(57)【要約】【課題】ヘリカルスキャン時のテーブル移動の加減速に応じて被検体の臓器が慣性で位置ずれしても所望断面のＣＴ画像を得られるようにする。【解決手段】ヘリカルスキャン時に直線移動させるクレードル１２に乗った被検体Ｈの臓器Ｉの慣性による位置ずれに合わせて再構成面Ｐを再構成面Ｒに補正して、画像再構成する。【効果】被検体の臓器が慣性により位置ずれしても所望断面のＣＴ画像を得ることが出来る。【選択図】図１４
2006034865.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ヘリカルスキャン時に直線移動させるテーブルに乗った被検体の臓器の慣性による位置ずれに合わせて再構成領域Ｐ上の各点の位置を補正し、補正後の再構成領域Ｒに沿ってＣＴ画像の各画素を画像再構成することを特徴とする画像再構成方法。
【請求項２】
請求項１に記載の画像再構成方法において、前記テーブルの直線移動方向をｚ軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をｙ軸方向とし、前記ｚ軸方向およびｙ軸方向に直交する方向をｘ軸方向とし、補正前の再構成領域Ｐ上の点をｐ(x,y,z)とし、位置ずれ補正量をΔｚとするとき、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋Δｚ)とすることを特徴とする画像再構成方法。
【請求項３】
請求項１または請求項２に記載の画像再構成方法において、前記テーブルの加速度に基づいて再構成領域Ｐ上の各点の位置を補正することを特徴とする画像再構成方法。
【請求項４】
請求項３に記載の画像再構成方法において、前記テーブルの直線移動方向をｚ軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をｙ軸方向とし、前記ｚ軸方向およびｙ軸方向に直交する方向をｘ軸方向とし、補正前の再構成領域Ｐ上の点をｐ(x,y,z)とするとき、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋Δｚ)とし、加速度が大きいほどΔｚを大きくすることを特徴とする画像再構成方法。
【請求項５】
請求項１から請求項４のいずれかに記載の画像再構成方法において、前記テーブルの直線移動方向をｚ軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をｙ軸方向とし、前記ｚ軸方向およびｙ軸方向に直交する方向をｘ軸方向とし、補正前の再構成領域Ｐ上の点をｐ(x,y,z)とするとき、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋Δｚ)とし、前記テーブルの上面から離れるほどΔｚを大きくすることを特徴とする画像再構成方法。
【請求項６】
請求項３または請求項４に記載の画像再構成方法において、前記加速度をａとし、点ｐ(x,y,z)から前記テーブルの上面までの距離ｄの関数をＤ(d)とするとき、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋a・Ｄ(d))とすることを特徴とする画像再構成方法。
【請求項７】
Ｘ線管と、Ｘ線検出器と、被検体を乗せて直線移動するテーブルと、前記Ｘ線管または前記Ｘ線検出器の少なくとも一方を被検体の周りに回転させると共に前記テーブルを直線移動させながら投影データを収集するヘリカルスキャン手段と、前記テーブルの加速度を検出する加速度検出手段と、前記加速度に基づき再構成領域Ｐ上の各点の位置を補正する再構成領域補正手段と、補正後の再構成領域Ｒに沿ってＣＴ画像の各画素を画像再構成する画像再構成手段とを具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】
請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記テーブルの直線移動方向をｚ軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をｙ軸方向とし、前記ｚ軸方向およびｙ軸方向に直交する方向をｘ軸方向とし、補正前の再構成領域Ｐ上の点をｐ(x,y,z)とするとき、前記再構成領域補正手段は、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋Δｚ)とし、加速度が大きいほどΔｚを大きくすることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】
