JPH0231745A - コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents
コンピュータ断層撮影装置Info
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- JPH0231745A JPH0231745A JP63179066A JP17906688A JPH0231745A JP H0231745 A JPH0231745 A JP H0231745A JP 63179066 A JP63179066 A JP 63179066A JP 17906688 A JP17906688 A JP 17906688A JP H0231745 A JPH0231745 A JP H0231745A
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- radiation
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- 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
- A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4021—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot
-
- 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
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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
この発明は、医学診断等に用いられるコンピュータ断層
撮影装置に関し、特に画像再構成アルゴリズムの改良に
関するものである。
撮影装置に関し、特に画像再構成アルゴリズムの改良に
関するものである。
【従来の技術】
第７図は従来のコンビューク断層撮影を実施する代表的
な装置の検出系の構成を示す図であり、図において、１
はＸ線源等の放射線源、２ａ−２ｍはＸ線検出器等の放
射線検出器、２はこれら放射線検出器２ａ〜２ｍがなす
放射線検出器群、３は被撮影体である。放射線源１と放
射線検出器群２は一体の検出系４を構成し、該両者は被
撮影体３を挾んで配置され、一定の相対位置関係を保っ
たまま図示しない駆動手段により被撮影体３のまわりを
回転駆動されるようになっている。 次に動作について説明する。まず放射線検出器２ａ〜２
ｍは、放射線ａ１が放射した放射線ビームを検出する。 放射線源１から出射された放射線ビームは被撮影体３の
各部を透過し、放射線検出器２ａ〜２ｍに対し被撮影体
３による放射線ビームの減衰量を反映した形の放射線を
入射する。 放射線源１と放射線検出器２３〜２ｍは機構的に一体の
検出系４を構成し、被撮影体３を挾んで一定の相対的位
置関係を保ちなから該被撮影体３のまわりを少しずつ回
転する。そして、その各回転位置で放射線源１から放射
線ビームを照射し、各放射線検出器２ａ〜２ｍで検出し
た放射線検出信号を夫々測定する。 かくして得られた全回転位置に対する放射線検出信号か
ら所定の計算によって被撮影体３の各部の放射線吸収能
力の分布画像を求め、ＣＲＴ上に断面画像として映出す
るのがこの装置の機能である。ここで、ある回転位置で
得られる被撮影体３を透過した放射線検出器２ａ〜２ｍ
上の検出データは扇形に分布する放射線ビームに対応し
たものであるが、放射線吸収能力の分布を計算するため
に、平行な放射線ビームに対応した放射線検出データが
必要となる。従って、従来は扇形ビームによる放射線検
出データから内挿計算によって平行ビームに相当するデ
ータを算出しその後にフィルタードバックブロジエクシ
ゴン法等の画像再構成のアルゴリズムを用いて前記放射
線吸収能分布の画像を再構成していた。
