JPH074355B2 - X-ray tomography system - Google Patents

X-ray tomography system

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JPH074355B2
JPH074355B2 JP5091679A JP9167993A JPH074355B2 JP H074355 B2 JPH074355 B2 JP H074355B2 JP 5091679 A JP5091679 A JP 5091679A JP 9167993 A JP9167993 A JP 9167993A JP H074355 B2 JPH074355 B2 JP H074355B2
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ray
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ray source
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一生 森
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Tokyo Shibaura Electric Co Ltd
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Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【0001】[0001]

【産業上の利用分野】本発明はX線断層撮影装置(以
下、X線CT装置と称する。)の技術分野に属する。
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention belongs to the technical field of X-ray tomography apparatus (hereinafter referred to as X-ray CT apparatus).

【0002】[0002]

【従来の技術】従来、X線CT装置は、被検体たとえば
患者の所望スライス面につきX線断層像(以下、断層像
と称する。)を得る場合、患者の位置を固定したまま、
前記スライス面を有する垂直面内においてX線管を患者
の周囲で回転させつつX線管よりX線を曝射することに
より、前記スライス面上のあらゆる方向からの全プロジ
ェクションデータを収集し、この全プロジェクションデ
ータを基に画像再構成を行ない、表示装置に所望スライ
ス面の断層像を表示するように構成されていた。
2. Description of the Related Art Conventionally, when an X-ray CT apparatus obtains an X-ray tomographic image (hereinafter referred to as a tomographic image) of a desired slice plane of a subject, for example, a patient, the position of the patient is fixed.
By collecting X-rays from the X-ray tube while rotating the X-ray tube around the patient in a vertical plane having the slice plane, all projection data from all directions on the slice plane are collected. Image reconstruction is performed based on all projection data, and a tomographic image of a desired slice plane is displayed on the display device.

【0003】そうすると、前記X線CT装置により患者
の複数の異なるスライス面につき複数の断層像を得よう
とする場合、第1のスライス面につきX線管を180°
あるいは360°回転させて第1のスライス面について
の全プロジェクションデータを収集した後、X線管の作
動を停止し、第2のスライス面を有する垂直面内にX線
管が位置するように、時間を費して患者を水平移動し、
次いで第2のスライス面につきX線管の回転及びX線曝
射を行なわねばならない。
Then, when it is desired to obtain a plurality of tomographic images for a plurality of different slice planes of the patient by the X-ray CT apparatus, the X-ray tube is 180 ° for the first slice plane.
Alternatively, after 360 ° rotation to collect all projection data for the first slice plane, the operation of the X-ray tube is stopped and the X-ray tube is positioned in a vertical plane having the second slice plane, Spend time to move the patient horizontally,
The rotation and X-ray exposure of the X-ray tube must then be carried out on the second slice plane.

【0004】したがって、従来のX線CT装置には、異
なるスライス面につき複数の断層像を得る場合、患者の
拘束時間が長期にわたり、それ故にX線CT装置の稼動
効率が悪くなるとの問題点がある。更に、従来のX線C
T装置には、造影剤を注入した患者の異なるスライス面
につき複数の断層像を得る場合、最初のスライス面につ
きプロジェクションデータを収集する時と最後のスライ
ス面につきプロジェクションデータを収集する時とで患
者の生理状態が変化してしまうので、同一生理状態下で
の複数の断層像を得ることができないとの問題点もあ
る。
Therefore, in the conventional X-ray CT apparatus, when a plurality of tomographic images are obtained on different slice planes, the patient is restrained for a long time, and therefore the operation efficiency of the X-ray CT apparatus deteriorates. is there. Furthermore, conventional X-ray C
When acquiring a plurality of tomographic images for different slice planes of a patient injected with a contrast agent, the T device can collect the projection data for the first slice plane and the projection data for the last slice plane. There is also a problem that it is impossible to obtain a plurality of tomographic images under the same physiological condition because the physiological condition changes.