請求項７または請求項８に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記テーブルの直線移動方向をｚ軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をｙ軸方向とし、前記ｚ軸方向およびｙ軸方向に直交する方向をｘ軸方向とし、補正前の再構成領域Ｐ上の点をｐ(x,y,z)とするとき、前記再構成領域補正手段は、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋Δｚ)とし、前記テーブルの上面から離れるほどΔｚを大きくすることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項１０】
請求項８に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記加速度をａとし、点ｐ(x,y,z)から前記テーブルの上面までの距離ｄの関数をＤ(d)とするとき、前記再構成領域補正手段は、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋a・Ｄ(d))とすることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、画像再構成方法およびＸ線ＣＴ（Computed Tomography）装置に関し、更に詳しくは、ヘリカルスキャン時のテーブル移動の加減速に応じて被検体の臓器が慣性により位置ずれしても所望断面のＣＴ画像を得ることが出来る画像再構成方法およびＸ線ＣＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、ヘリカルスキャンしたい撮影領域の両側にテーブル加速領域とテーブル減速領域とを加えた距離だけテーブルを移動することで、ヘリカルスキャンしたい撮影領域ではテーブルが略等速度になることを保証したＸ線ＣＴ装置が知られている（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
【特許文献１】特開平８−１７３４１３号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
上記従来技術では、テーブル加速領域とテーブル減速領域では、投影データが収集されないか、投影データが収集されてもＣＴ画像の再構成に利用されない。
しかし、これでは無駄があるので、本願出願人は、テーブル加速領域とテーブル減速領域でも投影データを収集し且つそれら投影データをＣＴ画像の再構成に利用することを提案している（特願２００３−１９２８９４号）。
これは、可変ピッチヘリカルスキャンや可変速度ヘリカルスキャンなどと呼ばれ、Ｘ線検出器のｚ方向の幅が広がった際にスキャン可能な範囲が狭くならないようにしたり、ヘリカルスキャンとヘリカルスキャンの間の時間短縮に有効である。
【０００５】
ところが、テーブル移動の加減速期間に被検体の臓器が慣性により位置ずれすると、所望断面のＣＴ画像を得ることが出来ない問題点があることが判った。
すなわち、図２３に示すように、被検体Ｈの臓器Ｉの体軸方向の中心面ＣのＣＴ画像を得たい場合、その中心面Ｃに合わせて再構成領域Ｐを設定する。
しかしながら、図２４の（ａ）に示すように加速中は慣性により臓器Ｉがのけぞるように位置ずれして中心面Ｃと再構成領域Ｐが合致しなくなり、図２４の（ｂ）に示すように等速移動中は中心面Ｃと再構成領域Ｐが合致するが、図２４の（ｃ）に示すように減速中は慣性により臓器Ｉがつんのめるように位置ずれして中心面Ｃと再構成領域Ｐが合致しなくなることがある。
そこで、本発明の目的は、ヘリカルスキャン時のテーブル移動の加減速中に被検体の臓器が慣性により位置ずれしても所望断面のＣＴ画像を得ることが出来る画像再構成方法およびＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
第１の観点では、本発明は、ヘリカルスキャン時に直線移動させるテーブルに乗った被検体の臓器の慣性による位置ずれに合わせて再構成領域Ｐ上の各点の位置を補正し、補正後の再構成領域Ｒに沿ってＣＴ画像の各画素を画像再構成することを特徴とする画像再構成方法を提供する。
上記第１の観点による画像再構成方法では、テーブルに乗った被検体の臓器の慣性による位置ずれに合わせて再構成領域を補正するため、被検体の臓器が慣性により位置ずれしても所望断面のＣＴ画像を得ることが出来る。
【０００７】
第２の観点では、本発明は、上記構成の画像再構成方法において、前記テーブルの直線移動方向をｚ軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をｙ軸方向とし、前記ｚ軸方向およびｙ軸方向に直交する方向をｘ軸方向とし、補正前の再構成領域Ｐ上の点をｐ(x,y,z)とし、位置ずれ補正量をΔｚとするとき、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋Δｚ)とすることを特徴とする画像再構成方法を提供する。
