JPH0779964A - Computed tomograph - Google Patents
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- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、放射線コンピュータ断
層撮影装置（以下、放射線ＣＴ装置と称する）に係り、
特に放射線減衰の大きい領域に生ずるアーチファクトを
低減できる放射線ＣＴ装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a radiation computed tomography apparatus (hereinafter referred to as a radiation CT apparatus),
Particularly, the present invention relates to a radiation CT apparatus capable of reducing artifacts generated in a region where radiation attenuation is large.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来の放射線ＣＴ装置の一つであるＸ線
ＣＴ装置は、第３世代の場合は、図５（ａ）を示すよう
に、Ｘ線管球１０に対して撮影域を介して対向配置され
Ｘ線管球１０からのＸ線を検出するＸ線検出器１１と、
Ｘ線管球１０及びＸ線検出器１１とを撮影域の周囲を回
転移動させることで撮影域内に載置された被検体Ｍにつ
いてのプロジェクション・データを収集するデータ収集
装置１２と、このデータ収集装置１２で収集された多方
向のプロジェクション・データにより画像を再構成する
画像再構成装置１３と、この画像再構成装置１３で再構
成された被検体Ｍの断層像の画像を表示する画像表示装
置１４を備えている。2. Description of the Related Art In the case of the third generation, an X-ray CT apparatus, which is one of the conventional radiation CT apparatuses, passes through an imaging area for an X-ray tube 10 as shown in FIG. An X-ray detector 11 arranged to face each other and detecting X-rays from the X-ray tube 10,
A data collection device 12 for collecting projection data of the subject M placed in the imaging area by rotating and moving the X-ray tube 10 and the X-ray detector 11 around the imaging area, and this data collection. An image reconstructing device 13 for reconstructing an image by multidirectional projection data collected by the device 12, and an image display device for displaying an image of a tomographic image of the subject M reconstructed by the image reconstructing device 13. 14 are provided.
【０００３】図５は画像再構成装置１３内での処理フロ
ーを示している。すなわちＳＴ１において、Ｘ線検出器
１１にて収集されたプロジェクション・データの対数変
換や種々の補正処理等の前処理が行なわれ、続いてＳＴ
２においてコンボリューションが行なわれ、最後にＳＴ
３においてバックプロジェクションが行なわれる。FIG. 5 shows a processing flow in the image reconstructing apparatus 13. That is, in ST1, preprocessing such as logarithmic conversion and various correction processing of projection data collected by the X-ray detector 11 is performed, and then ST
Convolution is done in 2, and finally ST
Back projection is performed at 3.
【０００４】画像表示装置１４では、収集されたプロジ
ェクション・データから被検者Ｍの断層像が再構成され
て表示される。このとき、図６に示すような肩部のよう
にＸ線減衰の大きい骨Ｎが並んでいるような部位では、
図中実線矢印Ｐで示す方向において、Ｘ線検出器の出力
のＳ／Ｎ比が他の方向に比べて急激に悪化する。このた
め、再構成画像に実線矢印Ｐ方向にストリーク状のアー
チファクトが発生する。このようなストリーク状のアー
チファクトを低減する方法には、図７（ａ）の太線Ｑの
範囲のプロジェクション・データに対して、ノイズ低減
処理として図７（ｂ）に示すような例えば５×５の平滑
化フィルタを画像再構成装置１３内の前処理の段階でか
ける方法などがある。In the image display device 14, a tomographic image of the subject M is reconstructed and displayed from the collected projection data. At this time, in a region where bones N having large X-ray attenuation are lined up, such as a shoulder portion as shown in FIG. 6,
In the direction indicated by the solid line arrow P in the figure, the S / N ratio of the output of the X-ray detector sharply deteriorates as compared with the other directions. For this reason, streak-like artifacts occur in the reconstructed image in the direction of the solid arrow P. To reduce such streak-like artifacts, the projection data in the range of the thick line Q in FIG. 7A is subjected to noise reduction processing, for example, 5 × 5 as shown in FIG. 7B. There is a method of applying a smoothing filter in the preprocessing stage in the image reconstructing device 13.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】上記した従来のＸ線Ｃ
Ｔ装置に用いられたノイズ低減処理方法として、平滑化
フィルタをかけるものはノイズ成分を簡単に低減できる
というメリットがある反面、信号成分が鈍ってしまい空
間分解能の劣化を招くという問題があった。このため、
診断に適した解像度を有する画像を得るのが困難であっ
た。そこで本発明は、被検体のＸ線減衰の大きい部位の
ノイズ成分を低減して、空間分解能の劣化を招かないＸ
線ＣＴ装置を提供することを目的としている。The above-mentioned conventional X-ray C
As a noise reduction processing method used in the T-apparatus, a method of applying a smoothing filter has an advantage that noise components can be easily reduced, but on the other hand, there is a problem that a signal component becomes dull and spatial resolution deteriorates. For this reason,
It was difficult to obtain an image having a resolution suitable for diagnosis. Therefore, the present invention reduces the noise component in the region of the subject where the X-ray attenuation is large, so that the spatial resolution does not deteriorate.
