WO1988002239A1 - Radiation ct - Google Patents

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WO1988002239A1
WO1988002239A1 PCT/JP1987/000712 JP8700712W WO8802239A1 WO 1988002239 A1 WO1988002239 A1 WO 1988002239A1 JP 8700712 W JP8700712 W JP 8700712W WO 8802239 A1 WO8802239 A1 WO 8802239A1
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radiation
ray
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center
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PCT/JP1987/000712
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Inventor
Hideo Nagai
Original Assignee
Yokogawa Medical Systems, Ltd.
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Publication date
Priority claimed from JP61232645A external-priority patent/JPH0626544B2/ja
Priority claimed from JP61255340A external-priority patent/JPH0626545B2/ja
Application filed by Yokogawa Medical Systems, Ltd. filed Critical Yokogawa Medical Systems, Ltd.
Priority to DE8787906444T priority Critical patent/DE3785360T2/de
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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]
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating

Definitions

  • the present invention relates to a so-called radiation CT, which is a tomography apparatus using radiation such as X-rays.
  • the X-ray source rotates 360 ° around the circumference to achieve high resolution and high image quality.
  • the present invention relates to a radiation CT capable of reconstructing an image.
  • the stationary-rotation type radiation CT (explained about X-ray), which is called the 4th generation, has detectors arranged around the entire circumference, and the X-ray source is exposed while the detector is fixed.
  • This is an apparatus of a type that rotates around a reconstitution area for accommodating a specimen.
  • Figure 8 shows the gantry section of this device.
  • reference numeral 1 denotes a reconstruction area of an image in which a subject is stored and a tomographic image of the subject existing inside the reconstruction area
  • 2 is a fixed array on the circumference. It is a detector that detects irradiated X-rays.
  • the X-ray source 3 is a fan that covers the reconstruction area ;; in the case of the Luth method, the kx-ray beam rotates continuously while drawing a circle around the reconstruction area 1 while generating pulses.
  • data is sampled by each detector 2 in synchronism with X-ray generation at fixed angles.
  • the advantage of this method is that the imaging can be performed simply by rotating the X-ray source, so that the reliability is high and the imaging speed can be increased.
  • the projection information can be obtained evenly, which is useful for reducing false images such as rings and artifacts.
  • Fig. 9 shows the scan of the X-ray C-cutter and the spatial arrangement of the data acquisition part.
  • 0 is the center of the reconstruction area ⁇
  • LA is the circumference where the detector 2 is arranged, and the detectors 2 are arranged at equal intervals and at equal angular intervals.
  • this offset detection method connects the center of the detector DO located at the center to X0 with the straight line connecting the X-ray generation point X0 and the reconstruction center 0. Consistently shift the line, in other words, detect such a geometric position and generate an X-ray, at least reconstructing it with the data collected at the 180-degree shifted X-ray source point Y0 This is an attempt to increase the effective sample data by interpolating the transmitted X-ray paths near the center 0 of region ⁇ without matching each other.
  • An object of the present invention is to realize a radiation CT that has a short scan time, and therefore has a high effective sample rate with a small exposure dose, and enables high-resolution and high-quality image reconstruction.
  • the present invention that solves the above-described problems is a radiation CT in which a radiation source such as X-ray and a lysate group are arranged opposite to each other across a reconstruction area for accommodating a subject, and a radiation ray generation position. Due to the spatial and temporal control of each, between the adjacent or nearby pew data groups and between the corresponding view data groups corresponding to the respective view groups, the respective radiation transmission paths are at least at the center of the reconstruction area. It is characterized in that scanning is performed so as to interpolate each other.
  • the radiation transmission path means the geometrical optical center straight line when the radiation has a spread.
  • the view data at an arbitrary position and the near pure data, the view data at the opposite position, and the view data at the near position are near the center of the reconstruction area.
  • each of the radiation transmission paths is interpolated with each other without overlapping, and collected as different data.