な装置の検出系の構成を示す図であり、図において、１
はＸ線源等の放射線源、２ａ−２ｍはＸ線検出器等の放
射線検出器、２はこれら放射線検出器２ａ〜２ｍがなす
放射線検出器群、３は被撮影体である。放射線源１と放
射線検出器群２は一体の検出系４を構成し、該両者は被
撮影体３を挾んで配置され、一定の相対位置関係を保っ
たまま図示しない駆動手段により被撮影体３のまわりを
回転駆動されるようになっている。 次に動作について説明する。まず放射線検出器２ａ〜２
ｍは、放射線ａ１が放射した放射線ビームを検出する。 放射線源１から出射された放射線ビームは被撮影体３の
各部を透過し、放射線検出器２ａ〜２ｍに対し被撮影体
３による放射線ビームの減衰量を反映した形の放射線を
入射する。 放射線源１と放射線検出器２３〜２ｍは機構的に一体の
検出系４を構成し、被撮影体３を挾んで一定の相対的位
置関係を保ちなから該被撮影体３のまわりを少しずつ回
転する。そして、その各回転位置で放射線源１から放射
線ビームを照射し、各放射線検出器２ａ〜２ｍで検出し
た放射線検出信号を夫々測定する。 かくして得られた全回転位置に対する放射線検出信号か
ら所定の計算によって被撮影体３の各部の放射線吸収能
力の分布画像を求め、ＣＲＴ上に断面画像として映出す
るのがこの装置の機能である。ここで、ある回転位置で
得られる被撮影体３を透過した放射線検出器２ａ〜２ｍ
上の検出データは扇形に分布する放射線ビームに対応し
たものであるが、放射線吸収能力の分布を計算するため
に、平行な放射線ビームに対応した放射線検出データが
必要となる。従って、従来は扇形ビームによる放射線検
出データから内挿計算によって平行ビームに相当するデ
ータを算出しその後にフィルタードバックブロジエクシ
ゴン法等の画像再構成のアルゴリズムを用いて前記放射
線吸収能分布の画像を再構成していた。
従来のコンピュータ断層撮影装置は以上のように構成さ
れていたので、数多くの内挿計算が必要であり、そのた
め演算に長時間を要する等の問題点があった。また、内
挿計算を行うため、最終的に得られる吸収能分布画像の
空間分解能が低化し画像構成に鮮明度を欠くという問題
点があった。 この発明は上記のような問題点を解消するためになされ
たもので、扇形ビームデータから平行ビームデータへの
内挿計算による換算を不用とし高速で画像構成が可能な
コンピュータ断層撮影装置を得ることを目的とする。
れていたので、数多くの内挿計算が必要であり、そのた
め演算に長時間を要する等の問題点があった。また、内
挿計算を行うため、最終的に得られる吸収能分布画像の
空間分解能が低化し画像構成に鮮明度を欠くという問題
点があった。 この発明は上記のような問題点を解消するためになされ
たもので、扇形ビームデータから平行ビームデータへの
内挿計算による換算を不用とし高速で画像構成が可能な
コンピュータ断層撮影装置を得ることを目的とする。
この出願の第１の発明に係るコンピュータ断層撮影装置
は、放射線検出器群の相隣り合う各放射線検出器と前記
放射線源とが作る角度とをすべて等しくし、撮影時の回
転角度ピッチを前記角度に等しくし、放射線検出器番号
を時計廻りにＩ、撮影位置角度座標を反時計廻りにＪ
（Ｊ＝１〜Ｎ）とする時、撮影データＤ（Ｉ、Ｊ）から
１＋Ｊ≦Ｎのときは Ｊ、＝■＋Ｊ １＋Ｊ＞Ｎのときは Ｊｏ−＝Ｉ＋Ｊ−Ｎなる座標（ア
ドレス）計算によりＤ（Ｉ、Ｊ０）を読出すか、または
前記アドレス計算によりＤ（Ｉ、Ｊ）をＤ （Ｉ、Ｊ０
）に並べ替えることを特徴とする。 また、この出願の第２の発明に係るコンピュータ断層撮
影装置は、前記各放射線検出器に対応した前記放射線源
からの放射線ビーム間距離が検出系の回転中心から下し
た垂線の長さで比較した時、等差となるように配置し、
撮影時の前記検出系の回転角度ピッチを前記各放射線検
出器の配列方向の中心部の前記放射線検出器とこれに相
隣る前記放射線検出器が前記放射線源に対して作る角度
と等しくし、放射線検出器番号を時計廻りにＩ、撮影位
