JPH0260333B2

JPH0260333B2 -

Info

Publication number: JPH0260333B2
Application number: JP57016199A
Authority: JP
Inventors: Akira Iwata; Isao Horiba
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1982-02-05
Filing date: 1982-02-05
Publication date: 1990-12-17
Also published as: JPS58136334A

Description

【発明の詳細な説明】本発明は、異なる２方向から扇状ビームあるい
はコーンビーム状のＸ線を、動きのある関心部位
を含む被検査体に照射し、その透過Ｘ線を直線状
円弧状あるいは平面状凹面状に配置されたＸ線検
出器群によつて受けることによつて得る被検査体
の投影射像を示す計測データを用いて、動きのあ
る関心部位の時々刻々の外部形状を再構成する装
置に関するものである。

従来例を説明する。

（その１）これまでのコンピユータ断層像撮影
装置、つまり、多方向からの被検査体の投影射影
を示す多数の計測値をもとに計算処理により被検
体のＸ線吸収係数の２次元分布を示す断層像を得
る装置を用いた場合、動きのある関心部位の断層
像については、その時間平均的な像を得ることは
できても、瞬時瞬時のより正確な断層像を得るこ
とはできなかつた。それは、計測時間に比べて関
心部位の動きが速いため、計測データに関心部位
のさまざまな時相の情報が混入しているためであ
つた。これを改善するものとして、例えば、心臓
のように、動きのある関心部位が一定時間周期
で、その動きを繰り返す場合、その周期の同一時
相時点で計測されたデータのみを用いて、その関
心部位のその時相での断層像を得ようとする方法
が考案されている。しかし、この方法の欠点とし
ては、一般的に、各周期の同一時相における関心
部位の形状が厳密に同一であるとはいえず、した
がつて、得られる断層像はどうしても平均的な成
分を含むものになつているということがある。ま
た、心臓の場合には呼吸停止という条件下で計測
するため、高々十数心拍程度の時間で計測したデ
ータから断層像を再構成するという制約から、同
一時相という範囲をある程度（50ms〜100ms）
拡大して初めて、断層像を再構成するに足る多方
向からの計測データを確保することができる。こ
のため、時間分解能は高々50ms〜100ms程度で、
この点でも平均的な断層像である。

（その２） 28個のＸ線管とそれと同数のイメー
ジインテンシフアイアとビデオカメラを円周状等
間隔に配置し、それらを被検査体の周りに、１秒
間に15回転という高速で回転運動させることによ
つて得る多方向からの被検査体の投影射影を示す
多数の計測値をもとに、計算処理により、１秒間
に100枚といの高い時間分解能を有する断層像を
再構成する装置が考案・試作されている（参考文
献(1)）。電子ビームを円筒形内で回転させること
によつてＸ線発生位置を高速で回転させ、計測時
に全く機械的運動を伴なわない方式による超高速
Ｘ線コンピユータ断層撮影装置が考案・試作され
ている（参考文献(2)）。

しかしながら、これらの新方式では、多管球方
式における多方向Ｘ線による散乱線増加に伴なう
信号対雑音比の減少や、イメージインテンシフア
イアーの低い信号対雑音比のため、得られる断層
像の濃度分解能は約５％と見込まれること、ま
た、電子ビーム回転方式においては高出力電子ビ
ームの発生とその制御方法など技術的に解決しな
ければならない問題点が多い。また、製作経費は
従来装置の約10倍以上となると予想され、性能対
価格比がそれほど高いものではなく、したがつ
て、社会に広く普及するには困難を伴なう。

（その３）この他、動きのある関心部位の運動
を観察しようとする目的で、古くから、Ｘ線を用
いた方法として、エレクトロキモグラフイーやレ
ーダーキモグラフイー（参考文献(4)）が考案試作
されている。これらは、ともに計算処理を伴なう
ものではなく、また、関心部位の外部形状そのも
のを得るものではなく、関心部位の動きに対応し
た時系列信号を得るものである。

参考文献 (1) M.K.Thomas，et.al.，“The dynamie
Special neconstructor from basic concepts
to applications”，第４回CT物理技術シンポ
ジウム報文集P1〜P10（1981） (2) J.Haimson，“Ｘ−ray Source Without
moving Parts for Uitra−high Speed
tomography”，IEEE trans.NS−26，No.２
（1979） (3) G.C.Henny，et.al，“Electrokymograph
for recording heart motiom utilizing the
roentgenoscope”，Am.J.Roentgenol，
Vol.54，Ｐ−217（1945） (4) L.S.Cohen.et.al.“Heart motion video−
tracking（radarkymography）in diagnosis of
congeital and acquired heart disease”，
Am.J.Cardiol.Vol.22.P678〜（1968）本発明の目的は、心臓のような動きのある関心
部位の時々刻々の外部形状を、比較的簡易な装置
構成で、また、高い時間分解能を保ちつつ、得よ
うとする装置を提供することにある。

