JP2000139893A - Ｃｔ装置 - Google Patents
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4021—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot
- A61B6/4028—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot resulting in acquisition of views from substantially different positions, e.g. EBCT
-
- A—HUMAN NECESSITIES
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- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
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- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】 局部分解能の向上がＸ線源の焦点の軌道半径
が短いときにも、ＣＴ装置の機械的な安定性に高度な要
求を課すことなく可能となるようにする。 【解決手段】 Ｘ線源１と、検出器システム２とを含
み、この検出器システム２が、それぞれ開口ａｐを有
し、また直接的に隣接する検出器要素３1 ないし３N に
対してラスタ間隔ａをおいて配置された多数の検出器要
素３1 ないし３N を有し、これらの検出器要素３1 ない
し３N が個々の投影を撮影する際に、その強さが検出器
要素３1 ないし３N 迄のＸ線の経路で生ずるＸ線減衰に
相当し、またその数が投影像の撮影に関与する検出器要
素３1 ないし３N の数の２倍に相当する出力データを供
給し、また出力データを、各投影毎の撮影に関与する検
出器要素３1 ないし３Nの数の２倍よりも大きい複数個
のデータを含む像再構成の役割をするデータに変換計算
する電子計算装置９を含む。
が短いときにも、ＣＴ装置の機械的な安定性に高度な要
求を課すことなく可能となるようにする。 【解決手段】 Ｘ線源１と、検出器システム２とを含
み、この検出器システム２が、それぞれ開口ａｐを有
し、また直接的に隣接する検出器要素３1 ないし３N に
対してラスタ間隔ａをおいて配置された多数の検出器要
素３1 ないし３N を有し、これらの検出器要素３1 ない
し３N が個々の投影を撮影する際に、その強さが検出器
要素３1 ないし３N 迄のＸ線の経路で生ずるＸ線減衰に
相当し、またその数が投影像の撮影に関与する検出器要
素３1 ないし３N の数の２倍に相当する出力データを供
給し、また出力データを、各投影毎の撮影に関与する検
出器要素３1 ないし３Nの数の２倍よりも大きい複数個
のデータを含む像再構成の役割をするデータに変換計算
する電子計算装置９を含む。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、投影像を撮影する
ために検査すべき対象物の周りを動くＸ線源と、２つの
端位置の間を往復して動き、Ｘ線源の焦点から出発する
放射を受信するための検出器システムとを含んでおり、
この検出器システムが、それぞれ開口を有し、また隣接
する検出器要素に対してラスタ間隔をおいて配置されて
いる多数の検出器要素を有し、これらの検出器要素が個
々の投影像の撮影時に、その強さが検出器要素までのＸ
線の経路で生ずるＸ線減衰に相当し、そしてその数が投
影像の撮影に関与する検出器要素の数に相当する出力デ
ータを供給し、さらに出力データに基づいて像を再構築
する電子計算装置を含むＣＴ装置に関する。
ために検査すべき対象物の周りを動くＸ線源と、２つの
端位置の間を往復して動き、Ｘ線源の焦点から出発する
放射を受信するための検出器システムとを含んでおり、
この検出器システムが、それぞれ開口を有し、また隣接
する検出器要素に対してラスタ間隔をおいて配置されて
いる多数の検出器要素を有し、これらの検出器要素が個
々の投影像の撮影時に、その強さが検出器要素までのＸ
線の経路で生ずるＸ線減衰に相当し、そしてその数が投
影像の撮影に関与する検出器要素の数に相当する出力デ
ータを供給し、さらに出力データに基づいて像を再構築
