WO1987001268A1 - Method of collecting data for x-ray tomograph - Google Patents

Method of collecting data for x-ray tomograph Download PDF

Info

Publication number
WO1987001268A1
WO1987001268A1 PCT/JP1986/000442 JP8600442W WO8701268A1 WO 1987001268 A1 WO1987001268 A1 WO 1987001268A1 JP 8600442 W JP8600442 W JP 8600442W WO 8701268 A1 WO8701268 A1 WO 8701268A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
ray
data
channel
data collection
subject
Prior art date
Application number
PCT/JP1986/000442
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Jiro Namikawa
Original Assignee
Yokogawa Medical Systems, Ltd.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Yokogawa Medical Systems, Ltd. filed Critical Yokogawa Medical Systems, Ltd.
Priority to DE8686905397T priority Critical patent/DE3687122T2/de
Publication of WO1987001268A1 publication Critical patent/WO1987001268A1/ja

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S378/00—X-ray or gamma ray systems or devices
    • Y10S378/901—Computer tomography program or processor

Definitions

  • the present invention relates to a data collection method for a tomography apparatus using fan beam continuous X-rays.
  • An X-ray source that irradiates fan beam-shaped X-rays and a multi-channel X-ray detector that faces the X-ray source across the subject are rotated around the subject, and the fan-beam-shaped X-rays are Irradiation is performed along the cross section of the subject, data representing the distribution of X-ray transmission intensity is measured in multiple directions within the cross section of the subject, and a tomographic image of the subject is reconstructed based on those data.
  • view direction multiple directions for collecting X-ray transmission data (hereinafter referred to as “view direction”) are obtained by dividing the trajectory of the rotation of the X-ray source and X-ray detector around the subject at equal angles. These directions are determined by the timing of irradiation when the X-rays are pulsed X-rays, and by the timing of collection of X-ray transmission data when the X-rays are continuous X-rays.
  • the reconstruction of the tomographic image of the subject is performed based on the multi-channel data collected over a predetermined number of views.
  • the array of the collected data is an array corresponding to the fan beam X-ray, but reconstruction of the tomographic image of the subject is performed either directly from such a data array or parallel beam X-ray In some cases, the conversion is performed after converting the data into a data array.
  • the X-ray detector is arranged so that its center channel is shifted by 1/4 channel with respect to the X-ray passing through the center of rotation (hereinafter referred to as offset), and the view direction is changed.
  • Reconstruction is performed by combining data of mutually symmetric channels of the right and left halves of the X-ray detector (hereinafter referred to as opposing view data) obtained at almost opposite angles.
  • Opposite view data is used when an X-ray detector that does not use an offset arrangement actively utilizes the duality of data.
  • the obtained X-ray transmission data is stored in a file. Since the data has an array corresponding to the X-ray beam, accurate opposite view data is not necessarily obtained for all channels, and the use of the opposite view data is incomplete.
  • An object of the present invention is to provide a data collection method in an X-ray tomography apparatus using fan beam X-rays, wherein accurate facing view data can be obtained as actual data for any channel data.
  • the present invention provides for a pair of data based on a pair of X-ray beams, which pass through a substantially common path formed in a subject in opposite directions, to be substantially symmetric with respect to the center of the X-ray detector. It is characterized in that the timing of the output data collection of each detection channel is selected so that the relationship of detection by a pair of detection channels at a position is established for all the detection channels.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of the configuration of an embodiment of the present invention
  • FIGS. 2, 3, and 6 are diagrams showing the geometric relationship between the X-ray source, the X-ray detector, and the subject in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 4, FIG. 5, and FIG. 7 are arrangement characteristic diagrams of channel data of the X-ray detector in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 shows a schematic diagram of the configuration of the X-ray tomography apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • an X-ray source 2 and a multi-channel X-ray detector 4 are arranged in a gantry 1 so as to face each other in a predetermined positional relationship, and a fan is provided from the X-ray source 2 to the X-ray detector 4.
  • Beam-shaped continuous X-rays are emitted. Note that the continuous X-ray may include a ripple.
  • the subject 3 is mounted on the table 5 and sent into the space between the X-ray source 2 and the X-ray detector 4.
  • the X-ray source 2 is controlled by an X-ray source controller 6.
  • the gantry is controlled by the gantry and table controller 7 and rotates around the subject 3 while maintaining the relative positional relationship between the X-ray source 2 and the X-ray detector 4. I do.
  • the pull 5 is controlled by the gantry table controller 7 to position the subject 3 with respect to the gantry 1.
  • X-ray source control The device 6 and the gantry / table control device 7 are controlled by an imaging control device 8.
  • the multi-channel X-ray transmission data detected by the X-ray detector 4 is collected by the data collection device 9 according to the method of the present invention described in detail later, converted into digital data, and provided to the data processing device 10. .
  • the data processing device 10 processes the given data to reconstruct a tomographic image of the subject 3, stores the reconstructed image in the mass storage device 11 and displays it on the image display device "! 2". If necessary, the photographing device 13 photographs a tomographic image.
  • the data processing device # 0 manages the photographing control device 8.
  • Such an apparatus has a configuration and a function that are substantially common to a known X-ray tomography apparatus, except for the data collection apparatus 9.
