JPH0626544B2 - CT scanner - Google Patents
CT scannerInfo
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- JPH0626544B2 JPH0626544B2 JP61232645A JP23264586A JPH0626544B2 JP H0626544 B2 JPH0626544 B2 JP H0626544B2 JP 61232645 A JP61232645 A JP 61232645A JP 23264586 A JP23264586 A JP 23264586A JP H0626544 B2 JPH0626544 B2 JP H0626544B2
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- detector
- center
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Landscapes
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、Ｘ線等の放射線を用いた断層撮影装置いわゆ
るＣＴスキャナに関し、特に被検体の周囲に固定配置さ
れた検出器群と周囲を回転する放射線発生源によって構
成されるＣＴスキャナいわゆる第４世代のＣＴスキャナ
において有用性が高く、１８０°＋α程度の狭いスキャ
ン領域、従って短いスキャン時間換言すれば高速スキャ
ンにより、高解像高画質の画像再構成を可能とするＣＴ
スキャナに関する。Description: TECHNICAL FIELD The present invention relates to a tomography apparatus using radiation such as X-rays, a so-called CT scanner, and particularly to a detector group fixed around a subject and a surrounding area. It is highly useful in a CT scanner constituted by a rotating radiation source, that is, a so-called fourth-generation CT scanner. CT that enables image reconstruction
Regarding scanners.
（従来の技術） 第４図に従来の通常の第４世代のＣＴスキャナ（Ｘ線の
場合で説明する）におけるスキャンとそのデータの空間
的位置関係を示す。同図において、ＲＡは被検体が置か
れる再構成領域であり、Ｏはその中心を示す。Ｄｉ，Ｄ
ｉ′（ｉ＝．．．，−５，−４，．．．，Ｏ，．．．，
４，５，．．．）はそれぞれ検出器で、等間隔，等角度
になるようにして円周Ｌｄ上に固定して配置されてい
る。Ｘ線発生源は円周Ｌｘ上を回転する。Ｘｉ，Ｘｉ′
（ｉ＝．．．，−５，−４，．．．，Ｏ，．．．，４，
５，．．．）はＸ線発生源の各位置を表わす。パルス方
式の場合、Ｌｘ上の各点Ｘ−４，Ｘ−３，．．．，
Ｘ３，Ｘ４，．．．，Ｘ−４′，Ｘ−３′，．．
Ｘ３′，Ｘ４′，．．．において、Ｘ線を照射し、各方
向ごとにファン状のＸ線に対する被検体の透過データ
（ビュー・データ）を収集する。収集するデータの範囲
は最小限ＲＡを含む角度範囲である。(Prior Art) FIG. 4 shows a spatial positional relationship between a scan and data in a conventional normal fourth-generation CT scanner (described in the case of X-ray). In the figure, RA is a reconstruction area in which the subject is placed, and O indicates its center. Di, D
i '(i = ..., -5, -4, ..., O, ...,
4, 5 ,. ． ． ) Are detectors, which are fixedly arranged on the circumference Ld at equal intervals and at equal angles. The X-ray generation source rotates on the circumference Lx. Xi, Xi '
(I = ..., -5, -4, ..., O, ..., 4,
5 ,. ． ． ) Represents each position of the X-ray source. In the case of the pulse system, each point X- 4 , X- 3 ,. ． ． ，
X 3 , X 4 ,. ． ． , X- 4 ', X- 3 ' ,. ．
X 3 ′, X 4 ′,. ． ． In step 1, X-rays are irradiated, and transmission data (view data) of the subject with respect to fan-shaped X-rays is collected for each direction. The range of data collected is the angular range that includes the minimum RA.
