JPH09215689A - X-ray ct apparatus - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To achieve a higher reliability of a reconstructed image by an interpolation processing by moving a patient's bed continuously in the direction of the axis of a subject to obtain a detection data of a spiral inspection each in an outgoing path and in an incoming path. SOLUTION: Transmission X rays obtained by spiral scanning are detected by an X-ray detector 2 and undergo varied pretreatments and an A/D conversion with a data collection circuit 2A to obtain a spiral data SR. The spiral data SR is stored into a two-dimensional buffer 12 with parameters (i) and (j) as addresses. Likewise, the spiral data SR is obtained over the entire measuring range of the subject to be stored into the two-dimensional buffer 12. Then, an interpolation circuit 13 assigns a position Xn from the spiral data SR to specify a desired sectional surface to generate a projection data R (i, Xn ) at the position Xn . The obtained projection data R (i, Xn ) undergoes a blurring correction processing with a filter correction circuit 14 and then, does an inverse projection processing with an inverse projection computing circuit 15 to obtain a tomographic image at the position Xn .

Description

【発明の詳細な説明】 【０００１】 【産業上の利用分野】本発明はら旋スキャンを行うＸ線
ＣＴ装置に関する。 【０００２】 【従来の技術】ら旋スキャンを行った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
〜II４４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、ら旋スキャンＣＴ装置の原理を示す文献であり、Ｘ
線源を被検体の囲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
ら旋スキャンの原理を開示する。更に、従来例Ａは、こ
のら旋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、ら旋スキャンによるＸ線ＣＴ装置の原
理が記載されたことになる。 【０００３】従来例Ｂは、従来例Ａと同様にら旋スキャ
ンＸ線ＣＴ装置を開示する。更に従来例Ｂは、ら旋スキ
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。 【０００４】 【発明が解決しようとする課題】上記各従来例は、片方
向のみのベッドの移動である。片方向のみの移動の結
果、再構成のために必要な投影データは、被検体の体軸
方向の幅でみるに、大きくならざるを得ない。更に、体
軸方向の幅が大きくなると、再構成画像そのものの信頼
性に問題がでてくる。 【０００５】本発明の目的は、片方向のみの移動ではな
く両方向の移動によって再構成を可能にするＸ線ＣＴ装
置を提供するものである。 【０００６】 【課題を解決するための手段及び作用】本発明は、Ｘ線
を発生するＸ線源と、Ｘ線源と対向して設けられて被検
体を透過してきたＸ線を検出するＸ線検出器と、被検体
を乗せて往路と復路との両者それぞれに連続移動可能な
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、
該Ｘ線源を被検体の囲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Ｘ線を曝射
し、往復の両方向でら旋走査を行わせ、上記往路と復路
とのそれぞれのら旋検査の検出データから別の再構成像
を得る手段と、を含むＸ線ＣＴ装置を開示する。更に本
発明は、前記往路のら旋走査と前記復路のら旋走査は、
前記被検体の略同一部位を走査することを特徴とするＸ
線ＣＴ装置を開示する。更に本発明は、Ｘ線を発生する
Ｘ線源と、Ｘ線源と対向して設けられて被検体を透過し
てきたＸ線を検出するＸ線検出器と、被検体を乗せて往
路と復路との両者それぞれに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、該Ｘ線源を
被検体の囲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Ｘ線を曝射し、往復の
両方向でら旋走査を行わせ、上記往路と復路とのそれぞ
れのら旋走査の検出データを合成して再構成像を得る手
段と、を含むＸ線ＣＴ装置を開示する。更に本発明は、
前記往路のら旋走査と前記復路のら旋走査は、前記被検
体の略同一部位を走査することを特徴とするＸ線ＣＴ装
置を開示する。 【０００７】 【実施例】図２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
図５の正弦波軌跡からわかるように一定速度である。 【０００８】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。 【０００９】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
の移動とＸ線管装置１によるＸ線の曝射とＸ線管装置１
の回転とは互いに同期させる。 【００１０】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。 【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。この走査に先だって走査位
置決めを行う。 【００１２】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線パルスの曝射を開始
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って、静止した被検体から見
て、図４（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片方向スキャンによる
軌跡を図５に示す。 【００１３】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、図４に示すように、スキャ
ナを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。 【００１４】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゜〜３６
０゜）が必要である。そしてら旋データ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。 【００１５】断層像を求めるには、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。 【数１】ＳＲ＝（β_i、Ｘ_j） 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転で
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。 【００１６】そこで、片方向スキャンにあっては、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 【数２】Ｒ（β_i、Ｘ_n） 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でみるに、投影角β₁と一致する、Ｘ_nの前後位置は