【0005】[0005]

【発明が解決しようとする課題】本発明は前記事情に鑑
みてなされたものであり、データ収集時に被検体を束縛
する時間を減少させると共に、複数スライス面の収集時
間の短縮化を図ることのできるX線CT装置を提供する
ことを目的とするものである。
SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in view of the above circumstances, and it is possible to reduce the time for restraining an object at the time of data acquisition and shorten the acquisition time for a plurality of slice planes. An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus that can be used.

【0006】[0006]

【課題を解決するための手段】本発明は前記目的を達成
するために、被検体の周囲を回転移動しながらこの回転
面に対して垂直な方向に所定の厚さをもって被検体を透
過するX線を曝射するX線源と、被検体を透過したX線
を検出するX線検出器と、前記X線源の回転移動中に、
前記X線源が1回転する時間に前記所定の厚さと略同一
の距離だけ進む速度で、前記X線源と前記被検体とを被
検体の体軸方向に相対的に移動させることにより被検体
に対して螺旋状の走査を行なう走査手段と、この走査手
段での走査により得られる螺旋状データを収集するデー
タ収集手段と、このデータ収集手段から供給される螺旋
状データに基づいて画像を再構成する画像再構成手段と
を有することを特徴とするものである。
In order to achieve the above-mentioned object, the present invention is designed such that X is transmitted through a subject with a predetermined thickness in a direction perpendicular to the plane of rotation while rotationally moving around the subject. An X-ray source that irradiates X-rays, an X-ray detector that detects X-rays that have passed through a subject, and a rotational movement of the X-ray source,
By moving the X-ray source and the subject relative to each other in the body axis direction of the subject at a speed at which the X-ray source travels by a distance substantially equal to the predetermined thickness in one rotation time, the subject Scanning means for performing a spiral scan with respect to, a data collecting means for collecting spiral data obtained by the scanning by the scanning means, and an image is reconstructed based on the spiral data supplied from the data collecting means. And an image reconstructing unit that composes the image.

【0007】[0007]

【作用】上記構成の本発明によれば、走査手段がX線源
の回転移動中にX線源を被検体の体軸方向に移動させる
螺旋状の走査を行うことにより、データ収集手段は複数
画像分の螺旋状データを収集できる。
According to the present invention having the above-described structure, the scanning means performs spiral scanning for moving the X-ray source in the body axis direction of the subject while the X-ray source is rotationally moving, so that the data collecting means is provided in plural. The spiral data for the image can be collected.

【0008】[0008]

【実施例】以下実施例により本発明を具体的に説明す
る。
The present invention will be described in detail with reference to the following examples.

【0009】図1は本発明の一実施例を示すX線CT装
置のシステムブロック図である。1は架台であり、寝台
天板2上に載置された被検体Mを挿入する挿入孔6を備
えていると共に、挿入された被検体Mを挾んでX線源と
してのX線管3とX線検出器4とが対向配置されてい
る。ここで、X線管3は高圧発生装置7によってX線発
生の制御が行われると共に、X線管駆動制御装置5によ
って挿入孔6の周囲を回転移動するように構成されてお
り、また、X線検出器4は斜めに配置された円筒状の保
持部材の円周面に沿って単体検出器が複数個アレイ状に
配列されて構成されており、X線管3からの被検体透過
X線を常に検出器4の一部で受けるようになっている。
また、寝台天板2は寝台駆動制御装置8によって被検体
Mの体軸方向に沿って寝台天板2を連続的に移動できる
ようになっている(被検体移動手段と称することもあ
る)。9はX線検出器4によって得られたデータを収集
するデータ収集装置であり、10はデータ収集装置内の
データを適正な再構成データとするための補正演算装置
であり、11は補正演算装置10から送られてくるデー
タを基にして画像再構成を行う画像再構成装置であり、
12は画像再構成装置11からの画像データに基づく表
示を行う表示装置である。13は前述の各装置の制御を
行う走査手段としてのシステム制御装置である。
FIG. 1 is a system block diagram of an X-ray CT apparatus showing an embodiment of the present invention. Reference numeral 1 denotes a gantry, which is provided with an insertion hole 6 into which the subject M placed on the bed top plate 2 is inserted, and an X-ray tube 3 serving as an X-ray source with the inserted subject M interposed therebetween. The X-ray detector 4 is arranged so as to face it. Here, the X-ray tube 3 is configured such that the high-voltage generator 7 controls the generation of X-rays, and the X-ray tube drive controller 5 rotationally moves around the insertion hole 6. The line detector 4 is configured by arranging a plurality of single detectors in an array along the circumferential surface of a cylindrical holding member that is obliquely arranged. The X-ray of the object transmitted from the X-ray tube 3 is detected. Is always received by a part of the detector 4.
The couch top 2 can be continuously moved along the body axis direction of the subject M by the couch drive control device 8 (also referred to as subject moving means). Reference numeral 9 is a data collection device that collects data obtained by the X-ray detector 4, 10 is a correction calculation device for making the data in the data collection device appropriate reconstruction data, and 11 is a correction calculation device. An image reconstructing device that reconstructs an image based on the data sent from 10.
A display device 12 performs display based on the image data from the image reconstruction device 11. Reference numeral 13 is a system control device as a scanning means for controlling the above-mentioned devices.