ところで、再構成ささるイメージの解像力（いわゆる空
間分解能）を向上するため、特に半径方向の解像力向上
をねらってオフセット検出方法を採用している。これは
Ｘ線発生点Ｘ０と再構成中心Ｏを結ぶ直線に対して、こ
の場合の中央に位置する検出器Ｄ０の中心とＸ０を結ぶ
直線を意識的にずらし、換言すれば、そのような幾何学
的位置を検出してそこでＸ線を発生し、１８０°ずれた
Ｘ線発生点Ｘ０′での収集データとの間で、少なくとも
ＲＡの中心部において透過Ｘ線通過が互いに一致せず、
補間されるようにして、実効的なサンプルデータを増大
させようとする試みである。By the way, in order to improve the resolving power (so-called spatial resolution) of the image to be reconstructed, an offset detecting method is adopted in order to improve the resolving power particularly in the radial direction. This is because the line connecting the center of the detector D 0 located at the center and X 0 in this case is consciously shifted with respect to the line connecting the X-ray generation point X 0 and the reconstruction center O, in other words, Such a geometrical position is detected and an X-ray is generated there, and the transmitted X-ray passages coincide with each other at least in the central part of RA with the collected data at the X-ray generation point X 0 ′ shifted by 180 °. Without
It is an attempt to increase the effective sample data by being interpolated.
（発明が解決しようとする問題点） 上記の方式を採用するためには３６０°にわたってのデ
ータが必要であり、従って、３６０°に対応するスキャ
ン・タイムが必要となる。(Problems to be Solved by the Invention) In order to adopt the above method, data over 360 ° is required, and therefore a scan time corresponding to 360 ° is required.
本発明は、このような点に鑑みてなされたもので、１８
０°＋α程度の狭い回転角度、従って短いスキャン・タ
イム、換言すれば高速なスキャンで、それゆえ少ない被
曝量により、高解像で高画質の画像再構成を可能とする
Ｘ線等のＣＴスキャナ装置を実現しようとするものであ
る。The present invention has been made in view of the above points.
A CT scanner such as X-ray that enables high resolution and high quality image reconstruction with a narrow rotation angle of about 0 ° + α, and therefore a short scan time, in other words, a high-speed scan, and therefore a small exposure dose. It is intended to realize the device.
（問題点を解決するための手段） このような目的を達成するために、本発明では、ファン
状の放射線を照射する放射線源と、被検体が収容される
画像再構成領域を介して前記放射線源と対向配置された
複数の検出器を有する検出器群と、前記放射線源が放射
線を照射しながら前記画像再構成領域の回りを回転し、
空間の各方向で照射された放射線の各ビューを前記検出
器群が検出することによってビューデータを取得するビ
ューデータ取得手段と、前記ビューデータに基づいて画
像再構成を行う画像再構成手段とを備えるＣＴスキャナ
において、前記放射線源が前記画像再構成領域の回りを
少なくとも１８０°＋α（αは前記放射線源で見た前記
画像再構成領域を含むファン・アングル）回転すること
によって空間的に連続する全ビューが形成されており、
所定の前記検出器Ｄから前記画像再構成領域の中心Ｏを
通る直線ＤＯの延長線が、前記放射線源が回転する軌跡
と交わる点を点Ｘとし、該画像再構成領域の中心Ｏを通
り且つ該直線ＤＯと直交する直線を直線Ｙとし、該点Ｘ
から該検出器Ｄに隣接する一検出器Ｄ′を結ぶ直線Ｘ
Ｄ′が該直線Ｙと交わる点を点Ａとし、該点Ａと該画像
再構成領域の中心Ｏとの間の距離ＡＯを有し、該画像再
構成領域の中心Ｏを中点とする直線Ｙ上の線分を線分Ｂ
とし、該線分Ｂを通過して該検出器Ｄに至る、対向ビュ
ーを含まない、複数のビューにおける放射線経路の数を
ｎ本とするとき、前記ビューデータ取得手段は、少なく
とも、該線分Ｂを通過する該ｎ本の放射線経路が線分Ｂ
上で距離ＡＯをｎ等分した間隔を成すビューデータを取
得することを特徴とする。(Means for Solving Problems) In order to achieve such an object, in the present invention, the radiation source for irradiating a fan-shaped radiation and the radiation through an image reconstruction area in which a subject is housed are used. A detector group having a plurality of detectors arranged to face the source, and the radiation source rotates around the image reconstruction area while irradiating radiation,
View data acquisition means for acquiring view data by detecting each view of radiation emitted in each direction of space by the detector group, and image reconstruction means for performing image reconstruction based on the view data. In a CT scanner comprising, the radiation source is spatially continuous by rotating it about the image reconstruction region by at least 180 ° + α (α is a fan angle including the image reconstruction region as seen by the radiation source). All views are formed,