上記第２の観点による画像再構成方法では、被検体の臓器の慣性による位置ずれをテーブルの直線移動方向に限定して補正するため、補正処理が簡単になる。
【０００８】
第３の観点では、本発明は、上記構成の画像再構成方法において、前記テーブルの加速度に合わせて再構成領域を補正することを特徴とする画像再構成方法を提供する。
テーブルに乗った被検体の臓器の慣性による位置ずれは、テーブルの加速度に起因して生じる。
そこで、上記第３の観点による画像再構成方法では、テーブルの加速度に合わせて再構成領域を補正する。これにより、被検体の臓器が慣性により位置ずれしても所望断面のＣＴ画像を得ることが出来る。
【０００９】
第４の観点では、本発明は、上記構成の画像再構成方法において、前記テーブルの直線移動方向をｚ軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をｙ軸方向とし、前記ｚ軸方向およびｙ軸方向に直交する方向をｘ軸方向とし、補正前の再構成領域Ｐ上の点をｐ(x,y,z)とするとき、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋Δｚ)とし、加速度が大きいほどΔｚを大きくすることを特徴とする画像再構成方法を提供する。
テーブルに乗った被検体の臓器の慣性による位置ずれは、テーブルの加速度が大きいほど大きくなる。
そこで、上記第４の観点による画像再構成方法では、被検体の臓器の慣性による位置ずれをテーブルの直線移動方向に限定して補正することで補正処理を簡単化すると共に、その補正量Δｚを加速度が大きいほど大きくする。
【００１０】
第５の観点では、本発明は、上記構成の画像再構成方法において、前記テーブルの直線移動方向をｚ軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をｙ軸方向とし、前記ｚ軸方向およびｙ軸方向に直交する方向をｘ軸方向とし、補正前の再構成領域Ｐ上の点をｐ(x,y,z)とするとき、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋Δｚ)とし、前記テーブルの上面から離れるほどΔｚを大きくすることを特徴とする画像再構成方法を提供する。
テーブルの上面に被検体が密着しているため、テーブルの上面に近いほどテーブルの上面に拘束され位置ずれが小さいが、テーブルの上面から離れるとテーブルの上面による拘束が弱くなり位置ずれが大きくなる。
そこで、上記第４の観点による画像再構成方法では、被検体の臓器の慣性による位置ずれをテーブルの直線移動方向に限定して補正することで補正処理を簡単化すると共に、その補正量Δｚをテーブルの上面から離れるほど大きくする。
【００１１】
第６の観点では、本発明は、上記構成の画像再構成方法において、前記加速度をａとし、点ｐ(x,y,z)から前記テーブルの上面までの距離ｄの関数をＤ(d)とするとき、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋a・D(d))とすることを特徴とする画像再構成方法を提供する。
上記第６の観点による画像再構成方法では、被検体の臓器の慣性による位置ずれをテーブルの直線移動方向に限定して補正することで補正処理を簡単化すると共に、その補正量を加速度ａとテーブルの上面までの距離ｄの関数Ｄ(d)の積とする。なお、関数Ｄ(d)は、シミュレーションにより求めることが出来る。
【００１２】
第７の観点では、本発明は、Ｘ線管と、Ｘ線検出器と、被検体を乗せて直線移動するテーブルと、前記Ｘ線管または前記Ｘ線検出器の少なくとも一方を被検体の周りに回転させると共に前記テーブルを直線移動させながら投影データを収集するヘリカルスキャン手段と、前記テーブルの加速度を検出する加速度検出手段と、前記加速度に基づき再構成領域Ｐ上の各点の位置を補正する再構成領域補正手段と、補正後の再構成領域Ｒに沿ってＣＴ画像の各画素を画像再構成する画像再構成手段とを具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第７の観点によるＸ線ＣＴ装置では、前記第３の観点による画像再構成方法を好適に実施できる。
【００１３】
