JPS5819238A - Ｃｔ装置における検出デ−タ演算処理回路 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、ＣＴ装置（コンピユーテッドトモグラフィ装
置ｉ１）に係り、さらに詳しくはＸ線ＣＴ装置の多素子
検出器で検出した被検体断層データをもとに断層画像を
再構成する画像再構成演算回路におけるデータ数を減少
させ、演算時間を短縮させるに好適な演算回路を備えた
ＣＴ装置に関するものであるＯ ＣＴ装置においては第１図の原理図に示すように、Ｘ線
管１より被検体２ＫＸ線照射し、その被検体２を透過し
たＸ、＠をＸＩＩ検出器３により検出し、図示していな
い演算回路により被検体のＸ線吸収値を求め、その値か
ら断層儂を再構成している。

ここで、第１図のＡ部は照射Ｘ線ビームの最大拡がり角
内て、被検体２にＸ線照射されない部分であり、Ｂ部の
みが被検体を透過したＸ線が得られる部分である。この
ようにＸ線検出器３は、最大拡がり角いっばいに被検体
が位置されるのを予想して広角度のものを設置し、被検
体２が幅狭な場合でもＸ線検出器３に一様なｘＩＩｉ！
を照射している。

従来ＯＣＴ装置においては、被検体２が位置しないＡ部
をもＸｌｌ１！検出し、演算しており、そのため被検体
の断層像を構成するに不必要なデータをも演算処理する
ことになり、１画面の断層像を再構成する時間としては
その分長かつ友。

本発明の目的は、前記従来技術の欠点をなくし、画僚再
構成時間の短いＣＴ装置を提供するにあるＯ本発明にお
いては、被検体がないにもかかわらずＸ線照射される部
分ムのＸＩＩ量を、被検体が位置し、被検体の透過Ｘ！
Ｉを検出する部分Ｂとの変遷点である外側各１点ｃ　、
　ｃ’で代表させ、透過Ｘ線量を検出演算するに必要な
データ数を減少させることによシ画儂再構成時間を短縮
させたものである。

以下、第２図〜第４図に従って本発明を詳述する。第２
図は本発明の一実施例を示すものであって、第１図と同
一符号は同一機能を有するものである。図中、４は多チ
ヤンネル計測回路であり、多素子検出器３で検出したＸ
線量を計測するものである。５は入力切換回路、６はメ
モリ回路、７は出力切換回路、８はデータ長マーク回路
、９は多素子検出器３で検出し喪Ｘ線量から変遷点Ｃ２
Ｃ′を求める変遷点検出回路、１ｏＦｉ出力切換回路７
の出力を得て、演算データ数を指定する回路、１１は画
儂再構成演算回路、１２は再構成されたｉｊｉ儂を表示
する表示装置（モニタ）であり、これらは図示の如く接
続しである。そして、入線管１よシ照射されたＸａＵ、
被検体２を透過した後、透過Ｘ線としてＢｓｄ多素子検
出器３により検出される。