置角度座標を反時計廻りにＪ （Ｊ＝１〜Ｎ）とする時
、撮影データＤ（Ｉ、Ｊ）から１＋Ｊ≦Ｎのときは Ｊ
。＝Ｉ＋Ｊ １＋Ｊ＞Ｈのときは Ｊ、＝Ｉ＋Ｊ−Ｎなる座標（アド
レス）計算によりＤ（Ｉ、Ｊ０）を読出すか、または前
記アドレス計算によりＤ（Ｉ、Ｊ）をＤ （Ｉ、、Ｌ
）に並べ替えることを特徴とする。
は、放射線検出器群の相隣り合う各放射線検出器と前記
放射線源とが作る角度とをすべて等しくし、撮影時の回
転角度ピッチを前記角度に等しくし、放射線検出器番号
を時計廻りにＩ、撮影位置角度座標を反時計廻りにＪ
（Ｊ＝１〜Ｎ）とする時、撮影データＤ（Ｉ、Ｊ）から
１＋Ｊ≦Ｎのときは Ｊ、＝■＋Ｊ １＋Ｊ＞Ｎのときは Ｊｏ−＝Ｉ＋Ｊ−Ｎなる座標（ア
ドレス）計算によりＤ（Ｉ、Ｊ０）を読出すか、または
前記アドレス計算によりＤ（Ｉ、Ｊ）をＤ （Ｉ、Ｊ０
）に並べ替えることを特徴とする。 また、この出願の第２の発明に係るコンピュータ断層撮
影装置は、前記各放射線検出器に対応した前記放射線源
からの放射線ビーム間距離が検出系の回転中心から下し
た垂線の長さで比較した時、等差となるように配置し、
撮影時の前記検出系の回転角度ピッチを前記各放射線検
出器の配列方向の中心部の前記放射線検出器とこれに相
隣る前記放射線検出器が前記放射線源に対して作る角度
と等しくし、放射線検出器番号を時計廻りにＩ、撮影位
置角度座標を反時計廻りにＪ （Ｊ＝１〜Ｎ）とする時
、撮影データＤ（Ｉ、Ｊ）から１＋Ｊ≦Ｎのときは Ｊ
。＝Ｉ＋Ｊ １＋Ｊ＞Ｈのときは Ｊ、＝Ｉ＋Ｊ−Ｎなる座標（アド
レス）計算によりＤ（Ｉ、Ｊ０）を読出すか、または前
記アドレス計算によりＤ（Ｉ、Ｊ）をＤ （Ｉ、、Ｌ
）に並べ替えることを特徴とする。
これら第１〜第２の発明によるコンピュータ断層撮影装
置は、放射線検出器が放射線に対して扇形に配置された
扇形ビーム撮影データの配列から、単にデータの並べ替
えを行うのみで平行ビームデータを得ることができ、従
来技術における内挿計算が不要となる。 特に、第２の発明による各放射線検出器は、これら放射
線検出器に対応した放射線ビームに対する検出系の回転
中心からの垂線の長さが等差となる配置なので、各放射
線ビームが被撮影体上を等間隔で横切るようになり、再
生画像の歪がなくなり、画像のぼけも大幅に減少して極
めて高い鮮明度の画像が得られる。
置は、放射線検出器が放射線に対して扇形に配置された
扇形ビーム撮影データの配列から、単にデータの並べ替
えを行うのみで平行ビームデータを得ることができ、従
来技術における内挿計算が不要となる。 特に、第２の発明による各放射線検出器は、これら放射
線検出器に対応した放射線ビームに対する検出系の回転
中心からの垂線の長さが等差となる配置なので、各放射
線ビームが被撮影体上を等間隔で横切るようになり、再
生画像の歪がなくなり、画像のぼけも大幅に減少して極
めて高い鮮明度の画像が得られる。
以下、この発明の一実施例を図について説明する。図中
、第７図と同一の部分は同一の符号をもって図示した第
１図において、５は被撮影体（被診断者）を保持し、を
最影部位の選択ができるように前後に移動できる寝台、
１１は放射線源１を駆動するためのＸ線管駆動部、１２
は被撮影体３の位置決めのための寝台５の移動を行う寝
台駆動部、１３は撮影時の検出系４の回転駆動を行う検
出系駆動部、１４は放射線検出器、ｆ：１．２の各放射
線検出器２ａ〜２ｍからの出力信号を収集して増幅しア
ナログ／ディジタル変換した後計算機システム２０に送
出する検出器信号収集部、２０はコンピュータ断層撮影
装置全体を制御し画像再構成を行う計算機システム、２
１はＸ線管駆動部１１を制御するＸ線管制御手段（プロ
グラム要素）、２２は寝台駆動部１２を制御する寝台制
御手段、２３は検出系駆動部１３を制御する検出系制御
手段、２４は平行ビームデータから被撮影体３のＸ線吸
収能分布図を再生する画像再構成手段、２５はデータ並
べ替えまたはアドレスの読み替え手段、２６は画像再構
成手段２４によって再構成されたＸ線吸収能分布画像を