第８の観点では、本発明は、上記構成のＸ線ＣＴ装置において、前記テーブルの直線移動方向をｚ軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をｙ軸方向とし、前記ｚ軸方向およびｙ軸方向に直交する方向をｘ軸方向とし、補正前の再構成領域Ｐ上の点をｐ(x,y,z)とするとき、前記再構成領域補正手段は、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋Δｚ)とし、加速度が大きいほどΔｚを大きくすることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第８の観点によるＸ線ＣＴ装置では、前記第４の観点による画像再構成方法を好適に実施できる。
【００１４】
第９の観点では、本発明は、上記構成のＸ線ＣＴ装置において、前記テーブルの直線移動方向をｚ軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をｙ軸方向とし、前記ｚ軸方向およびｙ軸方向に直交する方向をｘ軸方向とし、補正前の再構成領域Ｐ上の点をｐ(x,y,z)とするとき、前記再構成領域補正手段は、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋Δｚ)とし、前記テーブルの上面から離れるほどΔｚを大きくすることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第９の観点によるＸ線ＣＴ装置では、前記第５の観点による画像再構成方法を好適に実施できる。
【００１５】
第１０の観点では、本発明は、上記構成のＸ線ＣＴ装置において、前記加速度をａとし、点ｐ(x,y,z)から前記テーブルの上面までの距離ｄの関数をＤ(d)とするとき、前記再構成領域補正手段は、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋a・D(d))とすることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第１０の観点によるＸ線ＣＴ装置では、前記第６の観点による画像再構成方法を好適に実施できる。
【発明の効果】
【００１６】
本発明の画像再構成方法およびＸ線ＣＴ装置によれば、ヘリカルスキャン時のテーブル移動の加減速中に被検体の臓器が慣性により位置ずれしても、所望断面のＣＴ画像を得ることが出来る。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【実施例１】
【００１８】
図１は、本発明の実施例１に係るＸ線ＣＴ装置を示す構成ブロック図である。
このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、テーブル装置１０と、走査ガントリ２０とを具備している。
【００１９】
操作コンソール１は、操作者の入力を受け付ける入力装置２と、画像再構成処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で取得した投影データを収集するデータ収集バッファ５と、投影データから再構成したＣＴ画像を表示する表示装置６と、プログラムやデータやＸ線ＣＴ画像を記憶する記憶装置７とを具備している。
【００２０】
テーブル装置１０は、被検体を乗せて走査ガントリ２０のボア（空洞部）に入れ出しするクレードル１２を具備している。クレードル１２は、テーブル装置１０に内蔵するモータで昇降および直線移動される。
【００２１】
走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線コントローラ２２と、コリメータ２３と、多列Ｘ線検出器２４と、ＤＡＳ（Data Acquisition System）２５と、被検体の体軸の周りを回転するＸ線管２１などを制御する回転部コントローラ２６と、走査ガントリ２０を回転軸の前方または後方に傾斜させるときの制御を行うチルトコントローラ２７と、制御信号などを操作コンソール１やテーブル装置１０とやり取りする制御コントローラ２９と、スリップリング３０とを具備している。
【００２２】
図２は、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４の幾何学的配置の説明図である。
Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４は、回転中心ＩＣの周りを回転する。鉛直方向をｙ方向とし、クレードル１２の直線移動方向をｚ軸方向とし、ｚ軸方向およびｙ軸方向に直交する方向をｘ軸方向とするとき、Ｘ線管２１および多列Ｘ線検出器２４の回転平面は、ｘｙ面である。
Ｘ線管２１は、コーンビームＣＢと呼ばれるＸ線ビームを発生する。コーンビームＣＢの中心軸方向がｙ方向に平行なときを、ビュー角度０゜とする。
多列Ｘ線検出器２４は、第１列〜第Ｊ列の検出器列を有し、例えばＪ＝２５６とする。また、各検出器列は、第１チャネル〜第Ｉチャネルのチャネルを有し、例えばＩ＝１０２４とする。