する電子計算装置を含むＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】例えば米国特許第 4 637 040号明細書か
ら公知のこの種のＣＴ装置では、Ｘ線源の焦点の大き
さ、再構築アルゴリズムのＭＴＦ（変調伝達関数）およ
び再構築される像の画素の大きさとならんで、投影像を
撮影するサンプリング周波数、従ってまた直接的に隣接
する検出器要素間のラスタ間隔が、達成可能な局部分解
能に対して決定的である。
ら公知のこの種のＣＴ装置では、Ｘ線源の焦点の大き
さ、再構築アルゴリズムのＭＴＦ（変調伝達関数）およ
び再構築される像の画素の大きさとならんで、投影像を
撮影するサンプリング周波数、従ってまた直接的に隣接
する検出器要素間のラスタ間隔が、達成可能な局部分解
能に対して決定的である。
【０００３】２つの端位置間での焦点の運動、即ち跳躍
焦点を有するＸ線管の使用は、サンプリング周波数を高
めることにより局部分解能を高める役割をし、また米国
特許第 4 637 040号明細書から公知でもある。
焦点を有するＸ線管の使用は、サンプリング周波数を高
めることにより局部分解能を高める役割をし、また米国
特許第 4 637 040号明細書から公知でもある。
【０００４】さらに、いわゆるλ／４シフトにより相補
性の投影像データセットにおけるサンプリング周波数を
高めることは、米国特許第 4 008 400号明細書から公知
である。しかしながらλ／４シフトは、非常に安定かつ
正確な機械的特性を有するＣＴ装置を前提としており、
さらに、Ｘ線源の焦点が検査すべき対象物の周りを運動
する軌道半径が短いときには、非常に有効なものとは言
えない。
性の投影像データセットにおけるサンプリング周波数を
高めることは、米国特許第 4 008 400号明細書から公知
である。しかしながらλ／４シフトは、非常に安定かつ
正確な機械的特性を有するＣＴ装置を前提としており、
さらに、Ｘ線源の焦点が検査すべき対象物の周りを運動
する軌道半径が短いときには、非常に有効なものとは言
えない。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、冒頭
にあげた形式のＣＴ装置を、局部分解能の向上が、Ｘ線
源の焦点の軌道半径が短いときにも、ＣＴ装置の機械的
な安定性について高い要求を課すことなしに可能となる
ように構成することである。
にあげた形式のＣＴ装置を、局部分解能の向上が、Ｘ線
源の焦点の軌道半径が短いときにも、ＣＴ装置の機械的
な安定性について高い要求を課すことなしに可能となる
ように構成することである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】この課題は、本発明によ
れば、投影像を撮影するために検査すべき対象物の周り
を動くＸ線源と、２つの端位置の間を往復して動き、Ｘ
線源の焦点から出発する放射を受信するための検出器シ
ステムとを含み、この検出器システムが、それぞれ開口
を有し、さらに直接的に隣接する検出器要素に対してラ
スタ間隔をおいて配置されている多数の検出器要素を有
し、これらの検出器要素が個々の投影像の撮影の際に、
その強さが検出器要素までのＸ線の経路で生ずるＸ線の
減衰に相当し、そしてその数が投影像の撮影に関与する
検出器要素の数の２倍に相当する出力データを供給し、
さらに出力データを、各投影毎の撮影に関与する検出器
要素の数の２倍よりも大きい複数個のデータを含み、像
再構築の役割をするデータに変換計算する電子計算装置
を備え、この電子計算装置が像再構築の役割をするデー
タに基づいて像を再構築することを特徴とするＣＴ装置
により解決される。
れば、投影像を撮影するために検査すべき対象物の周り
を動くＸ線源と、２つの端位置の間を往復して動き、Ｘ
線源の焦点から出発する放射を受信するための検出器シ
ステムとを含み、この検出器システムが、それぞれ開口
を有し、さらに直接的に隣接する検出器要素に対してラ
スタ間隔をおいて配置されている多数の検出器要素を有
し、これらの検出器要素が個々の投影像の撮影の際に、
その強さが検出器要素までのＸ線の経路で生ずるＸ線の
減衰に相当し、そしてその数が投影像の撮影に関与する
検出器要素の数の２倍に相当する出力データを供給し、
さらに出力データを、各投影毎の撮影に関与する検出器
要素の数の２倍よりも大きい複数個のデータを含み、像
再構築の役割をするデータに変換計算する電子計算装置
を備え、この電子計算装置が像再構築の役割をするデー
タに基づいて像を再構築することを特徴とするＣＴ装置