本発明は、異なる２方向から扇状ビームあるい
はコーンビーム状のＸ線を動きのある関心部位を
含む被検査体に数msから十数msの一定時間間隔
で照射し、その透過Ｘ線を、直線状、円弧状ある
いは平面状・凹面状の検出器群によつて計測する
ことによつて得られる被検査体の投影射影を示す
２つの時系列データから、計算処理により、動き
のある関心部位の時々刻々の外部形状を算出し、
表示する装置を提供するものである。ここで、外
部形状を算出するとき、外部形状を得ようとする
関心部位は内部一様のＸ線吸収係数を持つという
仮定を設ける。この仮定は、多くの人体臓器にお
いて許容できるものであり例えば、心臓において
心筋と血液のＸ線吸収係数の差は、0.1〜１％で
あり、最大で約15cm程度の厚みを持つ心臓の場
合、得られるＸ線吸収値から、そのＸ線ビームに
沿う厚みに換算するとき、すべて心筋とみなして
も、血液とみなしても、その換算誤差は１mm以内
とごくわずかなものである。

次の手順として、一定時間間隔で得られる２方
向からの投影射影を示す計測データの各検出素子
毎の値について時間的平均値との差を求める。こ
れによつて得られるデータは、被検査体内の動き
のない部位の寄与を差し引いた値となり、Ｘ線源
と各検出素子を結ぶビームに沿う動きのある関心
部位の厚さの時間的変化量に対応した値を示して
いる。

一方、多方向からの被検査体投影射影を示す多
数の計測データをもとに計算処理により被検査体
の２次元または３次元Ｘ線吸収係数分布像を得る
ことができるが、これによつて得られる動きのあ
る関心部位の像は従来技術（その１）で示したよ
うに、時間的平均像となつている。そこで、この
動きのある関心部位の時間的平均像から、閾値処
理により、関心部位の時間的平均形状を算出す
る。先に述べた計測Ｘ線ビームに沿う方向の厚さ
の時間的変化量は、この関心部位の時間的平均形
状と、２方向からの計測データを得た時相におけ
る関心部位の外部形状の計測Ｘ線ビームに沿う方
向の厚さの差を示していると考えられる。そこで
この異なる２方向からの計測データから得られる
関心部位の厚さの時間的変化を示すデータに基づ
き、時間的平均形状を修正することによつて、そ
の時相における外部形状を算出する。以下詳述す
る。

先ず、CT像の算出について述べる。

第１図はCTシステムの計測系を示す。回転
フレーム１は回転ローラ２によつて回転する。
Ｘ線源３とＸ線検出器群４とは被検体７を挟ん
で回転フレーム１の内部に対向して設けられて
いる。Ｘ線源３は高電圧発生部（或いはＸ線制
御部）５の高電圧に基づきフアン状Ｘ線を発生
する。Ｘ線検出器群４は、被検体７を透過して
くるフアン状の透過Ｘ線を検出すべくフアン状
に配列している。積分増巾器８はＸ線検出器群
４に対応して設けられており、１回のＸ線照射
時間の透過Ｘ線を積分する。Ｘ線源３と検出器
群４とはシーケンサ（図示せず）の指示に基づ
き被検体７を挟んで回転運動を行う。この回転
運動を基準点（開始点）に比して180゜又は360゜
の区間にわたつて行う。この区間にわたつて得
られる積分増巾器８の出力をデイジタルデータ
として処理部（図示せず）に取込み、画像再構
成等の処理を行い、被検体のＸ線吸収係数分布
を示す断層像（いわゆるCT像）を得る。

次にCT像から動きのある関心部位６の概略
的な形状を検出する。この検出は以下の通りと
なる。動きのある関心部位６は、CT像内では
計測時間に関連した時間的平均像となつてい
る。従つて、この時間的平均像を関心部位の概
略的な形状として扱う。時間的平均像は、閾値
処理により２値化することによつて算出する。

次に、動きのある関心部位６の実際の動きを
検出するための計測方法及びその計測に基づく
投影射像を述べる。計測は、CT像検出の際の
回転移動点上の２つの異なる位置にＸ線源３
（該Ｘ線源と検出器群４とは対向して連動する
故、正確にはＸ線源３及び検出器群４である）
を置き、その異なる２つの位置でそれぞれキモ
グラフ的なデータを得る。そこで、キモグラフ
的なデータとは、照射方向を一定にしたままで
所定の時間Ｘ線を照射し、その透過Ｘ線を時系
列的に検出した時の時系列的なデータを云う。
以下、相異なる２点での計測について別々に述
べる。