【００２３】
Ｘ線が照射されて収集された投影データは、多列Ｘ線検出器２４からＤＡＳ２５でＡ／Ｄ変換され、スリップリング３０を経由してデータ収集バッファ５に入力される。
データ収集バッファ５に入力された投影データは、記憶装置７に記憶されたプログラムにより中央処理装置３で処理され、ＣＴ画像に変換され、表示装置６に表示される。
【００２４】
図３は、Ｘ線ＣＴ装置１００の動作の概略を示すフロー図である。
ステップＳ１では、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを被検体の周りに回転させ且つクレードル１２を直線移動させながらヘリカルスキャン動作を行い、テーブル直線移動位置ｚと，ビュー角度viewと，検出器列番号ｊと，チャネル番号ｉとで表わされる投影データＤ０(z,view,j,i)を収集する。テーブル直線移動位置ｚは、テーブル装置１０に内蔵するエンコーダによりｚ軸方向位置パルスがカウントされ、制御コントローラ２９にてｚ軸座標に変換され、スリップリング３０を経由して、ＤＡＳ２５の投影データにｚ軸座標情報として付加される。
図４に、ｚ軸座標情報を付加した、あるビューの投影データのフォーマットを示す。
なお、このデータ収集処理については、図１０を参照して後述する。
【００２５】
ステップＳ２では、投影データＤ０(z,view,j,i)に対して、オフセット補正，対数変換，Ｘ線線量補正，感度補正を含む前処理を行い、投影データＤin(z,view,j,i)とする。
ステップＳ３では、前処理した投影データＤin(z,view,j,i)に対して、ビームハードニング処理を行う。ビームハードニング処理は、例えば次の多項式で表される。ここで、Ｂ０，Ｂ１，Ｂ２はビームハードニング係数である。
Ｄout(z,view,j,i)＝Ｄin(z,view,j,i)×（Ｂ０(j,i)＋Ｂ１(j,i)×Ｄin(z,view,j,i)＋Ｂ２(j,i)×Ｄin(z,view,j,i)２）
この時、検出器の各列ごとに独立したビームハードニング補正を行なえるため、撮影条件で各データ収集系の管電圧が異なっていれば、検出器の各列ごとの特性の違いを補正できる。
【００２６】
ステップＳ４では、ビームハードニング補正した投影データＤout(z,view,j,i)に対して、ｚ方向（列方向）のフィルタをかけるＺフィルタ重畳処理を行なう。すなわち、ビームハードニング補正した投影データＤout(z,view,j,i)に、例えば図５に示すような列方向フィルタ係数Ｗk(i)を列方向に掛け、投影データＤcor(z,view,j,i)を求める。
【００２７】
2006034865.tif 000003
【００２８】
列方向フィルタ係数ｗk(i)によりスライス厚を制御できる。
図６に示すように、スライスＳＬでは、一般的に再構成中心に比べて周辺のスライス厚が厚くなる。
そこで、図７に示すように、中心部チャネルには幅を広く変化させた列方向フィルタ係数ｗk(中心部チャネルのｉ)を用い、周辺部チャネルでは幅をせまく変化させた列方向フィルタ係数ｗk(周辺部チャネルのｉ)を用いる。これにより、図８に示すように、再構成中心でも周辺でも一様なスライス厚のスライスＳＬとすることが出来る。
【００２９】
列方向フィルタ係数ｗk(i)でスライス厚を弱干厚くすると、アーチファクト，ノイズともに大幅に改善される。これにより、アーチファクト改善具合，ノイズ改善具合も制御できる。つまり、３次元画像再構成されたＣＴ画像の画質を制御できる。
【００３０】
図９に示すように、列方向フィルタ係数ｗk(i)を逆重畳（デコンボリューション）フィルタにすることにより、薄いスライス厚のＣＴ画像を実現することも出来る。
【００３１】
図３に戻り、ステップＳ５では、再構成関数重畳処理を行う。すなわち、フーリエ変換し、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。再構成関数重畳処理後の投影データをＤｒ(z,view,j,i)とし、再構成関数をＫernel(j)とし、コンボリューション演算を＊で表すと、再構成関数重畳処理は次のように表わされる。
Ｄｒ(z,view,j,i)＝Ｄcor(z,view,j,i)＊Ｋernel(j)
検出器の各列ごとに独立した再構成関数Ｋernel(j)を用いて独立した再構成関数重畳処理を行なえるため、検出器の各列ごとのノイズ特性，分解能特性の違いを補正できる。
【００３２】
ステップＳ６では、投影データＤｒ(z,view,j,i)に対して、３次元逆投影処理を行い、逆投影データＤ３(ｘ,ｙ)を求める。この３次元逆投影処理については、図１６を参照して後述する。
【００３３】