Ｘ_e、Ｘ_mであり、その時の投影データはＳＲ（β₁、
Ｘ_e）、ＳＲ（β₁、Ｘ_m）であり、且つＸ_eとＸ_nとの距
離ｂはｂ＝Ｘ_n−Ｘ_e、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〔数３〕となる。 【数３】Ｒ（β₁、Ｘ_n）＝ ｛ＳＲ（β₁、Ｘ_e）×ａ＋
ＳＲ（β₁、Ｘ_m）×ｂ｝／（ａ＋ｂ） この処理をＸ_nを固定したままで、０゜≦β_i≦３６０゜
の３６０゜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。 【００１７】片方向スキャンでの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、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。 【００１８】２次元バッファ…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。 【数４】投影角β_i＝β₀＋（ｉ−１）×Δθ 位置Ｘ_ij＝Ｘ₀＋（ｊ−１）×Ｄ＋（ｉ−１）×ΔＤ ただし、 【数５】ΔＤ＝３６０゜／ｐｐ ΔＤ＝Ｄ／ｐｐ となる。 【００１９】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。 【００２０】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。 【００２１】動作を説明する。Ｘ線発生装置１とＸ線検
出器２とは予め定められ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。 【００２２】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、〔数４〕，〔数
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、図６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。 【数６】Ｒ（ｉ，Ｘ_n）＝｛ＳＲ（ｉ，Ｊ１）×ａ＋Ｓ
Ｒ（ｉ，Ｊ１＋１）×ｂ｝／（ａ＋ｂ） 【００２３】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。ＣＲＴ１
６が断層像を表示する。 【００２４】本発明は、以上の片方向スキャンに代わっ
て往復両方向スキャンを行って、そこから補間処理で再
構成像を得ようとするものである。本発明の実施例を述
べる。患者ベッドを一方向だけでなく逆方向にも移動
し、図３のＢ面からＢ′面まで走査させる。この際、往
路方向（順方向）移動の軌跡９と復路方向（逆方向）移
動の軌跡８が交差する様に走査を行うと、被検体は図４
（ロ）に示す様に走査される。断層像を１枚だけ得る場
合を図７（イ）、（ロ）により説明する。 【００２５】図７（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。図７（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線の曝射を
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は図７（ロ）に
示す様になる。ただし、破線部は、患者ベッドの移動・
曝射を休止してスキャナのみ回転していることを表わ
す。 【００２６】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、片方向スキャンでは、どの断層面でも補間
による誤差は同じ条件であったが、両方向スキャンでは
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、図７（ロ）に示した走査
をした場合、断層面１９を求める。 【００２７】図８において、（イ）は上からの、（ロ）
は横からの軌跡の投影である。図７（ロ）における断層
面１９は図８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。Ｐ
１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、 【数７】 Ｐ（ｉ，ｊ）＝（Ｐ１（ｉ，ｊ）＋Ｐ２（ｉ，ｊ））／２ 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１
８０゜分の投影データから１枚の断層像を求め、このデ
ータをぼけ補正し逆投影すれば、所望の断層像が得られ
る。 【００２８】尚、図９にはこの両方向スキャンでの図６
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。図６と
対比する。図６ではスライス位置Ｘ_nに対し、その両側
の２つの軌跡Ｌ₁とＬ₂とから再構成像を得る。図９で
は、その両側の軌跡Ｌ₃とＬ₄とから再構成像を得る。Ｌ
₁とＬ₂とは位置Ｘ_nの両側に完全に分離されており、そ
の体軸方向幅も大きい。即ち、再構成像を得るのにその
幅の大きい体軸方向の位置から補間で求める必要があ
る。一方、図９では、軌跡Ｌ₃とＬ４とはＸ_nでクロス
し、Ｌ₃とＬ₄との体軸方向の幅も小さい。即ち、スライ
ス位置Ｘ_nにより近い位置のデータで再構成が可能にな
る。この結果、再構成画像の信頼性が高まる。 【００２９】以上の実施例では得られた１８０゜分の投
影データから１枚の断層像を求めたが、他の実施例とし
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。図１０において、３６０゜分の投影データを求
めるには、順・逆方向共３６０゜の走査が必要となる。
実施例２の範囲を０゜〜１８０゜とすると、本実施例で
は−９０゜〜２８０゜の範囲で走査が必要となる。前半
の半走査は最初の実施例と同様に求められ、後半の半走
査は図１０（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、この第２の実施例で
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。しかし、片方向スキャンに比しては誤差は
少ない。 【００３０】図１１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線の曝射制御である。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。 【００３１】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１０
１、回転フレーム制御器１０２、ベッド移動制御部１０
３の同期をとる。 【００３２】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 【数８】 Ｘ（_n）＝Ｘ_s＋３（Ｄ／４）＋（Ｄ／２）_n 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。 【００３３】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。 【００３４】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。 【００３５】 【発明の効果】本発明によれば、往復の両方向でのら旋
走査でき、高速な連続スキャンが可能となる。更に、両
方向の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、その前後の比較的近い連続するデータ
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
できるようになり、ひいては再構成画像の信頼性を高め
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。Description: BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray CT apparatus for performing a spiral scan. 2. Description of the Related Art A conventional example of an X-ray CT apparatus performing a helical scan includes "application of digital image processing to medical equipment and problems" (a seminar "Digital signal of medical image" organized by the Giken Center). Papers on Processing Techniques and Their Problems in Clinical Applications, "October 26, 1981. Isao Horiba, II42.