An object of the present invention is to provide a line CT apparatus.
【０００６】[0006]
【課題を解決するための手段】上記課題を解決し目的を
達成するために、本発明は、被検体の多方向の投影デー
タを再構成演算して上記被検体の断層像を求める放射線
コンピュータ断層撮影装置において、前記被検体の所定
領域の投影データはその対向ビームデータを用いて平均
することにより修正するようにした。In order to solve the above problems and achieve the object, the present invention provides a radiation computed tomography for reconstructing and calculating projection data of a subject in multiple directions to obtain a tomographic image of the subject. In the imaging apparatus, the projection data of the predetermined area of the subject is corrected by averaging the opposite beam data.
【０００７】[0007]
【作用】上記手段を講じた結果、次のような作用が生じ
る。すなわち、選択された基準ビームのプロジェクショ
ン・データとその対向ビームのプロジェクション・デー
タに含まれる信号成分は同じであるのに対して、両者に
含まれるノイズ成分はランダムであるため無相関であ
る。よって基準ビームのプロジェクション・データとそ
の対向ビームのプロジェクション・データとを平均して
求められる修正プロジェクション・データでは、ノイズ
成分は互いに打ち消し合うこととなり、ノイズ成分は低
減される。一方、信号成分は平均しても不変なので空間
分解能は劣化しない。したがって、修正プロジェクショ
ン・データを用いることにより、特定方向に放射線減衰
の大きい組織が並ぶ部位の再構成画像を得る場合であっ
ても、放射線検出器出力のＳ／Ｎ比劣化によって生じる
ストリーク状アーチファクトが低減され、画像の解像度
が向上する。As a result of taking the above-mentioned means, the following effects occur. That is, the projection data of the selected reference beam and the projection beam of the opposite beam have the same signal component, but the noise components contained in both are uncorrelated. Therefore, in the corrected projection data obtained by averaging the projection data of the reference beam and the projection data of the opposite beam, the noise components cancel each other out, and the noise components are reduced. On the other hand, since the signal components do not change even when averaged, the spatial resolution does not deteriorate. Therefore, by using the modified projection data, streak artifacts caused by deterioration of the S / N ratio of the radiation detector output can be obtained even when a reconstructed image of a region where tissues with large radiation attenuation are arranged in a specific direction is obtained. It is reduced and the resolution of the image is improved.
【０００８】[0008]
【実施例】図１の（ａ）は本発明の一実施例に係るＸ線
ＣＴ装置の構成を示す概略図であり、（ｂ）は再構成処
理のフロー図である。この図において、図５と同一機能
部分には同一符号が付されている。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS FIG. 1A is a schematic diagram showing the structure of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention, and FIG. 1B is a flow chart of the reconstruction process. In this figure, the same functional parts as those in FIG. 5 are designated by the same reference numerals.
【０００９】また、図２は本実施例における処理を行な
う領域を示す図である。図１の（ａ）に示すように、Ｘ
線管球１０に対して撮影域を介して対向配置されＸ線管
球１０からのＸ線を検出するＸ線検出器１１と、Ｘ線管
球１０及びＸ線検出器１１とを撮影域の周囲を回転移動
させることで撮影域内に載置された被検体についてのプ
ロジェクション・データを収集するデータ収集装置１２
と、このデータ収集装置１２で収集された多方向のプロ
ジェクション・データにより画像を再構成する画像再構
成装置２０と、この画像再構成装置２０で再構成された
被検体の断層像の画像を表示する画像表示装置１４を備
えている。Further, FIG. 2 is a diagram showing an area where processing is performed in this embodiment. As shown in FIG. 1A, X
An X-ray detector 11 arranged to face the X-ray tube 10 through the imaging area and detecting X-rays from the X-ray tube 10, and an X-ray tube 10 and an X-ray detector 11 in the imaging area A data collection device 12 that collects projection data about a subject placed in an imaging region by rotating the surroundings.