により解決される。
【０００７】即ち本発明においては、出力データの中に
最大含まれている局部周波数が検出器開口に相当するこ
とを利用する。これらの情報は、従来通常のＣＴ装置の
場合には、各投影毎の出力データの数が、２つの端位置
間における焦点の運動のために、投影像の撮影に関与す
る検出器要素の数の２倍に相当し、従ってまた最大考慮
に入れられる局部周波数がラスタ間隔に相当するために
利用されていないのに対し、本発明の場合には像再構築
の役割をするデータへの出力データの変換計算を、出力
データの中に含まれている局部周波数を利用して行う。
最大含まれている局部周波数が検出器開口に相当するこ
とを利用する。これらの情報は、従来通常のＣＴ装置の
場合には、各投影毎の出力データの数が、２つの端位置
間における焦点の運動のために、投影像の撮影に関与す
る検出器要素の数の２倍に相当し、従ってまた最大考慮
に入れられる局部周波数がラスタ間隔に相当するために
利用されていないのに対し、本発明の場合には像再構築
の役割をするデータへの出力データの変換計算を、出力
データの中に含まれている局部周波数を利用して行う。
【０００８】最大達成可能な局部的解像度は、実際には
開口により予め定められた零位置までは達しない。むし
ろ実際には、理論的な最大値の約９５％が期待される。
開口により予め定められた零位置までは達しない。むし
ろ実際には、理論的な最大値の約９５％が期待される。
【０００９】本発明の特に有利な実施例では、出力デー
タは扇状投影像を表し、また像再構築の役割をするデー
タは平行投影像を表す。局部分解能の増大は、扇状投影
像を表す出力データを、像再構築の役割をするデータは
平行投影像を表すデータに、好ましくは内挿により変換
する過程で行われる。これは局部情報、即ち相異なる扇
状投影の際に得られた出力データの結び付けによる、新
しい座標系への変換計算に相当する。本発明の実施例に
よれば、内挿は、ラスタ間隔の逆数よりも大きい、また
はそれに等しい局部周波数を有する信号成分が、少なく
とも本質的に抑制されるように実行される。適当な内挿
は式
タは扇状投影像を表し、また像再構築の役割をするデー
タは平行投影像を表す。局部分解能の増大は、扇状投影
像を表す出力データを、像再構築の役割をするデータは
平行投影像を表すデータに、好ましくは内挿により変換
する過程で行われる。これは局部情報、即ち相異なる扇
状投影の際に得られた出力データの結び付けによる、新
しい座標系への変換計算に相当する。本発明の実施例に
よれば、内挿は、ラスタ間隔の逆数よりも大きい、また
はそれに等しい局部周波数を有する信号成分が、少なく
とも本質的に抑制されるように実行される。適当な内挿
は式
【数４】 に従って実行し、ここでｈ1 は直線的内挿の内挿核であ
り、
り、
【数５】 が成り立ち、その際にｈ1 rは
【数６】 により定義されており、βは扇状チャネル角度、Δβは
そのインクレメントである。に従って実行される。
そのインクレメントである。に従って実行される。
【００１０】
【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面により説明
する。
する。
【００１１】図１によるＣＴ装置は、扇状のＸ線束２を
送り出すＸ線源１と、一連の検出器要素、例えばＮ＝５
１２の検出器要素３1ないし３Nから構成された検出器シ
ステム３とを備えた測定ユニットを有する。検査すべき
対象物、即ち患者４のために寝台５が設けられている。
患者４を検査するため、測定ユニット１、３を、患者４
の検査すべき範囲が位置する測定フィールド６の周りで
回転させる。測定ユニット１、３の回転軸線には参照符
号７を付してある。回転中に、発電機８から給電される
Ｘ線源１は、パルス的にまたは継続的に作動する。測定
ユニット１、３の予め決められた角度位置、例えばそれ
ぞれ１°の間隔で３６０の角度位置において、検出器シ
ステム３の検出器要素３1 ないし３N の出力データのセ
ット、いわゆる投影が行われる。
送り出すＸ線源１と、一連の検出器要素、例えばＮ＝５
１２の検出器要素３1ないし３Nから構成された検出器シ
ステム３とを備えた測定ユニットを有する。検査すべき
対象物、即ち患者４のために寝台５が設けられている。
患者４を検査するため、測定ユニット１、３を、患者４
の検査すべき範囲が位置する測定フィールド６の周りで
回転させる。測定ユニット１、３の回転軸線には参照符
号７を付してある。回転中に、発電機８から給電される