-II page 44) (referred to as Conventional Example A), and
-1111738 (referred to as Conventional Example B). Conventional example A
Is a document showing the principle of a spiral scan CT apparatus.
The principle of a spiral scan having two features of rotating the source around the subject and moving the subject in the body axis direction with the rotation is disclosed. Further, Conventional Example A discloses reconstructing data collected by the spiral scan. Thus, the principle of the spiral scan X-ray CT apparatus has been described. A conventional example B discloses a spiral scan X-ray CT apparatus as in the conventional example A. Further, Conventional Example B discloses various methods for reconstructing data from data acquired by spiral scanning and for reducing artifacts. [0004] In each of the above conventional examples, the bed is moved only in one direction. As a result of the movement in only one direction, the projection data necessary for reconstruction must be large in view of the width in the body axis direction of the subject. Further, when the width in the body axis direction becomes large, there is a problem in the reliability of the reconstructed image itself. [0005] An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus that enables reconstruction by moving in both directions instead of moving in only one direction. According to the present invention, there is provided an X-ray source for generating X-rays, and an X-ray which is provided so as to face the X-ray source and detects X-rays transmitted through an object. A line detector, a patient bed on which a subject is placed and which can be continuously moved in both of the outward path and the return path, data collection means for collecting the detected data, and image reconstruction means for reconstructing an image from the data,
The X-ray source is continuously rotated around the subject, the patient bed is continuously moved in the body axis direction of the subject during the rotational movement, and the patient is moved while the subject is moving. X-ray CT apparatus including means for irradiating X-rays, performing helical scanning in both directions of reciprocation, and obtaining another reconstructed image from the detection data of each of the outward and backward helical inspections. Disclose. Further, according to the present invention, the forward scan spiral scan and the backward scan spiral scan are
X characterized by scanning substantially the same portion of the subject
A line CT device is disclosed. Further, the present invention is directed to an X-ray source that generates X-rays, an X-ray detector that is provided so as to face the X-ray source and that detects X-rays that have passed through the subject, and a forward and return trips with the subject placed on the detector. And a patient bed capable of continuous movement, data collection means for collecting the detected data, image reconstruction means for reconstructing an image from the data, and the X-ray source for continuously surrounding the subject. The patient bed is continuously moved in the body axis direction of the subject while the subject is moving, the subject is exposed to X-rays while the subject is moving, and the patient is rotated in both directions. An X-ray CT apparatus is disclosed which includes means for performing scanning and synthesizing detection data of each of the forward and backward spiral scans to obtain a reconstructed image. Furthermore, the present invention
Disclosed is an X-ray CT apparatus characterized in that the forward scan spiral scan and the backward scan spiral scan scan substantially the same region of the subject. FIG. 2 is an external view of an RR type CT apparatus.
