JPH0573415B2 - - Google Patents
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- JPH0573415B2 JPH0573415B2 JP58205680A JP20568083A JPH0573415B2 JP H0573415 B2 JPH0573415 B2 JP H0573415B2 JP 58205680 A JP58205680 A JP 58205680A JP 20568083 A JP20568083 A JP 20568083A JP H0573415 B2 JPH0573415 B2 JP H0573415B2
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- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 28
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 claims description 8
- 238000013480 data collection Methods 0.000 claims description 6
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 5
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 2
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
- G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
- G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
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- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明はX線CT装置に関するものである。
X線CT装置、特に第3世代のX線CT装置にお
いては、マルチプレクサ及びAD変換器を有する
データ収集部を用い、多数のチヤンネルを有する
X線検出部から出力されるX線透過データに対応
する電気信号をマルチプレクサで切替えつつAD
変換器に入力し、AD変換した後画像再構成装置
へ送出するようにしている。
いては、マルチプレクサ及びAD変換器を有する
データ収集部を用い、多数のチヤンネルを有する
X線検出部から出力されるX線透過データに対応
する電気信号をマルチプレクサで切替えつつAD
変換器に入力し、AD変換した後画像再構成装置
へ送出するようにしている。
この場合、AD変換の順序はX線検出器の中心
チヤンネルから周辺チヤンネルへと行なうことが
一般的である。これは、AD変換器におけるAD
変換の順序が遅くなればなるほどノイズ量が増大
するため、アーチフアクトの生じやすい中心チヤ
ンネルほど早くAD変換し、ノイズ量の少ない正
確な出力を得ようという考え方に基づくものであ
る。
チヤンネルから周辺チヤンネルへと行なうことが
一般的である。これは、AD変換器におけるAD
変換の順序が遅くなればなるほどノイズ量が増大
するため、アーチフアクトの生じやすい中心チヤ
ンネルほど早くAD変換し、ノイズ量の少ない正
確な出力を得ようという考え方に基づくものであ
る。
また、上述したデータ収集部として複数個の
AD変換器を用い、その各AD変換器を並列動作
させることによつて、AD変換のスピードを上げ
るようにしたものも知られている。
AD変換器を用い、その各AD変換器を並列動作
させることによつて、AD変換のスピードを上げ
るようにしたものも知られている。
上述したデータ収集部によりAD変換する場
合、AD変換の最初のチヤンネルはノイズ低減の
ための各種フイルターの充電電流が流れること
や、ノイズ低減のため増幅器のスルーレートはあ
る程度制限する必要がある反面、最初のチヤンネ
ルは最もスルーレートが必要となることなどの理
由により従来のようなAD変換の順序だと逆に
CT画像上にアーチフアクトを生じやすい欠点が