  • FIG. 4 is an explanatory view of the principle of the present invention
  • FIG. 2 is a layout diagram of irradiation positions according to the present invention
  • Figure 3 is an illustration of the calculation of 3 ', 3 "
  • Fig. 4 is an enlarged explanatory diagram of the interpolation situation
  • Fig. 5 is the irradiation diagram by the mounting X-ray source
  • FIG. 6 is a diagram of a CT apparatus according to one embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram of an irradiation position according to another embodiment of the present invention.
  • Figure 8 is a view of the gantry section
  • FIG. 9 is a spatial arrangement diagram of a scan data acquisition portion in a normal offset detection method i
  • FIG. 10 is a diagram of an irradiation position according to still another embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a diagram showing a geometric arrangement of a scanning system for explaining the principle of the present invention.
  • the X-ray source 3 circulates and rotates on B. In the case of the pulse method, each point on LB emits fan-shaped X-rays.
  • the line OX0 ', OX0 "connecting X0 ⁇ and 0 forms the angle between the positive direction of the X-axis 60'," ⁇ , and the line OX0 ', OX0 "forms the line CO X0 / 3' , ⁇ ".
  • the X-ray source 3 When the X-ray source 3 rotates on the circumference LB and irradiates the reconstruction area 1 from the X-ray source 3 and the transmitted radiation is incident on the detector Di, the X-ray source 3 is positioned at any position (for example, X0 ') And the position of the adjacent X-ray source 3 (eg, X0 ⁇ ), and 180 from that position. Assuming that X-rays are irradiated from the position of the X-ray source 3 when rotated and the position of the X-ray source 3 adjacent thereto, the irradiation X-ray transmission paths are mutually different near the center 0 of the reconstruction area ⁇ . Find each irradiation position of the X-ray source 3 for interpolating. Now, the following scan is performed. However, the number of positions irradiated by the X-ray source 3 is 2N, and the X-ray source 3 moves in a counterclockwise direction.
  • the position of the view by the X-ray source 3 is the next point shown in FIG.
  • the second view is - ⁇ ".
  • Second view is 50 + ⁇ '
  • the third view is ⁇ 0 + ⁇ 5-a "
  • the 4th pew is 30 ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ '
  • the 1st pew is SO ⁇ ⁇ 80.
  • 1 ⁇ (1st opposing view)
  • ⁇ + 2nd pew is 30 + 180 ° 2nd—
  • ⁇ th pew is SO + 360. 1 ⁇ 1 3”
  • the second view is 50 360. +
  • Fig. 3 shows the repulsor, X-ray generation point, etc. in an enlarged scale for easy understanding.
  • D-1, DO, and D1 are adjacent detectors, and Cl, CO, and C1 are their centers.
  • the angle between line segment CO X0 and line segment Gl X0 is ⁇ a
  • the angle between line segment ⁇ 0" and line segment CO X0 "is cT. Take the length of the segment GO X0 and let the length of the line segment OX0 be,. Take a ⁇ 0 of the same length as the line segment ⁇ 0 on the line segment G1 ⁇ 0, and set the intersection of CO X0 "and OA
  • the transmission path of the center beam in the first view XO " is located 1/8 of OA from the center 0 of the reconstruction area 1, and the transmission path of the center beam in 'is the center 0-3
  • the transmission path of the center beam at XN / 2 " is 1 / the opposite side of center 0 to X0".
  • XN / 2 ' is at a position 180 ° rotated from XO r
  • the center beam transmission path at XN / 2' is 3Z away from center 0 on the opposite side of X0 '.
  • Fig. 5 is a diagram showing the state of interpolation.
  • the transmitted X-ray paths from X0 ', X0 ⁇ .XN / 2', XN / 2 are interpolated with each other.
  • FIG. 6 shows an embodiment of an X-ray CT using such a principle.
  • reference numeral 1 denotes a table on which the subject ⁇ 2 is placed and which is moved by 'moving the subject ⁇ 2 in the horizontal direction' into a hole at the center of the gantry 13.
  • the ⁇ 3 '/ ⁇ 3' is formed as shown in section ⁇ 3 '. That is, the X-ray tube X of the X-ray source 3 rotates on a circumference LB centered on the center 0 of the reconstruction area ⁇ .