The X-ray CT device includes an X-ray tube device (X-ray generator) 1,
It comprises an X-ray detector 2, a high-voltage generator for an X-ray tube (not shown), and a patient bed 3. The X-ray tube apparatus 1 and the X-ray detector 2 are in a positional relationship to face each other with the subject on the bed 3 interposed therebetween. The X-ray tube apparatus 1 and the X-ray detector 2 are continuously rotated under the opposed positional relationship. For continuous rotation, high voltage from the high voltage device to the X-ray tube device 1 was supplied via a slip ring. This rotation speed is a constant speed as can be seen from a sine wave locus of FIG. 5 described later. [0008] The X-ray tube device 1 and the X-ray detector 2 are integrally mounted on a frame. A high voltage is supplied by attaching a slip ring mechanism to the frame (scanner). The patient bed 3 can move at a constant speed in a direction (arrow) perpendicular to the rotation plane of the scanner. Patient bed 3
Movement and X-ray irradiation by the X-ray tube device 1 and the X-ray tube device 1
Are synchronized with each other. By moving and rotating the patient bed and the X-ray tube apparatus 1 at a constant speed determined respectively, there is an advantage that management of acquired data in a spiral scan becomes easy.
If the movement of the patient bed and the rotation of the X-ray tube apparatus 1 are not constant, it is not easy to set the coefficients a and b in the interpolation processing described later, and it is not easy to extract two data having the same projection angle. Now, the scanner rotates continuously and at a high speed on a fixed rotating surface. At this time, the patient bed 3 is inserted into the gantry opening 4 at a constant speed, and scanning is performed in a range including a desired tomographic plane. Prior to this scanning, scanning positioning is performed. In FIG. 3, the position of the first tomographic plane 6 as a reference for starting the imaging is set at a certain distance a from the scanner rotation plane A.
It is positioned only in front. The distance a has a margin until the moving speed of the patient bed becomes constant, and after the scanner and the patient bed start rotating and moving, the X-ray pulse is synchronized with the plane B (distance b) where the speed becomes steady. Start exposure of. The distance b in this case is a distance for which extra data must be measured after the start and end of the measurement because projection data is obtained using interpolation in the direction in which the patient bed moves. When the patient bed reaches the plane B 'which has passed the final tomographic plane 7 by the distance b, the X-ray irradiation is stopped, and the patient bed decelerates and stops at the plane A'. In this manner, by moving the patient bed during scanning, the patient is scanned spirally as shown in FIG. FIG. 5 shows the trajectory of the X-ray tube apparatus at this time by one-way scanning of the subject. As shown in FIG. 4, projection data obtained by helical scanning (hereinafter referred to as helical data) is obtained when a scanner is helically rotated around an object and scanned. It is equivalent to projection data. The spiral data SR is determined by the projection angle β and the position X of the subject in the body axis direction. Here, the position X ₀ at the start of scanning and the distance that the bed (and the subject) moves during one rotation of the scanner are D. To reconstruct a tomographic image of a slice plane (tomographic plane) S (X _n ) at the subject position X _n , projection data R (β, X _n ) (where β = 0 ゜ −36)
0 °) is required. Then, projection data R (β, X _n ) of the desired tomographic plane S (X _n ) is obtained from the spiral data SR by interpolation, and an image is reconstructed from the projection data. To obtain a tomographic image, the projection data R (β, X _n ) on the tomographic plane (where β = 0 ゜ 360
I) can be obtained. The spiral data is represented by the following general formula. SR = (β _i , X _j ) where the projection angle β _i is a value in the range of 0 ° ≦ β _i ≦ 360 °, and the position X _j satisfies X ₀ ≦ X _j ≦ X _e It is an arbitrary turn to do. X ₀ is the scanning start position, the X _e is a scan end position.