あつた。
合、AD変換の最初のチヤンネルはノイズ低減の
ための各種フイルターの充電電流が流れること
や、ノイズ低減のため増幅器のスルーレートはあ
る程度制限する必要がある反面、最初のチヤンネ
ルは最もスルーレートが必要となることなどの理
由により従来のようなAD変換の順序だと逆に
CT画像上にアーチフアクトを生じやすい欠点が
あつた。
また、複数個のAD変換器を有するデータ収集
部では、各AD変換器が受けもつチヤンネルを構
造上の容易さから中心チヤンネルを境に分割する
ことが一般的である。
部では、各AD変換器が受けもつチヤンネルを構
造上の容易さから中心チヤンネルを境に分割する
ことが一般的である。
しかしながら、中心チヤンネル部分が互いに特
性の異なるAD変換器の継目となるため、中心チ
ヤンネル部分に対応するCT画像上にアーチフア
クトが生じやすい欠点があつた。
性の異なるAD変換器の継目となるため、中心チ
ヤンネル部分に対応するCT画像上にアーチフア
クトが生じやすい欠点があつた。
これらの欠点を解消すべく従来においてはAD
変換器自体の特性改善にのみ注力されていたのが
実情である。
変換器自体の特性改善にのみ注力されていたのが
実情である。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであ
り、AD変換における最初のチヤンネルのもつ本
質的な欠点や複数個のAD変換器の本質的な特性
のばら付きを十分に考慮し、データ収集部による
AD変換の順序を改良することによつて、CT画
像上にアーチフアクトを生じさせないX線CT画
像の提供を目的とするものである。
り、AD変換における最初のチヤンネルのもつ本
質的な欠点や複数個のAD変換器の本質的な特性
のばら付きを十分に考慮し、データ収集部による
AD変換の順序を改良することによつて、CT画
像上にアーチフアクトを生じさせないX線CT画
像の提供を目的とするものである。
上記目的を達成するための本発明の概要は、X
線を発生するX線管と、被検体を透過したX線透
過データを列状に配置された多数のチヤンネルに
より電気信号に変換するX線検出器と、X線検出
器の出力をAD変換して画像再構成装置へ送出す
るデータ収集部と、画像再構成装置の出力に基づ
きCT画像を表示する画像表示手段とを有するX
線CT装置において、前記データ収集部は、AD
変換を行なうに当り、前記列状の複数のチヤンネ
ルが配置されたX線検出器の中心部を除く周辺チ
ヤンネルを時間的に先に行ない、中心チヤンネル
を時間的に後で行なう制御手段とを備えているこ
とを特徴とするものである。
線を発生するX線管と、被検体を透過したX線透
過データを列状に配置された多数のチヤンネルに
より電気信号に変換するX線検出器と、X線検出
器の出力をAD変換して画像再構成装置へ送出す
るデータ収集部と、画像再構成装置の出力に基づ
きCT画像を表示する画像表示手段とを有するX
線CT装置において、前記データ収集部は、AD
変換を行なうに当り、前記列状の複数のチヤンネ
ルが配置されたX線検出器の中心部を除く周辺チ
ヤンネルを時間的に先に行ない、中心チヤンネル
を時間的に後で行なう制御手段とを備えているこ
とを特徴とするものである。
以下に本発明の実施例を詳細に説明する。
第1図はCT装置の概要を示すブロツク図、第
2図は本発明の実施例を示すブロツク図である。
2図は本発明の実施例を示すブロツク図である。
第1図、第2図において、X線管1から曝射さ
れた扇形X線ビーム(以下「フアンビーム」とい
う)7は、被検体2を透過した後X線検出器3に
入射され、X線透過データとしてX線検出器3の
各チヤンネル毎に電荷量に変換される。
れた扇形X線ビーム(以下「フアンビーム」とい
う)7は、被検体2を透過した後X線検出器3に
入射され、X線透過データとしてX線検出器3の
各チヤンネル毎に電荷量に変換される。
各チヤンネル毎のX線透過データは電気信号と
してデータ収集部4に入力され、それぞれ電圧に
交換されさらにAD変換されて画像再構成装置5
に送出され、画像表示手段6のテレビ画面上に
CT画像が表示されるようになつている。
してデータ収集部4に入力され、それぞれ電圧に
交換されさらにAD変換されて画像再構成装置5
に送出され、画像表示手段6のテレビ画面上に