そのとき同時に被検体２を透過しないＡ部における周辺
の照射Ｘ線も同じ多素子検出器３により検出される。多
素子検出器３により検出されたＸｌｌ１Ｉ量は電気信号
に変換され、多チヤンネル計測回路４により演算処理に
適し念ディジタル信号に変換され、入力切換回路５に入
力される。ここで入力切換回路５ｔｊ、多チヤンネル計
測回路４からのデータが伝送される時は、多チヤンネル
計測回路４とメモリ回路６とを接続し、Ｘ線が照射され
ている時間は多チヤンネル計測回路４と変遷点検出回路
９を接続する。７の出力切換回路は、計測後再構成演算
を行なう場合においては計測中宮にメそり回路６と変遷
点検出回路９とを接続し、計測時演算を行なう場合はメ
モリ回路６と画儂再構成涼算回路１１とを接続する。さ
らに、変遷点検出回路９においてはとなシ合うデータの
差分（ム部Ｋ＞けるデータの差分）を常に計算し、定め
られた闇値以上の差分を検出し、変遷点を求めると共に
、変遷点に達するまでのデータの大きさを常に加算平均
し、代表値を算出している〇 第３図は第２図に示す変遷点検出回路９の具体的構成図
であり、１３は変遷点検出回路内の入力切換回路、１４
はＸ線照射１回について得られるデータの全てを保持で
きる容量を有するメモリ、１５は闇値検出回路、１６は
加算平均回路、１７はｊ［２図に示すメモリ回路６０番
地を定める番地計算回路で、図示の如く接続構成しであ
る０ 同回路によると、まず％　１回のＸＩＩ照射のデータは
、多素子検出回路３によシ検出され、多チヤンネル計測
回路４、入力切換回路５を介してメモリ回路６に一時記
憶し、そのメモリ回路出力は出力切換回路７を介して変
遷点検出回路９内の入力切換回路１３に入力される。入
力切換回路１３は出力切換回路７の出力をメモリ回路１
４に与え、全てのデータはそのメモリ回路１４に記憶さ
れる。そこで、番地計算回路１７は□メモリ回路１４に
対しメモリ番地を与え、メモリ内容を読出す。メモリ回
路１４の出力は闇値検出回路１５、加算平均回路１６に
加えられる。そのうち閾値検出回路１５では、闇値と読
出し値を比較し「閾値〉読出し値」のときは番地計算回
路１７に番地の更新命令を出し、加算平均回路１６に平
均演算命令を出す。

また、「閾値く読出し値」のときは、データ長マーク回
路８に闇値以下であるデータの個数を与え、番地計算回
路１７は前もって定めであるメモリ番地を与え、メモリ
回路１４にデータ長マーク回路８の内容と加算平均回路
１６の演算結果（平均値）を書込む。

第４図に示したデータ配列を例にとり説明すると、第４
図（ａ）のＡｓは、第１図のＡ部に相当し、被検体２を
透過しないデータであり、　Ｂ１１１は同じく第１図の
ＢｆｆｌｌＫ相当し、被検体２を透過した演算処理に有
効なデータである。

これを処理するに＃ｉ、まず１、番地計算回路１７はデ
ータＤ１に対応するメモリ番地をメモリ回路１４に与え
、データＤＸをメモリ回路１４より読出し、闇値検出回
路１５で闇値との比較をし、加算平均回路１６に格納す
る。それと同時に、番地計算回路１７に番地更新命令を
与える。

次に、番地計算回路１７の出力によりデータＤ２をメモ
リ回路１４より読出し、閾値検出回路１５で闇値比較を
行ない、闇値以下の場合はデータＤ２を加算平均回路１
６に加え、平均演算命令を与えると共に５番地計算回路
１７に番地更新命令を与える。以下同様に順次図の左か
ら右へ比較、平均演算処理を行なう。

そして、データの変遷点であるＡ部とＢ部、すなわち、
番地計算回路１７０番地出力によりデータＤ９７が読出
され、閾値検出回路１５での比較によりＢ部の始点であ
るデータＤ９７は闇値を越える九め、データＤ９ＧとＤ
９７の間が変遷点となる。闇値検出回路１５はこの点を
検出し、データ長マーり回路８に閾値以下のデータ数（
第４１９（ｂ）ではり、６）および加算平均回路１６の
データＤ１〜Ｄ、Ｔ　ｔでの平均演算結果を与える。

次に、番地計算回路１７はデータＤ５１２　Ｋ対応する
メモリ番地をメモリ回路１４に与え、データＤ５１□を
メモリ回路１４よ幻読出し、閾値との比較をし、加算平
均回路１６に格納すると共に１番地計算回路１７に番地
更新命令を与える。以下、同様に第４図（亀）に示す如
く順次右から左へと比較、平均演算動作を行なう・番地
計算回路１７０番地出力によシデータＤ２．６が読出さ
れ、闇値検出回路１５での比較によりＢ部の終点である
データＤ１１１６　Ｆｉ闇値を越えるため、データＤ、
１６とＤ１１７の間が変遷点となる。閾値検出回路１５
はこの点を検出し、データ長マーク回路８に閾値以下の
データ数（ＩＩ４図（ｂ）ではり、６）および加算平均
回路１６のデータＤ１１□〜Ｄ、１２までの平均演算結
果を与える。