【0010】次に動作を説明する。Next, the operation will be described.

【0011】なお、上記装置において、X線管3からは
ファンビーム状X線(以下単にファンビームともいう)
が発生されるものとし、X線検出器4はこのファンビー
ムを一単位として検出するようになっており、更にこの
ファンビームは360°回転に止まることなく、この実
施例では10回転連続若しくは無限回連続回転可能とな
っているものとする。このような連続回転は公知のスリ
ップリングを用いたり、あるいは、USP第41581
42号に開示されているような電子ビームスキャンを採
用することによって実現可能である。そして、このよう
なファンビームが連続回転してデータを収集している間
中寝台駆動制御装置8により被検体Mは連続的に移動す
るようになっている。この移動量は例えばファンビーム
1回転につきPmmの進みが行われるものとする。このよ
うに構成すれば、例えば静止した被検体Mに対してファ
ンビームが回転しつつ体軸方向に並進運動をしたのと等
価となり、ファンビームが被検体Mの回りを螺旋状に運
動してデータを収集する(螺旋状スキャン)ことにな
る。すなわち、X線源と被検体とを相対的に移動するこ
とにより螺旋状スキャン(走査)を行なう。このように
して得られたデータを螺旋状データと定義することがで
きる。従ってこの実施例のようにX線検出器4を固定し
た状態でX線管3のみを回転するCT装置(第4世代の
CT装置)のみならず、対向配置されたX線管とX線検
出器を相対的に回転駆動するCT装置(第3世代のCT
装置)によっても前述のような螺旋状データを得ること
ができる。螺旋状スキャンのX線源及びファンビームの
位置を体軸方向と垂直方向から観察すれば図2のような
周期Pmmの正弦波形XLを描くことになる。
In the above apparatus, a fan beam-like X-ray (hereinafter also simply referred to as a fan beam) is emitted from the X-ray tube 3.
The X-ray detector 4 detects the fan beam as one unit, and the fan beam does not stop rotating at 360 °. It shall be capable of continuous rotation. For such continuous rotation, a known slip ring may be used, or USP No. 41581 may be used.
It can be realized by employing an electron beam scan as disclosed in No. 42. Then, the subject M is continuously moved by the middle bed drive control device 8 while the fan beam is continuously rotated to collect data. It is assumed that this movement amount is advanced by P mm per one rotation of the fan beam. With such a configuration, it is equivalent to, for example, a translational movement in the body axis direction while the fan beam rotates with respect to the stationary subject M, and the fan beam moves around the subject M in a spiral shape. Data will be collected (spiral scan). That is, a spiral scan is performed by relatively moving the X-ray source and the subject. The data thus obtained can be defined as spiral data. Therefore, as in this embodiment, not only the CT apparatus (fourth generation CT apparatus) that rotates only the X-ray tube 3 with the X-ray detector 4 fixed, but also the X-ray tube and the X-ray detection that are arranged opposite to each other. CT device (3rd generation CT
The spiral data as described above can also be obtained by the device). When the positions of the X-ray source and the fan beam of the spiral scan are observed from the direction perpendicular to the body axis direction, a sine waveform XL with a period Pmm as shown in FIG. 2 is drawn.