  • the detector 2 is further fixedly arranged on the outer circumference.
  • Reference numeral 14 denotes a table that controls the pull 1 so that the subject ⁇ 2 is appropriately arranged in the reconstruction region, and controls the rotation of the X-ray tube X.
  • Reference numeral 5 denotes a high-voltage X-ray tube control unit for supplying a high voltage to the X-ray tube X, which is controlled by the X-ray generation controller 16.
  • Reference numeral 17 denotes an operation / photographing control device which controls the operation timing and the photographing timing of the template gantry control device 14 and the X ⁇ generation control device 16.
  • Reference numeral 8 denotes a data collection device for collecting the transmitted X-ray intensity signal detected by the detector 2, and this data is sent to a data processing device 19.
  • 20 is a large-capacity storage device for storing data from the data processing device 19
  • 21 is an image display device for displaying an image reconstructed by the data processing device 19
  • 22 is a photograph for capturing the image. It is a photographing device.
  • Appropriate processing such as logarithmic conversion and X-ray intensity correction is performed on the obtained data in the data processing device 19 and stored in the large-capacity storage device 20.
  • normal image reconstruction processing is performed in the data processing device 19, and the obtained image is displayed on the image display device 2 #, and a photograph is taken as necessary.
  • a photograph is taken by the photographing control device 22.
  • a higher resolution and higher image quality CT device can be realized with the conventional CT and the rotation angle and exposure dose around the circumference.
  • the following method shown in FIG. 7 may be used (the number of views N).
  • the first view is 50 — ⁇ "
  • the fourth view is SO +
  • the H / 2th Pew is
  • the ⁇ ⁇ ⁇ th view is 30 + T '
  • the fourth view is '50.-3 "
  • ⁇ . ⁇ may be inside the LB-That is, for high resolution, the detector group is arranged inside the X ⁇ source 3 (X A configuration in which the detector 2 is retracted in order to avoid the passage of the line) may be used.
  • the values of ⁇ 'and iS "in equations (9) and (6) may be replaced. In this case, ⁇ in equation (6) is replaced by ⁇ ', and ⁇ 'in equation (9) Can be replaced with ⁇
  • the X-ray CT can be configured in various ways besides the configuration shown in the embodiment, and various image reconstruction algorithms can be adopted.
  • the scan can be performed as follows. However, scan in the counterclockwise direction.
  • the first view is so — ⁇
  • the second pew is 0 + ⁇
  • the third view is ⁇ Q ⁇ ⁇ —! 3
  • the fourth view is 60 -i- ⁇ 0-3
  • the fourth view is
  • the same effect can be obtained by collecting skin data as follows.
  • the first pew is 50- ⁇
  • the second view is room 3 i- ⁇
  • the third view is 00 + 2 ⁇ rum — 3
  • the third view is
  • the data collection range by scanning is 180. ⁇ a (a is a fan including the reconstruction area. ⁇ Angle ⁇ or more, so the following effects are produced.
  • the scan time can be made shorter than in the case of the 360 ° rotation method, so that an even faster scan can be realized.
  • high-speed scanning can be performed, the scan time can be shortened, and a high-resolution and high-quality apparatus can be realized with a low exposure dose.