Ｘ線源１は、パルス的にまたは継続的に作動する。測定
ユニット１、３の予め決められた角度位置、例えばそれ
ぞれ１°の間隔で３６０の角度位置において、検出器シ
ステム３の検出器要素３1 ないし３N の出力データのセ
ット、いわゆる投影が行われる。
【００１２】本発明によるＣＴ装置の場合、最後にＸ線
放射が出発するＸ線源１の焦点は、図１中に参照符号Ｆ
１およびＦ２を付して示す、２つの端位置の間を周期的
に往復して動く。即ちいわゆる跳躍焦点が存在する。
放射が出発するＸ線源１の焦点は、図１中に参照符号Ｆ
１およびＦ２を付して示す、２つの端位置の間を周期的
に往復して動く。即ちいわゆる跳躍焦点が存在する。
【００１３】相応の出力データが電子計算装置９に供給
され、この計算装置９がそれに供給された出力データに
基づいて、患者４の測定フィールド６の中に位置してい
る範囲の断層像を計算し、この断層像がディスプレイ装
置１０の上に表示される。
され、この計算装置９がそれに供給された出力データに
基づいて、患者４の測定フィールド６の中に位置してい
る範囲の断層像を計算し、この断層像がディスプレイ装
置１０の上に表示される。
【００１４】回転軸線７の周りでの測定ユニット１、３
の回転は、基本架台１１の中に回転可能に支えられた回
転環１２により行われる。この回転環１２にＸ線源１お
よび検出器システム３が取付けられている。回転環１２
を駆動するため電動機１３が設けられており、この電動
機は図示の実施例の場合には、発電機８と同じく電子計
算装置９により制御される。その代わりに、電子計算装
置９に追加して別の制御ユニットを設けてもよい。
の回転は、基本架台１１の中に回転可能に支えられた回
転環１２により行われる。この回転環１２にＸ線源１お
よび検出器システム３が取付けられている。回転環１２
を駆動するため電動機１３が設けられており、この電動
機は図示の実施例の場合には、発電機８と同じく電子計
算装置９により制御される。その代わりに、電子計算装
置９に追加して別の制御ユニットを設けてもよい。
【００１５】図２と結び付けて図１から明らかなよう
に、検出器システム３は一連の検出器要素３1ないし３N
から成っており、それらのうち図２中には例として検出
器要素３12ないし３15が示されている。各検出器要素は
シンチレーション体を有し、図２の場合には例としてシ
ンチレーション体１４12ないし１４15が示されている。
シンチレーション体の後に光電変換器が接続されてお
り、それらのうち図２中には、例としてフォトダイオー
ド１５12ないし１５15が示されている。直接的に隣接す
る検出器要素の間の中間空間は、光学的クロストークを
防止するため、それぞれ光不透過性の隔壁により互いに
隔てられており、それらのうち図２中には例として隔壁
１６12ないし１６14が示されている。個々の検出器要素
は、扇状Ｘ線束２の中央平面内で見てそれぞれ開口ａｐ
を有する。隣接する検出器要素は、同じくＸ線束２の中
央平面内で見てラスタ間隔ａの中に互いに離されて配置
されている。
に、検出器システム３は一連の検出器要素３1ないし３N
から成っており、それらのうち図２中には例として検出
器要素３12ないし３15が示されている。各検出器要素は
シンチレーション体を有し、図２の場合には例としてシ
ンチレーション体１４12ないし１４15が示されている。
シンチレーション体の後に光電変換器が接続されてお
り、それらのうち図２中には、例としてフォトダイオー
ド１５12ないし１５15が示されている。直接的に隣接す
る検出器要素の間の中間空間は、光学的クロストークを
防止するため、それぞれ光不透過性の隔壁により互いに
隔てられており、それらのうち図２中には例として隔壁
１６12ないし１６14が示されている。個々の検出器要素
は、扇状Ｘ線束２の中央平面内で見てそれぞれ開口ａｐ
を有する。隣接する検出器要素は、同じくＸ線束２の中
央平面内で見てラスタ間隔ａの中に互いに離されて配置
されている。
【００１６】本発明によるＣＴ装置の場合、５１２の全
ての検出器要素を利用する際に、投影像の撮影時、両方
の端位置の間を跳躍焦点が動くので、各投影毎に患者４
の検査すべき範囲の扇状投影像を表す１０２４の出力デ
ータ（以下チャネルと呼ぶ）を利用できる。即ち測定ユ
ニット１、３が３６０°回転する際に３６０の投影像が
各１０２４のチャネルに対して撮影される。検出器シス
テム３の相応の出力データが電子計算装置９に到達し、
この電子計算装置９がそれに供給された出力データを、