先ず、第１の点にＸ線源３と検出器群４とを
固定し、一定時間間隔（数ms〜＋数ms間隔）
でパルスＸ線を照射し、被検査体透過後のＸ線
吸収量を時系列的に測定する。被検査体透過前
のＸ線量をI₀、透過後検出器番号ｓに入射する
Ｘ線量をＩ（ｓ）、被検査体のＸ線ビームに沿う
方向の吸収係数をμ（ｚ）とすると、Ｉ（ｓ）＝I₀exp〔−∫μ（ｚ）ｄ（ｚ）〕 ……(1) の関係があるので、Ｘ線吸収量はＸ線吸収量＝log I₀−log Ｉ（ｓ）＝∫μ（ｚ）dz
……(2) となる。この値は、検出素子ｓに到達したＸ線
ビームに沿う被検査体組織のＸ線吸収係数の積
分値に対応し、先に述べたCT像によつて求め
られるＸ線吸収係数を用い、Ｘ線ビームに沿う
組織の大きさに変換される。すなわち、動きの
ある関心部位のＸ線吸収係数を一様にμc，Ｘ
線ビームに沿う関心部位の厚さをl_c（ｓ，ｔ）
（検出器番号ｓと時間ｔの関数）とし、他の動
きのない部位のＸ線吸収係数をμ（ｓ，ｚ）、Ｘ
線ビームに沿う方向ｚについての平均値を
（ｓ）、その厚さをｌ（ｓ）（時間に対して一定）
とすると、Ｘ線吸収量＝−logＩ（ｓ，ｔ）／I₀ ＝ｌ（ｓ）＋μ_cl_c（ｓ，ｔ） …(3) となる。もし、心臓のように動きのある関心部
位が一定時間Ｔを周期とする周期関数とする
と、(3)式の一周期についての時間平均をとる
と、１／Ｔ∫^T ₀（−logＩ（ｓ，ｔ）／I_c）dt＝（ｓ）ｌ
（ｓ）＋μ_C／Ｔ∫^T ₀l_c（ｓ，ｔ）dt……(4) となる。そしてl_c（ｓ，ｔ）の一周期について
の平均の厚さをl_cp（ｓ）とすると、１／Ｔ∫^T ₀（−logＩ（ｓ，ｔ）／I₀）dt＝（ｓ）ｌ
（ｓ）＋μ_cl_cp（ｓ）……(5) となる。(3)式から(5)式を引くと、 −logＩ（ｓ，ｔ）／I₀dt−１／Ｔ∫^T ₀（−logＩ（ｓ，
ｔ）／I₀）dt＝μ_c（l_c（ｓ，ｔ）−l_c0（ｓ））……(6
) となる。(6)式の左辺第１項は(3)式に示すＸ線吸
収量であり、第２項は、その一周期にわたる平
均値である。両者は第１図の計測システムでと
もに測定可能であり、また、μ_c，l_cp(s)はCT像
によつて求められるので、(6)式によつて、l_c
（ｓ，ｔ）すなわち動きのある関心部位６の時
刻ｔにおけるＸ線ビームに沿う厚さを求めるこ
とができる。つまり、動きのある関心部位６の
扇状Ｘ線ビーム方向の時々刻々の投影射影を得
ることができる。

次に第２の測定位置まで、Ｘ線源３と検出器
群４を回転し固定する。この位置でＸ線照射す
る。以上の，により、異なる２方向からの
関心部位ｃの時々刻々の投影射影l_i（ｓ，ｔ），
l_j（ｓ，ｔ）を求める。

この２つのデータの時間関係については、関
心部位６の動きの時相をモニタする信号（たと
えば、心臓の場合、心電図）で、両者の時相を
一致させる。そして、この２つのデータl_i（ｓ，
ｔ），l_j（ｓ，ｔ）と、CT像によつて得られる
関心部位６の平均形状F₀とから次の手順によ
つて、関心部位６の時刻ｔにおける形状Ｆ（ｔ）
を算出する。この具体的算出方法を第２図を用
いて説明する。第２図は、(1)項で得たCT像か
らの動きのある関心部位６の形状即ち平均形状
を特定の２つの計測位置（前述した相異なる第
１，第２の計測点に相当する）の座標軸ｉ，ｊ
に投影する様子を示している。以下、順を追つ
て説明する。

(6‐1) 修正対象形状Ｆとして平均形状F₀を用い
る。そして、l_i（ｓ，ｔ），l_j（ｓ，ｔ）を得る
のに用いたＸ線ビーム方向への、修正対象形
状Ｆの投影射影をP_i（ｓ），P_j（ｓ）とする。

(6‐2) 修正対象形状Ｆを、その投影射影P_i（ｓ）と
計測データl_i（ｓ，ｔ）との差に応じて修正
し、修正後形状F〓を算出する。

ここで、修正量ε_i1，ε_i2はP_i（ｓ）とl_i（ｓ，
ｔ）との差εを次式に示すδ₁，δ₂の量によつ
て重み付け配分した量である。

ε_i＝l_i（ｓ，ｔ）−P_i（ｓ） ……(7) ε_i1＝δ₁／δ₁＋δ₂ε_i ……(8) ε_i2＝δ₂／δ₁＋δ₂ε_i ……(9) δ₁，δ₂は、検出器番号ＳにおけるP_i（ｓ）
とl_i（ｓ，ｔ）における誤差ε_iを修正しようと
するとき、その検出器に入射するＸ線ビーム
と修正用形状Ｆとの交点a₁，a₂を通るもう一
つの方向ｊからのＸ線ビームに沿う修正用形
状Ｆの厚さを示すP_j（s₁），P_j（s₂）と、その
方向からの計測データであるl_j（ｓ，ｔ）が
同じ厚さとなる検出器番号s₁′，s₂′を求め、
そのs₁とs₁′，s₂とs₂′の距離差に相当する量で
ある。