And an image reconstructing device 20 for reconstructing an image by multidirectional projection data collected by the data collecting device 12, and an image of a tomographic image of the subject reconstructed by the image reconstructing device 20 are displayed. The image display device 14 is provided.
【００１０】画像再構成装置２０内においては図１の
（ｂ）に示すようにして処理が行なわれる。すなわちＳ
Ｔ１１において、Ｘ線検出器にて収集された多方向のプ
ロジェクション・データの対数変換や種々の補正処理等
の前処理が行なわれ、ＳＴ１２においてプロジェクショ
ン・データが予め定められた領域内のものであるかどう
かが判断される。予め定める領域とは、骨などのＸ線減
衰の大きい組織が並んでいるために、検出器出力のＳ／
Ｎ比が悪化するためノイズ低減処理が必要な領域であ
り、例えば、図２に示すような角度範囲である。このよ
うなノイズ低減処理実行領域は予め最適範囲を実験的に
決めておく。ここで所定の領域内のものでない場合は後
述するＳＴ１５に進む。一方、所定の領域内のものであ
る場合には、そのプロジェクション・データが得られた
ビームを基準ビームとし、この基準ビームに基づきＳＴ
１３において後述する対向ビームが求められる。対向ビ
ームが求められた後、ＳＴ１４において基準ビームのプ
ロジェクション・データとの平均化が行なわれ、修正プ
ロジェクション・データとされる。次に、ＳＴ１５にお
いてコンボリュージョンが行なわれる。続いてＳＴ１６
においてバックプロジェクションが行なわれ画像が再構
成され、表示される。In the image reconstructing apparatus 20, processing is performed as shown in FIG. 1 (b). That is, S
At T11, preprocessing such as logarithmic conversion of the multidirectional projection data collected by the X-ray detector and various correction processes is performed, and at ST12, the projection data is within a predetermined area. It is determined whether or not. Since the predetermined area is lined with tissues having large X-ray attenuation such as bone, S / of the detector output
This is a region where noise reduction processing is required because the N ratio deteriorates, and is, for example, an angle range as shown in FIG. An optimum range of such a noise reduction processing execution area is experimentally determined in advance. If it is not within the predetermined area, the process proceeds to ST15 described later. On the other hand, if it is within the predetermined area, the beam for which the projection data is obtained is used as the reference beam, and the ST based on this reference beam.
At 13, the opposite beam described below is sought. After the counter beam is obtained, in ST14, the projection beam of the reference beam is averaged to obtain the corrected projection data. Next, in ST15, convolution is performed. Then ST16
At back projection, the image is reconstructed and displayed.
【００１１】一方、対向ビームとは、基準ビームのＸ線
管球の位置及び検出器チャネルの位置とが逆の関係にあ
るものをいう。すなわち、図３に示すようにＸ線管球が
Ａ点にあり、Ｘｒａｙ−１からＸｒａｙ−ｍまでのｍ個
のＸ線ビームがある場合であって、Ｘｒａｙ−ｋを基準
ビームとして選択するとき、基準ビームＸｒａｙ−ｋの
プロジェクション・データが得られたＸ線検出器のチャ
ネルの位置はＢ点である。対向ビームはＸ線管球の位置
がＢ点にあり、Ｘ線検出器のチャネルの位置がＡ点にあ
る場合のものをいう。したがって、このような条件に適
合する対向ビームを収集されたプロジェクション・デー
タ中から選べばよいことになる。On the other hand, the opposed beam means a beam in which the position of the X-ray tube of the reference beam and the position of the detector channel are in an inverse relationship. That is, as shown in FIG. 3, when the X-ray tube is at point A, and there are m X-ray beams from Xray-1 to Xray-m, and when Xray-k is selected as the reference beam. The position of the channel of the X-ray detector from which the projection data of the reference beam Xray-k is obtained is point B. The opposite beam refers to the case where the position of the X-ray tube is at point B and the position of the channel of the X-ray detector is at point A. Therefore, it is only necessary to select, from the collected projection data, the counter beam that meets such conditions.
