JPS59129053A - X線ct装置 - Google Patents
X線ct装置Info
- Publication number
- JPS59129053A JPS59129053A JP58001055A JP105583A JPS59129053A JP S59129053 A JPS59129053 A JP S59129053A JP 58001055 A JP58001055 A JP 58001055A JP 105583 A JP105583 A JP 105583A JP S59129053 A JPS59129053 A JP S59129053A
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- ray
- rays
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- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 claims 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims 1
- 230000015654 memory Effects 0.000 description 18
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 6
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 5
- 238000000034 method Methods 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 3
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- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 2
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
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- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 1
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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。
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X線CT装置に関する。
CT装置は、被検体のX線吸収係数μに相当する断層像
を得ることを目的とする。ここで、被検体の物質の吸収
係数μは、第1図に示す如く、X線エネルギーによって
それぞれ変化する。第1図は横軸にX線エネルギーE
(Key)を示し、縦軸にX線吸収係数μ(Crn−”
)を示す。モデルとして互いに異なる2つの物質A、B
を示す。この図からも明らかなように、物質A、B共に
、X線エネルギーEの大きさによってその吸収係数μを
異にする。
を得ることを目的とする。ここで、被検体の物質の吸収
係数μは、第1図に示す如く、X線エネルギーによって
それぞれ変化する。第1図は横軸にX線エネルギーE
(Key)を示し、縦軸にX線吸収係数μ(Crn−”
)を示す。モデルとして互いに異なる2つの物質A、B
を示す。この図からも明らかなように、物質A、B共に
、X線エネルギーEの大きさによってその吸収係数μを
異にする。
特に、物質Aは大きな変化をする。物質としては、骨、
血液、肝、脂肪などがある。
血液、肝、脂肪などがある。
以上の如き物質の性質を利用して、CT装置には、デュ
アルエネルギー法が提案されている。この方法は、先ず
ある管電圧で被検体の第1のCI’像を得、次に管′醒
圧會変えて同一部位の第2のCT像を得る。この第1.
第2のCT像のザブトラクション(差分)をとジ、その
差分がら被検体の物質の種類を見分ける。第1図の事例
では、Elによって第1のCT像を得、E2によって第
2のCT像を得ることになる。
アルエネルギー法が提案されている。この方法は、先ず
ある管電圧で被検体の第1のCI’像を得、次に管′醒
圧會変えて同一部位の第2のCT像を得る。この第1.
第2のCT像のザブトラクション(差分)をとジ、その
差分がら被検体の物質の種類を見分ける。第1図の事例
では、Elによって第1のCT像を得、E2によって第
2のCT像を得ることになる。
かかるデュアルエネルギー法によれば、管電圧を変えて
2枚の画像を得るに要する時間は、スキャン時間の短い
第3世代(ローテート・ローテート方式)OCT装置で
も数秒を要する。然るに、患者の動き、造影剤の動きな
どで、正確なザブトラクション像を得ることが困難であ
る。
2枚の画像を得るに要する時間は、スキャン時間の短い
第3世代(ローテート・ローテート方式)OCT装置で
も数秒を要する。然るに、患者の動き、造影剤の動きな
どで、正確なザブトラクション像を得ることが困難であ
る。
本発明の目的は、上記した従来例の欠点をなくし、被検
体の動きの影響を受けない良好なデュアルエネルギーC
T画像を映出しぇるCT波装置提供するにある。
体の動きの影響を受けない良好なデュアルエネルギーC
T画像を映出しぇるCT波装置提供するにある。
本発明の要旨は、以下の通やである。CTスキャン時に