(6‐3) 前項（６−２）の操作によつて修正用形状
Ｆが修正され修正後形状F〓が求められるが、
この形状F〓のもう一つの方向ｊについての投
影射影であるP〓_j（ｓ）とその方向ｊにおける
計測データl_j（ｓ，ｔ）は必ずしも一致しな
い。そこで、その差を次式によつて評価す
る。

E〓＝_SM 〓^S=1 （P〓_j（ｓ）−l_j（ｓ，ｔ））² ……(10) Ｅ＝_SM 〓^S=1 （P_j（ｓ）−l_j（ｓ，ｔ））² ……(11) E〓は修正後の誤差量を表わし、Ｅは修正前の誤差
量を表わす。そしてこの誤差量を表わす。そして
この誤差量の改善度がある値以下になつたとき、
すなわち｜E〓−Ｅ｜＜ΔE ……(12) のとき、そのときの修正後形状F〓を時刻ｔにおけ
る関心部位６の外部形状Ｆ（ｔ）として、その手
順を終了する。また(12)式の条件を満たさないと
き、修正後形状F〓を再び修正用形状Ｆとして次項
へ進む。

(6‐4) ここでは前項（６−２），（６−３）におけ
るｉとｊを入れかえて、同じ計算を行なう。
つまり、修正用形状Ｆのｊ方向の投影射影P_j
（ｓ）と計測データl_j（ｓ，ｔ）に差により、
修正用形状Ｆを修正し、修正後形状F〓を求め
る。そして、(10)，(11)式におけるｉとｊを入れ
かえることによつて定義される誤差量を求め
誤差の改善度がある値以下となつたとき、そ
のときの修正後形状F〓を時刻ｔにおける関心
部位６の外部形状Ｆ（ｔ）として、この手順
を終了する。そうでないとき、修正後形状Ｆ
を再び修正用形状Ｆとして、（６−２）項に
もどる。

上記の手順を各時刻ｔについて行なうことによ
つて、関心部位６の時々刻々の外部形状を算出す
ることができる。

以上の説明の中でｉとｊは直角である事を必ず
しも必要としない。

実際の波形を用いて相異なる２点ｉ，ｊでのキ
モグラフ的なデータの検出を説明する。第３図
は、ｉ点及びｊ点での動きのある関心部位６の計
測状態を説明する。説明の簡単のため略平行なＸ
線を想定している。動きのある関心部位６の動き
をモニタするべくモニタ信号を必要とする。この
ために、例えば関心部位６を心臓とした場合、モ
ニタ信号は心電図信号となる。第４図イは心電図
信号ECG（ｔ）を示し、第４図ロ，ハ，ニはｉ点
（ｉ軸方向とみてもよい）の各検出器位置での投
影射影l_i（s₁，ｔ），l_i（s₂，ｔ），l_i（s_o，ｔ）を示
す。
第４図ホ，ヘ，トはｊ点（ｊ軸方向とみてもよ
い）の各検出器位置での投影射影l_j（s₁，ｔ），l_j
（s₂，ｔ）、l_j（s_o，ｔ）を示す。第４図ロ〜ハは時
間系列で計測されていることは注目すべきであ
る。第３図でF₀がCT像から得られる関心部位６
の平均形状を示す。この平均形状F₀に対して関
心部位は実線円の如く大きくなつたり、小さくな
つたりする。心電図信号ECG（ｔ）の時刻t₀でｉ，
ｊ軸での投影射影l_i，l_jをモニタすると、その時
のｉ軸上でのs₁ではP_i（s₁）＋ε_i,j軸上ではP_j（s₂）
＋
ε_jとなる。ε_i，ε_jは全体の変位を示しており、ε_i＝
ε₁＋ε₂，ε_j＝ε₁′＋ε₂′である。他の検出器番号
でも
同様である。ε_i（ε_jも同じ）の算出式は(7)式で示さ
れ、このε_iからε_i1，ε_i2の算出式は(8)，(9)式で与
え
られる。

次に、以上の処理を処理フローで示すと第５図
になる。この第５図は後述する実施例の全体の処
理フローにも該当する。

CT計測システムで、CT像を得る（100）。この
CT像の関心部位である心臓の辺縁Ｆを平均画像
として算出する（101）。この算出した辺縁Ｆをｉ
方向、ｊ方向に投影し、投影射影データを得る
（102，103）。一方、ｉ方向投影データを対時間と
の関係で計測（104）し、且つｊ方向投影データ
を対時間との関係で計測（108）する。更に、モ
ニタ用のタイミング信号として心電図信号ECG
を計測する（115）。計測したｉ方向投影データ及
びｊ方向投影データを心電図信号に基づき設定さ
れた時間（116）によりモニタする（105，109）。
このモニタとは取込みタイミングでのｉ，ｊ方向
での投影データを取込ませる処理である（106，
110）。次に(7)式によつてｉ方向での辺縁よりの投
影データと計測によるｉ方向での投影データとの
差を求める（107）。更に、δ₁，δ₂を求める
（111）。δ₁，δ₂と上記差演算結果とからε₁，ε₂を
求める（112）。この算出式は(8)，(9)式であり、
ε₁，ε₂はε_i1，ε_i2に相当する。次にF〓を求める
（113）。ｊ方向の投影データ（117）と実際の計測
データとからE〓を求める（117）と実際の計測デ
ータとからＥ^〜を求める（117）。この算出式は(10)式
である。また、(11)式でＥを算出する（118）。E〓と
Ｅとの偏差を(12)式に基づき算出する（119）。次
に、ＦをF〓とし、ｉとｊとを入れ換え、処理101
に処理を戻す。以下、点線部で示す処理部につい
て、ＦがF〓に代り、ｉがｊに代つて同じ演算がな
される。そして、偏差が所定の値ΔEに収束でき
れば処理が終了する。偏差が所定の値ΔEに収束
できなければ、ｊをｉと入れかえ且つ新たなF〓に
基づき点線部について演算を行う。以下、これら
の処理が繰返されΔEよりも小さな値になるまで
処理がなされる。