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Description

明 細 書
放射線 C T
(技術分野）
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放射線 C Tに関し、 特に 第 4世代の C Tにおいて、 X線源が 3 6 0° の全周回転を行い、 高解像， 高画質の画 像再構成を可能とする放射線 C Tに関する。
(背景技術）
第 4世代と称せられるステイショナリ · ローティ卜方式の放射線 C T ( X線の場合 について説明する） は検出器を円周上に全周に亘つて配置し、 検出器は固定したまま X線源を被検体を収容する再構成領域を中心として回転させる方式の装置である。 こ の装置のガン卜リ部を第 8図に示す。 図において、 1はその内部に被検体を収納し、 その内部に存在する被検体の断層像を再構成する画像の再構成領域、 2は円周上に固 定配列され、 再構成領域 1を照射した X線を検出する検出器である。 X線源 3は再構 成頜域 Ίをカバーする扇； kx線ビームを ルス方式の場合パルス的に発生しながら再 ' 構成領域 1の周りを円を描いて連続回転する。 X線源 3の回転走査中、 一定角度毎に X線発生と同期しながら各検出器 2によりデータがサンプリングされる。 この方式の - 利点は、 単に X線源を回転させるだけで撮影可能なので璣搆的信頼度が高く、 撮影速 度も高速化することができ、 涵々の検出器 2が再構成領域 1の投影情報をまんべんな く取得し得るので、 リング，アーティファク卜等の偽像の低減に有用である等の点で ある。
第 9図に X線 C丁装置のスキャンとそのデータ取得部分の空間的配置を示す。 図に おいて、 第 8図と周じ部分には周じ符号を付してある。 図中、 0は再構成領域 Ίの中 心、 LA は検出器 2を配置してある円周で、 検出器 2は等間隔， 等角度間隔で配置さ れている。 X線源 3は円周 L B 上を回転し、 パルス方式の場合は X鎳源 3は円周し B 上の各点 X i ( i =— η 〜0··η 〉 ， Y i ( i =— η 〜0··η ) において X線を照射 し、 各方向毎にファン状の 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再構成頜域 1を包む角度範囲である。
ところで、 再構成されるイメージの解像力 （空間分解能〉 を向上するため、 特に半 径方向の解像力向上のため所謂オフセッ卜検出方式を採甩している。 このオフセッ卜 検出方式というのは X線発生点 X0 について考えると、 X線発生点 X0 と再構成中心 0を結ぶ直線に対して、 この場合の中央に位置する検出器 DO の中心と X0 を結ぶ直 線を意識的にずらせ、 換言すればそのような幾何学的位置を検知して X線を発生させ、 1 8 0° ずれた X線発生点 Y0 での収集データとの間で少なくとも再構成領域 Ίの中 心 0の近傍にて透過 X線通路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。
しかし、 これ以上に解像力を向上することは非常に困難で、 より多数の検出器群を 稠密に配置してスキャンするとか、 開口辐の狭い検出器群により回転毎にオフセッ卜 曇を変えて多回転スキャンするとかする方法があるが、 スキャンタイムが長く掛かり、 被曝量も格段に増え、 高価な装置が必要となる。
(発明の開示）
本発明の目的は、 スキャン時間が短ぐ、 従って少ない被曝量で実効的サンプル♦ レ ートが高く、 高解像度、 高画質な画像再構成を可能にする放射線 CTを実現すること にある。
前記の問題点を解決する本発明は、 被検体を収容する再構成領域を挾んで X镍等の 皎射籙源と渙出器群とを対向配置する放射線 C Tであって、 故射線発生位置の空間的, 時間的制御により、 隣接或いは近傍のピューデータ群の間、 およびそれら各ビュー群 に対応する対向ビューデータ群との間で、 各放射線透過経路が少なくとも再構成領域 の中央部において互いに補間し合うようにスキャンするようにしたことを特徴とする ものである。 ここで放射線透過経路とは、 放射線が広がりを持つ場合にはその幾何光 学的中心直線を意味するものとする。