３６０°平行投影像に相応するデータを利用し得るよう
に処理し、その際に平行投影像のチャネル数、即ち平行
投影像の中にそれぞれ含まれているデータの数は扇状投
影像に相応する出力データのチャネルの数よりも大き
い。詳細には、この実施例の場合、平行投影像のチャネ
ル数は、出力データのチャネルの数よりもラスタ間隔ａ
と開口ａｐとの比に少なくとも等しい係数だけ大きい。
ての検出器要素を利用する際に、投影像の撮影時、両方
の端位置の間を跳躍焦点が動くので、各投影毎に患者４
の検査すべき範囲の扇状投影像を表す１０２４の出力デ
ータ（以下チャネルと呼ぶ）を利用できる。即ち測定ユ
ニット１、３が３６０°回転する際に３６０の投影像が
各１０２４のチャネルに対して撮影される。検出器シス
テム３の相応の出力データが電子計算装置９に到達し、
この電子計算装置９がそれに供給された出力データを、
３６０°平行投影像に相応するデータを利用し得るよう
に処理し、その際に平行投影像のチャネル数、即ち平行
投影像の中にそれぞれ含まれているデータの数は扇状投
影像に相応する出力データのチャネルの数よりも大き
い。詳細には、この実施例の場合、平行投影像のチャネ
ル数は、出力データのチャネルの数よりもラスタ間隔ａ
と開口ａｐとの比に少なくとも等しい係数だけ大きい。
【００１７】これらの平行投影像に相応するデータに基
づいて、電子計算装置９が患者４の撮影された断層像を
再構築する。
づいて、電子計算装置９が患者４の撮影された断層像を
再構築する。
【００１８】平行投影像への扇状投影像の変換計算は、
この実施例の場合には、２つのステップで行われる：
この実施例の場合には、２つのステップで行われる：
【００１９】先ず扇状投影像を、方位角方向の内挿によ
り平行投影像に変換内挿する。
り平行投影像に変換内挿する。
【００２０】続いて半径方向の内挿を、先に説明した方
法で高められたチャネル数により行う。
法で高められたチャネル数により行う。
【００２１】平行投影像のチャネル数が、ラスタ間隔ａ
と開口ａｐとの比に相当する係数に相応して選ばれてい
るという仮定のもとに、理論的に、跳躍焦点により従来
通常の方法で理論的に最大達成可能なサンプリング周波
数よりも係数ａ／ａｐだけ大きい最大のサンプリング周
波数が生じ、その結果として、理論的に最大達成可能な
局部分解能もこの係数だけ従来通常の方法で理論的に最
大達成可能な局部分解能に比べて増大する。
と開口ａｐとの比に相当する係数に相応して選ばれてい
るという仮定のもとに、理論的に、跳躍焦点により従来
通常の方法で理論的に最大達成可能なサンプリング周波
数よりも係数ａ／ａｐだけ大きい最大のサンプリング周
波数が生じ、その結果として、理論的に最大達成可能な
局部分解能もこの係数だけ従来通常の方法で理論的に最
大達成可能な局部分解能に比べて増大する。
【００２２】ラスタ間隔がａ＝０．１１４ｃｍ、また開
口がａｐ＝０．０９７ｃｍであるという仮定のもとに、
跳躍焦点を有する従来通常のＣＴ装置における１／０．
１１４＝８．７７ １ｐ／ｍｍ（ｍｍあたりの直線対ｌ
ｐ）の理論的に最大な局部分解能に相応するρ０ ＝２
／０．１１４＝１７．５４ １／ｃｍ（ｃｍあたりの直
線ｌ）の理論的に最大のサンプリング周波数と比べて、
本発明によるＣＴ装置に対して理論的な最大のサンプリ
ング周波数としてρｍａｘ ＝２／０．０９７＝２０．
６ １／ｃｍが１／０．０９７＝１０．３ １ｐ／ｍｍ
の理論的に最大の局部分解能に相応して生ずる。これは
１８％の改善に相当する。
口がａｐ＝０．０９７ｃｍであるという仮定のもとに、
跳躍焦点を有する従来通常のＣＴ装置における１／０．
１１４＝８．７７ １ｐ／ｍｍ（ｍｍあたりの直線対ｌ
ｐ）の理論的に最大な局部分解能に相応するρ０ ＝２
／０．１１４＝１７．５４ １／ｃｍ（ｃｍあたりの直
線ｌ）の理論的に最大のサンプリング周波数と比べて、
本発明によるＣＴ装置に対して理論的な最大のサンプリ
ング周波数としてρｍａｘ ＝２／０．０９７＝２０．
６ １／ｃｍが１／０．０９７＝１０．３ １ｐ／ｍｍ
の理論的に最大の局部分解能に相応して生ずる。これは
１８％の改善に相当する。
【００２３】実際には前記の理論的に最大達成可能な局
部分解能の９５％が達成されるので、９．８ ｌｐ／ｃ
ｍの最大の局部分解能が得られる。
部分解能の９５％が達成されるので、９．８ ｌｐ／ｃ
ｍの最大の局部分解能が得られる。
【００２４】局部分解能の示されている値は、高コント