なお前述したμ_c，l_cp（ｓ）のCT像からの求め方
は次の通りである。μ_cはCT像より与えられ、l_cp
（ｓ）はCT像において、関心部位６の領域だけを
抽出し、関心部位CT像とし、時系列的なＸ線吸
収量の計測データを得るのにもちいたＸ線ビーム
に沿う方向の関心部位CT像の投影射影を計算す
ることによつて得られる。

実施例１第６図において、符号１は回転フレームを示
す。回転フレームは円板状をなしていて、その周
面を基台に取り付けられたローラ２に支持されて
いて、ローラ上にて回転できる。Ｘ線源３はＸ線
管とコリメータとを含んでいて、Ｘ線管からばく
射されるＸ線をコリメータによつて一平面上にて
ある拡がり角を有するＸ線、いわゆるフアンビー
ムＸ線を発生するＸ線、いわゆるフアンビームＸ
線を発生する。Ｘ線検出器群４はキセノンガス電
離箱のような多数のＸ線検出素子をもつものから
なつており、Ｘ線の拡がりをカバーする個数の検
出素子より成る。Ｘ線源と検出器群とは回転フレ
ームに支持されていて、回転フレームの回転と共
にその相対位置を維持したまま回転する。回転フ
レームの回転はたとえばスプロケツトとチエーン
とを用いて電動機により回転ロール２を回転させ
ることによつて行う。

高電圧発生部あるいはＸ線制御部５はあらかじ
め設定された回転角度、たとえば角度1゜ごとに一
定時間パルス状のフアンビームＸ線を発生させ
る。動きのある関心部位６を含む被検査体７はＸ
線源と検出器群との間にベツトなどで支えられ、
かつ被検査横断面が、Ｘ線が位置する前記平面に
一致するように置かれる。各検出器はあらかじめ
設定された角度ごとにＸ線源からばく射されたＸ
線を直接に、そして被検査体により減弱をうけた
Ｘ線を受知し、受知したＸ線量に比例した電気信
号を出力する。積分増巾器８はＸ線のばく射間隔
ごとにリセツトされ、且つそのばく射継続中（区
間中）にあつては、検出器出力信号を積分しかつ
その値を保持する。アナログスイツチ９がＸ線ば
く射の区間中に、積分器出力を順次選択して対数
変換器１１に入力させる。アナログスイツチはシ
ーケンサー１０により制御されている対数変換器
は11各積分器出力値Ｉにたいして−logIの演算を
なして、各積分器出力をＸ線吸収量に対応する出
力に変換する。この出力はアナログデジタル変換
器１２に導かれ、デイジタル信号に変換される。
アナログデジタル変換器の出力は補正回路１３に
て更正され、マルチプレクサ１４を経由して画像
再構成部１５に入力される。画像再構成部１５は
それ自身公知のもので、各検出器の出力信号にも
とずいて所要の演算をなして被検査体のＸ線吸収
分布に関する像を算出し、マルチプレクサ１６を
経由してビデオデイジタルアナログ変換を含む表
示器１７にあるブラウン管に計測された像をデイ
スプレイする。

画像再構成部１５は、その内部にメモリを有し
算出した像を蓄積する。このメモリ内のデータ
を、アドレス生成器１８により、順次走査し、そ
の出力を比較器１９の端子ａに入力する。比較器
１９のもう一方の端子ｂはレジスタ２０に接続さ
れており、その値は関心部位のＸ線吸収係数に応
じて適当な値をあらかじめ設定しておく。比較器
９の出力は、メモリ２１の格納データとなる。従
つて、メモリ２１には、関心部位の時間的平均形
状が生成される。