  • FIG. 2 shows the geometric relationship among the X-ray source 2, the subject 3, and the X-ray detector 4 in a certain view.
  • the rotational position of the gantry is represented by the position of the X-ray source 2. That is, the gantry rotates counterclockwise from the temporarily determined reference direction 0 ⁇ y around the center 0 by an angle ⁇ , and the view angle is ⁇ , and the focus F at a distance from the center 0
  • the X-ray beam emitted from the X-ray detector 4 passes through the point P of the subject 3 at a distance r from the center 0.
  • channel D It is incident on channel D.
  • the angle of channel D as seen from focal point F is 0 with reference to F ⁇ 0.
  • the sign of angle 0 is positive in the counterclockwise direction.
  • Equation (1) “represents the position of channel D, and s represents the angle of the X-ray beam incident on that channel.
  • FIG. 3 shows a similar geometric relationship for a channel in which 0 is negative.
  • FIG. 3 shows a state in which an X-ray beam is applied to the channel D at an angle of 01 ( ⁇ 0) at a view angle ⁇ 1 to obtain X-ray transmission data on the subject 3.
  • ⁇ 0 an angle of 01
  • ⁇ 1 a view angle ⁇ 1
  • the same data can be obtained by a channel cr with a positive angle of view where the angle of view is at and the absolute value is equal to .
  • the curve c is obtained, that is, the part where the zero of the curve a is negative can be represented by the curve c in the area where S is positive. And c are part of one sinusoidal curve Since such a relationship holds for all views, the channel position of all views is represented only by the positive region of s— “plane”. it can.
  • FIG. 5 A plurality of straight lines parallel to the ⁇ -axis in FIG. 5 are the scales of the channel.
  • the interval between the solid scales and the broken scales is 0 for the positive channel pitch and 0 for the negative channel pitch, respectively.
  • the X-ray detector is of the 1/4 offset type, there will be a 1/2 pitch shift between the solid and dashed scales.
  • the intersection with the solid scale is the position of each channel data.
  • the scale of the broken line is Is the position of each channel data.
  • the scale of the solid line and the scale of the broken line are switched.
  • the scale of the solid line and the scale of the broken line match. This concludes the description of the preliminary matters, and then describes the data collection method of the present invention.
  • a channel at an arbitrary specified angle the same part of the subject is inverted by a pair of channels having the same absolute value of 0 and opposite signs (hereinafter referred to as symmetric channels) of the X-ray detector.
  • symmetric channels the relationship shown in Fig. 6 must be established for all channels. If the data of channel is taken while in the position, the data of channel-10 must be taken at view position F, which is exactly ⁇ + 20 rotated from that view position.
  • the timing of data collection for each channel is determined by the X-ray source around the subject
  • the amount of timing shift is in units of view pitch. .
  • the X-ray detector chip Number the channels and call this m.
  • m is 0 for the channel on the extension of the X-ray or the channel closest to it, connecting the focal point of the X-ray and the center of rotation of the gantry, and 5 is 1, 2, 3, "on the positive side. On the negative side, -1, 1, 2, 3 ...
  • the view angle at this timing was determined by appropriately selecting the origin of the view position.
  • g (m) represents a change in the view position due to the timing shift in units of the view pitch, similarly to f (0), and is a function of the channel number m.
  • the offset amount is expressed as the displacement of the channel of channel number 0 from the extension line connecting the X-ray focal point and the rotation center, and its polarity is positive in the direction where the channel number is positive.
  • the channel position is represented by the center of the channel.
  • the value of b is set to 1 for the offset detector and to 0 for the non-aged offset detector. This is based on the assumption that the symmetric channel ⁇ ⁇ is located at a position that is symmetrical in the offset detector with the middle position between the m channel and the m + ⁇ channel. This is because the offset detector is positioned symmetrically with the m-channel.
  • the numbers of the channels ⁇ ⁇ ⁇ for collecting the opposing data are as follows in the case of the offset detector and that of the non-aged offset detector.
  • ⁇ ⁇ m ⁇ + gOiT) ⁇ (7)
  • ⁇ is an integer.
  • the third term is the nominal number of views during a half rotation of the gantry, which is a known constant value, but the second term varies depending on the channel number m. Therefore, in order to satisfy the above requirements, the value of mu g (m) in the first term should be selected so as to cancel the fractional part of the sum of the second and third terms at a certain channel number mo. The value should be changed according to the change in the second term. Since the change in the second term becomes as the channel number increases by one, the change in m g (m) may be set to 1 2 ⁇ 5, m ⁇ so as to cancel it.
  • the data array corresponding to the beam X-ray, and the opposite view data that can be used in complete combination can be obtained with the actual data for all channels. Note that in this case, the channel data array is only required to be parallel to the axis. Therefore, the amount of shift in the timing of the acquisition of the opposite view data is changed by a fixed value from the positive / negative reverse value set for the same. It may be something.
  • Fig. 7 shows the case of the offset detector, but it is clear that in the case of the non-offset detector, complete duplex data can be obtained with real data for all channels.
  • the above-described channel data collection is performed by the data collection device 9 under the control of the data processing device 10, but the function of such a data collection device 9 is to collect multi-channel X-ray data. It can be realized by appropriately controlling a known electronic circuit for performing the sequence.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Image Processing (AREA)
  • Image Analysis (AREA)
  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)