は、X線管とX線検出器とは被検体の瀘わりkまわる。
は、X線管とX線検出器とは被検体の瀘わりkまわる。
この時、X線パルス照射を被検体に対し数100回程度
行って、その複数のグロジェクションデータを得る。こ
こで、X線パルス1ffl射することにおいて、管電圧
を交互に切替えて変化させ、その時のプロジェクション
ブータラ切す分けて2枚以上の画像を再構成し、その画
像のサブトラクションを行う。これによって、被検体の
動きの影響を受けない良好なデュアルエネルギーCT画
像を得る。
行って、その複数のグロジェクションデータを得る。こ
こで、X線パルス1ffl射することにおいて、管電圧
を交互に切替えて変化させ、その時のプロジェクション
ブータラ切す分けて2枚以上の画像を再構成し、その画
像のサブトラクションを行う。これによって、被検体の
動きの影響を受けない良好なデュアルエネルギーCT画
像を得る。
以下、図面により本発明を詳述する。
第2図は本発明OCT装置の実施例図であシ、第3図は
そのタイムチャートである。
そのタイムチャートである。
第2図で、スキャナ本体部1に取付けたX線管2及びX
線検出器3は、互いに対向した位置関係を維持しながら
被検体8のまわりをまわる。スキャナ本体部1は、回転
位置検出用のスキャンのサンプルピッチを指定するスケ
ール部9及び該スケール部9のスケールを読取る位置検
出器1oを持つ。
線検出器3は、互いに対向した位置関係を維持しながら
被検体8のまわりをまわる。スキャナ本体部1は、回転
位置検出用のスキャンのサンプルピッチを指定するスケ
ール部9及び該スケール部9のスケールを読取る位置検
出器1oを持つ。
スケールは1度単位でスケーリングされている。
−”’ ”部9ij:スキャナ本体部1のフレームK
固定しスキャナ本体部1と共に回転する。位置検出器
10は、回転するスキャナ本体部lとは独立した関係と
なってJ?シ、且つスケール部9のスケールを読取るべ
く特定の位置に固定してなる。
固定しスキャナ本体部1と共に回転する。位置検出器
10は、回転するスキャナ本体部lとは独立した関係と
なってJ?シ、且つスケール部9のスケールを読取るべ
く特定の位置に固定してなる。
スキャナ本体部1の回転によってスケール部9が回転し
、位置検出器10はそのスケール部9の1度単位の位置
を読取り、1度単位にパルスaを出カスる。このパルス
はサンプルピッチを示す信号でちゃ、この信号が出る毎
に、後述するようにX線がX線源2から照射する。
、位置検出器10はそのスケール部9の1度単位の位置
を読取り、1度単位にパルスaを出カスる。このパルス
はサンプルピッチを示す信号でちゃ、この信号が出る毎
に、後述するようにX線がX線源2から照射する。
分周回路11は、位置検出器10の出力パルスhf取込
み、分周出力すを発生する。この分局出力すは、出力パ
ルスaの2倍の周期を持つ。
み、分周出力すを発生する。この分局出力すは、出力パ
ルスaの2倍の周期を持つ。
スイッチング制御器7は、分周出力すを受取り、該分周
出力の半周期単位に高圧スイッチング装置6を制御する
。高圧スイッチング装置6は、一般にテトロードチュー
ブが用いられ、スイッチング制御器7のグリッド制御電
圧で、高圧発生器5で発生した高圧直流電圧を電圧降下
及びスイッチすることができ、この高圧発生電圧CをX
線管2に印加する。高圧発生電圧Cは、信号すの前半の
半周期に同期した電圧e工と、信号すの後半の半周期に
同期した電圧e2と、より成る。電圧e1と電圧e2と
は、1度単位に交互に発生する。電圧e1と電圧e2と
は、el> 62の関係におく。
出力の半周期単位に高圧スイッチング装置6を制御する
。高圧スイッチング装置6は、一般にテトロードチュー
ブが用いられ、スイッチング制御器7のグリッド制御電
圧で、高圧発生器5で発生した高圧直流電圧を電圧降下
及びスイッチすることができ、この高圧発生電圧CをX
線管2に印加する。高圧発生電圧Cは、信号すの前半の
半周期に同期した電圧e工と、信号すの後半の半周期に
同期した電圧e2と、より成る。電圧e1と電圧e2と
は、1度単位に交互に発生する。電圧e1と電圧e2と
は、el> 62の関係におく。
X線管2は電圧e1の印加により、それに見合うX線エ
ネルギーを発生し、被検体8へX線照射を行う。被検体
8の透過X線は、多チヤンネルX線検出器3で検出され
、X線強弱に比例した電気信号となる。多チヤンネルア
ンプ4は、多チャンネル検出器3の出力を受は必要な増
巾を行い、マルチプレクサ12へ出力する。マルチプレ
クサ】2では、1個のチャンネル毎の選択を行い、AD
変換器13は、その選択出力をAD変換する。
ネルギーを発生し、被検体8へX線照射を行う。被検体
8の透過X線は、多チヤンネルX線検出器3で検出され
、X線強弱に比例した電気信号となる。多チヤンネルア
ンプ4は、多チャンネル検出器3の出力を受は必要な増
巾を行い、マルチプレクサ12へ出力する。マルチプレ
クサ】2では、1個のチャンネル毎の選択を行い、AD
変換器13は、その選択出力をAD変換する。
マルチプレクサ14は、分周回路11の分局出力すの前
半の半周期でAD変換器13の出力をメモリ15に入力
するべく切替え、分周出力すの後半の半周期でAD変換
器13の出力をメモリ16に入力するべく切替える。こ
のマルチプレクサ14の切替えにより、メモリ15への
入力dは、′電圧e工に対応するX線を被検体に照射し
た時の透過X線対応信号となシ、メモリ16への入力f
は、電圧e2に対応するX線を被検体に照射した時の透
過X線対応信号となる。これによって、メモIJ i5