放射線発生の空間的位置を制卸して放射線を照射させることにより、 任意の位置の ビューデータと近傍のピューデータ及び対向位置のビューデータとその近滂のビュー データとは再構成頜域の中心近傍において各々の放射線透過経路が何れも重なること なく互いに補間し合い、 それぞれ異なったデータとして採取される。
(図面の簡単な説明）
第 Ί図は本発明の原理の説明図、 第 2図は本発明による照射位置の配置図、
第 3図は3' , 3" の計算の説明図、
第 4図は補間状況の拡大説明図、
第 5図は実装 X線源による照射図、
第 6·図は本発明の一実施例の CT装置の図、
第 7図は本発明の他の実施例による照射位置の図、
第 8図はガン卜り部の図、
第 9図は通常のオフセッ卜検出方 iでのスキャンデータ取得部分の空間的配置図、 第 Ί 0図は本発明のさらに他の実施例による照射位置の図である。
(発明を実施するための最良の形態）
以下、 図面を用いて本発明を詳細に説明する。 先ず、 本発明の原理を説明する。 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、 第 8図， 第 9図と同じ部分には同じ符号'を付してある。 図において、 検出 器 2は任意の検出器 Do を中心とする Di' (i =-n 〜〇〜η ) で構成され、 円周し A 上に等間隔， 等角度間隔に固定的に配置されている。 X線発生源 3は円周し B 上を 回転し、 パルス方式の場合には LB 上の各点でファン状 X線を照射する。 今任意の検 出器 DO の中心 CO と〇を結ぶ直線の円周 LB との交点で、 0に関して DO と反対側 の点を X0 とし、 OX0 が X 軸の正方向となす角度を 0 とする。 CO を起点として 線分 CO X0 と角度 δ' , - δ" をなす直線の円周 LB との交点のうち、 〇に関して CO と反対側の点を夫々 X0 ' , X0〃 とし、 これら X0 ' . X0〃 と 0を結んだ線 分 OX0 ' , OX0 " が X 軸の正方向となす角を夫々 60 ' , " ·、 線分 OX0 ' , OX0 " が線分 CO X0 となす角を /3' , β" とする。
X線源 3が円周 L.B 上を回転して X線源 3から再構成領域 1を照射し、 その透過放 射線が検出器 Di に入射する場合、 X線源 3の任意の位置 （例えば X0 ' ) とそれに 隣接する X線源 3の位置 （例えば X0〃 ) 、 及びその位置から 180。 回転したとき の X線源 3の位置とそれに隣接する X線源 3の位置からそれぞれ X線を照射するとし たとき、 各照射 X線透過経路が再構成領域 Ίの中心 0の近傍において相互に補間する ようになるための X線源 3の各照射位置を求める。 いま次のようなスキャンを行うものとする。 但し、 X線源 3が照射する位置の数を 2Nとし、 X線源 3は反時計回りの方向に移動するものとする。
X線源 3によるビューの位置を第 2図に示す次の点とする。
第 Ί番目のビューは -β" .
第 2番目のビューは 50 +β'
第 3番目のビューは Θ0 + Δ 5 - a "
第 4番目のピューは 30 ^ Θ^β' 第 Ν + 1番目のピューは SO ÷ Ί 80。 一 β" (第 1番目の対向ビュー） 第 Ν+2番目のピューは 30 +180° 第 2Ν— Ί番目のピューは SO +360。 一△ 一 3"
第 番目のビューは 50 360。 +
これは次の点でスキャンを行ったことである。 . ' '
X0 ， X0 ' ， X" , X1 ' ， X2 " . X2 ' … - ここで、 , .3''の設定を第 3図を参照して説明する。 第 3図は分り易くするた め、 揆出器， X線発生点等を拡大して描いている事に注意を要する。 図において、 第 Ί図と同じ部分には周じ符号を付してある。 図中、 D-1, DO , D1 は隣接した検出 器で C-l, CO , C1 はそれぞれの中心である。 線分 CO X0 と線分 Gl X0のなす 角を Δァ， 線分 CO X0 と線分 CO X0 " のなす角を , 線分〇Χ0 " と篛分 CO X0 " のなす角を cT とし、 線分 GO X0の長さをし、 線分 OX0の長さを ί とする, 線分 G1 Χ0上に線分 ΟΧ0 と等しい長さの ΑΧ0を取り CO X0 " と OAの交点を