Description

明 細 書
x線断雇撮影装置のためのデータ収集方法
(技術分野）
本発明は、 ファンビーム状の連続 X線を用いた断層撮影装置のためのデータ収集方 法に関する。
(背景技術）
"ファンビーム状の X線を照射する X線源と、被検体を挟んでこの X線源に対向する 多チャネル X線検出器とを被検体の周囲で回転させ、 ファンビーム状の X線を被検体 の断面に沿って照射して、 X線の透過強度の分布を表すデータを被検体の断面内の複 数の方向で測定し、それらのデータに基づいて被検体の断層像を再構成する X線断層 撮影装置において、 X線透過データを収集する複数の方向（以下ビュ一方向という） は、 被検体の周囲における X線源と X線検出器の回転の軌跡を等角度で分割した方向. に定められる。 これらの方向は、 X線がパルス X線の場合はその照射のタイミングに よつて定められ、連続 X線の場合は X線透過データの収集のタイミングによつて定め られる。
被検体の断層像の再構成は、所定のビュー数に亘つてそれぞれ収集した多チャネル データに基づいて行なわれる。その際、 収集したデータの配列は、 ファンビーム X線 に対応した配列となるが、被検体の断層像の再構成は、 このようなデータ配列から直 接行なう場合と、 平行ビーム X線に対応したデータ配列に変換してから行なう場合と がある。
再構成画像の分解能を高めるために、 X線検出器を、その中央チャネルが、 回転の 中心を通る X線に対して 1 /4チャネルだけずれる配置（以下オフセッ卜という） と し、 ビュー方向がほぼ反対になる角度でそれぞれ得られる、 X線検出器の右半分と左 半分の互いに対称的なチャネルのデータ （以下対向ビューデータという）を組合せて 再構成することが行なわれる。
対向ビューデ一タの利用は、 オフセット配置をとらない X線検出器においても、 デ ータの二重性を積極的に活用する場合に行なわれる。
このような従来の X線断層撮影装置においては、得られる X線透過データは、 ファ ンビーム x線に対応する配列のデータとなるので、正確な対向ビューデータが必ずし も全てのチャネルについては得られず、対向ビューデータの利用は不完全なものとな る。
(発明の開示）
本発明の目的は、 ファンビーム X線を用いる X線断層撮影装置において、 どのチヤ ネルのデータについても正確な対向ビューデータが実データで得られるデータ収集方 法を提供することにある。
本発明は、被検体中に形成される実質的に共通の経路を互いに逆方向に透過する一 対の X線ビームに基づく一対のデータを、 X線検出器の中心に関して実質的に対称的 な位置にある一対の検出チャネルによりそれぞれ検出する関係が、 すべての検出チヤ ネルに麗して成立するように、各検出チャネルの出力データ採取の時期を選択するこ とを特徴とする。
(図面の簡単な説明）
第 1図は本発明実施例の構成の概略図、
第 2図、 第 3図および第 6図は、 本発明実施例における X線源と X線検出器と被検 体との幾何学的関係図、
第 4図、第 5図、 および第 7図は、本発明実施例における X線検出器のチャネルデ ータの配列特性図である。
(発明を実施するための最良の形態）
本発明実施例の X線断層撮影装置の構成の略図を第 1図に示す。第 Ί図において、 ガン卜リ 1には、 X線源 2と多チャネルの X線検出器 4が所定の位置関係で対向する ように配置され、 X線源 2から X線検出器 4にファンビーム状の連続 X線が照射され るようになっている。なお、 連続 X線はリップルを含むものでもあってよい。 X線源 2と X線検出器 4の対向空間には、 被検体 3がテーブル 5に搭載されて送り込まれる。 X線源 2は X線源制御装置 6によって制御される。ガン卜リ Ίは、 ガン卜リ ·テープ ル制御装置 7によつて制御されて、 X線源 2と X線検出器 4との相対的な位置関係を 保ったまま被検体 3の周囲を回転する。 ^一プル 5はガン卜リ ·テーブル制御装置 7 によって制御されて、 ガン卜リ 1に対する被検体 3の位置ぎめを行なう。 X線源制御 装置 6とガントリ ·テーブル制御装置 7は、撮影制御装置 8によって制御される。
X線検出器 4によって検出された多チャネルの X線透過データは、 データ収集装置 9により、後に詳しく説明する本発明の方法に従って収集され、ディジタルデータに 変換されてデータ処理装置 1 0に与えられる。