【0012】次に、以上のようにして得られたデータか
ら画像を再構成する方法について説明する。先ず一般的
には、(イ)スキャン範囲の全体積を小要素に分けて一
度に再構成する方法、(ロ)例えば図2のスライス点S
1 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図2のX方向の位置X1
とX2 の中央に固定されているものと近似することによ
り平面毎に画像再構成を行う公知の手法(USP第41
49247)が考えられる。また、上記点S1からS3
に至る2回転で得られたデータを次式(1) によって束ね
て(重ね合せて)1回転分のデータとしてしまえばスラ
イス位置X2 を代表するスキャンデータとして再構成す
ることもできる。
Next, a method of reconstructing an image from the data obtained as described above will be described. First, in general, (a) a method of dividing the entire volume of the scan range into small elements and reconstructing them at once, (b) For example, the slice point S in FIG.
Considering the data obtained from one rotation of the X-ray tube from 1 to S 2 , the fan beam position is the position X 1 in the X direction of FIG.
And a known method for performing image reconstruction for each plane by approximating that fixed to the center of X 2 (USP No. 41
49247) is considered. In addition, the above points S 1 to S 3
The data obtained by the two rotations up to the above can be reconstructed as scan data representing the slice position X 2 by bundling (overlapping) by the following formula (1) to form data for one rotation.

【0013】 P=(θ,ψ){(P12(θ,ψ)+P23(θ,ψ))/2} … (1)P = (θ, ψ) {(P 12 (θ, ψ) + P 23 (θ, ψ)) / 2} (1)

【0014】ここでθは図3に示す如く、X線管3及び
X線ファンビームFBの回動角であり0乃至360°の
値をとる。P12(θ,ψ)は被検体Mに対するX線管3
の相対位置が図2のS1 からS2 に至る間に得られたプ
ロジェクションデータ、P23(θ,ψ)は同じくX線管
相対位置がS2 からS3 に至る間に得られたプロジェク
ションデータである。
Here, θ is a rotation angle of the X-ray tube 3 and the X-ray fan beam FB as shown in FIG. 3, and takes a value of 0 to 360 °. P 12 (θ, ψ) is the X-ray tube 3 for the subject M
The projection data obtained while the relative position of X is from S 1 to S 2 in FIG. 2, and P 23 (θ, ψ) is the projection data obtained from the same relative position of the X-ray tube from S 2 to S 3. The data.

【0015】そして、上記方法は3回転あるいはそれ以
上で1スライス分の画像を得る場合に迄演繹できる。
The above method can be deduced up to the case of obtaining an image for one slice by three rotations or more.

【0016】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、得られた複数画像を加算平均
することによっても上記の場合と同等の効果を得ること
ができる。
Further, the same effect as the above case can be obtained by independently reconstructing the projection data obtained at each rotation and averaging a plurality of obtained images.