The projection angle β _i corresponds to the X-ray tube height on the vertical axis in FIG. Therefore, in one-way scanning, X _j
= R _n (X _i ) at the projection angle β _i on the slice plane S (X _n ) at the position X _{n at} the position X _n is R (β _i , X _n ) for one rotation before and after X _n (± D) (Ie, X _n −D
<X _n <X _n + D section) and the projection angle R (β _i , X _n ) from the spiral data of the same projection angle β _i
Is obtained by interpolation. This interpolation is a two-point linear interpolation, for example, the projection angle β shown in FIG.
_{In FIG. 1} , the front and rear positions of X _n that match the projection angle β ₁ are X _e and X _m , and the projection data at that time is SR (β ₁ ,
X _e), a _{SR (β 1, X m)} , and the distance b between the X _e and X _n b = X _n -X _e, the distance a between X _m and X _n is a = X _m -
Since it is X _n , the interpolation equation is [Equation 3]. R (β ₁ , X _n ) = ｛SR (β ₁ , X _e ) × a +
SR (β ₁ , X _m ) × b｝ / (a + b) If this processing is performed in all directions (all projection angles) of 360 ° of 0 ° ≦ β _i ≦ 360 ° with X _n fixed, the position X
_n projection data are obtained. FIG. 1 shows an embodiment of an X-ray CT apparatus for one-way scanning. The X-ray CT apparatus includes an X-ray generator 1, an X-ray detector 2, a data acquisition circuit 2A, a buffer memory 12,
It comprises an interpolation circuit 13, a filter correction circuit 14, a back projection operation circuit 15, and a CRT 16. X-ray generator 1 generates a fan-shaped X-ray beam. X-ray detector 2 is composed of a multi-channel detection element for detecting a transmission fan-shaped X-ray beam. Data collection circuit 2A: fetches the detection values of the multi-channel detector 2 and performs processing such as preamplification and AD conversion to obtain spiral projection data SR. Two-dimensional buffer: a buffer having an address i × j. The helical projection data SR is stored. That is, the buffer 12 is determined by the projection number i and the scanner rotation number (number of rotations) j. Scanner 1
Assuming that the number of projections in rotation is pp and the total number of rotations of the scanner (how many scans) is JC, the parameters of the spiral data SR are obtained as follows by the arguments i and j of the two-dimensional array. ## EQU4 ## Projection angle β _i = β ₀ + (i-1) × Δθ Position X _ij = X ₀ + (j-1) × D + (i-1) × ΔD where: ΔD = 360 ° / Pp ΔD = D / pp. Interpolation circuit 13: When the position X _n is designated,
Projection data R in the X _n and (beta _i, X _n) created by interpolation. That is, the spiral projection data SR is converted into the projection data R. Filter correction circuit 14 performs blur correction.