データ処理装置 1 0は、与えられたデータを処理して被検体 3の断層像を再構成し、 再構成画像を大容量記憶装置 1 1に記憶するとともに、 画像表示装置"！ 2に表示し、 必要に応じて写真撮影装置 1 3に断層像の写真撮影を行なわせる。 また、 データ処理 装置 Ί 0は、 撮影制御装置 8を管理する。
このような本発明実施例の装置は、 データ収集装置 9以外は、既知の X線断層撮影 装置と概ね共通する構成および機能を持っている。
さて、本発明実施例の特徴をなすデ一タ収集装置 9の機能について説明するが、 ま ず予備的な事項から説明を開始する。
あるビュ一における、 X線源 2と被検体 3と X線検出器 4の幾何学的関係を第 2図 に示す。第 2図において、 ガントリの回転位置は X線源 2の位置で表わす。 すなわち、 ガン卜リは仮に定めた基準方向 0→yから中心 0のまわりで反時計方向に角度 øだけ 回転して、 ビュー角度が Φの状態にあり、 中心 0からしの距離にある焦点 Fを発した X線ビームが、 中心 0から rの距離にある被検体 3の P点を通過して X線検出器 4の
Ίつのチャネル Dに入射している。焦点 Fから見たチャネル Dの角度は F→0を基準 とし 0である。角度 0の符号は、 反時計回りを正とする。
P点から、 y軸に平行な半直線 Yを引き、 この半直線 Yに対して X線ビームの方向 F→Pがなす角度を εとすると、 次式の関係が成立する。
r =し sin Θ
ε = φ + θ (1 ) (1) 式において、 「はチャネル Dの位置を表し、 sはそのチャネルに入射する X線 ビームの角度を表す。
0が負であるチャネルについて同様な幾何学的関係を示せば第 3図のようになる。 第 3図は、 ビュー角度 Φ1 で、 角度 01 ( < 0 )のチャネル Dに X線ビームを照射し て、被検体 3に関する X線透過データを得ている状態である。被検体 3に関する同じ データは、被検体の同一部分を逆方向に通過する x線によっても得られるので、 ビュ 一角度が の位置で、絶対値が と等しい正の角度 のチャネル crにより、 同じデータを得ることができる。 この状態について、 （1) 式の関係を適用すると、 r =し sin Θ2
ε = 2 + Θ2
となるが、 ここで、
Θ2 =- ΘΛ
02 = +π- ( Θ2—Θ1 )
であるから、
r=一し sin θ\
ε = 1 + 1 + 7Γ (2) となる。
これらの (2) 式は、 0が負の側のチャネルのデータは、 0が正の側のチャネルのデ ータで表現できることを示している。 これを図によって示せば第 4図のようになる。 第 4図は、 ビュー角度 Φにおける各チャネルの位置を ε -「平面上の曲線 aで示した ものである。曲線 aの上半分は <9が正の部分、下半分は 6が負の部分である。 （2) 式 が与える εは、 0が負の部分の曲線を πだけ平行移動することを表し、 また (2) 式の rは、 5が負の部分の曲線の符号を反転することを表している。 これを第 4図で実行 すると、 曲線 cが得られる。 すなわち、 曲線 aの 0が負の部分は、 Sが正の領域の曲 線 cで表現できることになる。 曲線 aと cとは、 1本の正弦曲線の一部である。 このような関係が全てのビューについて成立するから、 全てのビューのチャネル位 置は s—「平面の「の正の領域だけで表現できる。
これを図示したのが第 5図である。第 5図における ε軸に平行な複数の直線は、 チ ャネルの目盛りである。実線の目盛り同志および破線の目盛り同志の間隔は、 それぞ れ 0が正の側のチャネルピッチと 0が負の側のチャネルピッチを表す。 X線検出器が 1/4 オフセットタイプのものであるときは、 実線の目盛りと破線の目盛りの間に 1/2 ピッチのずれが生じる。右上がりのビュ 曲線については、実線の目盛りとの交点が 各チャネルデータの位置であり、 右下がりのビュー曲線については、破線の目盛りと の交点が各チャネルデータの位置である。なお、 X線検出器が逆方向に 1/4の才フセ ッ卜がある場合は、実線の目盛りと破線の目盛りは入替わる。 また、 X線検出器が非 オフセッ卜タイプのものであるときは、実線の目盛りと破線の目盛りは一致する。 これで予備的事項の説明を終り、次に本発明のデータ収集方法を説明する。