以上の動作によりＢｓＫ属する有益なデータの抽出が行
なわれる。そして、データ長マーク回路８に格納されて
いる情報は全ての動作が終了後、所定の番地に書き込ま
れ、第４図（ｂ）の形式となる＠このようＫＡ部のデー
タは代表データとして処理するものであるから、回倒に
おいては５１２ｍのデータが３２２−に圧縮されること
になる。

そして、第２図に示す演算データ数指定回路１０は第４
１伽）の形式の先頭からの４つのデータ（イ。

口、ハ、二）を入力信号として受けと９、累４図（・）
のようなデータの配列にすると共に、前半Ａ部のデータ
数、後半Ａ部のデータ数より再構成演算すべきデータ数
（本データ配列、図においてはデータ数３２２個）を算
出し、画像再構成演算回路１１に演算個数および演算回
数を指定する。そして、その画像再構成演算回路１１は
演算データ数指定回路１０の指示により；ンボルーシ曹
ン演算、逆投影演算を行ない、表示装置に断層儂を表示
する。

上述の実施例の如く、多素子検出器３の素子数を５１２
、角度方向のデータ収集数を１回転尚たり、３６０　Ｉ
Ｉとすると、従来では再構成に用いるデータ数は５１２
　Ｘ　３６０−１８４３２０であるのに対し、本発明の
１！施例では被検体を透過しない部分のデータは代表化
しているので、３２２　Ｘ　３６０−１１５９２０とな
り、データ数を約６３１１に圧縮することができ、した
がって同一再構成方式を用いるＣＴ装置では演算時間を
従来の約６３−に短縮できる。

以上の説明からも明らかなように本発明によれば、被検
体を透過しない検出Ｘ線データは代表化し、その部分の
データは代表点のみ処理するようにしたものであるから
、演算処理時間を大幅に短縮でき、ｉｉｒ＊再構成時間
の短縮が要求されるこの種のＣＴ装置において極めて有
益なものといえる。

【図面の簡単な説明】

第１図はＸ＠ＣＴ鋏置に装ける透過Ｘ＠検出部の概略構
成図、第２図は本発明の一実施例を示すＸ＠ＣＴ装置の
全体的構成図、第３図は第２図の一部を詳細化叫たブロ
ック図、＠４図（ａ）、伽）　、　（−）は本発明によ
り検出データを圧縮できたことを説明するデータ配列図
である。 １・・・Ｘ線管、２・・・被検体、３・・・多素子検出
器、４・・・多チヤンネル計測回路、５．１３・・・入
力切換回路、６．１４・・・メモリ回路、７・・・出力
切換回路、８・・・データ長１−り回路、９・・・変遷
点検出回路、１０・・・演算データ数指定回路、１１・
・・画像再構成演算回路、１２・・・表示回路、１５・
・・闇値検出回路、１６・・・加算平均回路、１７・・
・番地計算回路。 特許出願人　　株式会社日立メディコ 代理人　弁理士　　秋　　本　　正　　実第１図

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. ７アンビームＸ＠を照射するＸａ管と、該Ｘ線管と対向
   して設置した多素子Ｘ線検出器との間に、被検体を位置
   させ、前記多素子Ｘ！Ｉ検出器により検出し九透過Ｘ線
   データを演算処理して被検体の断層偉を再構成し、表示
   するようＫし九Ｘ＠ＣＴ装置であって、前記多翼子ｘ！
   Ｉ検出器で検出した隣り合う検出データ間の差を計算し
   、定められた闇値以上の差分を検出して検出Ｘ線データ
   の変遷点を求めると共に、変遷点までのデータの大きさ
   を加算平均し、骸変遷点の代表値を算出する変遷点検出
   手段を備え、被検体を透過しない部分の検出ｘＩｓデー
   タは前記変遷点での代表データで演算処理するようｋし
   たことを特徴とするＣＴ装置における検出データ演算処
   理回路。