は、電圧e1対応の透過X線対応信号(データ)を格納
し、メモリ16は、電圧e2対応の透過X線対応信号(
データ)を格納する。
半の半周期でAD変換器13の出力をメモリ15に入力
するべく切替え、分周出力すの後半の半周期でAD変換
器13の出力をメモリ16に入力するべく切替える。こ
のマルチプレクサ14の切替えにより、メモリ15への
入力dは、′電圧e工に対応するX線を被検体に照射し
た時の透過X線対応信号となシ、メモリ16への入力f
は、電圧e2に対応するX線を被検体に照射した時の透
過X線対応信号となる。これによって、メモIJ i5
は、電圧e1対応の透過X線対応信号(データ)を格納
し、メモリ16は、電圧e2対応の透過X線対応信号(
データ)を格納する。
一連の画像再構成演算用のデータをメモリ15及び16
に格納した後に、画像再構成演算器18がriJiJ像
再構成演算を行う。一連の画像再構成演算用のデータと
は、第3図のスキャナ1が3600回転する間に得られ
るデータであジ、第3図に従えば、メモリ]5に対して
は2°単位のサンプルピッチ毎(総計180個)に得ら
れる全データであシ、メモリ16に対しては1ピツチず
れた2°単位のサンプルピッチ毎(総計180個)に得
られる全データである。
に格納した後に、画像再構成演算器18がriJiJ像
再構成演算を行う。一連の画像再構成演算用のデータと
は、第3図のスキャナ1が3600回転する間に得られ
るデータであジ、第3図に従えば、メモリ]5に対して
は2°単位のサンプルピッチ毎(総計180個)に得ら
れる全データであシ、メモリ16に対しては1ピツチず
れた2°単位のサンプルピッチ毎(総計180個)に得
られる全データである。
かかる一連のデータをメモリ15とメモリ16に収集後
、マルチプレクサ17を介して画像再構成装置18は、
先ずメモリ15の収集データを取込み画像再構成演算を
行う。その結果は、マルチプレクサ19を介して画像メ
モリ囚に画像再構成データとして格納される。次に、マ
ルチプレクサ17を介してメモリ16の収集データを取
込み画像再構成演算を行う。その結果は、マルチプレク
サ19を介して画像メモリ乙に画像再構成データとして
格納される。
、マルチプレクサ17を介して画像再構成装置18は、
先ずメモリ15の収集データを取込み画像再構成演算を
行う。その結果は、マルチプレクサ19を介して画像メ
モリ囚に画像再構成データとして格納される。次に、マ
ルチプレクサ17を介してメモリ16の収集データを取
込み画像再構成演算を行う。その結果は、マルチプレク
サ19を介して画像メモリ乙に画像再構成データとして
格納される。
減算器22は、メモリ20とメモリ21との格納データ
の差分をとる。この差分はメモリ20とメモリ21との
全アドレスにわたって行い、互いに対応するアドレス間
での差分となる。この差分値は、電圧e□と82とのC
T値の差分をなす。
の差分をとる。この差分はメモリ20とメモリ21との
全アドレスにわたって行い、互いに対応するアドレス間
での差分となる。この差分値は、電圧e□と82とのC
T値の差分をなす。
ディスプレイ装置23は、減算器22の差分出力に必要
な輝度変調を加えた後、表示画面に表示する。
な輝度変調を加えた後、表示画面に表示する。
この光示内容は、医者等の観測者によって艷識され、被
検体8の各部位での内部物質構成を明らかとする資料と
なる。
検体8の各部位での内部物質構成を明らかとする資料と
なる。
本実施例によれば、スキャナ本体部1の1回転の過程で
、電圧e1と82とを時分割で印加する構成としたが故
に、スキャナ本体部1の1回転で電圧e工とe2との2
種のエネルギーによる透過データを測定できた。これに
よって患者の動きの影響の少ないテユアルエネルギー画
像を得た。
、電圧e1と82とを時分割で印加する構成としたが故
に、スキャナ本体部1の1回転で電圧e工とe2との2
種のエネルギーによる透過データを測定できた。これに
よって患者の動きの影響の少ないテユアルエネルギー画
像を得た。
尚、8□と82との照射が2°単位に行われる故に、l
°年単位照射に比して若干の精度が悪くなる傾向を持つ
。また、差分をとる対応が]0の位置ずれを起したサン
プルピッチで行っているため差分上の精度が悪くなるこ
とがある。これらの対策としては、サンプルピッチ間隔
を短縮すること、又は計算上補完することによってその
問題は容易に解決つく。また、サンプルピッチを1°と
しだが、本来は任意である。管電圧を2種としたが、こ
れ以上の数をとってよシ精度を高めることもできる。
°年単位照射に比して若干の精度が悪くなる傾向を持つ
。また、差分をとる対応が]0の位置ずれを起したサン
プルピッチで行っているため差分上の精度が悪くなるこ
とがある。これらの対策としては、サンプルピッチ間隔
を短縮すること、又は計算上補完することによってその
問題は容易に解決つく。また、サンプルピッチを1°と
しだが、本来は任意である。管電圧を2種としたが、こ
れ以上の数をとってよシ精度を高めることもできる。
本発明傾よれば、患者の動きゃ造影剤等の動きの影響を
大巾に軽減できた。
大巾に軽減できた。
第1図は、X線エネルギーとX線吸収係数との関係を示
す図、第2図は本発明OCT装置の実施例図、第3図は
タイムチャートである。 1・・・スキャナ、2・・・X線管、3・・・多チヤン
ネルX線検出器、4・・・多チヤンネルプリアンプ、1
8・・・画像再構成装置、23・・・減算器。 特許出願人 株式会社日立メディコ
す図、第2図は本発明OCT装置の実施例図、第3図は