さて、任意の指定した角度のチャネルがとれるとしたとき、 X線検出器の 0の絶対 値が等しくて符号が反対な一対のチャネル（以下対称チャネルという）によって、 被 検体の同一部分を互いに逆方向に通過する X線の透過データ （対向ビューデータ〉を それぞれとるためには、 第 6図のような関係が全てのチャネルについて成立していな ければならない。すなわち、 X線源 2が Fの位置にあるときに、 チャネル のデータ をとつたとすると、 そのビュー位置からちょうど π + 20だけ回転したビュー位置 F 一で、 チャネル一 0のデータをとらなければならない。
そのためには、 ビュー角度の歩進のピッチ（以下ビューピッチという）を厶 Φとし たとぎ、
( π + 2Θ ) Ζ φ .
が整数にならなければならないが、 ビューピッチ ΔΦが一定という条件の下で、全て のチャネルの 3についてそれを満足することは極めて困難である。
そこで、 本発明においては、 連続 X線の場合のビュー位置がチャネルデータの採取 のタイミングによって決まることに着目し、 各チャネルのデータ採取のタイミングを、 被検体の周囲における X線源と) (線検出器の回転の軌跡をある一点を原点にして等角 度厶 Φで分割した方向に定めた公称ビューのデータ採取タイミングから、 チャネル角 度に応じてずらすことにより、 全てのチャネルについて、 完全な対向ビューデータを 採取するようにした。
すなわち、 対称チャネルの一方のデータの採取のタイミングのずらし量を f( S ) 、 他方のデータの採取のタイミングすらし量を f (— 0 ) とすると、
( 7Γ + 2 Θ ) Z厶 φ + { ί( θ ) -ί( - θ ) }
の値が整数になるようにしたものである。なお、 タイミングのずらし量はビューピッ チを単位とする。 .
これをさらに詳細に説明すれば次の通りである。以下の説明では、 X線検出器のチ ャネルに番号をつけ、 これを mとする。 mは、 X線の焦点とガン卜リの回転中心を結 ぷ線の延長上にあるチャネルあるいはそれに最ぁ近いチャネルが 0で、そこから 5が 正の側では 1, 2， 3· "となり、 が負の側では， —1, 一 2, — 3…となる。
X線源 2が第 6図の Fにあるときにチャネル mのデータを採取したとし、 このタイ ミングでのビュ一角度を、 ビュ一位置の原点を適当に選ぶことにより、
g(m)♦ Δ
とする。なお、 g(m)は f(0) と同様に、 タイミングのずらしによるビュー位置の変化 をビューピッチを単位として表わしたものであり、 チャネル番号 mの関数である。上 記 (1)式の関係から、
r = Lsin {ΑΘ (m+a) }
ε=ε(ηι) =g(m) ·厶 (m+a) (3) となる。
ただし、
レ "X線焦点とガン卜リ回転中心の距離
厶 Φ…公称ビューのピッチ
厶 0…チャネルピッチ
a…厶 を単位とする X線検出器のオフセッ卜量
(オフセット検出器の場合 a = ±1/4、非才フセッ卜検出器の場合 a- 0ま たは ±1/2 )
なお、 オフセット量は、 チャネル番号 0のチャネルの、 X線焦点と回転中心を結ぶ 延長線からの変位として表わし、 そのその極性はチャネル番号が正の方向を正とする。 また、 チャネルの位置はチャネルの中心で代表する。
対称チャネル ητν'によって採取すべき対向ビューデータの εは、
ε= (s(m) +6 (m+b) } II
= {g(m)/2+g(m+b)/2} φ+ Θ (m+b/2 +a) (4) となる。 ここで、 bの値は、 オフセット検出器においては 1、 非才フセッ卜検出器に おいては 0とする。なお、 これは、対称チャネル ΓΤΓが、 オフセット検出器において は、 mチャネルと m+Ίチャネルの中間の位置と対称になる位置にあるものとし、 非 オフセッ卜検出器においては、 mチャネルと対称な位置にあるものとしたためである。 そして「は、
r = Lsin {厶0 (m+b/2 +a) } (5) となる。
これら (4) , (5)式から、対向ビューデータを採取するチャネル ΓΤΓの角度 とビ ユー角度 Φを求めると、
Θ— Θ (m+b/2 +a)
φ=ε-π-θ
= {g(m)/2+g(m+b)/2}厶 φ+ 2Δ0 (m+b/2 +a) -π (6) となる。
対向データを採取するチャネル πτΓの番号は、 オフセッ卜検出器と非才フセッ卜検 出器の場合において、 それぞれ次のようになる。