The filter function is determined by the details of the blur correction. Back-projection operation circuit 15 Back-projects the output of the filter correction circuit 14 after filtering. Thereby, a tomographic image is obtained. CRT16 ... Displays a tomographic image. The operation will be described. The X-ray generator 1 and the X-ray detector 2 are continuously rotating on a predetermined plane. In this state, the bed 3 on which the subject is placed advances at a constant speed. In the process of moving forward, the X-ray
The line is exposed. This irradiation is performed by helical scanning. The transmitted X-ray obtained by helical scanning is
The data is detected by the X-ray detector 2 and subjected to various types of preprocessing and AD conversion by the data acquisition circuit 2A. Thus, spiral data SR
Get. The spiral data SR is stored in the two-dimensional buffer 12 having the addresses of the arguments i and j. Similarly, spiral data SR is obtained over the entire measurement range of the subject and stored in the two-dimensional buffer 12. After the spiral data is filled in the two-dimensional buffer 12, the interpolation circuit 13 obtains projection data R of a desired tomographic plane from the spiral data SR. That is, to identify the desired tomographic plane by specifying the position X _n, projected at the position X _n data R
Create (i, X _n ). Specifically, as is clear from [Equation 4] and [Equation 5], the horizontal axis represents the sample position of the object of the spiral data SR in the body axis direction, and the vertical axis represents the projection number i. There are 6 relationships. Therefore, the projection data R (i,
X _n ) can be obtained by the following equation. R (i, X _n ) = ｛SR (i, J1) × a + S
R (i, J1 + 1) × b｝ / (a + b) Next, the obtained projection data R (i, X _n )
Undergoes blur correction processing in the filter correction circuit 14. The projection data after the blur correction processing is back-projected by the back-projection operation circuit 15 to obtain a tomographic image at the position _Xn . CRT1
6 displays a tomographic image. According to the present invention, a reciprocating bidirectional scan is performed instead of the above one-way scan, and a reconstructed image is obtained from the reciprocal scan by interpolation. An embodiment of the present invention will be described. The patient bed is moved not only in one direction but also in the opposite direction, and is scanned from plane B to plane B 'in FIG. At this time, when the scan is performed so that the trajectory 9 of the forward direction (forward direction) movement and the trajectory 8 of the backward direction (reverse direction) intersect, the subject is detected as shown in FIG.
Scanning is performed as shown in (b). A case where only one tomographic image is obtained will be described with reference to FIGS. FIG. 7A is a time chart showing the relationship among the scanner rotational speed 16, the patient bed moving speed 17, and the X-ray pulse 18. From FIG. 7 (b), a scan 9 of 180 ° (or more) necessary for obtaining one tomographic image is performed in the forward direction, and the movement of the patient bed and the X-ray scan are performed until the scanner is further rotated by 180 °. After stopping the irradiation and shifting the phase by 180 ° (in this way, the trajectory in the forward direction and the trajectory in the reverse direction intersect), a scan 8 of 180 ° (or more) is performed in the reverse direction. The trajectory 9 of the X-ray tube apparatus with respect to the subject is as shown in FIG. However, the broken line indicates the movement of the patient bed.
It indicates that the scanner is rotating only after stopping the exposure. When scanning is performed in this manner, the projection data is obtained by interpolating projection data when the patient bed is moving in the forward direction and projection data when the patient bed is moving in the reverse direction. Further, in the unidirectional scan, the error due to the interpolation was the same in all tomographic planes, but in the bidirectional scan, the error due to the interpolation includes the intersection point and is perpendicular to the bed moving direction has the smallest error due to the interpolation. Therefore, when the scanning shown in FIG. 7B is performed, the tomographic plane 19 is obtained. In FIG. 8, (a) is from above, (b)
Is the projection of the trajectory from the side. The tomographic plane 19 in FIG. 7B corresponds to the plane S in FIG. To obtain a tomographic image of the surface S, projection data on the surface S may be obtained. Therefore,
Consider projection data P1 and P2 having the same projection angle β. P
1 is the projection data when moving forward, and P2 is the projection data when moving backward.
The projection data P on the surface S is obtained from P1 and P2.
By using linear interpolation, the projection data P (i, j) can be expressed as follows: P (i, j) = (P1 (i, j) + P2 (i, j)) / 2 i = 1,2,. CN: total number of channels j = 1, 2,... NP NP: total number of views When this processing is performed for 0 ≦ β ≦ 180 °, projection data of the first half of the half scan is obtained. 1 obtained
If one tomographic image is obtained from the projection data for 80 °, and this data is subjected to blur correction and back-projection, a desired tomographic image can be obtained. FIG. 9 shows the bidirectional scan of FIG.