CT画像が表示されるようになつている。
前記X線検出器3のチヤンネル数を320チヤン
ネルとし、第1図においてX線検出器3の最右端
側を(1)チヤンネル、最左端側を(320)チ
ヤンネルと左方へいくほどチヤンネル番号が増加
するものとする。
ネルとし、第1図においてX線検出器3の最右端
側を(1)チヤンネル、最左端側を(320)チ
ヤンネルと左方へいくほどチヤンネル番号が増加
するものとする。
次にデータ収集部4について詳述すると、第2
図において、10,11はプリアンプ及び積分器
であり、両プリアンプ及び積分器10,11は前
記X線検出器3のチヤンネル数に対応して160個
ずつ合計320個の入力端子及び出力端子を具備し
ている。
図において、10,11はプリアンプ及び積分器
であり、両プリアンプ及び積分器10,11は前
記X線検出器3のチヤンネル数に対応して160個
ずつ合計320個の入力端子及び出力端子を具備し
ている。
12,13はマルチプレクサであり、一方のマ
ルチプレクサ12にはプリアンプ及び積分器10
の出力が、他方のマルチプレクサ13にはプリア
ンプ及び積分器11の出力がそれぞれ入力される
ようになつている。
ルチプレクサ12にはプリアンプ及び積分器10
の出力が、他方のマルチプレクサ13にはプリア
ンプ及び積分器11の出力がそれぞれ入力される
ようになつている。
マルチプレクサ12,13の出力はそれぞれ
AD変換器14,15に入力され、AD変換され
た後インターフエース部16へ転送されるように
なつている。
AD変換器14,15に入力され、AD変換され
た後インターフエース部16へ転送されるように
なつている。
インターフエース部16では両AD変換器1
4,15からの出力を一旦蓄えておき、1データ
ずつ交互に画像再構成装置5へ送出するようにな
つている。
4,15からの出力を一旦蓄えておき、1データ
ずつ交互に画像再構成装置5へ送出するようにな
つている。
17はコントロール部であり、マルチプレクサ
12,13,AD変換器14,15、インターフ
エース部16の上述した一連の動作を制御するよ
うになつている。
12,13,AD変換器14,15、インターフ
エース部16の上述した一連の動作を制御するよ
うになつている。
次に、上記構成からなるX線CT装置の作用を
詳述する。
詳述する。
データ検出部3の(1)チヤンネルから(16
0)チヤンネルまでの出力がプリアンプ及び積分
器10を経てマルチプレクサ12へ入力され、
(161)チヤンネルから(320)チヤンネル
までの出力がプリアンプ及び積分器11を経てマ
ルチプレクサ13へ入力される。
0)チヤンネルまでの出力がプリアンプ及び積分
器10を経てマルチプレクサ12へ入力され、
(161)チヤンネルから(320)チヤンネル
までの出力がプリアンプ及び積分器11を経てマ
ルチプレクサ13へ入力される。
マルチプレクサ12,13はコントロール部1
7により制御され、マツチプレクサ12側では
AD変換器14へ送る出力信号の順序を(1,
2)……,(160)チヤンネルの順に、またマ
ルチプレクサ13側ではAD変換器15へ送る出
力信号の順序を(320),(319)……,(1
61)チヤンネルの順にそれぞれ行なうようにな
つている。
7により制御され、マツチプレクサ12側では
AD変換器14へ送る出力信号の順序を(1,
2)……,(160)チヤンネルの順に、またマ
ルチプレクサ13側ではAD変換器15へ送る出
力信号の順序を(320),(319)……,(1
61)チヤンネルの順にそれぞれ行なうようにな
つている。
すなわち、X線検出器3の周辺チヤンネルのア
ナログデータが時間的に先にAD変換され、中心
チヤンネルのアナログデータほど時間的に後に
AD変換されるようになつている。
ナログデータが時間的に先にAD変換され、中心
チヤンネルのアナログデータほど時間的に後に
AD変換されるようになつている。
このようにAD変換の順序を設定した理由を以
下に説明する。
下に説明する。
画像表示手段6により表示されるCT画像は、
その中心部((160),(161)チヤンネル)
に近ければ近い程リニアリテイのチヤンネル間偏
差に基づくアーチフアクト強度が大きく(第3図
参照)、リング状のアーチフアクトが生じやすい。
その中心部((160),(161)チヤンネル)