次に、回転ローラ２によりＸ線源３と検出器群
４をある所望の第１の位置に移動し、回転ローラ
を停止する。この状態で、あらかじめ設定された
時間ごとに（たとえば10ms間隔で）Ｘ線源から
ばく射されたＸ線を直接に、及び被検査体により
減弱を受けたＸ線を検出器４が受知し、受知した
Ｘ線量に比例した電気信号を出力する。以下、前
述と同様の手順で各回路８，９，１０，１１，１
２を経由して補正回路１３の出力にはＸ線源と各
検出器とを結ぶＸ線ビームに沿う、被検査体のＸ
線吸収量に対応したデイジタル信号を得る。この
信号をＸとする。信号Ｘは、マルチプレクサ１４
を経由して、さらにマルチプレクサ２２をａ接点
側に接続しておくことによつて、メモリ２３に蓄
積される。ただし、動きのある関心部位６の動き
の時相をモニタする信号が、増幅器２４により計
測され、アナログデジタル変換器２５を通してデ
ジタル信号に変換されるが、この信号と、シーケ
ンサ１０の出力がアドレス生成器２６に接続され
ている。このアドレス生成器２６によりメモリ２
３のアドレス値が生成されるため、信号Ｘはこの
アドレス値の指示に従つて順次蓄積される。した
がつてメモリ２３に蓄積される信号は、モニタ信
号の時相と、検出器番号の２つのパラメータを有
している。

次に、回転ローラ２により、上記第１の位置と
は異なる位置にＸ線源３と検出器群４を移動し、
回転ローラ２を停止する。この状態で第１の位置
の検出経過と同様に信号Ｘを生成する。そして、
マルチプレクサ２２，２７をそれぞれｂ接点側に
接続しておくことにより、メモリ２８に、信号Ｘ
が蓄積される。このメモリ２８に蓄積される信号
はやはり、モニタ信号の時相と、検出器番号の２
つのパラメータを有している。

メモリ２１，２３，２８のデータは演算装置２
９に導びかれ、前述した(4)式、(6)式および手順
(a)，(b)，(c)，(d)による演算を行なうことによつ
て、関心部位の時々刻々の形状を算出し、メモリ
３０に蓄積する。結果は、マルチプレクサ１６を
経由してデイイスプレイ１７により表示する。演
算装置としてはデイジタルコンピユータを用い
る。

以上、一連のシーケンスを制御する装置として
シーケンサ３１を設け、これによつて、本装置全
体の制御を行なう。

実施例２本実施例の特徴は、Ｘ線源−検出器群とが２つ
存在し、CT像を得るのに回転量が少なく、且つ
２つの異なる位置でのキモグラフ的なデータの検
出に際しては、両者を固定したままで測定できる
点にその特徴を持つ。第７図に於いて符号１は、
回転フレームを示す。回転フレームは円板状をな
していて、その周面を基台に取りつけられたロー
ラ２に支持されていて、ローラ上にて回転でき
る。Ｘ線源３と３１は、Ｘ線管とコリメータとを
含んでいて、Ｘ線管からばく射されるＸ線をコリ
メータによつて一平面上にある拡がり角を有する
Ｘ線いわゆるフアンビームＸ線を発生する。Ｘ線
検出器群４と３２はキセノンガス電離箱のような
多数のＸ線検出素子をもつものからなつており、
Ｘ線の拡がりをカバーする個数の検出素子を備え
ている。Ｘ線源と検出器群とは回転フレームに支
持されていて、回転フレームの回転と共にその相
対位置を維持したまま回転する。

２つのＸ線管３と３１の相対位置や２つの検出
器群４と３２の相対位置は、回転中心に対し互い
に直角をなす方向にあるが、これについてはある
程度ご変更可能なようになつている。ただし、Ｘ
線管と検出器群３と４あるいは３１と３２の相対
位置は常に変わることなく対向しており、Ｘ線ビ
ームに沿う方向に検出器群を配置する。回転フレ
ームの回転はたとえばスプロケツトとチエーンと
を用いて電動機によりなされている。

高電圧発生部あるいはＸ線制御部５と３３はあ
らかじめ設定された回転角度、たとえば角度1゜ご
とに５と33が交互に一度ずつ一定時間パルス状の
フアンビームＸ線を発生させる。動きのある関心
部位６を含む被検査体７はＸ線源と検出器群との
間にベツトなどで支えられ、かつ被検査横断面が
Ｘ線が位置する前記平面に一致するように置かれ
る。各検出器はあらかじめ設定された角度ごとに
Ｘ線源からばく射されたＸ線を直接に、そして被
検査体により減弱をうけたＸ線を受知し、受知し
たＸ線量に比例した電気信号を出力する。積分増
巾器８と３４はＸ線のばく射間隔ごとにリセツト
され且つばく射区間中にあつては、検出器出力信
号を積分しかつその値を保持する。アナログスイ
ツチ９と３５がＸ線ばく射の区間中に、積分器出
力を順次選択して対数変換器１１と３７に入力さ
せる。アナログスイツチはシーケンサ１０と３６
により制御されている。

対数変換器１１と３７は各積分器出力値Ｉにた
いして−logIの演算をなして、各積分器出力をＸ
線吸収量に対応する出力に変換する。この出力は
アナログデイジタル変換器１２と３８に導かれ、
デイジタル信号に変換される。アナログデイジタ
ル変換器の出力は補正回路１３と３９にて更正さ
れ、マルチプレクサ１４と４０を経由して、画像
再構成部１５に入力される。画像再構成部はそれ
自身公知のもので、各検出器の出力信号にもとず
いて所要の演算をなして被検査体のＸ線吸収分布
に関する像を算出し、マルチプレクサ１６を経由
してビデオデイジタルアナログ変換を含む表示器
１７にあるブラウン管に計測された像をデイスプ
レイする。

