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【発明の名称】 Ｘ線ＣＴ装置
【発明者】 【氏名】中澤 哲夫

【氏名】宮崎 靖

【氏名】右田 晋一
【要約】 【課題】

【解決手段】
【特許請求の範囲】
【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、任意のスライス位置での多数の投影ファンビームデータを得るに必要な、計測ファンビームら旋データとそれから求めた対向ファンビームら旋データとを選び、これらの両者の間で、ら旋走査によるベッドの移動による対向位置の変動分を考慮した補間を行って、任意のスライス位置での多数のファンビーム投影データを求め、この多数の投影データから再構成を行ってＣＴ画像データを得ることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】 上記補間は、ファンビームの回転による対向位置の変動分をも考慮するものとした請求項１のＸ線ＣＴ装置。
【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６２−８７１３７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６２−８７１３７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５９−１１１７３８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３６０゜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３６０゜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。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。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明は、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、上記任意のスライス位置での多数の投影データを、ら旋走査による実測データと対向データとの間でスライス位置からの距離をパラメータとする重みによる補間によって得ると共に、上記補間にあっては投影角及びチャンネルのそれぞれ毎に重みを変更させることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を開示する。
【０００８】更に本発明は、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、上記任意のスライス位置での多数の投影データを、補間によって求めると共に、各投影角、各チャンネルにおいて常に内挿補間になるように、補間に用いる実測データと対向データの組み合わせを選択したことを特徴としたＸ線ＣＴ装置を開示する。
【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、α0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、Δβ、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１８０゜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８７１３７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〜Ｚ2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）より一周期後の計測デ−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ＣＴ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１０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。
【出願人】 【識別番号】０００１５３４９８
【氏名又は名称】株式会社日立メディコ
【出願日】 平成３年３月１５日（１９９１．３．１５）
【代理人】 【識別番号】１０００９３８７２
【弁理士】
【氏名又は名称】高崎 芳紘
【公開番号】 特開２０００−１５７５２９（Ｐ２０００−１５７５２９Ａ）
【公開日】 平成１２年６月１３日（２０００．６．１３）
【出願番号】 特願２０００−２１５０３（Ｐ２０００−２１５０３）