オフセット検出器で
a =1/4 , b =1のとき、 ιτ =ー （m+1 )
a =-1/4, b=1のとき、 ιτΓ =— m
^オフセッ卜検出器で
a = 0, b = 0のとぎ、 ιτ =—m
a =1/2 , b = 0のとき、 ιτΓ =— (m+ 1 )
a = -1/2 , b = 0のとき、 =-m+
(6) 式のようなビュー角度が、 ビューピッチ ΔΦの整数倍だけ回転した公称ビュー の位置から少しずれた位置で得られるとすると、 このときのビ： L一角度は
φ = η厶 φ+gOiT) Δφ (7) となる。 ただし、 ηは整数である。
(7) 式の Φが (6) 式の Φに一致するべきであるから、
Ag(m)+ ( 2m+b+ 2a)厶 — π— πΖΔφ = 0 (8) となるべきである。
ただし、 .
Ag(m)=g(m)/2+g(m+b)/2-g(m*) である。
(8) 式において
Ag(m) + ( 2m+ b+ 2a )厶 — π/厶 0 = g (9) とすると、 この gの小数部が 0にならなければならない。
(9)式において、第 3項は、 ガン卜リの半回転の間の公称ビュー数であって、予め 分かっている一定値であるが、 第 2項は、 チャネル番号 mによって変化する。従って、 上記の要件を満足するためには、 第 1項の厶 g(m)をあるチャネル番号 mo において第 2項と第 3項の和の小数部分を打消すような値に選ぶとともに、 その値から第 2項の 変化に応じて変化させればよいことになる。第 2項の変化分は、 チャネル番号が一つ 増すごとに となるから、 厶 g(m)の変化分はそれを打消すように一 2Δ 5 ,厶 øとすればよい。
Ag(m)は、 1対の対向ビューデータをとるそれぞれのタイミングのずらし量の差で あるから、 この差が になる範囲で、 一方のタイミングと他方のタイミン グのずらし量の配分は任意であ.る。 すなわち、 配分係数を α , 3とすると、 α + 3 = 2の条件で、 それぞれのタイミングずらし量を αΔ 0ノ厶 Φ , 3厶 としてよ い。なお、ずらしの方向は 、に反対である。 ct , i3いずれかを 0にした場合は、一 方のタイミングはすらさずに他方のタイミングだけをずらすことになり、 《 = 3 = 1 にした場合は、両方のタイミングずらし量を周じにすることになる。
このようなタイミングでデータをとったときの s—「平面でのデータの並びを示せ ば、 —1/4のオフセットの場合に第 7図のようになる。第 7図において、 （a ) はタ イミングずらしを行なわない場合のデータの並びであって、 本発明と対比するために 挙げてある。 （b )は一方のタイミングだけをずらした場合であって、 ここでは、 Θ が負の側のチャネルデータの採取のタイミングをずらすことにより、 それらのデータ の配列を、 0が正の側のチャネルデータの配列曲線上に乗せている。 これによつて、 ファンビーム) (線に対応したデータ配列による、 完全に組合せて利用できる対向ビュ 一データがすぺてのチャネルについて実データで得られる。 （c )は、 両方のタイミ ングを周じ量すつずらした場合であって、.チャネルデータの配列は、 元のそれぞれの チャネルデータ配列曲線の中間の、 「軸に平行な直線上に乗る。 これによつて、平行 ビーム X線に対応したデータ配列であって、 完全に組合せて利用できる対向ビューデ ータがすべてのチャネルについて実データで得られる。なお、 この場合、 チャネルデ ータの配列は「軸に平行でさえあればよいから、対向ビューデータ採取のそれぞれの タイミングのずらし量は、同じずつに定めた正負逆の値から一定値だけ変化させたも のでもよい。
第 7図は、 オフセット検出器の場合を示しているが、 非オフセット検出器の場合に は、 完全な二重データがすべてのチャネルについて実データで得られることは明らか である。
以上のようなチャネルデータの採取は、 データ収集装置 9により、データ処理装置 1 0からの制御の下に行なわれるが、 このようなデータ収集装置 9の機能は、 多チヤ ネル X線データを採取するための既知の電子回路を適切にシーケンス制御することに よって実現できる。
以上、本発明を実施するための最良の形態について説明したが、 この発明が属する 技術の分野の通常の知識を持つものとって、 以下の請求の範囲を逸脱することなく種 々の変形を行うことは容易である。