ステップＳ７では、逆投影データＤ３(ｘ,ｙ)に対して、画像フィルタ重畳処理，ＣＴ値変換処理などの後処理を行い、ＣＴ画像を得る。
画像フィルタ重畳処理では、画像フィルタ重畳処理後のデータをＤ４(x,y)，ＣＴ画像の中心画素に対応する検出器列番号をｊとし、画像フィルタをＦilter(j)とすると、
Ｄ４(x,y)＝Ｄ３(x,y)×Ｆilter(j)
となる。つまり、ＣＴ画像のスライス位置ごとに独立した画像フィルタ重畳処理を行なえるため、スライス位置ごとのノイズ特性，分解能特性の違いを補正できる。
【００３４】
図１０は、データ収集処理（図３のステップＳ１）の詳細を示すフロー図である。
ステップＡ１では、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを被検体の周りに回転させる。
ステップＡ２では、直線移動開始位置までクレードル１２を低速で直線移動する。
ステップＡ３では、クレードル１２の移動方向を一方向（＋ｚ方向または−ｚ方向）に設定する。
【００３５】
ステップＡ４では、クレードル１２の直線移動速度を所定関数に基づいて加速し、それに合わせて管電流を増加させる。所定関数は、時間に対してリニアな関数でもよいし、時間に対してノンリニアな関数でもよい。直線移動方向のＸ線密度つまり単位厚さ当たりのＸ線量は「管電流／直線移動速度」に比例する。従って、直線移動速度の増加に合わせて管電流を増加させることで「管電流／直線移動速度」を一定にすることができ、これにより加速中でも直線移動方向のＸ線密度を一定にすることが出来る。
ステップＡ５では、加速中の投影データＤ０(z,view,j,i)を収集する。
ステップＡ６では、クレードル１２の直線移動速度が所定速度に達したらステップＡ７へ進み、所定速度に達してなかったらステップＡ４に戻ってさらに加速する。
【００３６】
ステップＡ７では、クレードル１２の直線移動速度を所定速度に維持した状態で定速の投影データＤ０(z,view,j,i)を収集する。
ステップＡ８では、クレードル１２が定速終了位置に達したらステップＡ９へ進み、定速終了位置に達してなかったらステップＡ７に戻って定速の投影データ収集を継続する。
【００３７】
ステップＡ９では、クレードル１２の直線移動速度を所定関数に基づいて減速し、それに合わせて管電流を減少させる。所定関数は、時間に対してリニアな関数でもよいし、時間に対してノンリニアな関数でもよい。直線移動方向のＸ線密度つまり単位厚さ当たりのＸ線量は「管電流／直線移動速度」に比例する。従って、直線移動速度の減少に合わせて管電流を減少させることで「管電流／直線移動速度」を一定にすることができ、これにより減速中でも直線移動方向のＸ線密度を一定にすることが出来る。
ステップＡ１０では、減速中の投影データＤ０(z,view,j,i)を収集する。
ステップＡ１１では、クレードル１２の直線移動速度が停止可能速度に達したらステップＡ１２へ進み、停止可能速度に達してなかったらステップＡ９に戻ってさらに減速する。
【００３８】
ステップＡ１２では、クレードル１２の直線移動をストップさせる。
ステップＡ１３では、予定のデータ収集が終了したら処理を終了し、そうでないならステップＡ１４へ進む。
ステップＡ１４では、クレードル１２の移動方向を逆方向に設定する。そして、ステップＡ４に戻ってデータ収集を継続する。すなわち、被検体を往復移動させながら連続的にデータを収集する。
【００３９】
図１１は、クレードル１２の直線移動の速度ｖの時間変化を示したグラフである。
符号の＋は＋ｚ方向への直線移動を表し、符号の−は−ｚ方向への直線移動を表す。
【００４０】
図１２は、クレードル１２の加速度ａの時間変化を示したグラフである。
符号の＋は＋ｚ方向の加速度を表し、符号の−は−ｚ方向の加速度を表す。
【００４１】
図１３に示すように、被検体Ｈの臓器Ｉの体軸方向の中心面ＣのＣＴ画像を得たい場合、その中心面Ｃに合わせて再構成領域Ｐを設定する。そして、クレードル１２の直線移動が等速の期間は、設定された再構成領域Ｐをそのまま用いる。
一方、図１４に示すように、加速中または減速中に慣性により臓器Ｉが位置ずれすると、中心面Ｃと再構成領域Ｐが合致しなくなるので、再構成領域Ｐを用いず、補正した再構成領域Ｒを用いる。
【００４２】
図１５に示すように、補正前の再構成領域Ｐ上の点をｐ(x,y,z)とするとき、中央処理装置３は、補正後の再構成領域Ｒ上の点をｒ(x,y,z＋Δｚ)とする。そして、加速度が大きいほどΔｚを大きくすると共にクレードル１２の上面から離れるほどΔｚを大きくする。
すなわち、中央処理装置３は、クレードル１２の加速度ａを検出し、点ｐ(x,y,z)からクレードル１２の上面までの距離ｄの関数をＤ(d)とするとき、
Δｚ＝ａ×Ｄ(d)
とする。関数Ｄ(d)は、例えば、