【0017】前述の如く、連続した複数回転分のデータ
を束ねて1枚の画像を作ることはアーチファクトを減少
させる点で有用である。すなわち、一般にX線CT装置
においては、X線ファンビームを側面から見た厚みは、
平行X線とはならないのでX線管からほぼ比例した厚み
となる。このようにX線ビームで被検体を検査するとス
ライス厚方向に変化の大きな被検体であれば、プロジェ
クションデータをとる角度θ毎に若干矛盾する部分を含
むことになり、しばしばクリッピング効果と呼ばれるア
ーチファクトを生むことになる。これと類似の現象が本
発明の場合にも生じるのであるが、これを図4を参照し
て説明する。図4においてAはX線管が図2のS1 位置
(すなわちX=X1 )にあるときに得られるX線ファン
ビームのスライス厚方向の強度プロフィールである。こ
のときのスライス厚をtmmとする。X線管が回転するに
つれ、スライス面は被検体の体軸方向に動いてゆき、例
えばθ=180°においてはX線管位置は最初の位置X
1 にはなく、そこからP/2だけ進んだ位置(X=X1
+P/2)に位置することになる。ここでP=tとすれ
ばθ=180°におけるX線ファンビームのスライス厚
方向の強度プロフィール及び位置は図4のBの如くにな
る。ここで、A及びBの波形においてハッチング部分は
各々共通しない被検体を計測していることを意味する。
画像再構成計算は全プロジェクションデータが全く同一
の被検体を計測した結果であるという前提でなされるも
のであるから、A及びBの波形中のハッチング部分は画
像に何らかの歪みをもたらすものと思われる。このこと
はθ=0°と180°との関係だけでなく全てのθの範
囲について言えることである。特にこの実施例のような
データ収集方式では前記クリッピング効果と同様な現像
が多く発生し易いことになる。
As described above, it is useful to bundle continuous data for a plurality of rotations to form one image in order to reduce artifacts. That is, generally, in an X-ray CT apparatus, the thickness of the X-ray fan beam viewed from the side is
Since it is not a parallel X-ray, the thickness is approximately proportional to the X-ray tube. When an object is inspected with an X-ray beam in this manner, if the object has a large change in the slice thickness direction, it will include a slightly contradictory portion for each angle θ at which projection data is taken, and an artifact often called a clipping effect is generated. Will be born. A phenomenon similar to this occurs in the case of the present invention, which will be described with reference to FIG. In FIG. 4, A is the intensity profile in the slice thickness direction of the X-ray fan beam obtained when the X-ray tube is at the S 1 position (that is, X = X 1 ) in FIG. The slice thickness at this time is tmm. As the X-ray tube rotates, the slice plane moves in the body axis direction of the subject. For example, at θ = 180 °, the X-ray tube position is the initial position X.
It is not at 1 , but at a position advanced by P / 2 from that point (X = X 1
It will be located at + P / 2). If P = t, the intensity profile and position of the X-ray fan beam in the slice thickness direction at θ = 180 ° are as shown in B of FIG. Here, in the waveforms of A and B, the hatched portions mean that the objects that are not common are measured.
Since the image reconstruction calculation is made on the assumption that all projection data are the results of measuring the same subject, the hatched portions in the waveforms A and B are considered to cause some distortion in the image. . This is true not only for the relationship between θ = 0 ° and 180 ° but also for the entire range of θ. In particular, in the data collection method as in this embodiment, much development similar to the clipping effect is likely to occur.

【0018】このような問題を本発明は次のような原理
を用いて解決している。例えばtmmの実効スライス幅を
得たいとき、X線ファンビーム1回転につきt/2mmの
割合で被検体Mを送って行くこととし、X線ファンビー
ムFBをコリメータ等によってt/2mmに絞るようにし
ている。この結果図5のような強度プロフィール及び位
置が得られる。同図においてA,BはそれぞれX線管相
対位置がX=X1 及びX=X2 にて得られるX線ファン
ビームのスライス厚方向の強度プロフィール及び位置で
あり、C,Dは同様に、X=(X1 +X2 )/2=X1
+t/4,X=X=(X2 +X3 )/2=X1 +3/4
tにて得られたものである。この結果、前式(1) の如く
プロジェクションデータを束ねれば、図6のようなプロ
フィール及び位置が得られる。即ち、θ=0°及び18
0°にて得られるプロジェクションデータのスライス厚
方向ではそれぞれE及びFの波形が得られることにな
る。ハッチング部分は前述の図5の場合に比べて相対的
に小さなものとなる。即ち、画像の歪みが軽減されるわ
けである。
The present invention solves such a problem by using the following principle. For example, when it is desired to obtain an effective slice width of t mm, the subject M is sent at a rate of t / 2 mm per rotation of the X-ray fan beam, and the X-ray fan beam FB is narrowed down to t / 2 mm by a collimator or the like. ing. As a result, the intensity profile and position shown in FIG. 5 are obtained. In the figure, A and B are the intensity profile and position in the slice thickness direction of the X-ray fan beam obtained when the X-ray tube relative position is X = X 1 and X = X 2 , respectively, and C and D are the same. X = (X 1 + X 2 ) / 2 = X 1
+ T / 4, X = X = (X 2 + X 3 ) / 2 = X 1 +3/4
It was obtained at t. As a result, if the projection data are bundled as in the equation (1), the profile and position as shown in FIG. 6 can be obtained. That is, θ = 0 ° and 18
Waveforms E and F are obtained in the slice thickness direction of the projection data obtained at 0 °. The hatched portion is relatively small as compared with the case of FIG. 5 described above. That is, the distortion of the image is reduced.