A point X where an extension line of a straight line DO passing from the predetermined detector D through the center O of the image reconstruction area intersects with the locus of rotation of the radiation source, and passes through the center O of the image reconstruction area. A straight line orthogonal to the straight line DO is defined as a straight line Y, and the point X
To a straight line X connecting one detector D ′ adjacent to the detector D
A point where D ′ intersects with the straight line Y is a point A, a straight line having a distance AO between the point A and the center O of the image reconstruction area and having the center O of the image reconstruction area as a middle point. Line segment on Y is line segment B
And n is the number of radiation paths in a plurality of views that do not include a facing view and that pass through the line segment B to the detector D, the view data acquisition unit is at least the line segment. The n radiation paths passing through B are line segments B
It is characterized in that view data is obtained which forms an interval obtained by dividing the distance AO into n equal parts.
（実施例） 以下、図面を用いて本発明を詳細に説明する。まず、本
発明の原理から説明する。第１図は本発明の原理を説明
するためのスキャン系の幾何学的配置を示す図である。
図において、ＲＡは被検体を収容する再構成領域であ
り、Ｏはその中心である。各検出器Ｄｉ（ｉ＝．．．，
−５，−４，．．．Ｏ，．．．，４，５，．．．）は円
周Ｌｄ上に等間隔、等角度間隔となるようにして固定的
に配置されている。Ｘ線発生源は円周Ｌｘ上を回転し、
パルス方式の場合にはＬｘの点でファン状Ｘ線を照射す
る。検出器Ｄ０の中心Ｃ０とＯを結ぶ直線のＬｘとの交
点の中で、Ｏに関してＤ０と反対側の点をＸ０とし、Ｏ
Ｘが０がＸ軸正方向となす角度をθ０とする。線分Ｃ０
Ｘ０と角度δ，−δをなす直線がＬｘと交叉する点の中
で、Ｏに関してＤ０と反対側の点を各々Ｘ０′，Ｘ０″
とし、Ｘ軸（横軸）の正方向となす角度を各々θ０′，
θ０″とする。(Example) Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the drawings. First, the principle of the present invention will be described. FIG. 1 is a diagram showing a geometrical arrangement of a scan system for explaining the principle of the present invention.
In the figure, RA is a reconstruction area accommodating the subject, and O is its center. Each detector Di (i = ...,
-5, -4 ,. ． ． O ,. ． ． , 4, 5 ,. ． ． ) Are fixedly arranged on the circumference Ld at equal intervals and at equal angular intervals. The X-ray source rotates on the circumference Lx,
In the case of the pulse system, the fan-shaped X-ray is emitted at the point Lx. Among the intersection between Lx of a straight line connecting the center C 0 and O of the detector D 0, D 0 and the opposite points of the X 0 with respect to O, O
The angle that X makes 0 with the positive direction of the X axis is θ 0 . Line segment C 0
Among the points where the straight lines forming the angles δ and −δ with X 0 intersect Lx, the points on the opposite side of D 0 with respect to O are X 0 ′ and X 0 ″, respectively.
And the angle formed with the positive direction of the X axis (horizontal axis) is θ 0 ′,
θ 0 ″.
（１）次の各方向で順次スキャンを行う。但し、Δθは
ビュー間の角度で、反時計回りの方向にスキャンされる
ものとする。(1) Sequential scanning is performed in each of the following directions. However, Δθ is an angle between views, and is assumed to be scanned in the counterclockwise direction.