Claims

請求の範囲 ファンビーム状の連続 x線を照射する x線源と、被検体を挟んでこの X線源に対 向する多チャネル X線検出器とを被検体の周囲で回転させ、 ファンビーム状の X線を 被検体の断面内で複数のビュー方向に照射して、それら各ビュー方向における X線の
51¾強度の分布を表わすデータに基づいて被検体の断層像を再構成する X線断層撮影 装置のためのデータ収集方法であって、
被検体中に形成される実質的に共通の経路を互いに逆方向に透過する一対の X線ビ ームに基づく一対のデータを、 X線検出器の中心に関して実質的に対称的な位置にあ る一対の検出チャネルによりそれぞれ検出する関係が、 すべての検出チャネルに関し て成立するように各検出チャネルの出力データ採取の時期を選択する X線断層撮影装 置のためのデータ収集方法。
2 請求の範囲 1に記載された X線断層撮影装置のためのデータ収集方法において、 被検体の周囲に角度厶 Φのピッチで公称ビューの方向を設定し、
X線検出器の中心に関して実質的に対称的な位置にある一対の検出チャネルのそれ ぞれの出力データの探取時期を、 公称ビューによって規定される時期からそれぞれず らし、 これらデータ採取時期のずらし量の差 Ag(m)を次式の関係を篛足するようにし た X線断層撮影装置のためのデータ収集方法。
Ag(m) + ( 2m+ b+ 2a ) Δ / Δφ— η— 厶 φ = 0
ただし、
△5〜Χ線検出器のチャネルのピッチ角度
ητν··Χ線検出器の中心のチャネルを基準にしたチャネル番号
a〜X線源からその回転の中心を通過して入射する X線ビームが、 X線検出器の チャネルに入射する入射点の、 チャネルの中心からのオフ i ッ卜
! a = 0または ±1/2のとき 0、 それ以外のとき 1
n…正の整数 - 3 請求の範囲 2に記載された X線断層撮影装置のためのデータ収集方法において、 一対のチャネルうちの一方チャネルのデータ採取時期のずらし量を Ag(m)とし、他 方のチャネルのデータ採取時期のずらし量を零とした X線断層撮影装置のためのデー タ収集方法。
4 請求の範囲 2に記載された X線断層撮影装置のためのデータ収集方法において、 一対のチャネルうちの一方チャネルのデータ採取時期のずらし量と、 他方のチヤネ ルのデータ採取時期のずらし量を絶対値が等しく符号が互いに逆なものとした X線断 層撮影装置のためのデータ収集方法。
PCT/JP1986/000442 1985-08-30 1986-08-29 Method of collecting data for x-ray tomograph WO1987001268A1 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE8686905397T DE3687122T2 (de) 1985-08-30 1986-08-29 Datensammelverfahren fuer roentgenstrahltomographen.

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP60/191202 1985-08-30
JP60191202A JPH0683709B2 (ja) 1985-08-30 1985-08-30 Ｘ線断層撮影装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO1987001268A1 true WO1987001268A1 (en) 1987-03-12

Family

ID=16270604

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP1986/000442 WO1987001268A1 (en) 1985-08-30 1986-08-29 Method of collecting data for x-ray tomograph

Country Status (5)

Country Link
US (1) US4852132A (ja)
EP (1) EP0235302B1 (ja)
JP (1) JPH0683709B2 (ja)
DE (1) DE3687122T2 (ja)
WO (1) WO1987001268A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5179111A (en) * 1987-12-14 1993-01-12 Schering Aktiengesellschaft Imidazole derivatives

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4139150C1 (en) * 1991-11-28 1993-06-24 Siemens Ag, 8000 Muenchen, De Computer tomograph with part ring formed X=ray source and detector - has double ring system without complementary interpolation
US6173032B1 (en) * 1998-09-29 2001-01-09 General Electric Company Methods and apparatus for image reconstruction
US6324241B1 (en) 1999-12-30 2001-11-27 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for CT reconstruction
US6381297B1 (en) 2000-08-15 2002-04-30 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc High pitch reconstruction of multislice CT scans
JP3886895B2 (ja) * 2002-12-27 2007-02-28 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｘ線データ収集装置およびｘ線ｃｔ装置
JP2006000225A (ja) * 2004-06-15 2006-01-05 Canon Inc Ｘ線ｃｔ装置
US7215734B2 (en) * 2004-06-30 2007-05-08 General Electric Company Method and system for three-dimensional reconstruction of images
JP4679348B2 (ja) * 2005-11-22 2011-04-27 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｘ線ｃｔ装置
US8411814B2 (en) * 2008-10-31 2013-04-02 Analogic Corporation Method of and apparatus for measuring center detector index on CT scanner with limited field of view access
CN102613985B (zh) * 2011-01-31 2014-01-22 上海西门子医疗器械有限公司 一种探测器和包括该探测器的x射线投影数据采集系统
CN102648850B (zh) * 2011-02-28 2014-01-22 上海西门子医疗器械有限公司 一种x射线投影数据采集系统
CN103961122B (zh) 2013-01-31 2018-07-31 通用电气公司 用于非等γ角CT系统中数据转换的方法和装置