Ｄ(d)＝ｄ２
である。関数Ｄ(d)は、シミュレーションにより予め求めておく。
【００４３】
なお、臓器Ｉの位置ずれ量Δｚがｘ方向について一定でないとすれば、Δｚはｘ，ｙの関数となる。
【００４４】
図１６は、３次元逆投影処理（図３のステップＳ６）の詳細を示すフロー図である。
【００４５】
ステップＳ６１では、ＣＴ画像の再構成に必要な全ビュー（すなわち、３６０°分のビュー又は「１８０°分＋ファン角度分」のビュー）中の一つのビューに着目し、再構成領域Ｒの各画素に対応する投影データＤｒを抽出する。なお、慣性による臓器Ｉの変形を無視できる場合は、再構成領域Ｒ＝再構成領域Ｐとする。
【００４６】
図１７に示すように、ｘｙ平面に平行な５１２×５１２画素の正方形の再構成領域Ｐを補正して再構成領域Ｒとし、ｙ＝０のｘ軸に平行な画素列Ｌ０，ｙ＝６３の画素列Ｌ６３，ｙ＝１２７の画素列Ｌ１２７，ｙ＝１９１の画素列Ｌ１９１，ｙ＝２５５の画素列Ｌ２５５，ｙ＝３１９の画素列Ｌ３１９，ｙ＝３８３の画素列Ｌ３８３，ｙ＝４４７の画素列Ｌ４４７，ｙ＝５１１の画素列Ｌ５１１を例にとると、これらの画素列Ｌ０〜Ｌ５１１をＸ線透過方向に多列Ｘ線検出器２４の面に投影した図１８に示す如きラインＴ０〜Ｔ５１１上の投影データを抽出すれば、それらが画素列Ｌ０〜Ｌ５１１の投影データＤｒとなる。
【００４７】
Ｘ線透過方向は、Ｘ線管２１のＸ線焦点と各画素と多列Ｘ線検出器２４との幾何学的位置によって決まるが、投影データＤ０(z,view,j,i)のｚ座標が判っているため、加速・減速中の投影データＤ０(z,view,j,i)でもＸ線透過方向を正確に求めることが出来る。
【００４８】
なお、例えば画素列Ｌ０をＸ線透過方向に多列Ｘ線検出器２４の面に投影したラインＴ０のように、ラインの一部が多列Ｘ線検出器２４の面外に出た場合は、対応する投影データＤｒを「０」にする。
【００４９】
かくして、図１９に示すように、再構成領域Ｒの各画素に対応する投影データＤｒ(view,x,y)を抽出できる。
【００５０】
図１６に戻り、ステップＳ６２では、投影データＤｒ(view,x,y)にコーンビーム再構成荷重係数を乗算し、図２０に示す如き投影データＤ２(view,x,y)を作成する。
ここで、コーンビーム再構成荷重係数は、Ｘ線管２１の焦点から投影データＤｒに対応する多列Ｘ線検出器２４の検出器列ｊ，チャネルｉまでの距離をｒ０とし、Ｘ線管２１の焦点から投影データＤｒに対応する再構成領域Ｒ上の画素までの距離をｒ１とするとき、（ｒ１／ｒ０）2である。
【００５１】
ステップＳ６３では、図２１に示すように、予めクリアしておいた逆投影データＤ３(x,y)に、投影データＤ２(view,x,y)を画素対応に加算する。
ステップＳ６４では、ＣＴ画像の再構成に必要な全ビュー（すなわち、３６０゜分のビュー又は「１８０゜分＋ファン角度分」のビュー）について、ステップＳ６１〜Ｓ６３を繰り返し、図２１に示すように、逆投影データＤ３(x,y)を得る。
【００５２】
なお、図２２に示すように、再構成領域Ｒを円形の領域としてもよい。
【００５３】
以上のＸ線ＣＴ装置１００によれば、直線移動速度が等速の間だけでなく、直線移動の加・減速中にも投影データを収集し、収集した投影データを画像再構成に利用する。このため、全体の直線移動距離のうちの加・減速のための直線移動距離分も画像再構成に利用できるようになる。さらに、クレードル１２に乗った被検体Ｈの臓器Ｉの慣性による位置ずれに合わせて再構成領域Ｐを再構成領域Ｒに補正するため、被検体Ｈの臓器Ｉが慣性により位置ずれしても所望断面のＣＴ画像を得ることが出来る。
【実施例２】
【００５４】
画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による３次元的画像再構成法でもよい。さらに、さらに、特開２００３−３３４１８８号公報、特開２００４−４１６７５号公報、特開２００４−４１６７４号号公報、特開２００４−７３３６０号公報、特開２００３−１５９２４４号公報、特開２００４−４１６７５号公報で提案されている３次元画像再構成法を用いてもよい。
【実施例３】
【００５５】
多列Ｘ線検出器２４の代わりに、シングル検出器を用いたＸ線ＣＴ装置でも、本発明を適用できる。
【産業上の利用可能性】
【００５６】
本発明の画像再構成方法およびＸ線ＣＴ装置は、例えば脳のパーフュージョン・イメージを得るのに利用できる。
【図面の簡単な説明】
【００５７】
【図１】実施例１にかかるＸ線ＣＴ装置を示す構成ブロック図である。
【図２】Ｘ線管および多列Ｘ線検出器の幾何学的配置を示す説明図である。
【図３】実施例１にかかるＸ線ＣＴ装置の概略動作を示すフロー図である。
【図４】データ構造を示す説明図である。
【図５】列方向フィルタ係数を示す説明図である。