に近ければ近い程リニアリテイのチヤンネル間偏
差に基づくアーチフアクト強度が大きく(第3図
参照)、リング状のアーチフアクトが生じやすい。
また、AD変換器においては、AD変換の開始
前の状態は入力ゼロであり、最初に入力信号が入
つてきたときにはコンデサーフイルタへの充電電
流を必要とする。したがつて、最初のチヤンネル
のAD変換ほどノイズを含みやすい。
前の状態は入力ゼロであり、最初に入力信号が入
つてきたときにはコンデサーフイルタへの充電電
流を必要とする。したがつて、最初のチヤンネル
のAD変換ほどノイズを含みやすい。
さらに、X線検出器4において隣り合うチヤン
ネル同士は各X線透過データに急激な変化がまず
ないことから、隣り合うチヤンネルを順次AD変
換すればチヤンネル切替え後AD変換器の次の入
力信号が安定するまで短時間とすることができ、
したがつて精度の良いAD変換を行なうことがで
きるが、最初のチヤンネルのAD変換では入力ゼ
ロの状態から急激にデータ入力のレベルまで入力
電圧が変化するため他のチヤンネルのAD変換に
比較し精度が低下する。
ネル同士は各X線透過データに急激な変化がまず
ないことから、隣り合うチヤンネルを順次AD変
換すればチヤンネル切替え後AD変換器の次の入
力信号が安定するまで短時間とすることができ、
したがつて精度の良いAD変換を行なうことがで
きるが、最初のチヤンネルのAD変換では入力ゼ
ロの状態から急激にデータ入力のレベルまで入力
電圧が変化するため他のチヤンネルのAD変換に
比較し精度が低下する。
さらに、データの切替後の時間と誤差について
考察すると、第4図に示すようにデータ切替後の
時間が短いほど誤差が大きく、この傾向はデータ
の変化量が大きいほど顕著である。
考察すると、第4図に示すようにデータ切替後の
時間が短いほど誤差が大きく、この傾向はデータ
の変化量が大きいほど顕著である。
これらのことを総合的に考慮すれば、上記実施
例のようにCT画像上でアーチフアクトの生じに
くい周辺チヤンネル(1),(320)から中心チ
ヤンネル(160),(161)チヤンネルへ向け
てAD変換を順次行なうことが、AD変換器14,
15の最初のAD変換における欠点を回避でき、
アーチフアクトのない良質なCT画像を得ること
のできる有効な手段であることは明らかである。
例のようにCT画像上でアーチフアクトの生じに
くい周辺チヤンネル(1),(320)から中心チ
ヤンネル(160),(161)チヤンネルへ向け
てAD変換を順次行なうことが、AD変換器14,
15の最初のAD変換における欠点を回避でき、
アーチフアクトのない良質なCT画像を得ること
のできる有効な手段であることは明らかである。
次に、第5図、第6図を参照し、参考例を説明
する。尚、第1図及び第2図に示すものと同一機
能を有する部分は同一の記号を付しその説明を省
略する。
する。尚、第1図及び第2図に示すものと同一機
能を有する部分は同一の記号を付しその説明を省
略する。
参考例においては、X線検出器3の(320)
チヤンネルのうち(81)チヤンネルから(24
0)チヤンネルの出力をプリアンプ及び積分器1
0を介してマルチプレクサ12に入力し、また
(241)チヤンネルから(320)チヤンネル
と(1)チヤンネルから(80)チヤンネルとの
出力をプリアンプ及び積分器11を介してマルチ
プレクサ13へ入力するようにしている。
チヤンネルのうち(81)チヤンネルから(24
0)チヤンネルの出力をプリアンプ及び積分器1
0を介してマルチプレクサ12に入力し、また
(241)チヤンネルから(320)チヤンネル
と(1)チヤンネルから(80)チヤンネルとの
出力をプリアンプ及び積分器11を介してマルチ
プレクサ13へ入力するようにしている。
そして、マルチプレクサ12,13はそれぞれ
コントロール部17により制御され、マルチプレ
クサ12側ではAD変換器14へ送る信号の順序
を(81),(82),……,(240)チヤンネル
の順に、また、マルチプレクサ13側ではAD変
換器15へ送る信号の順序を(241),(24
2),……,(320),(1),(2)……,(80
)
チヤンネルの順にそれぞれ行なうようになつてい
る。
コントロール部17により制御され、マルチプレ
クサ12側ではAD変換器14へ送る信号の順序