ラスト分解能、即ち約１０００ＨＵ（Ｈｏｕｎｓｆｉｅ
ｌｄユニット）のコントラスト差に対する値である。
ラスト分解能、即ち約１０００ＨＵ（Ｈｏｕｎｓｆｉｅ
ｌｄユニット）のコントラスト差に対する値である。
【００２５】この実施例の場合、計算装置９は半径方向
の内挿を既に説明した式（１）に従って実行する。
の内挿を既に説明した式（１）に従って実行する。
【００２６】この内挿フィルタの周波数特性を図３に示
す。その周波数軸はρ・ａ／２に正規化されている。図
３は、エイリアシング誤差を避けるために、元々のサン
プリング周波数ρ０ ＝２／ａの周りの良好な平滑化が
望ましいこと、また定数ｃに関し、ｃ＝０．２５の値を
有する内挿フィルタを使用する場合には、変換内挿の後
に存在する最大のサンプリング周波数ρｍａｘ の上側
の周波数の最良の抑制が達成されることを明らかにす
る。
す。その周波数軸はρ・ａ／２に正規化されている。図
３は、エイリアシング誤差を避けるために、元々のサン
プリング周波数ρ０ ＝２／ａの周りの良好な平滑化が
望ましいこと、また定数ｃに関し、ｃ＝０．２５の値を
有する内挿フィルタを使用する場合には、変換内挿の後
に存在する最大のサンプリング周波数ρｍａｘ の上側
の周波数の最良の抑制が達成されることを明らかにす
る。
【００２７】像再構築の役割をするデータが前記の方法
で電子計算装置９により与えられているならば、電子計
算装置がそれ自体は公知の任意の方法、例えばフーリエ
法または逆投影法に従って行う像の再構築は、これらの
データに基づいて行われる。
で電子計算装置９により与えられているならば、電子計
算装置がそれ自体は公知の任意の方法、例えばフーリエ
法または逆投影法に従って行う像の再構築は、これらの
データに基づいて行われる。
【００２８】前記の実施例の場合には、１行の検出器シ
ステムが設けられている。しかし、本発明に従い多行の
検出器システムをＣＴ装置に設けることも可能である。
この場合には、各個の検出器行から供給される出力デー
タに関して、前記の方法が適用される。
ステムが設けられている。しかし、本発明に従い多行の
検出器システムをＣＴ装置に設けることも可能である。
この場合には、各個の検出器行から供給される出力デー
タに関して、前記の方法が適用される。
【００２９】例えば測定フィールドの縮小のために、Ｘ
線束２が検出器要素の一部分のみを利用するように絞ら
れているので、全ての検出器要素を利用しない場合に
は、全体として存在している検出器要素の数を考慮に入
れるのではなく、実際に投影像の撮影の際に利用される
検出器要素の数を考慮に入れるべきである。
線束２が検出器要素の一部分のみを利用するように絞ら
れているので、全ての検出器要素を利用しない場合に
は、全体として存在している検出器要素の数を考慮に入
れるのではなく、実際に投影像の撮影の際に利用される
検出器要素の数を考慮に入れるべきである。
【００３０】以上説明した実施例は第３世代のＣＴ装置
に関するものである。しかし第４世代のＣＴ装置も本発
明に従って構成される。
に関するものである。しかし第４世代のＣＴ装置も本発
明に従って構成される。
【図１】本発明によるコンピュータトモグラフを一部は
ブロック回路図により示す図。
ブロック回路図により示す図。
【図２】図１によるＣＴ装置の検出器システムの一部分
を拡大して示す図。
を拡大して示す図。
【図３】図１および２によるＣＴ装置の中に使用可能な
フーリエ変換された種々の内挿フィルタの周波数特性
図。
フーリエ変換された種々の内挿フィルタの周波数特性
図。
１ Ｘ線源 ２ Ｘ線束 ３ 検出器システム ３1 ないし３N 検出器要素 ４ 患者 ５ 患者寝台 ６ 測定フィールド ７ 回転軸線 ８ 発生器 ９ 計算装置 １０ ディスプレイ装置 １１ 基本架台 １２ 回転環 １３ 電動機 １４12ないし１４15 シンチレーション体 １５12ないし１５15 フォトダイオード １６12ないし１６14 隔壁 Ｆ１、Ｆ２ 焦点位置 ａ ラスタ間隔 ａｐ 開口
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ハインリッヒ ワルシュレーガー ドイツ連邦共和国 91052 エルランゲン アントン−ブルックナー−シュトラーセ 43
Claims (6)
- 【請求項１】 投影像を撮影するために検査すべき対象
物の周りを動くＸ線源（１）と、２つの端位置の間を往
復して動き、Ｘ線源（１）の焦点（Ｆ１、Ｆ２）から出