第１番目のビューはθ０−β 第２番目のビューはθ０＋β 第３番目のビューはθ０＋Δθ−β 第４番目のビューはθ０＋Δθ＋β 第Ｎ番目のビューは θ０＋（−１）Ｎ・β ＋［（Ｎ−１）／２］・Δθ 但し、上式中の［（Ｎ−１）／２］は（Ｎ−１）／２を
越えない最大整数を表す。The first view is θ 0 −β The second view is θ 0 + β The third view is θ 0 + Δθ−β The fourth view is θ 0 + Δθ + β The Nth view is θ 0 + (− 1) N · β + [(N−1) / 2] · Δθ However, [(N-1) / 2] in the above formula represents the maximum integer not exceeding (N-1) / 2.
これは、次の点でスキャンを行ったことに相当 Ｘ０″，Ｘ０′，Ｘ１″，Ｘ１′，．．． 全ビュー数Ｎは再構成に必要な最小角（又はそれ以上）
を満たすものでよい。ここで、線分Ｘ０Ｏ＝ｄ，Ｘ０Ｃ
０＝Ｌとすると、（但し、Δγは線分Ｘ０Ｃ０とＸ０Ｃ
１（Ｃ１は検出器Ｄ１の中心）とのなす角、即ちＸ線源
で見た中央部での隣接検出器間のなす角（サンプル角）
である。） β＝δ＋ε δ＝ｄ・Δγ／｛４（Ｌ−ｄ）｝ ε＝sin−１［｛（Ｌ−ｄ）／ｄ｝sinδ］ である。This is equivalent to scanning at the following points X 0 ″, X 0 ′, X 1 ″, X 1 ′,. ． ． The total number of views N is the minimum angle (or more) required for reconstruction
It is sufficient to satisfy. Here, the line segment X 0 O = d, X 0 C
If 0 = L, (where Δγ is the line segments X 0 C 0 and X 0 C
1 (C 1 is the center of the detector D 1 ), that is, the angle between the adjacent detectors in the central part as seen from the X-ray source (sample angle)
Is. ) Β = δ + ε δ = d · Δγ / {4 (L−d)} ε = sin −1 [{(L−d) / d} sin δ].
（２）スキャン・データに対応する画像再構成を行う。(2) Perform image reconstruction corresponding to scan data.
上記（１）のスキャン・データの第（２ｉ−１），第２
ｉビューの間の幾何学関係は第２図のようになり、再構
成領域のかなりの領域で各透過Ｘ線通路が互いに補間さ
れ、実効的なサンプル・データの増大が図られている。The second (2i-1) and second scan data of the above (1)
The geometric relationship between the i-views is as shown in FIG. 2, and the transmission X-ray paths are interpolated with each other in a considerable area of the reconstruction area to increase the effective sample data.
尚、スキャン・データの収集を次のように行っても同様
な効果を得ることができる。即ち、 第１番目のビューはθ０−β 第２番目のビューはθ０＋Δθ＋β 第３番目のビューはθ０＋２・Δθ−β 第Ｎ番目のビューは θ０＋（−１）Ｎ・β ＋（Ｎ−１）・Δθ これは、次の点でスキャンを行ったことに相当する。The same effect can be obtained by collecting the scan data as follows. That is, the first view is θ 0 −β, the second view is θ 0 + Δθ + β, and the third view is θ 0 + 2 · Δθ−β. The Nth view is θ 0 + (− 1) N · β + (N−1) · Δθ This is equivalent to scanning at the following points.
Ｘ０″，Ｘ１′，Ｘ２″，Ｘ３′，．．． 以上のような原理に基づき、１８０°＋α程度の狭いス
キャン領域で、従って高速なスキャンにより、高解像高
画質の再構成画像を得ることができる。X 0 ″, X 1 ′, X 2 ″, X 3 ′,. ． ． Based on the above principle, a reconstructed image with high resolution and high image quality can be obtained in a narrow scan area of about 180 ° + α, and thus by high speed scanning.
