位置が X_n＝X_s＋３（D/4）＋ｎ（D/2） ……（８）ここでｎ＝０、１、２、３…… になるように、走査開始位置X_sを決定する。ただし、Ｄ
はベッド移動スピード及び回転フレームの回転スピード
によって決定される。また、順方向走査終了時の位置
X_e、及び投影角θ_ｅを記憶しておき、逆方向走査の開始
位置がX_e、開始投影角がθ_ｅ＋180゜になるように、シ
ステムを制御する。ここで、数８を往復動に関してみるに、図９に示したこ
とから以下のようになる。順方向サンプル点と逆方向サ
ンプル点との交点は、（D/2）間隔で発生する。X_n点の
データを補間で求めるためには、X_n点の前後の（D/2）
間のサンプルデータが必要とする。X_n−X_s＝（D/4）の
ときは、X_sからX_nへの領域のデータが不足（半分しかな
い）するため、補間データが不足し、画像再構成ができ
ない。そのために、X_n−X_s＝３（D/4）以降のものにつ
いて有効となる。ここでX_n−X_s＝（D/4）は、ｎ＝−１
のとき、X_n−X_s＝３（D/4）はｎ＝０に対応する。第３世代（Ｒ−Ｒ方式）CT装置において、投影データか
ら断層像を再構成するアルゴリズムとしては、検出され
た扇状ビームデータをそのまま逆投影するダイレクト法
と、扇状ビームデータを並行ビームデータに変換してか
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、例えばコーン
ビームを利用したら旋スキャンや電子走査形等種々の適
用ができ、効果を発揮する。更に、補間法としては、線形補間の他に２次、３次等の
高次補間（数スライス分）も可能である。

【発明の効果】

本発明によれば、患者ベッドを移動するだけでら旋走査
でき、高速な連続スキャンが可能となる。更に、ら旋ス
キャンで収集したデータに対して、任意のスライス位置
で、その前後の連続するデータを用いて補間処理により
正確な投影データを得ることができるようになった。更
に、スライス位置は、任意のどこでも可能であり、断層
像をその任意の位置で自在に生成可能になった。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明のCT装置の実施例図、第２図はＲ−Ｒ方
式CT装置の外観図、第３図は本発明の連続スキャンの説
明図、第４図（イ）、（ロ）は本発明のら旋状走査の説
明図、第５図は本発明での回転位置とら旋データとの関
係図、第６図は位置と投影番号との関係図、第７図
（イ）、（ロ）及び第８図（イ），（ロ）は本発明の第
２の実施例の説明図、第９図は第２の実施例での位置と
投影番号との関係図、第10図（イ）、（ロ）は本発明の
第３の実施例の説明図、第11図は本発明の制御系統図、
第12図は従来例と本実施例との比較例図である。１……Ｘ線管装置、２……Ｘ線検出器。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】Ｘ線を発生するＸ線源と、Ｘ線源と対向し
て設けられた被検体を透過してきたＸ線を検出するＸ線
検出器と、被検体を乗せて連続移動可能な患者ベッド
と、検出したデータを収集するデータ収集手段と、該デ
ータから画像再構成する画像再構成手段とを少なくとも
有し、該Ｘ線源を被検体の周りに連続的に回転移動さ
せ、該回転移動中に前記患者ベッドを被検体の体軸方向
に連続的に移動させ、該被検体の移動中に被検体に対し
Ｘ線を曝射しら旋状走査を行わせることとしたＸ線CT装
置において、前記収集したデータの任意の連続したデー
タから任意のスライス位置での多数の投影データを、投
影角毎に補間処理によって求めると共に、この補間処理
にあっては、各投影角毎にそのスライス位置の前後の同
一又はその近傍投影角のＸ線ビームデータに、このスラ
イス位置との距離をパラメータとする補間演算を行って
投影データを求めることとする第１の手段と、この求め
た投影データによって当該任意のスライス位置の断層像
を再構成する第２の手段と、より成るＸ線CT装置。
【請求項２】特許請求の範囲第１項記載のＸ線CT装置に
おいて、前記患者ベッド及びＸ線源はそれぞれ等速運動
の制御がなされているものとするＸ線CT装置。
【請求項３】特許請求の範囲第１項記載のＸ線CT装置に
おいて、上記患者ベッドは、往復運動の制御がされてい
るものとするＸ線CT装置。
【請求項４】Ｘ線を発生するＸ線源と、Ｘ線源と対向し
て設けられた被検体を透過してきたＸ線を検出するＸ線
検出器と、被検体を乗せて連続移動可能な患者ベッド
と、検出したデータを収集するデータ収集手段と、該デ
ータから画像再構成する画像再構成手段とを少なくとも
有し、該Ｘ線源を被検体の周りに連続的に回転移動さ
せ、該回転移動中に前記患者ベッドを被検体の体軸方向
に連続的に移動させ、該被検体の移動中に被検体に対し
Ｘ線を曝射しら旋状走査を行わせることとしたＸ線CT装
置において、前記収集したデータの任意の連続したデー
タから任意のスライス位置での投影データを、投影角毎
に補間処理によってと求める共に、この補間処理にあっ
ては、各投影角毎にそのスライス位置の前後の投影角の
投影角のＸ線ビームデータに、このスライス位置との距
離をパラメータとする線形補間演算を行って投影データ
を求めることとする第１の手段と、この求めた投影デー
タによって当該任意のスライス位置の断層像を再構成す
る第２の手段と、よりなるＸ線CT装置。