【0019】更に、前述のような螺旋状スキャンを行な
う場合、次のような問題がある。θ=0°にてプロジェ
クションデータの収集を開始し、θ=360°にほぼ近
い位置θmax で1画像分のプロジェクションデータの収
集を完了すれば、P(0,ψ)とP(θmax ,ψ)とで
は測定するスキャン面がズレているので、データの内容
はかなり異なることになる。このように隣接するデータ
に不連続的な違いがあると、連続的なズレに比べてアー
チファクトが発生し易いことは良く知られている。この
ような問題を解決するために本発明では次のような処理
を行う補正演算装置10を備えている。この補正演算装
置の原理は、1断層面(スライス面)の画像再構成に供
するデータのうちの初期に得られた1部分若しくは終期
に得られた1部分を、その前又は後に得られた1断層面
のデータにおける同一の回転角にて得られたデータによ
って補正するものである。
Further, when the above spiral scan is performed, there are the following problems. If the collection of projection data is started at θ = 0 ° and the collection of projection data for one image is completed at a position θmax that is close to θ = 360 °, P (0, ψ) and P (θmax, ψ) Since the scan planes to be measured are different in and, the contents of the data will be quite different. It is well known that when there is a discontinuous difference between adjacent data in this way, an artifact is more likely to occur as compared with a continuous shift. In order to solve such a problem, the present invention includes a correction calculation device 10 that performs the following processing. The principle of this correction arithmetic device is that one part obtained at the beginning or one part obtained at the end of the data to be used for image reconstruction of one slice plane (slice plane) is obtained before or after that. It is corrected by the data obtained at the same rotation angle in the data of the tomographic plane.

【0020】θ=0乃至θX で得られたプロジェクショ
ンデータは次式(2) のような演算処理が施されたデータ
P′(θ,ψ)によって代用される(θX は必要な画像
再構成領域の広さ及びアーチファクトの軽減度合に応じ
て任意に設定されるものである)。
The projection data obtained from θ = 0 to θX is substituted by the data P '(θ, ψ) which has been subjected to the arithmetic processing as in the following equation (2) (θX is a necessary image reconstruction area). Is set arbitrarily according to the extent of reduction and the degree of reduction of artifacts).

【0021】 P′(θ,ψ)=W(θ)・P12(θ,ψ)+(1−W(θ))・ P23(360°+θ,ψ) …(2) P ′ (θ, ψ) = W (θ) · P 12 (θ, ψ) + (1−W (θ)) · P 23 (360 ° + θ, ψ) (2)

【0022】ここで、W(θ)は図7に示す如くθ=0
°にて、0,θ=θX にて1とし、その間を急峻な変化
なしに例えば直線で結ぶ関数である。
Here, W (θ) is θ = 0 as shown in FIG.
It is a function that connects 0 at θ and 1 at θ = θX, and connects them with a straight line, for example, without a sharp change.

【0023】このような補正に変えて逆にθ=θY 乃至
θmax にて得られたデータを前回の回転によって得られ
たデータで修正する次式(3) の演算処理が施されたデー
タP′(θ,ψ)で代用される(θY はθX と同様な意
味合を持つ)。
Instead of such correction, the data P ′ subjected to the arithmetic processing of the following equation (3) for conversely correcting the data obtained at θ = θY to θmax with the data obtained by the previous rotation (Θ, ψ) is substituted (θY has the same meaning as θX).