このような原理を用いたＸ線ＣＴスキャナの一実施例を
第３図に示す。同図において、ＴＡは、生体Ｂを載置
し、ガントリーＧの中央部の穴に対し生体を水平方向に
移動することのできるテーブルである。ガントリーＧ
は、その断面が１で示されるように形成されている。即
ち、Ｘ線発生源のＸ線管Ｘは再構成領域ＰＡの中心Ｏを
中心とする円周上Ｌｘを回転移動する。検出器群Ｄは、
さらにその外側の円周上Ｌｄに固定配置されている。テ
ーブル・ガントリー制御装置ＴＧＣは、生体ＢがＰＡ領
域内に適切に配置されるようにテーブルＴＡを制御する
と共に、前記Ｘ線管Ｘを適切に回転させるための制御を
行う。Ｘ線管Ｘは高圧Ｘ線管制御部ＸＲにより駆動さ
れ、又高圧Ｘ線管制御部ＸＲはＸ線発生制御装置ＸＧＣ
により制御される。テーブル・ガントリー制御装置ＴＧ
Ｃ及びＸ線発生制御装置ＸＧＣは操作・撮影制御装置Ｓ
ＣＣの管理下にある。An example of an X-ray CT scanner using such a principle is shown in FIG. In the figure, TA is a table on which a living body B is placed and which can be moved in a horizontal direction with respect to a hole in the central portion of the gantry G. Gantry G
Is formed so that its cross section is indicated by 1. That is, the X-ray tube X of the X-ray generation source rotates and moves on the circumference Lx around the center O of the reconstruction area PA. The detector group D is
Further, it is fixedly arranged on the outer circumference Ld. The table / gantry control device TGC controls the table TA so that the living body B is appropriately arranged in the PA region, and also performs control for appropriately rotating the X-ray tube X. The X-ray tube X is driven by a high-pressure X-ray tube control unit XR, and the high-voltage X-ray tube control unit XR is an X-ray generation control device XGC.
Controlled by. Table / Gantry controller TG
The C and X-ray generation controller XGC is the operation / imaging controller S
It is under CC control.
検出器群Ｄで検出された透過Ｘ線強度信号はデータ収集
装置ＤＡＳで採取され、データ処理装置ＤＰに送られ
る。データ処理装置ＤＰで処理されたデータは一度大容
量記憶装置ＡＭに蓄えられる。必要なビュー・データが
揃うとデータ処理装置ＤＰで画像再構成が行われ、得ら
れた画像は画像表示装置ＧＤＣ乃至写真撮影制御装置Ｍ
ＦＣに与えられる。The transmitted X-ray intensity signal detected by the detector group D is collected by the data collecting device DAS and sent to the data processing device DP. The data processed by the data processing device DP is once stored in the mass storage device AM. When necessary view data are prepared, image reconstruction is performed by the data processing device DP, and the obtained image is displayed by the image display device GDC or the photography control device M.
Given to FC.
このような構成において、操作・撮影制御装置ＳＣＣの
管理のもとにＸ線管を回転しつつ、上記原理説明で述べ
たように各点において透過Ｘ線の強度を検出器群で検出
し、データ収集装置ＤＡＳにて採取する。得られたデー
タに対してはデータ処理装置ＤＰで適宜の処理、例えば
対数変換、Ｘ線強度補正等の処理を施し、記憶装置ＡＭ
に蓄える。このようにしてＮビューのデータが揃うと、
データ処理装置において通常の画像再構成処理を行う。
得られた画像は表示装置ＧＤＣに表示され、必要に応じ
て写真撮影制御装置ＭＦＣにて写真撮影される。In such a configuration, while rotating the X-ray tube under the control of the operation / imaging control device SCC, the intensity of the transmitted X-ray is detected by the detector group at each point as described in the above description of the principle, Data is collected by the data collection device DAS. Appropriate processing such as logarithmic conversion and X-ray intensity correction is performed on the obtained data by the data processing device DP, and the data is stored in the storage device AM.
Store in. In this way, when N views of data are gathered,
A normal image reconstruction process is performed in the data processing device.
The obtained image is displayed on the display device GDC and, if necessary, is photographed by the photography control device MFC.
尚、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、次
のようにしてもよい。The present invention is not limited to the above embodiment, but may be as follows.