【００１２】しかし、プロジェクション方向及びチャネ
ル方向のサンプリングは離散的であるため、対向ビーム
は必ずしも実在はしない。この場合、例えば以下のよう
な手順で収集されたプロジェクション・データを１次補
間により選択された基準ビームに対応する対向ビームを
求める。However, since the sampling in the projection direction and the sampling in the channel direction are discrete, the opposite beam does not always exist. In this case, for example, the opposite beam corresponding to the reference beam selected by the primary interpolation is obtained from the projection data collected by the following procedure.
【００１３】Ｘ線管球の位置（プロジェクション）及び
Ｘ線検出器のチャネルの位置のナンバリングを図４の
（ａ），（ｂ）に示す。Ｘ線管球の位置（プロジェクシ
ョン）は０からＮ−１まで、Ｘ線検出器のチャネルの位
置は１からＭまでとする。ここで、ｐをプロジェクショ
ン・ナンバ、ｃをチャネルナンバとすると、プロジェク
ション・データは、Ｄ（ｐ，ｃ）と表記できる。但し、
検出器チャネルの位置は、各チャネルの中心位置とす
る。The numbering of the position of the X-ray tube (projection) and the position of the channel of the X-ray detector is shown in FIGS. 4 (a) and 4 (b). The position (projection) of the X-ray tube is from 0 to N-1, and the position of the channel of the X-ray detector is from 1 to M. Here, when p is a projection number and c is a channel number, the projection data can be expressed as D (p, c). However,
The position of the detector channel is the center position of each channel.
【００１４】図３のＸｒａｙ−ｋに対する対向ビームの
プロジェクション位置、チャネル位置をそれぞれＰ0 ，
Ｃ0 （実数）とする。また、 ｐ1 ＝［Ｐ0 ］，ｐ2 ＝ｐ1 ＋１，ｃ1 ＝［Ｃ0 ］，ｃ
2 ＝ｃ1 ＋１ とおく。但し、［Ｘ］は、Ｘを越えない最大の整数を表
す。[0014] Projection position of opposing beam relative Xray-k of FIG. 3, the channel position, respectively P 0,
Let C 0 (real number). In addition, p 1 = [P 0 ], p 2 = p 1 +1, c 1 = [C 0 ], c
Let 2 = c 1 +1. However, [X] represents the maximum integer not exceeding X.
【００１５】ここで、α＝ｐ0 −ｐ1 ，β＝ｃ0 −ｃ1
とすると、Ｘｒａｙ−ｋに対応する対向ビームのプロジ
ェクション・データＤ′は、次のようにして求められ
る。 Ｄ′（Ｐ0 ，Ｃ0 ） ＝（１−α）｛（１−β）Ｄ（ｐ1 ，ｃ1 ）＋βＤ（ｐ1 ，ｃ2 ）｝ ＋α｛（１−β）Ｄ（ｐ2 ，ｃ1 ）＋βＤ（ｐ2 ，ｃ2 ）｝…（１） 上記のようにして求められた対向ビームは前述したよう
に基準ビームのプロジェクション・データＤとの平均を
とって、修正プロジェクション・データＤ″とする。Here, α = p 0 −p 1 and β = c 0 −c 1
Then, the projection data D ′ of the opposite beam corresponding to Xray-k is obtained as follows. D ′ (P 0 , C 0 ) = (1-α) {(1-β) D (p 1 , c 1 ) + βD (p 1 , c 2 )} + α {(1-β) D (p 2 , c 1 ) + βD (p 2 , c 2 )} (1) The counter beam obtained as described above is averaged with the projection data D of the reference beam to obtain the modified projection data D as described above. ″
【００１６】ここで、修正プロジェクション・データ
Ｄ″のノイズ成分については次のようなものとなる。基
準ビームのプロジェクション・データＤに含まれる信号
成分をＳ、ノイズ成分をｎ1 とする。また、対向ビーム
のプロジェクション・データＤ′に含まれる信号成分を
Ｓ′、ノイズ成分をｎ2 とすると、プロジェクション・
データＤ及び対向ビーム・データＤ′は、 Ｄ＝Ｓ＋ｎ1 …（２） Ｄ′＝Ｓ′＋ｎ2 …（３） と表される。ここで、以下の仮定をおく。Here, the noise components of the modified projection data D ″ are as follows: Let S be the signal component and n 1 be the noise component contained in the projection beam D of the reference beam. Letting S ′ be the signal component and n 2 be the noise component included in the projection data D ′ of the opposite beam, the projection
The data D and the opposite beam data D'are expressed as D = S + n 1 (2) D '= S' + n 2 (3). Here, the following assumptions are made.