Bとする。
三角形 CO OX0 " において. β〃 は外角なので
β" =δ" ÷ " - ( ) 又、 Δτ, δ" は極めて小さいので、 次式が成り立つ。
ΟΑΗΟΧ0 *厶0 0 C1 ::ϋ - Δτ - (2)
ΟΒ= (1 Ζ8) ^に選ぶと 三角形〇C0 Bにおいて
OB = C0 0 *乙 OCO B= (し一 ϋ ) δ"
( L-ΰ ) δ" hOB= ( 1/8) OA (3 )
( 2) , (3)式から
δ" '=J ♦厶ァ / {8 ( L— ϋ 〉 ） ( 4) 又、 〇から底辺 CO X0〃 に下した垂線を〇Dとし、 その長さを h とすると
OX0 " =ΟΧ0 から
sin " - -- -h /ϊ
sin δ" -OD/OCO =h Ζ ( L-.3 )
.·. a" =sin "1 [ { ( L-ί ) S ) - sin δ ( 5 ) ( 1 ) , (4〉 (5)式より
-1
β" =sin Γ { ( L-J2 ) /.3 } · sin δ" ] +ί ♦ Μ / {8 ( L-ϋ ) }
' '··· ( 6〉 β' は周様にして、 検出器 DO の他の隣接検出器 D-1の中心 C-1と: XO を結び線分 C-1X0 に線分 OX0 に等しい長さの FXO を取り、 線分 OFと線分 CO X0 ' との 交点を Gとする。
〇G= ( 3/8 ) OFに選ぶと、 次式が求められる。
δ' =3 · ♦厶 7·,/ {8 (し- J ) } （ 7 ) ' =sin ] [ { ( L-J? ) ZJJ } ♦ sin δ' ] - ( 8 ) 3' =sin [ ( (し一 J? ) ZJ? } ♦ sin δ' ] +3 ♦ Δァ，" {8 ( L-J3 ) } （9 ) 以上のように 3' , β" を選ぶと、 再構成頜域中心の近傍において X線.中心ビーム の透過経路は、 Χ0 " からは一 1 /8, Χ0 ' からは 3ノ8だけ中心〇からずれた点 を通り、 180。 回転した反対側の位置 ΧΝ/2 " , ΧΝ/2 ' では、 逆に Ί /Q, —3 Ζ8のずれを生ずるため丁度間に入るようになる。 但しオフセットの符号は、 0から Χ0 に向う方向に対してその左側で + , その右側で- とする。 その状況を第 4図に示 す。 図において、 第 3図と周じ部分には同じ記号を用いてある。 ΧΝ/2 ' , ΧΝ/2 " は Χ0 ' , Χ0〃 の中心〇に対し対称な X線源 3の位置である。 図に明らかなように 第 1番目のビュー XO " での中心ビームの透過経路は再構成領域 1の中心 0から OA の 1 /8ずれた位置にあり、 ' での中心ビームの透過経路は周じく中心 0から 3 Z8反対側にずれた位置にある。 " は) (0 " から Ί 8 0° 回転した位置にあつ て、 XN/2 " での中心ビームの透過経路は中心 0から X0 " の反対側 1 /8ずれた位 置にあり、 · XN/2 ' は XO r から 1 80° 回転した位置にあって、 XN/2 ' での中心 ビームの透過経路は中心 0から X0 ' の反対側 3Z&すれた位置にあり、 結局隣接 2 ビューと各々の対向 2ビューの 4者の間は 2../ 8づつの間隔で補間の関係にある。 第 5図は補間の状況を示す図である。 中心〇の近滂において、 X0 ' , X0〃 . X N/2 ' ， XN/2 " からの透過 X線経路が互いに補間されている。
以上の説明では X0 , X0 ^ , X0 " の位置及びその対称の位置で説明したが、 円 周 LB 上の如何なる X線源 3の位置でも周様な結果を得ることは当然である。
このような原理を用いた X線 C Tの一実施例を第 6図に示す。 図において、 Ί 1は 被検体 Ί 2を載置し、 ガン卜リ 1 3の中央部の穴に対し'被検体 Ί 2を水平方向に動か 'して収容するためのテーブルである。 /Γン卜'リ Ί 3はその断面が Ί 3' で示されるよ うに形成されている。 即ち、 X線源 3の X線管 Xは再構成領域 Ίの中心 0を中心とす る円周 LB 上を回転移動する。 検出器 2は更にその外側の円周し 上に固定配置され ている。 1 4は被検体 Ί 2が再構成領域内に適切に配置されるように亍一プル 1 Ίを 制御すると共に、 前記 X線管 Xの回転を制御するテーブル♦ガ'ン卜リ制御装置、 Ί 5 は X線管 Xに高電圧を供給する高圧 X線管制御部で、 X镍発生制御装置 1 6により制 御される。 1 7はテ一プル♦ガン卜リ制御装置 1 4及び X篛発生制御装置 1 6の操作 時期 び撮影時期を制御している操作撮影制御装置である。