（１）ＬｄはＬｘの内側にあってもよい。即ち、高解像
度化のため検出器群をＸ線管の内側に配置する構成（当
然Ｘ線の通過を避けるために検出器の退避を可能とする
構成となる）であってもよい。(1) Ld may be inside Lx. That is, the detector group may be arranged inside the X-ray tube for higher resolution (the detector may be retracted to avoid passage of X-rays).
（２）スキャンの方法は各種の方法が適用できる。例え
ば、反時計回りの場合、次のようにしてもよい。(2) Various scanning methods can be applied. For example, in the case of counterclockwise rotation, the following may be done.
第１番目のビューはθ０＋β 第２番目のビューはθ０＋Δθ−β 第３番目のビューはθ０＋２・Δθ＋β 第Ｎ番目のビューは θ０＋（−１）Ｎ−１・β ＋（Ｎ−１）・Δθ これは、次の点でスキャンを行ったことに相当する。The first view is θ 0 + β The second view is θ 0 + Δθ−β The third view is θ 0 + 2 · Δθ + β The Nth view is θ 0 + (− 1) N−1 · β + (N−1) · Δθ This is equivalent to scanning at the following points.
Ｘ０′，Ｘ１″，Ｘ２′，Ｘ３″，．．． 時計回り方向でのスキャンも勿論可能である。但し、
スキャンの仕方が変わる。X 0 ′, X 1 ″, X 2 ′, X 3 ″,. ． ． Of course, scanning in the clockwise direction is also possible. However,
The scanning method changes.
βの与え方はビューごとに異なってもよい。The method of giving β may be different for each view.
Δθの与え方はビューごとに異なってもよい。The method of giving Δθ may be different for each view.
（３）画像再構成の手法としては各種のものが採用可能
である。(3) Various methods can be adopted as the image reconstruction method.
（４）Ｘ線ＣＴスキャナ装置の構成も各種の変形が可能
である。(4) The X-ray CT scanner device can be modified in various ways.
又、本発明はＸ線ＣＴスキャナに限らず、他の放射線に
よるＣＴスキャナにも適用できる。Further, the present invention is not limited to the X-ray CT scanner and can be applied to a CT scanner using other radiation.
（発明の効果） 以上述べたように、本発明によれば、スキャンによるデ
ータ収集範囲は１８０°＋α（αは再構成領域を含むフ
ァン・アングル）、或いはそれ以上あればよく、従って
次のような効果を生ずる。(Effects of the Invention) As described above, according to the present invention, the data collection range by scanning may be 180 ° + α (α is a fan angle including the reconstruction area), or more. Produce a different effect.
（１）スキャン・タイムを従来の３６０°回転方式の場
合よりも短くでき、従って高速なスキャン、被曝量の少
ないスキャンが実現できる。(1) The scan time can be made shorter than in the case of the conventional 360 ° rotation method, so that high-speed scanning and scanning with a small radiation dose can be realized.
（２）少ない回転角で解像力の高い、高画質のイメージ
ングが可能である。この点は、従来の装置では実現され
得なかった。(2) High-quality imaging with high resolution is possible with a small rotation angle. This point could not be realized by the conventional device.
（３）生体の動きの影響を軽減でき、患者への負担を軽
減することができる。(3) The influence of the movement of the living body can be reduced, and the burden on the patient can be reduced.
（４）３ビュー以上の隣接ビュー（又は近傍ビュー）に
よる透過Ｘ線通路の相互補間を行い得るようにすること
により、限られた狭い範囲の回転角で更に解像力の高い
装置を実現することができる。(4) It is possible to realize a device having a higher resolution with a rotation angle within a limited narrow range by enabling mutual interpolation of transmission X-ray paths by three or more adjacent views (or neighboring views). it can.