【００１７】[0017]
【数１】 [Equation 1]
【００１８】式（７）より、修正プロジェクション・デ
ータＤ′に含まれるノイズ成分の分散σ2 は修正前のプ
ロジェクション・データＤのそれに比べ１／２となり、
標準偏差σは２-1/2倍となることがわかる。したがっ
て、平均化後の修正された新たなプロジェクション・デ
ータのノイズ成分の標準偏差は修正前の基準ビームの標
準偏差に比べて２-1/2倍（約０．７倍）となり、ノイズ
成分が低減する。From the equation (7), the variance σ 2 of the noise component contained in the modified projection data D'is 1/2 that of the uncorrected projection data D,
It can be seen that the standard deviation σ becomes 2 -1/2 times. Therefore, the standard deviation of the noise component of the corrected new projection data after averaging is 2 -1/2 times (about 0.7 times) the standard deviation of the reference beam before correction, and the noise component is Reduce.
【００１９】このように本実施例のＸ線ＣＴ装置による
と、Ｘ線減衰の大きい撮影部位であっても、平滑フィル
タ等を用いたときのように信号成分の劣化が起こらず、
ノイズ成分のみを低減できるので、空間分解能は劣化せ
ず、診断に適した解像度を有する被検者の断面像の画像
が得られる。As described above, according to the X-ray CT apparatus of this embodiment, even in an imaged region where the X-ray attenuation is large, the signal component is not deteriorated as in the case where a smoothing filter or the like is used,
Since only the noise component can be reduced, the spatial resolution does not deteriorate, and an image of a cross-sectional image of the subject having a resolution suitable for diagnosis can be obtained.
【００２０】なお、本発明は上述した実施例に限定され
るものではない。すなわち上記実施例では、撮影領域が
肩部であるが、同様の原因でアーチファクトが生じる全
ての部位に適用が可能である。また、平均処理として基
準ビームのプロジェクション・データと対向ビームのプ
ロジェクション・データとの単なる平均を算出している
が、基準ビームのプロジェクション・データ側と対向ビ
ームのプロジェクション・データにそれぞれ重み係数を
乗じるようにした平均化処理でもよい。さらに、ノイズ
低減処理を行なう角度範囲は被検体のサイズ、撮影部位
によって可変にしてもよい。また、対向ビームを求める
補間方法として線形補間法を用いているが、他の補間法
を用いてもよい。このほか本発明の要旨を逸脱しない範
囲で種々変形実施可能であるのは勿論である。The present invention is not limited to the above embodiment. That is, although the imaging region is the shoulder portion in the above-described embodiment, the present invention can be applied to all regions where artifacts are generated due to the same cause. Also, as the averaging process, a simple average of the projection data of the reference beam and the projection data of the counter beam is calculated, but the projection data side of the reference beam and the projection data of the counter beam are multiplied by the weighting factors, respectively. The averaging process may be performed. Further, the angle range in which the noise reduction processing is performed may be variable depending on the size of the subject and the imaged site. Further, although the linear interpolation method is used as the interpolation method for obtaining the opposite beam, other interpolation methods may be used. Of course, various modifications can be made without departing from the scope of the present invention.