The corresponding figure is shown. The horizontal axis indicates the sample position of the object in the body axis direction of the spiral data, and the vertical axis indicates the projection number. Compare with FIG. To slice position X _n in FIG. 6, to obtain a reconstructed image of two loci L ₁ and L ₂ Metropolitan on both sides. 9, to obtain a reconstructed image from the locus L ₃ on both sides L ₄ Prefecture. L
₁ and the L ₂ are completely separated on either side of the position X _n, greater its body axis direction width. That is, in order to obtain a reconstructed image, it is necessary to obtain the reconstructed image by interpolation from a position in the body axis direction having a large width. On the other hand, in FIG. 9, the locus L ₃ and L4 cross with X _n, is small body axis direction of the width of the L ₃ and L _4. That is, reconstruction can be performed with data at a position closer to the slice position _Xn . As a result, the reliability of the reconstructed image increases. In the above embodiment, one tomographic image is obtained from the obtained 180 ° projection data. In another embodiment, a method of obtaining 360 ° projection data and obtaining a tomographic image will be described. In FIG. 10, 360 ° scanning is required in both forward and reverse directions to obtain 360 ° projection data.
Assuming that the range of the second embodiment is 0 ° to 180 °, the present embodiment requires scanning in the range of −90 ° to 280 °. The first half scan is obtained in the same manner as the first embodiment, and the second half scan is obtained by obtaining Q ( _n ) similarly from Q1 ( _n ) and Q2 ( _n ) shown in FIG. One tomographic image can be reconstructed from all projection data. However, in the second embodiment, it is considered that when obtaining the second half scan, the projection data used for the interpolation is far away from the distance, and the error due to the interpolation becomes larger than when obtaining the first half scan. There must be. However, the error is small compared to the one-way scan. FIG. 11 shows a control system diagram of the present invention. The X-ray control unit 101 controls the high voltage generator 110 to generate a high voltage. This is so-called X-ray exposure control. The rotating frame control unit 102 is an X-ray tube device (X-ray generator)
In addition to control for continuously rotating the X-ray detector and the X-ray detector in opposition, control taking into account the projection angle is also possible, and the projection angle can be arbitrarily controlled. The bed movement control unit 103 controls the bed movement direction and speed. However, the speed is constant during scanning. The synchronization device 100 in the system control unit
Using the position information from the bed position detector 113 and the projection angle information from the projection angle detector 114, the X-ray controller 10
1, rotating frame controller 102, bed movement controller 10
Synchronize 3. [0032] More specifically, in each embodiment, so that the previously designated slice position is [Equation 8] _{X (n) = X s +3} (D / 4) + (D / 2) n, scan to determine the starting position X _s. However,
D is determined by the bed moving speed and the rotating speed of the rotating frame. In addition, the position X _e at the end of the forward scan and the projection angle θ _e are stored, and the start position of the backward scan is X _e and the start projection angle is θ _e + 180 °.
Control the system. In a third-generation (RR type) CT apparatus, an algorithm for reconstructing a tomographic image from projection data includes a direct method for back-projecting the detected fan beam data as it is and a parallel method for projecting the fan beam data to a parallel beam. Arrangement method of back projection after converting to data is known, but the present invention can be applied to various applications such as rotary scan and electronic scanning type using cone beam, regardless of those algorithms and generations. It is effective. Further, as an interpolation method, in addition to linear interpolation, 2
Next-order, third-order, and other higher-order interpolation (for several slices) is also possible. According to the present invention, spiral scanning can be performed in both reciprocating directions, and high-speed continuous scanning can be performed. Furthermore, for data acquired by spiral scanning in both directions, accurate projection data can be obtained by interpolation processing using relatively close continuous data before and after the data at an arbitrary slice position. The reliability of the reconstructed image can be improved. Furthermore, the slice position
It can be used anywhere, and a tomographic image can be freely generated at any position.