【0024】 P′(θ,ψ)=W(θ)・P12(θ,ψ)+(1−W(θ))・ P23(θ−360°,ψ) …(3) P ′ (θ, ψ) = W (θ) · P 12 (θ, ψ) + (1−W (θ)) · P 23 (θ-360 °, ψ) (3)

【0025】ここで、W(θ)はθ=θY で1、θmax
で0とし、その間を急峻な変化なしに、例えば直線で結
ぶ関数である。
Here, W (θ) is θ = θY = 1, θmax
Is set to 0, and there is no abrupt change between them, for example, a function that connects with a straight line.

【0026】このような補正演算装置10を設けること
によって隣接するデータは連続的なズレとして評価でき
るのでアーチファクトの発生を軽減することができる。
なお、上記補正はS1 からS2 に至る1回転分とそれか
ら若干延長したもので画像を作成する場合についてであ
ったが、これを2回転あるいは3回転とそれからの若干
の延長により1画像を作成することも可能であることは
言う迄もない。
By providing the correction calculation device 10 as described above, adjacent data can be evaluated as a continuous deviation, so that the occurrence of artifacts can be reduced.
Note that the above correction was for the case where an image is created by one rotation from S 1 to S 2 and slightly extended from that, but one image is created by rotating it twice or three times and slightly extending it. It goes without saying that it is possible to create.

【0027】本発明は前記実施例に限定されず、種々の
変形実施が可能である。例えば上記実施例では0乃至3
60°に亘って得たプロジェクションデータから1画像
を作るX線CTについて述べたが、360°未満のスキ
ャンデータから画像再構成を行なう図8のようなX線C
T装置にも適用できる。即ち、X線源は軌道XL上を高
速で往復移動又は片道移動し、検出器群4′は円周の2
/3程度の範囲に沿って配置されたものであり、繰り返
しスキャン中被検体Mを連続的に送ればよい。この場合
にもX線源3′がaからbに至るまでで1画像分のプロ
ジェクションデータを得ることが可能である。このよう
な装置によれば、図9に示すようにU字状のスキャンが
連続したような軌跡が得られる。これによって得られる
データを変形螺旋状データと定義することができる。こ
の場合、図8において、X線源3′の移動は位置aから
bへの移動速度(データ収集時)に比してbからaへの
移動(戻り時)の速度を無視し得る程の高速で行わなけ
ればならないが、これは公知の電子ビームスキャンを採
用することにより充分に可能である。このような実施例
装置によればX線源3′の移動時間を短縮することがで
きるのでスライス間隔Pmmも極小にでき、従って前式
(1) の拡張により多数回のプロジェクションデータを重
ね合せて1スライス分の画像を作成すればアーチファク
トの軽減を図ることが容易になる。
The present invention is not limited to the above embodiment, but various modifications can be made. For example, in the above embodiment, 0 to 3
Although the X-ray CT for forming one image from the projection data obtained over 60 ° has been described, the X-ray C for performing image reconstruction from scan data of less than 360 ° as shown in FIG.
It can also be applied to the T device. That is, the X-ray source reciprocates at a high speed on the orbit XL or moves one way, and the detector group 4'has a circumference of 2
They are arranged along a range of about / 3, and the subject M may be continuously sent during the repeated scanning. Also in this case, it is possible to obtain projection data for one image from the X-ray source 3'from a to b. With such a device, a locus in which U-shaped scans are continuous can be obtained as shown in FIG. The data obtained by this can be defined as modified spiral data. In this case, in FIG. 8, the movement of the X-ray source 3 ′ is such that the moving speed from b to a (at the time of returning) can be ignored compared to the moving speed from the position a to b (at the time of data collection). It must be done at a high speed, but this is fully possible by employing the known electron beam scan. According to the apparatus of this embodiment, the moving time of the X-ray source 3'can be shortened, and the slice interval Pmm can be minimized.
By expanding the projection data of a large number of times by making the expansion of (1), it is easy to reduce the artifacts by creating an image for one slice.

【0028】[0028]

【発明の効果】以上詳述した本発明によれば、データ収
集時に被検体を束縛する時間を減少させることができる
と共に、複数スライス面の収集時間の短縮化を図ること
のできるX線CT装置を提供することができる。
According to the present invention described in detail above, an X-ray CT apparatus capable of reducing the time for restraining the subject at the time of data acquisition and shortening the acquisition time of a plurality of slice planes. Can be provided.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図1】本発明の一実施例を示すシステムブロック図。FIG. 1 is a system block diagram showing an embodiment of the present invention.