を(81),(82),……,(240)チヤンネル
の順に、また、マルチプレクサ13側ではAD変
換器15へ送る信号の順序を(241),(24
2),……,(320),(1),(2)……,(80
)
チヤンネルの順にそれぞれ行なうようになつてい
る。
このように参考例では、AD変換する最初のチ
ヤンネルを中心チヤンネルからなるべく離れたチ
ヤンネルとなるように選定するとともに、2つの
AD変換器14,15は本来的に全く同一特性と
はなり得ないために多少なりとも特性の差が生じ
CT画像上にアーチフアクトを作る原因となるこ
とを考慮し、2つのAD変換器14,15により
分割されるチヤンネルの継目がCT画像への影響
が少ない周辺チヤンネルとなるように選定してい
る。
ヤンネルを中心チヤンネルからなるべく離れたチ
ヤンネルとなるように選定するとともに、2つの
AD変換器14,15は本来的に全く同一特性と
はなり得ないために多少なりとも特性の差が生じ
CT画像上にアーチフアクトを作る原因となるこ
とを考慮し、2つのAD変換器14,15により
分割されるチヤンネルの継目がCT画像への影響
が少ない周辺チヤンネルとなるように選定してい
る。
さらに、AD変換の際隣り合うデータの変化が
少なくなるように物理的に隣接するチヤンネルを
順にAD変換するようにし、やむを得ず隣接チヤ
ンネルとすることができない部分は、CT画像へ
の影響が最も少ない(1)チヤンネルと(320)チ
ヤンネルとするようにしているため、アーチフア
クトの少ないCT画像を得ることができる。
少なくなるように物理的に隣接するチヤンネルを
順にAD変換するようにし、やむを得ず隣接チヤ
ンネルとすることができない部分は、CT画像へ
の影響が最も少ない(1)チヤンネルと(320)チ
ヤンネルとするようにしているため、アーチフア
クトの少ないCT画像を得ることができる。
そして、一般的には両端の(1),(320)チ
ヤンネルには被検体を透過したX線透過データが
入ることは少なく、X線管1から曝射されたフア
ンビームが直接入ることが多い。この場合には、
フアンビームによるX線強度は(1)チヤンネル
と(320)チヤンネルにおいて左右対称となる
ため、AD変換器15によるAD変換時のデータ
の変化量は極めて少ない。
ヤンネルには被検体を透過したX線透過データが
入ることは少なく、X線管1から曝射されたフア
ンビームが直接入ることが多い。この場合には、
フアンビームによるX線強度は(1)チヤンネル
と(320)チヤンネルにおいて左右対称となる
ため、AD変換器15によるAD変換時のデータ
の変化量は極めて少ない。
上述したように、参考例においてもアーチフア
クトの無い良質なCT画像を得ることができる。
クトの無い良質なCT画像を得ることができる。
本発明は上述した実施例あるいは参考例のほか
その要旨の範囲内で種々の変形が可能であり、基
本的には最初のAD変換チヤンネルを中心チヤン
ネルとしないこと、チヤンネル間の継目となる部
分をできるだけ周辺チヤンネルとすること及びこ
れらの双方を組合せること等を実施するようにす
ればよい。
その要旨の範囲内で種々の変形が可能であり、基
本的には最初のAD変換チヤンネルを中心チヤン
ネルとしないこと、チヤンネル間の継目となる部
分をできるだけ周辺チヤンネルとすること及びこ
れらの双方を組合せること等を実施するようにす
ればよい。
以上詳述した本発明によれば、データ収集部の
AD変換器の特性のばらつきや最初のチヤンネル
のAD変換時における本質的な欠点を、AD変換
の順序を周辺チヤンネルから中心チヤンネルへと
順次時間的に遅らせて行なうことによつて回避す
ることができ、アーチフアクトの生じない良質な
CT画像を得ることができるX線CT装置を提供す
ることが可能となつたものである。
AD変換器の特性のばらつきや最初のチヤンネル
のAD変換時における本質的な欠点を、AD変換
の順序を周辺チヤンネルから中心チヤンネルへと
順次時間的に遅らせて行なうことによつて回避す
ることができ、アーチフアクトの生じない良質な
CT画像を得ることができるX線CT装置を提供す
ることが可能となつたものである。
第1図はX線CT装置の概要を示すブロツク図、
第2図は本発明の実施例を示すブロツク図、第3
図は中心チヤンネルからの隔りとアーチフアクト