【００２１】[0021]
【発明の効果】本発明によれば、得られたプロジェクシ
ョン・データと対向ビームのプロジェクション・データ
との平均化を行って修正プロジェクション・データを用
いているので、Ｘ線減衰の大きい撮影部位であっても、
信号成分の劣化が起こさずにノイズ成分のみを低減でき
るので、空間分解能は劣化せず、診断に適した解像度の
画像が得ることが可能である。According to the present invention, the projection data thus obtained and the projection data of the opposite beam are averaged to use the modified projection data. Even
Since only the noise component can be reduced without deterioration of the signal component, the spatial resolution does not deteriorate, and an image with a resolution suitable for diagnosis can be obtained.
【図１】本発明の一実施例に係るＸ線ＣＴ装置の画像再
構成装置を示すものであって、（ａ）は構成を示すブロ
ック図、（ｂ）は画像再構成装置における処理を示すフ
ロー図。FIG. 1 shows an image reconstructing apparatus of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention, in which (a) is a block diagram showing a configuration and (b) shows processing in the image reconstructing apparatus. Flow chart.
【図２】同装置において被検者の対向ビーム・データを
求める処理を行なう範囲を示す図。FIG. 2 is a diagram showing a range in which a process for obtaining counter beam data of a subject is performed in the same apparatus.
【図３】対向ビームの説明をするための概念図。FIG. 3 is a conceptual diagram for explaining an opposite beam.
【図４】プロジェクション・データのナンバリングを示
す図であって、（ａ）はＸ線管球（プロジェクション）
位置のナンバリング、（ｂ）はＸ線検出器のチャネル位
置のナンバリング。FIG. 4 is a diagram showing the numbering of projection data, in which (a) is an X-ray tube (projection).
Position numbering, (b) is the channel position numbering of the X-ray detector.
【図５】従来のＸ線ＣＴ装置を示すものであって、
（ａ）は構成を示すブロック図、（ｂ）は画像再構成装
置における処理を示すフロー図。FIG. 5 shows a conventional X-ray CT apparatus,
(A) is a block diagram showing a configuration, and (b) is a flow diagram showing processing in an image reconstructing apparatus.
【図６】被検者のＸ線減衰の大きい部分を示す図。FIG. 6 is a diagram showing a portion where the X-ray attenuation of the subject is large.
【図７】従来のノイズ成分を低減する方法を示すもので
あって、（ａ）はプロジェクションの方向を示す説明
図、（ｂ）は平滑フィルタを示す図。7A and 7B are diagrams showing a conventional method of reducing a noise component, FIG. 7A is an explanatory diagram showing a projection direction, and FIG. 7B is a diagram showing a smoothing filter.
１０…Ｘ線管球 １１…Ｘ線検出器 １２…データ収集装置 １３，２０…画像
再構成装置 １４…画像表示装置 ＳＴ１１…前処理 ＳＴ１２…処理領
域の判断 ＳＴ１３…対向ビームのデータ計算 ＳＴ１４…データ
の平均 ＳＴ１５…コンボリュージョン ＳＴ１６…バック
プロジェクション Ｍ…被検者 Ｎ…骨10 ... X-ray tube 11 ... X-ray detector 12 ... Data acquisition device 13, 20 ... Image reconstruction device 14 ... Image display device ST11 ... Pre-processing ST12 ... Judgment of processing area ST13 ... Data calculation of counter beam ST14 ... Data Average ST15… Convolution ST16… Back projection M… Subject N… Bone
Claims (1)
して上記被検体の断層像を求める放射線コンピュータ断
層撮影装置において、 前記被検体の所定領域の投影データはその対向ビームデ
ータを用いて平均することにより修正することを特徴と
する放射線コンピュータ断層撮影装置。1. A radiation computed tomography apparatus for reconstructing and calculating multi-directional projection data of a subject to obtain a tomographic image of the subject, wherein the projection data of a predetermined region of the subject uses the opposite beam data thereof. A radiation computed tomography apparatus characterized by correcting by averaging.
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| JP22852993A JP3393896B2 (en) | 1993-09-14 | 1993-09-14 | Radiation computed tomography equipment |
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| JP22852993A JP3393896B2 (en) | 1993-09-14 | 1993-09-14 | Radiation computed tomography equipment |
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| JP (1) | JP3393896B2 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2016034374A (en) * | 2014-08-01 | 2016-03-17 | 株式会社東芝 | X-ray CT apparatus |
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1993
- 1993-09-14 JP JP22852993A patent/JP3393896B2/en not_active Expired - Fee Related
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