【図2】前記実施例によるX線源の相対軌道を示す概略
説明図。
FIG. 2 is a schematic explanatory view showing a relative orbit of the X-ray source according to the embodiment.

【図3】前記実施例によるファンビームの状態を示す概
略説明図。
FIG. 3 is a schematic explanatory view showing a state of a fan beam according to the embodiment.

【図4】画像中に歪みが発生する理由の説明図。FIG. 4 is an explanatory diagram of a reason why distortion occurs in an image.

【図5】本発明の実施例装置の採用により画像中に生ず
る歪みを軽減することができる理由の説明図。
FIG. 5 is an explanatory view of the reason that distortion occurring in an image can be reduced by adopting the apparatus of the embodiment of the present invention.

【図6】本発明の実施例装置の採用により画像中に生ず
る歪みを軽減することができる理由の説明図。
FIG. 6 is an explanatory diagram of the reason that distortion occurring in an image can be reduced by adopting the apparatus of the embodiment of the present invention.

【図7】補正演算に使用される関数の説明図。FIG. 7 is an explanatory diagram of a function used for correction calculation.

【図8】本発明の他の実施例を示す概略説明図。FIG. 8 is a schematic explanatory view showing another embodiment of the present invention.

【図9】前記他の実施例によるX線源の相対軌道説明
図。
FIG. 9 is an explanatory diagram of a relative orbit of the X-ray source according to the other embodiment.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

1 架台 2 寝台天板 3,3′ X線源 4 X線検出器 5 X線駆動制御装置 6 検出器駆動装置 7 高圧発生装置 8 寝台駆動制御装置 9 データ収集装置 10 補正演算装置 11 画像再構成装置 12 表示装置 13 システム制御装置(走査手段) 1 gantry 2 bed top plate 3,3 'X-ray source 4 X-ray detector 5 X-ray drive control device 6 detector drive device 7 high voltage generator 8 bed drive control device 9 data acquisition device 10 correction operation device 11 image reconstruction Device 12 Display device 13 System control device (scanning means)

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項1】 被検体の周囲を回転移動しながらこの回
転面に対して垂直な方向に所定の厚さをもって被検体を
透過するX線を曝射するX線源と、 被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、 前記X線源の回転移動中に、前記X線源が1回転する時
間に前記所定の厚さと略同一の距離だけ進む速度で、前
記X線源と前記被検体とを被検体の体軸方向に相対的に
移動させることにより被検体に対して螺旋状の走査を行
なう走査手段と、 この走査手段での走査により得られる螺旋状データを収
集するデータ収集手段と、 このデータ収集手段から供給される螺旋状データに基づ
いて画像を再構成する画像再構成手段と、 を有することを特徴とするX線断層撮影装置。
1. An X-ray source that irradiates X-rays that pass through a subject with a predetermined thickness in a direction perpendicular to the plane of rotation while moving around the subject, and a source that passes through the subject. An X-ray detector for detecting X-rays, and the X-ray source at a speed that advances by a distance substantially the same as the predetermined thickness during one rotation of the X-ray source during rotational movement of the X-ray source. Scanning means for spirally scanning the subject by moving the subject relative to the body axis direction of the subject, and data for collecting spiral data obtained by the scanning by the scanning means. An X-ray tomography apparatus comprising: a collecting unit; and an image reconstructing unit that reconstructs an image based on the spiral data supplied from the data collecting unit.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS52125390A (en) * 1975-11-28 1977-10-21 Artronix Inc Radiographic examination method and apparatus
JPS52127791A (en) * 1976-04-19 1977-10-26 Varian Associates Sectional camera scanner
JPS6287137A (en) * 1985-10-14 1987-04-21 株式会社日立メディコ X-ray ct apparatus
JPH0217042A (en) * 1988-05-06 1990-01-22 General Electric Cgr Sa Tomography apparatus with large image acquiring speed

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