画像再構成部１５は、その内部にメモリを有
し、算出した像を蓄積する。なお、本実施例で
は、２組のＸ線源とＸ線検出器群を用いて、計測
を行なつて、回転フレームの回転は実施例１に比
べて、半分のみで、所望の像を再構成するに足る
データを得ることができる。画像再構成部内のメ
モリ内のデータをアドレス生成器１８により、順
次走査し、その出力を比較器１９の端子ａに入力
する。

比較器１９のもう一方の端子ｂはレジスタ２０
に接続されており、その値は関心部位のＸ線吸収
係数に応じて適当な値をあらかじめ設定してお
く。比較器１９の出力は、メモリ２１に入力され
るため、メモリ２１には関心部位の時間的平均形
状が生成される。

次に、回転ローラによりＸ線源３と検出器群４
をある所望の位置（第１の位置）に移動し、且つ
Ｘ線源３１と検出器群３２とを他の所望の位置
（第２の位置）に移動し回転ローラを停止する。
この状態で、あらかじめ設定された時間ごとに
（たとえば10ms間隔で）２つのＸ線源３，３１か
ら交互にばく射されたＸ線を直接に、そして被検
査体により減弱を受けたＸ線をＸ線検出器群４及
び３２で受知し、このＸ線検出器群４，３２は受
知したＸ線量に比例した電気信号を出力する。以
下、上述のCT画像用のデータを得たのと同様の
手順で８，９，１０，１１，１２および３４，３
５，３６，３７，３８を経由して補正回路１３と
３９の出力にはＸ線源３と検出器４とを結ぶＸ線
ビーム、及びＸ線源３１と検出器群３２とを結ぶ
Ｘ線ビームに沿う、被検査体のＸ線吸収量に対応
したデイジタル信号を得る。この信号をX₁とX₂
とする。信号X₁とX₂はマルチプレクサ１４と４
０を経由して、メモリ２３と２８に蓄積される。
ただし、メモリ２３と２８は、アドレス生成器２
６と４１によつて生成される。アドレス値が接続
されており、その値の指示に従つて信号X₁とX₂
が蓄積される。アドレス生成器２６と４１の入力
はシーケンサ１０と３６になつており、これによ
り、信号X₁とX₂は検出器番号という１つのパラ
メータを付加されて蓄積される。

本実施例では、２つのＸ線管と検出器群およ
び、それに附随した装置により、２方向からの被
検査体の投影射影を示す計測値が、Ｘ線パルスの
時間差（たとえば10ms）で、計測されるため、
動きのある関心部位についてほとんど同じ時相の
計測値を得ることができ、第１の実施例の如く第
２の位置での計測のための移動操作を必要でな
く、また、メモリ２３と２８に蓄積された信号の
時相合わせも必要でなく、従つて、関心部位の動
きに時相をモニタする必要はない。このあと、実
施例１におけると同様にメモリ２１，２３，２８
の格納データに対する処理を演算装置２９が行う
ことにより関心部位の時々刻々の形状を算出する
ことができる。

実施例３第８図において、符号１は回転フレームを示し
ている。回転フレームは円筒状をなしていて、そ
の周面を基台に取付けられたローラ２に支持され
ていて、ローラ上にて回転できるようになつてい
る。Ｘ線源３はＸ線管とコリメータとを含んでい
て、Ｘ線管からばく射されるＸ線をコリメータに
よつてある拡がり角を有するＸ線、いわゆるコー
ンビームＸ線を発生するようになつている。Ｘ線
検出器群４は例えばシンチレータと半導体光セン
サを組み合わせた多数のＸ線検出素子をもつもの
からなつており、Ｘ線の拡がりをカバーする個数
の検出素子を備えている。Ｘ線源と検出器群とは
回転フレームに支持されていて、回転フレームの
回転と共にその相対位置を維持したまま回転され
る。回転フレームの回転はたとえばスプロケツト
とチエーンとを用いて電動機によりなされてい
る。

高電圧発生部あるいはＸ線制御部５はあらかじ
め設定された回転角度、たとえば角度1゜ごとに一
定時間パルス状のコーンビームＸ線を発生させら
れる。動きのある関心部位６を含む被検査体７は
Ｘ線源と検出器群との間にペツトなどで支えら
れ、かつ被検査体がＸ線が位置する部分に一致す
るように置かれる。各検出器はあらかじめ設定さ
れた角度ごとにＸ線源からばく射されたＸ線を直
接に、そして被検査体により減弱をうけたＸ線を
受知し、受知したＸ線量に比例した電気信号を出
力する。積分増巾器１８はＸ線のばく射間隔毎に
リセツトされ、且つＸ線のばく射区間中の検出器
出力信号を積分し、かつその値を保持する。アナ
ログスイツチ９がＸ線ばく射の区間中に、積分器
出力を順次選択して、装置１２に入力させる。ま
た、関心部位６の動きの時相をモニタする信号を
増巾器１１により計測し、装置１２に入力する。
さらにアナログスイツチを制御するシーケンサ１
０からも、検出器番号を示す信号が装置１２に入
力される。装置１２は実施例１における第４図に
示す機能のうち符号１１から３１までを含む（た
だし符号２４は除く）装置である。そして、実施
例１と同等な処理を行なうことによつて、関心部
位の時々刻々の形状を算出することができる。た
だし、本実施例では、関心部位の３次元的形状を
得ることができる。また、第６図の画像再構成部
内のメモリに蓄積される像は、被検査体のＸ線吸
収係数に対応した３次元像である。