発する放射を受信するための検出器システム（２）とを
含み、この検出器システム（２）が、それぞれ開口（ａ
ｐ）を有し、また隣接する検出器要素（３1 ないし３N
）に対してラスタ間隔（ａ）をおいて配置されている
多数の検出器要素（３1 ないし３N ）を有し、これらの
検出器要素（３1 ないし３N ）が個々の投影像の撮影の
際に、その強さが検出器要素（３1 ないし３N ）までの
Ｘ線の経路で生ずるＸ線減衰に相当し、そしてその数が
投影像の撮影に関与する検出器要素（３1 ないし３N ）
の数の２倍に相当する出力データを供給し、さらに出力
データを、各投影毎の撮影に関与する検出器要素（３1
ないし３N ）の数の２倍よりも大きい複数個のデータを
含んでいる像再構築の役割をするデータに変換計算する
電子計算装置（９）を含み、この電子計算装置（９）が
像再構築の役割をするデータに基づいて像を再構築する
ことを特徴とするＣＴ装置。 - 【請求項２】 前記電子計算装置（９）が出力データ
を、各投影毎の撮影に関与する検出器要素（３1 ないし
３N ）の数の２倍よりもラスタ間隔（ａ）と開口（ａ
ｐ）との比に少なくとも等しい係数だけ大きい複数個の
データを含み、像再構築の役割をするデータに変換計算
することを特徴とする請求項１記載のＣＴ装置。 - 【請求項３】 出力データが扇状投影像を表し、また像
再構築の役割をするデータが平行投影像を表すことを特
徴とする請求項１または２記載のＣＴ装置。 - 【請求項４】 電子計算装置（９）が出力データを、内
挿により像再構築の役割をするデータに変換計算するこ
とを特徴とする請求項１ないし３の１つに記載のＣＴ装
置。 - 【請求項５】 電子計算装置（９）が内挿を、ラスタ間
隔（ａ）の逆数よりも大きいまたはそれに等しい局部周
波数を有する信号成分が、少なくとも本質的に抑制され
るように実行することを特徴とする請求項４記載のＣＴ
装置。 - 【請求項６】 電子計算装置（９）が内挿を 【数１】 に従って実行し、ここでｈ1は直線的内挿の内挿核であ
り、 【数２】 が成り立ち、その際にｈ1 rは 【数３】 により定義されており、またβは扇状チャネル角度、Δ
βはそのインクレメントである。に従って実行されるこ
とを特徴とする請求項５記載のＣＴ装置。
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19851556A DE19851556C2 (de) | 1998-11-09 | 1998-11-09 | CT-Gerät |
| DE19851556.1 | 1998-11-09 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000139893A true JP2000139893A (ja) | 2000-05-23 |
| JP4623785B2 JP4623785B2 (ja) | 2011-02-02 |
Family
ID=7887138
Family Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP31690599A Expired - Lifetime JP4623785B2 (ja) | 1998-11-09 | 1999-11-08 | Ｃｔ装置 |
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| DE (1) | DE19851556C2 (ja) |
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-
1998
- 1998-11-09 DE DE19851556A patent/DE19851556C2/de not_active Expired - Fee Related
-
1999
- 1999-11-04 US US09/433,922 patent/US6272199B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1999-11-08 JP JP31690599A patent/JP4623785B2/ja not_active Expired - Lifetime
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|---|---|
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