表示する画像表示部、２７は画像データ、または検出器
信号データを記憶しデータの運用または保存に供するた
めのデータ記憶部、２８は計算機システム２０を介して
コンピュータ断層撮影装置の操作を行うための操作器（
キーボード等）である。また、放射線源１と放射線検出
器群２は同一円上に配置され、個々の放射線検出器２ａ
〜２ｍは等間隔に配置されている。放射線源１と放射線
検出器群２は一体の検出系４を構成しており、相対位置
関係を一定に保ったまま検出系駆動部１３により被撮影
体３のまわりを１８０゜または３６０°回転駆動可能に
構成されている。 ここで、放射線検出器２ａ〜２ｍの２ａから順に数えた
放射線検出器番号を■とし、放射線源１の撮影位置角度
座標をＪとする。 次に、第２図に示したこの発明の装置の位置関係を示す
図を参照して動作について説明する。最初に検出系４を
図の実線の位置（Ｊ＝１）に置いて１回目の撮影を行う
。次に検出系４を、１番目の検出器２ａと２番目の検出
器２ｂが放射線源１に対して作る角度（α）と同じ角度
だけ回転し、図の点線の位で（Ｊ＝２）で２回目の撮影
を行う。 この様にすると、回転前の１番目の放射線検出器２ａに
対する放射線ビーム（Ｌ０）は、回転後の２番目の放射
線検出器２ｂに対する放射線ビーム（Ｌ２）と平行とな
る。前述したように放射線源１と放射線検出器２ａ〜２
ｍは同一円周上にあり、且つ放射線検出器２ａ〜２ｍは
等間隔に配置されているので、隣り合う放射線検出器に
対する放射線ビームがなす放射線ビーム角はすべて等し
くαである。従って、上記の関係はすべての放射線検出
器にあてはまり、回転前の１番目の放射線検出器番号に
対する放射線ビームは回転後の（ｒ＋１）番目の放射線
検出器番号に対する放射線ビームと平行となる。この時
、放射線検出器群２は、隣り合う放射線検出器の間隔の
１７２の距離だけ円周に沿って進んでいる。この様に同
一の微小角度の回転をくり返して１８０″′または３６
０°回転し、各回転位置で各放射線検出器２ａ〜２ｍの
放射線検出データを採集し、そのデータをＤ （Ｉ、Ｊ
）、（Ｉ−１〜Ｍ、Ｊ＝１〜Ｎ）とする。前記のように
平行となる放射線ビームの原理により、データＤ（Ｉ、
Ｊ）の中から撮影位置角度座標Ｊ＝１（＝１〜Ｍ）のデ
ータＤ（Ｉ、１）、すなわちＤ（Ｉ、１）、Ｄ （２，
２）、Ｄ （３，３）・・・・・・等をとり出すと、こ
れ等のデータはすべて平行な放射線ビームによるデータ
の組と言うことになる。 また、座標Ｄ （Ｉ、ｒ＋ｔ）、Ｄ （ｒ、 ■＋２
）、Ｄ（Ｉ、Ｉ＋３）・・・・・・Ｄ（Ｉ、Ｉ＋Ｊ）等
も同様に平行ビームに、！―るデータの組である。第３
図（ａ）〜（ｅ）はこの関係を撮影手順とデータの取り
出しの関係を含めて示したものである。図では１回の撮
影を（ａ）図、放射線源１の撮影位置角度座標をＪ＝１
からＪ＝２に移動して２回目に撮影した状態を（ｂ）図
、同様にして順次（ｅ）図まで５回の撮影順序を示した
。そして（ｆ）図に例示したように前記各図における放
射線ビームａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅは全て平行となる。この
様なデータの取り出しをすべての撮影位置角度座標Ｊ＝
１〜Ｎにわたって行うと、Ｎ組の平行ビームによるデー
タが得られる。すなわち、 ＪＯ＝Ｉ＋Ｊ−・−・・ ・・・−−一一一−・−
・・・・・・・・・・−（１）として、Ｄ（Ｉ、Ｊ）を
Ｄ （Ｉ、Ｊ０）に並べ替えればよい。ただし、この過
程で Ｊ、＝Ｉ＋Ｊ＞Ｎ となるケースについては、 Ｊｏ ＝Ｉ＋Ｊ−Ｎ、（１＋Ｊ＞Ｎ）・・−・・・・（
２）なるおき替えを行う。 第４図（Ａ） 、（Ｂ）は上記のデータの取り出し方、
または並べ替えの方法を図に示したものであり、第４図
（Ａ）は並べ替え前のデータ図、第４図（Ｂ）は並べ替
え後のデータ図である。以上の様に、放射線源１と放射
線検出器群２を同一円周上に配置し、各放射線検出器２
ａ〜２ｍを同一円周上に等間隔に配置し、放射線源１と
放射線検出器群２を隣接する放射線ビーム間の角度と同