強度との関係を示すグラフ、第4図はAD変換器
のデータ切替後の時間、誤差及びデータの変化量
の関係を示すグラフ、第5図はX線CT装置の概
要を示すブロツク図で、X線検出器のチヤンネル
を参考例を適用するために分割した状態を示す、
第6図は本発明の参考例を示すブロツク図であ
る。 1……X線管、3……X線検出器、4……デー
タ収集部、5……画像再構成装置、6……画像表
示手段、(1)〜(320)……X線検出器3の
チヤンネル。
第2図は本発明の実施例を示すブロツク図、第3
図は中心チヤンネルからの隔りとアーチフアクト
強度との関係を示すグラフ、第4図はAD変換器
のデータ切替後の時間、誤差及びデータの変化量
の関係を示すグラフ、第5図はX線CT装置の概
要を示すブロツク図で、X線検出器のチヤンネル
を参考例を適用するために分割した状態を示す、
第6図は本発明の参考例を示すブロツク図であ
る。 1……X線管、3……X線検出器、4……デー
タ収集部、5……画像再構成装置、6……画像表
示手段、(1)〜(320)……X線検出器3の
チヤンネル。
Claims (1)
- 1 X線を発生するX線管と、被検体を透過した
X線透過データを列状に配置された多数のチヤン
ネルにより電気信号に変換するX線検出器と、X
線検出器の出力をAD変換して画像再構成装置へ
送出するデータ収集部と、画像再構成装置の出力
に基づきCT画像を表示する画像表示手段とを有
するX線CT装置において、前記データ収集部は、
AD変換を行なうに当り、その順序を前記列状に
多数のチヤンネルが配置されたX線検出器の周辺
側のチヤンネルから中心部のチヤンネルへと順次
行なうよう制御する制御手段を備えていることを
特徴とするX線CT装置。
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58205680A JPS6096231A (ja) | 1983-10-31 | 1983-10-31 | X線ct装置 |
US06/637,275 US4656584A (en) | 1983-10-31 | 1984-08-03 | X-ray tomographic apparatus and method using parallel A/D conversions of detector channel signals |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58205680A JPS6096231A (ja) | 1983-10-31 | 1983-10-31 | X線ct装置 |
Related Child Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP3246439A Division JPH04357940A (ja) | 1991-09-02 | 1991-09-02 | X線ct装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS6096231A JPS6096231A (ja) | 1985-05-29 |
JPH0573415B2 true JPH0573415B2 (ja) | 1993-10-14 |
Family
ID=16510909
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP58205680A Granted JPS6096231A (ja) | 1983-10-31 | 1983-10-31 | X線ct装置 |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4656584A (ja) |
JP (1) | JPS6096231A (ja) |
Families Citing this family (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS61125322A (ja) * | 1984-11-20 | 1986-06-13 | キヤノン株式会社 | 自動視力計 |
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