【図面の簡単な説明】 【図１】本発明のＣＴ装置の実施例図である。 【図２】Ｒ−Ｒ方式ＣＴ装置の外観図である。 【図３】片方向スキャンの説明図である。 【図４】片方向スキャンと両方向スキャンの説明図であ
る。 【図５】回転位置とら旋データとの関係図である。 【図６】位置と投影番号との関係図である。 【図７】本発明の実施例でのタイムチャート及び軌跡を
示す図である。 【図８】本発明の実施例での軌跡を示す図である。 【図９】本発明の両方向スキャンでの位置と投影番号と
の関係図である。 【図１０】本発明の他の実施例の説明図である。 【図１１】本発明のシステム構成図である。 【符号の説明】 １ Ｘ線管装置 ２ Ｘ線検出器BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is an embodiment of a CT apparatus according to the present invention. FIG. 2 is an external view of an RR type CT device. FIG. 3 is an explanatory diagram of one-way scanning. FIG. 4 is an explanatory diagram of one-way scanning and two-way scanning. FIG. 5 is a diagram illustrating a relationship between a rotational position and spiral data. FIG. 6 is a relationship diagram between a position and a projection number. FIG. 7 is a diagram showing a time chart and a trajectory according to the embodiment of the present invention. FIG. 8 is a diagram showing a trajectory in the embodiment of the present invention. FIG. 9 is a diagram illustrating a relationship between a position and a projection number in bidirectional scanning according to the present invention. FIG. 10 is an explanatory diagram of another embodiment of the present invention. FIG. 11 is a system configuration diagram of the present invention. [Description of Signs] 1 X-ray tube device 2 X-ray detector

Claims (1)

【特許請求の範囲】 【１】 Ｘ線を発生するＸ線源と、Ｘ線源と対向して設
けられて被検体を透過してきたＸ線を検出するＸ線検出
器と、被検体を乗せて往路と復路との両者それぞれに連
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、該Ｘ線源を被検体の囲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
Ｘ線を曝射し、往復の両方向でら旋走査を行わせ、上記
往路と復路とのそれぞれのら旋検査の検出データから別
の再構成像を得る手段と、を含むＸ線ＣＴ装置。 【２】 前記往路のら旋走査と前記復路のら旋走査は、
前記被検体の略同一部位を走査することを特徴とする特
許請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置。 【３】 Ｘ線を発生するＸ線源と、Ｘ線源と対向して設
けられて被検体を透過してきたＸ線を検出するＸ線検出
器と、被検体を乗せて往路と復路との両者それぞれに連
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、該Ｘ線源を被検体の囲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
Ｘ線を曝射し、往復の両方向でら旋走査を行わせ、上記
往路と復路とのそれぞれのら旋走査の検出データを合成
して再構成像を得る手段と、を含むＸ線ＣＴ装置。 【４】 前記往路のら旋走査と前記復路のら旋走査は、
前記被検体の略同一部位を走査することを特徴とする特
許請求の範囲第３項に記載のＸ線ＣＴ装置。What is claimed is: 1. An X-ray source that generates X-rays, an X-ray detector that is provided so as to face the X-ray source and that detects X-rays that have passed through the subject, and the subject is placed on the detector. The patient bed that can be continuously moved on both the forward and backward paths, the data collection means for collecting the detected data, the image reconstruction means for reconstructing an image from the data, and the X-ray source surrounding the subject. Continuously, the patient bed is continuously moved in the body axis direction of the subject during the rotational movement, and the subject is exposed to X-rays while the subject is moving. An X-ray CT apparatus including means for performing a spiral scan in both directions and obtaining another reconstructed image from the detection data of each of the forward and backward spiral inspections. [2] The forward scan spiral scan and the backward scan spiral scan are
The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein substantially the same region of the subject is scanned. [3] An X-ray source that generates X-rays, an X-ray detector that is provided so as to face the X-ray source and that detects X-rays that have passed through the subject, and a forward route and a return route that carry the subject. A patient bed that can be continuously moved to each of the two, a data collection unit that collects detected data, an image reconstruction unit that reconstructs an image from the data, and the X-ray source that rotates continuously around the subject. The patient bed is continuously moved in the body axis direction of the subject during the rotational movement, and the subject is exposed to X-rays during the movement of the subject to perform spiral scanning in both reciprocating directions. An X-ray CT apparatus including means for performing detection and combining the detection data of each of the forward and backward spiral scans to obtain a reconstructed image. [4] The forward scan spiral scan and the backward scan spiral scan are
The X-ray CT apparatus according to claim 3, wherein substantially the same region of the subject is scanned.