【図６】スライス厚が再構成領域中心より周辺で厚いスライスを示す説明図である。
【図７】チャネルによって異なる列方向フィルタ係数を示す説明図である。
【図８】スライス厚が再構成領域中心でも周辺でも均等なスライスを示す説明図である。
【図９】スライス厚を薄くするための列方向フィルタ係数を示す説明図である。
【図１０】データ収集処理の詳細を示すフロー図である。
【図１１】往復直線移動する場合の速度の変化を示すグラフである。
【図１２】往復直線移動する場合の加速度の変化を示すグラフである。
【図１３】等速時の再構成領域Ｐを示す説明図である。
【図１４】加減速時の再構成領域Ｒを示す説明図である。
【図１５】再構成領域Ｐを再構成領域Ｒに補正する方法を示す説明図である。
【図１６】３次元画像再構成処理の詳細を示すフロー図である。
【図１７】再構成領域Ｒ上の画素ラインをＸ線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。
【図１８】再構成領域Ｒ上の画素ラインを検出器面に投影したラインを示す概念図である。
【図１９】view=０゜における投影データＤｒを再構成領域Ｒに投影した状態を示す概念図である。
【図２０】view=０゜における再構成領域Ｒ上の逆投影画素データＤ２を示す概念図である。
【図２１】逆投影画素データＤ２を画素対応に全ビュー加算して逆投影データＤ３を得る状態を示す説明図である。
【図２２】円形状の再構成領域Ｒを示す概念図である。
【図２３】臓器と再構成領域Ｐを示す説明図である。
【図２４】加減速時の臓器の位置ずれを示す説明図である。
【符号の説明】
【００５８】
１                          操作コンソール
２                          入力装置
３                          中央処理装置
５                          データ収集バッファ
６                          表示装置
７                          記憶装置
１０                        テーブル装置
１２                        クレードル
２０                        走査ガントリ
２１                        Ｘ線管
２２                        Ｘ線コントローラ
２３                        コリメータ
２４                        多列Ｘ線検出器
２５                        ＤＡＳ
２６                        回転部コントローラ
２９                        制御コントローラ
１００                      Ｘ線ＣＴ装置
Ｃ                          中心面
Ｈ                          被検体
Ｉ                          臓器
Ｐ，Ｒ                      再構成領域
【図１】
2006034865.tif 000004
【図２】
2006034865.tif 000005
【図３】
2006034865.tif 000006
【図４】
2006034865.tif 000007
【図５】
2006034865.tif 000008
【図６】
2006034865.tif 000009
【図７】
2006034865.tif 000010
【図８】
2006034865.tif 000011
【図９】
2006034865.tif 000012
【図１０】
2006034865.tif 000013
【図１１】
2006034865.tif 000014
【図１２】
2006034865.tif 000015
【図１３】
2006034865.tif 000016
【図１４】
2006034865.tif 000017
【図１５】
2006034865.tif 000018
【図１６】
2006034865.tif 000019
【図１７】
2006034865.tif 000020
【図１８】
2006034865.tif 000021
【図１９】
2006034865.tif 000022
【図２０】
2006034865.tif 000023
【図２１】
2006034865.tif 000024
【図２２】
2006034865.tif 000025
【図２３】
2006034865.tif 000026
【図２４】
2006034865.tif 000027