第１図及び第２図は本発明の原理を説明するための原理
図、第３図は本発明に係るＣＴスキャナの一実施例を示
す構成図、第４図は従来のスキャン方式におけるスキャ
ンとのそのデータの空間的配置を示す図である。 Ｇ……ガントリー、ＴＡ……テーブル Ｂ……生体、ＰＡ……再構成領域 ＴＧＣ……テーブル・ガントリー制御装置 ＸＧＣ……Ｘ線発生制御装置 Ｘ……Ｘ線管、Ｄ……検出器群 ＳＣＣ……操作・撮影制御装置 ＤＡＳ……データ収集装置 ＤＰ……データ処理装置、ＡＭ……大容量記憶装置 ＧＤＣ……画像表示装置 ＭＦＣ……写真撮影制御装置1 and 2 are principle diagrams for explaining the principle of the present invention, FIG. 3 is a configuration diagram showing an embodiment of a CT scanner according to the present invention, and FIG. 4 is a scan in a conventional scanning method. It is a figure which shows the spatial arrangement of the data of. G ... Gantry, TA ... Table B ... Living body, PA ... Reconstruction area TGC ... Table / Gantry controller XGC ... X-ray generation controller X ... X-ray tube, D ... Detector group SCC ...... Operation / shooting control device DAS …… Data collection device DP …… Data processing device, AM …… Large-capacity storage device GDC …… Image display device MFC …… Photo shooting control device
Claims (2)
被検体が収容される画像再構成領域を介して前記放射線
源と対向配置された複数の検出器を有する検出器群と、
前記放射線源が放射線を照射しながら前記画像再構成領
域の回りを回転し、空間の各方向で照射された放射線の
各ビューを前記検出器群が検出することによってビュー
データを取得するビューデータ取得手段と、前記ビュー
データに基づいて画像再構成を行う画像再構成手段とを
備えるＣＴスキャナにおいて、 前記放射線源が前記画像再構成領域の回りを少なくとも
１８０°＋α（αは前記放射線源で見た前記画像再構成
領域を含むファン・アングル）回転することによって空
間的に連続する全ビューが形成されており、 所定の前記検出器Ｄから前記画像再構成領域の中心Ｏを
通る直線ＤＯの延長線が、前記放射線源が回転する軌跡
と交わる点を点Ｘとし、 該画像再構成領域の中心Ｏを通り且つ該直線ＤＯと直交
する直線を直線Ｙとし、 該点Ｘから該検出器Ｄに隣接する一検出器Ｄ′を結ぶ直
線ＸＤ′が該直線Ｙと交わる点を点Ａとし、 該点Ａと該画像再構成領域の中心Ｏとの間の距離ＡＯを
有し、該画像再構成領域の中心Ｏを中点とする直線Ｙ上
の線分を線分Ｂとし、 該線分Ｂを通過して該検出器Ｄに至る、対向ビューを含
まない、複数のビューにおける放射線経路の数をｎ本と
するとき、 前記ビューデータ取得手段は、少なくとも、該線分Ｂを
通過する該ｎ本の放射線経路が線分Ｂ上で距離ＡＯをｎ
等分した間隔を成すビューデータを取得することを特徴
とするＣＴスキャナ。1. A radiation source which emits fan-shaped radiation,
A detector group having a plurality of detectors arranged to face the radiation source via an image reconstruction area in which the subject is housed,
View data acquisition in which the radiation source rotates around the image reconstruction area while irradiating the radiation, and the detector group detects each view of the radiated radiation in each direction of space to obtain view data. In a CT scanner comprising means and image reconstruction means for performing image reconstruction based on the view data, wherein the radiation source is at least 180 ° + α around the image reconstruction region A fan angle that includes the image reconstruction region) A full view that is spatially continuous is formed by rotation, and an extension line of a straight line DO that passes from the predetermined detector D through the center O of the image reconstruction region. Is a point that intersects with the trajectory of rotation of the radiation source, and a straight line that passes through the center O of the image reconstruction region and is orthogonal to the straight line DO is a straight line Y. A point where a straight line XD 'connecting the detector D'adjacent to the detector D from X intersects the straight line Y is defined as a point A, and a distance AO between the point A and the center O of the image reconstruction area is defined as A line segment on a straight line Y having the center O of the image reconstruction area as a midpoint is defined as a line segment B, and a plurality of multiple views which pass through the line segment B and reach the detector D are not included. When the number of radiation paths in the view is n, the view data acquisition unit is configured such that at least the n radiation paths passing through the line segment B have a distance AO of n on the line segment B.