8は検出器 2で検出された透過 X線強度信号を収集するデータ収集装置でこのデ ータはデータ処理装置 1 9に送られる。 2 0はデータ処理装置 1 9からのデータを蓄 える大容量記憶装置、 2 1はデータ処理装置 1 9で再構成された画像を表示する画像 表示装置、 2 2は前記の画像を撮影する写真撮影装置である。
次に、 このように構成された実施例の装置の動作を説明する。 操作♦撮影制卸装置 1 7の制御信号によりテーブル♦ガン卜リ制御装置 Ί 4は被検体 1 2を載せたテーブ ル Ί 1をガン卜リ Ί 3に送り込み、 X線源 3を回転させ、 周時に X線発生制御装置 Ί 6を制御する。 X線発生制御装置 1 6は上記原理説明図で述べたように X線管 3の照 射時期を高圧 X線制御部 1 5に与える信号によって制御しながら X線管 3に高圧を与 える。 検出器 2は再構成頜域 1を透過した X線強度を検出し、 そのデータはデータ収 集装置 1 8によって採取される。 得られたデータに対してはデータ処理装置 1 9にお いて適宜の処理、 例えば対数変換、 X線強度補正等の処理を施し、 大容量記憶装置 2 0に蓄える。 このようにして、 2 Nビューのデータが揃うとデータ処理装置 1 9にお いて通常の画像再構成処理を行い、 得られた画像は画像表示装置 2 Ίに表示され、 必 要に応じて写真撮影制御装置 2 2にて写真撮影される。
以上説明したように、 各隣接及び対向の X線照射位置における再構成領域 Ίの中心 付近においてそのビューデータは完全に補間しているため、
( ) 従来技術に基づく高解像 C Tに比して、 短いスキ ンタイム、 従って高速スキ ヤンの低被曝線量の C Tが実現できる。
( 2 ) 従来の C Tと周程度の回転角と被曝線量で、 より高解像、 高画質の C T装置を 実現できる。 -
( 8 ) 検出器の開口幅を十分に小さくすれば、 同一の撮影系 （X線発生源 （焦点サイ ズを含む） 、 検出器数、 幾何学的配置） によって非常に高い空間分解能を得ることが で 'さる。
( 4 ) 互いに近接する 3ビュー以上の複数ビュー群とその対向ビュー群の関係を上記 と周様に規定することにより、 より高解像でアーティファク卜の少ない C Tが得られ る。
尚、 本発明は上記実施例に限定されるものではなく、 例えば次のようなスキャンを 行うようにしてもよい。
例えば第 7図に示す次の方法で行ってもよい （ビュー数 N ) 。
第 1番目のビューは 50 —β "
第 2番目のビューは 0 +厶 5 +
第 3番目のビューは — (3 "
第 4番目のビューは S O + 第 H/2 ÷Ί番目のピューは
SO 80。 —β"
第 N/2 +2番目のビューは
60 +180° +厶 3 + 3ノ 第 N— Ί番目のビューは
50 +360。 - 2Α0 -β"
第 Nj番目のビューは
Θ0 +360° —厶 5 + |3' -
' これは、 次の点でスキャンしたことになる。
X0 " , X1 ' , X2 " ， X3 ' -XN/2+1 " ， XN/2+2 ' 〜ΧΝ-1 " , Xn ' 次のスキャンの方法も差支えない。
第 Ί番目のビューは 30 + T '
第 2番目のビューは SO — 3" * 第 3番目のピューは +
第 4番目のビューは '50 . - 3"
これは、 次の点でスキャンしたことになる 3
X0 ' . X , X2 ' , X3 " ……
GW方向へのスキャンも勿論可能である。 の与え方はピュー毎に異なつてもよ い ί.Α は LB の内側にあってもよい- 即ち、 高解像化のため、 検出器群を X篛源 3 の内側に配置する構成（X線の通過を避けるために検出器 2を退避させる構成） であ つてもよい。 β' と iS" の各々の （9)式、 （6)式に示す値を入替えてもよい。 こ の場台、 （6)式の δ〃 を δ' に、 （9)式の δ' を δ〃 に置き替える。 X線 CTの 搆成は実施例で示した構成の他、 各種の変形が考えられる。 又、 画像再構成アルゴリ ズムも各種のものが採用できる。