タイムチャートである。 1・・・スキャナ、2・・・X線管、3・・・多チヤン
ネルX線検出器、4・・・多チヤンネルプリアンプ、1
8・・・画像再構成装置、23・・・減算器。 特許出願人 株式会社日立メディコ
Claims (1)
- X線源と、X線検出器と、該X線源とX線検出器とを被
検体を挾んで互いに対抗した位置に搭載してなると共に
被検体の周囲を回転サンプルピッチ単位に回転するスキ
ャナ本体部と、該スキャナ本体部の回転サンプルピッチ
毎の回転位置を検出する位置検出器と、該位置検出器で
検出された奇数番目のサンプルピッチ位置毎にX線発生
用の第1の電圧を上記X線源に印加し、該第1の電圧対
応のX線を照射させる第1の手段と、上記位置検出器で
検出された偶数番目のサンプルピッチ位置毎にX線発生
用の第2の電圧(第1の電圧と異なる電圧値)を上記X
線源に印加し、該第2の電圧対応のX線を照射させる第
2の手段と、上記第1゜第2の手段の第1.第2の電圧
対応のX線の照射によシ被検体、X線検出器を介して得
たそれぞれの検出信号からそれぞれ第1の電圧対応の画
像再構成データ、第2の電圧対応の画像再構成データを
得る再構成手段と、該第1.第2の電圧対応の画像再構
成データ相互間に訃いて互いに対応する画像再構成デー
タの差分をとる手段と、該差分結果を表示する表示装置
と、より成るX線CT装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58001055A JPS59129053A (ja) | 1983-01-10 | 1983-01-10 | X線ct装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58001055A JPS59129053A (ja) | 1983-01-10 | 1983-01-10 | X線ct装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS59129053A true JPS59129053A (ja) | 1984-07-25 |
Family
ID=11490854
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP58001055A Pending JPS59129053A (ja) | 1983-01-10 | 1983-01-10 | X線ct装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS59129053A (ja) |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2000229076A (ja) * | 1999-02-12 | 2000-08-22 | Toshiba Corp | X線コンピュータ断層撮影装置 |
JP2003033347A (ja) * | 2001-07-23 | 2003-02-04 | Toshiba Corp | X線診断装置 |
JP2007021184A (ja) * | 2005-06-14 | 2007-02-01 | Canon Inc | 放射線撮像装置及びその制御方法並びに放射線撮像システム |
JP2007319575A (ja) * | 2006-06-05 | 2007-12-13 | Axion Japan:Kk | X線断層撮影装置 |
JP2008142435A (ja) * | 2006-12-13 | 2008-06-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X線ct装置 |
JP2020171782A (ja) * | 2010-10-20 | 2020-10-22 | メドトロニック・ナビゲーション,インコーポレーテッド | 被験体の複数のフェーズを再構築するためのシステム |
-
1983
- 1983-01-10 JP JP58001055A patent/JPS59129053A/ja active Pending
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2000229076A (ja) * | 1999-02-12 | 2000-08-22 | Toshiba Corp | X線コンピュータ断層撮影装置 |
JP2003033347A (ja) * | 2001-07-23 | 2003-02-04 | Toshiba Corp | X線診断装置 |
JP2007021184A (ja) * | 2005-06-14 | 2007-02-01 | Canon Inc | 放射線撮像装置及びその制御方法並びに放射線撮像システム |
JP2007319575A (ja) * | 2006-06-05 | 2007-12-13 | Axion Japan:Kk | X線断層撮影装置 |
JP2008142435A (ja) * | 2006-12-13 | 2008-06-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X線ct装置 |
JP2020171782A (ja) * | 2010-10-20 | 2020-10-22 | メドトロニック・ナビゲーション,インコーポレーテッド | 被験体の複数のフェーズを再構築するためのシステム |
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