さらに、本実施例においても、実施例１から実
施例２への変更と同じように、Ｘ線管とＸ線検出
器群とそれに附随する装置を２組用いることも可
能である。

以上の実施例によれば、時系列的な計測値を得
る際のＸ線のばく射は、一定時間隔でＸ線パルス
をばく射する構成としてもよく、或いは連続的な
Ｘ線ばく射であつてもよい。また対数変換は、
AD変換後に行つてもよい。

本発明によれば、心臓のような動きのある関心
部位の時々刻々の形状を計測・算出できた。特
に、従来例の（その１）に比べて時間分解能が高
く、（その２）に比べて経済性に優れ、（その３）
に比べ関心部位の時々刻々の２次元あるいは３次
元形状を表示できる利点を持つ。

【図面の簡単な説明】

第１図はCTシステムの検出系を示す図、第２
図は本発明の理論的説明図、第３図は本発明の計
測例を示す図、第４図イ〜トはその波形図、第５
図は本発明の全体の処理説明図、第６図、第７
図、第８図は本発明の実施例をそれぞれ示す図で
ある。３……Ｘ線源、４……検出器群、１５……画像
再構成部、２９……演算装置。

Claims

【特許請求の範囲】１１個のフアンビーム又はコーンビームＸ線を
発生するＸ線源と、Ｘ線源に対向して配置されか
つ上記ビームＸ線をカバーするように配列された
複数のＸ線検出器からなる１個の検出器群と、Ｘ
線源と検出器群とを支持すると共にこれらの間に
ある点を中心に回転させる手段と、前記回転によ
つて各Ｘ線検出エレメントから出力される検出デ
ータにもとずいてＸ線源および検出器群との間に
ある領域のＸ線吸収量の分布像を再構成する第１
の手段と、被検査体の中に動きのある関心部位が
存在したとき、Ｘ線源と検出器群の位置を第１の
特定位置に固定して、１つのＸ線源からＸ線を所
定時間ばく射して、被検査体のそのＸ線ビームに
沿う方向のＸ線吸収値を示す第１の位置における
時系列的な計測値を得る第２の手段と、Ｘ線源と
検出器群の位置を上記第１の特定位置とは異なる
第２の位置に回転して移動し、その位置で固定し
て、１つのＸ線源から、Ｘ線を所定時間ばく射し
て、被検体の、そのＸ線ビームに沿う方向のＸ線
吸収値を示す第２の位置における時系列的な計測
値を得る第３の手段と、上記動きのある関心部位
の動きをモニタするための信号を計測する第４の
手段と、上記第１の分布像から動きのある関心部
位を抜き出しその輪郭形状を決定すると共に、第
２および第３の手段によつて計測された計測値を
第４の手段で得たモニター信号によつて同一の動
き位相の計測値として関連づけ、この同一位相の
２つの位置におけるＸ線吸収量と第１の手段によ
つて得た分布像から関心部位の厚み量を算出し、
この２つの異なる位置における厚み量に一致する
よう逐次前記輪郭形状を修正して上記関心部位の
時々刻々の輪郭形状を算出する第５の演算手段
と、この結果を表示する第６の手段より成るＸ線
動態像計測装置。２２個のフアンビーム又はコーンビームＸ線を
発生するＸ線源と、Ｘ線源に対向して配置されか
つ上記ビームＸ線をカバーするように配列された
複数のＸ線検出器からなる２個の検出器群と、Ｘ
線源と検出器群とを支持すると共にこれらの間に
ある点を中心に回転させる手段と、前記回転によ
つて各Ｘ線検出エレメントから出力される検出デ
ータにもとずいてＸ線源および検出器群との間に
ある領域のＸ線吸収量の分布像を再構成する第１
の手段と、被検査体の中に動きのある関心部位が
存在したとき、第１，第２のＸ線源と検出器群の
位置をそれぞれ第１，第２の特定位置に固定し
て、該第１，第２のＸ線源からＸ線を交互に所定
時間ばく射して、被検査体のそのＸ線ビームに沿
う方向のＸ線吸収値を示す第１，第２の時系列的
な計測値を上記第１，第２の対応する検出器群を
介して得る第２の手段と、上記第１の分布像から
動きのある関心部位を抜き出しその輪郭形状を決
定すると共に、第２の手段によつて計測された計
測値を同一の動き位相の計測値として関連づけ、
この同一位相の２つの位置におけるＸ線吸収量と
第１の手段によつて得た分布像から関心部位の厚
み量を算出し、この２つの異なる位置における厚
み量に一致するよう逐次前記輪郭形状を修正して
上記関心部位の時々刻々の輪郭形状を算出する第
３の演算手段と、この結果を表示する第４の手段
より成るＸ線動態像計測装置。