A CT scanner, characterized in that it obtains view data having even intervals.
円周上に等角度に配置されたものであること、 及び、ビューデータ取得手段は、下記（イ）にしたがっ
て形成された全ビューに対応するビューデータを取得す
ることを特徴とする特許請求の範囲(1)記載のＣＴスキ
ャナ。 記 （イ）(-1)Ｎ・β＋[(N-1)/2]・Δθ＋θ０ 但し、Ｎは１から始まり１ずつ増加するビューの番号、
βは下記式の（ロ）、（ハ）及び（ニ）で表される角
度、Δθは所定の角度、θ０はスキャン開始時の角度、
[(N-1)/2]は(N-1)/2を越えない最大整数を表し、β及び
Δθは異なるビューの番号で同一ビューとならない条件
を満たす。 （ロ）β＝δ＋ε （ハ）δ＝ｄ・Δγ/[4(L-d)] （ニ）ε＝sin−１[{(L-d)/d}sinδ] 但し、（ハ）及び（ニ）式中の、Ｌは画像再構成領域の
中心を通る放射線源から検出器までの距離、ｄは放射線
源から画像再構成領域の中心までの距離を、（ハ）式中
の、Δγは放射線源で見た画像再構成領域中央部での隣
接検出器間のなす角度を表す。2. The detector group is arranged at an equal angle on a circumference centered on the image reconstruction area, and the view data acquisition means is formed according to the following (a). The CT scanner according to claim (1), characterized in that view data corresponding to all views is acquired. Note (a) (-1) N · β + [(N-1) / 2] · Δθ + θ 0 where N is the view number starting from 1 and increasing by 1,
β is an angle represented by (b), (c) and (d) in the following formula, Δθ is a predetermined angle, θ 0 is an angle at the start of scanning,
[(N-1) / 2] represents the maximum integer that does not exceed (N-1) / 2, and β and Δθ are different view numbers and satisfy the condition that they are not the same view. (B) β = δ + ε (c) δ = d · Δγ / [4 (Ld)] (d) ε = sin -1 [{(Ld) / d} sinδ] However, in (c) and (d) , L is the distance from the radiation source passing through the center of the image reconstruction area to the detector, d is the distance from the radiation source to the center of the image reconstruction area, and Δγ in the formula (c) is the radiation source. The angle between adjacent detectors at the center of the image reconstruction area is shown.
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61232645A JPH0626544B2 (en) | 1986-09-30 | 1986-09-30 | CT scanner |
| DE8787906444T DE3785360T2 (en) | 1986-09-30 | 1987-09-30 | COMPUTER-BASED ROENTGEN TOMOGRAPH. |
| PCT/JP1987/000712 WO1988002239A1 (en) | 1986-09-30 | 1987-09-30 | Radiation ct |
| EP87906444A EP0333857B1 (en) | 1986-09-30 | 1987-09-30 | Radiation ct |
| US07/335,665 US5058011A (en) | 1986-09-30 | 1987-09-30 | Radiant ray ct with view data interpolation |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61232645A JPH0626544B2 (en) | 1986-09-30 | 1986-09-30 | CT scanner |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6384524A JPS6384524A (en) | 1988-04-15 |
| JPH0626544B2 true JPH0626544B2 (en) | 1994-04-13 |
Family
ID=16942536
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61232645A Expired - Lifetime JPH0626544B2 (en) | 1986-09-30 | 1986-09-30 | CT scanner |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0626544B2 (en) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0626545B2 (en) * | 1986-10-27 | 1994-04-13 | 横河メディカルシステム株式会社 | CT scanner |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61209641A (en) * | 1985-03-15 | 1986-09-17 | 株式会社東芝 | X-ray ct apparatus |
-
1986
- 1986-09-30 JP JP61232645A patent/JPH0626544B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6384524A (en) | 1988-04-15 |
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