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5977836A (ja) 1982-10-25 1984-05-04 株式会社島津製作所 コンピユ−タ断層撮影装置
JPS59194260A (ja) 1983-04-18 1984-11-05 Yokogawa Medical Syst Ltd 計算機トモグラフイ装置

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4206359A (en) * 1974-01-31 1980-06-03 E M I Limited Radiography
DE2517440C3 (de) * 1975-04-19 1981-11-19 Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg Anordnung zur Ermittlung der Absorption einer Strahlung in einer Ebene eines Körpers
NL7607976A (nl) * 1976-07-19 1978-01-23 Optische Ind De Oude Delft Nv Inrichting voor tomografie met voorzieningen waardoor signaalprofielen afgeleid van een di- vergerende stralingsbundel kunnen worden gere- construeerd in signaalprofielen die elk corre- sponderen met een bundel van evenwijdig inval- lende stralen.
JPS5919260A (ja) * 1982-07-20 1984-01-31 Matsushita Electric Ind Co Ltd 記録モ−ド判別方式
US4580219A (en) * 1983-05-02 1986-04-01 General Electric Company Method for reducing image artifacts due to projection measurement inconsistencies
FR2562371A1 (fr) * 1984-03-30 1985-10-04 Thomson Cgr Procede de reconstruction d'une image a haute resolution, par tomodensitometrie
US4736396A (en) * 1984-05-29 1988-04-05 Imatron, Inc. Tomosynthesis using high speed CT scanning system

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5977836A (ja) 1982-10-25 1984-05-04 株式会社島津製作所 コンピユ−タ断層撮影装置
JPS59194260A (ja) 1983-04-18 1984-11-05 Yokogawa Medical Syst Ltd 計算機トモグラフイ装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP0235302A4

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5179111A (en) * 1987-12-14 1993-01-12 Schering Aktiengesellschaft Imidazole derivatives

Also Published As

Publication number Publication date
EP0235302A4 (en) 1989-03-29
EP0235302A1 (en) 1987-09-09
JPS6249831A (ja) 1987-03-04
EP0235302B1 (en) 1992-11-11
DE3687122T2 (de) 1993-05-13
US4852132A (en) 1989-07-25
JPH0683709B2 (ja) 1994-10-26
DE3687122D1 (de) 1992-12-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN100542487C (zh) Ct系统校正系数计算方法、束硬化后处理方法及ct系统
WO1987001268A1 (en) Method of collecting data for x-ray tomograph
US7242749B2 (en) Methods and systems for dynamic pitch helical scanning
JPH0474017B2 (ja)
EP0037039A2 (en) Image reconstruction apparatus
WO2017032864A1 (en) Dual energy differential phase contrast imaging
JPH03186250A (ja) 入れなおしを用いた扇状ビームらせん走査法
US4417354A (en) Diagnostic radiology installation
Saito et al. Large-area two-dimensional detector system for real-time three-dimensional CT (4D CT)
US6343110B1 (en) Methods and apparatus for submillimeter CT slices with increased coverage
US4345158A (en) Tomographic apparatus for the production of transverse layer images
JPH04198840A (ja) Ｃｔ装置
EP0402876A3 (en) Radiographic apparatus
JP4823780B2 (ja) パノラマ断層像生成装置及びパノラマ断層像生成プログラム
EP0211956A1 (en) Computerized tomography unit
US4053779A (en) Method and apparatus for constructing models of body sections
EP0049464B1 (en) Apparatus for collecting x-ray absorption data in a computerized tomographic apparatus
Suortti et al. Performance evaluation of a bent Laue monochromator
US4126787A (en) Radiography
GB2038131A (en) Far field imaging and direction finding
JPS5817613B2 (ja) Ｘ線断層装置
JPS58183146A (ja) 投影デ−タ検出方式
Tokuoka The principles of panoramic tomography
Cho et al. Three-dimensional microtomography with synchrotron radiation using planar integral projection data
Voegeli et al. Multibeam X-ray tomography optical system for narrow-energy-bandwidth synchrotron radiation

Legal Events

Date Code Title Description
AK Designated states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): US

AL Designated countries for regional patents

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): DE GB

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 1986905397

Country of ref document: EP

WWP Wipo information: published in national office

Ref document number: 1986905397

Country of ref document: EP

WWG Wipo information: grant in national office

Ref document number: 1986905397

Country of ref document: EP