β' と 3" 、 δ' と δ 及び α' と " をそれぞれ次式で与えられるような 3、 δ 5：ひ 'αに選ぶと、
S = δ ÷ « δ=ϋ ·厶ァ /4 (ヒー ϋ )
a = sin [ { ( L-ϋ ) ί } sin δ]
次のようスキャンを行うことができる。 但し 反時計回りの方向にスキャンするもの とする。
第 1番目のビューは so —β
第 2番目のピューは 0 +β
第 3番目のビューは Θ Q ÷ Θ— !3
第 4番目のビューは 60 -i-Δ 0 - 3 第 Ν番目のビューは
^0 + (-1 ) Ν ♦ 3+ [ (Ν- ) /2] ΆΘ これはく 次の点でスキャンを行ったことに相当する
Χ0 " . Χ0 ' , X" ， X" ， · ♦ ♦
上記のスキャン♦データの第 （ 2 i -· Ί ) , 第 2 i ビューの間の幾何学関係は第 1 〇図のようになり、 ？1構成領域のかなりの 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つ
尚、 スキ 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番目のピューは 50 -β
第 2番目のビューは Θ 厶 3 i-β
第 3番目のビューは 00 + 2♦厶 — 3 第 Ν番目のビューは
Θ + (-1 ) .8 + ( Ν - 1 ) ♦ Δ 0 これは、 次の点でスキ！ ^ンを行ったことに相当する.:
Χ0 " , Χ1 ' , Χ2 " , Χ3 ' . . . . · 以上のような原理に基づき、 1 8 0 + a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。 この実施例によ れば、 スキャンによるデータ収集範囲は 1 8 0。 丄 a ( a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いので、 次のような効果を生ずる。
( ) スキャン♦タイムを 3 6 0° 回転方式の場合よりも短くでき、 従ってさらに高 速なス ヤンが実現できる。
( 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つ
( 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
( 4 ) 3ピュー以上の隣接ビュー （又は近傍ビュー） による透過 X線通路の招互補間 を行い得るようにすることにより、 ¾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。
以上詳細に説明したように、 本発明によれば、 高速スキャンが可能になってスキヤ ンタイムを短くすることができ、 低被曝篛量でありながら高解像度， 高画質の装置を 実現することができ、 旦っ、 患者への苦痛， 負担を軽減できると共に、 体動等の影響 をも軽減できる等々実用上の効果は極めて大きい。
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、 本発明が属する技 術の分野の通常の知識を有するものにとって、 下記の請求の範囲を逸脱することなく 種々の変形をすることは容易である。

Claims

請求の範囲
1 . 被検体を収容する再構成領域を挾んで x線等の放射線源と検出器群とを対向配 置する放射線 C Tであって、 放射線発生位置の空間的， 時間的制御により、 隣接或 いは近傍のビューデータ群の各放射線透過経路が少なくとも再構成領域の中央部に おいて互いに補間し合うようにスキャンするようにしたことを特徴とする放射線 c 丁。
2 . 被検体を収容する再構成領域を挾んで X線等の放射線源と検出器群とを^向配 置する放射線 C Tであって、 放射線発生位置の空間的， 時間的制御により、 瞵接或 いは近傍のビューデータ群とそれら各々に対応する対向ビューデータ群との間で、 各放射線透過経路が少なくとも再構成領域の中央部において互いに補間し合うよう にスキャンするようにしたことを特徴とする放射線 C T。
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