じ角度ずつ回転させ、各回転位置での放射線データを採
集した後に、上記の方法によるデータの取出しまたは、
並べ替えを行えば、直ちに平行ビームによるデータが得
られる。従って、従来技術で必要とされていた扇形ビー
ムによるデータから平行ビームによるデータへの内挿計
算による換算が不要となり、計算量が削減できる。また
内挿計算による再生画像の空間分解能の劣化も防止でき
、再生画像の質が改善される。 ただし、この方法によると、上記のデータの並べ替えに
よって得た平行ビームデータは、被撮影体３上において
厳密に等間隔ではなく、被撮影体３の端部で中央部より
間隔がせまくなる。これが原因となって再生画像には糸
巻形のデイスト−ジョンが生じるが、その程度はわずか
であり、例えば扇形ビームの角度の拡がりを３０°とし
た時に約１％で、実用上許容し得るものである。 第５図は本発明の第２の実施例を示したものである。な
お、前述した第２図と同一、又は相当部分には同一符号
をつけて示している。第２図においては、放射線検出器
２ａ〜２ｍを放射線源１と同一円周上に配置し、等間隔
に配置したが、この第５図では放射線検出器２ａ〜２ｍ
を放射線源１を中心とする円周上に配置し、各放射線検
出ン：（２ａ〜２ｍはこの円周上に等間隔に配置し、隣
り合う放射線検出器と放射線源が作る角度が全て等しく
なる様に配置している。第１図で規定した配置は扇形ビ
ームの各ビーム間の角度を全て等しくするだめの手段の
一つであり、各ビーム間が等角度であれば、第５図の配
置によっても前記のデータ採集およびデータの並べ替え
による平行ビームデータの取得は同様に可能である。第
５図の方法では、すべての放射線検出器２ａ〜２ｍが放
射線源１に対して同一の条件で配置されるので、均一な
特性の放射線検出器が作りやすく、その結果、放射線デ
ータの均一性も良いので、再生画像の質が改善されると
いう利点がある。 第６図は本発明の第３の実施例を示したものである。な
お、第１図及び第５図に示した実施例と同一、又は相当
部分には同一符号をつけて示している。第２図および第
５図に示した実施例は、既に説明した様にわずかながら
再生像に歪を生じる。 更に厳密に言えば、この歪を生じる原因と同じ原因によ
って、再生像の周辺部においてわずかながらの画像のぼ
けを生じる。第６図の実施例は、第２図および第５回の
実施例の上記の欠点を改善したものである。第６図は放
射線検出器２ａ〜２ｍの配置のし方を示している。第６
図においては、各放射線検出器２ａ〜２ｍに対応する放
射線ビームに対して検出系４の回転中心から降した垂線
の長さｈが等しい増分Δｈを持つ様にされている。 放射線検出器番号■の中心を０としてＩ ＝−Ｍ〜０〜
十Ｍ、放射線源１と検出系４の回転中心との間の距離を
Ｒ１１番Ｌ！し放射線検出器の放射線ビームが中心軸と
なす角度をθ（１）とすると、上記の関係は次式で表わ
される。 −ｌΔｈ 、 ＩΔｈｌｌ Δｈ θ（１）・・ｓｉｎ’［）冊 ＋−［］ＲＲ２Ｈ ・−・−・・−・・・・・・・−・−・・・−・−・−
（３）ここで撮影時の検出系４の回転角度ピッチは、各
放射線検出器２ａ〜２ｍの配列方向の中心部の放射線検
出器とこれに相隣る放射線検出器が放射線源１に対して
作る角度と等しくする。各放射線検出器２ａ〜２ｍをこ
の様に配置すると、式（１）、 （２）によって並べか
えたデータは厳密な平行ビームデータではなくなるが、
被撮影体３上で等間隔な配列となる。従って、再生画像
の歪は無くなり、画像のぼけも大幅に減少する。画像の
ぼけの画像半径に対する割合Ｅは次式で表わされる。 （θｍａｘ ：最も外側の放射線検出器の放射線ビー
ム半角） ファンビームの角度を３０° （θｍａｘ −１５°）
とした場合、Ｅの最大値はｏ、ｏｏｉの程度であり、実
用上無視し得るものである。
、第７図と同一の部分は同一の符号をもって図示した第
１図において、５は被撮影体（被診断者）を保持し、を
最影部位の選択ができるように前後に移動できる寝台、
１１は放射線源１を駆動するためのＸ線管駆動部、１２
は被撮影体３の位置決めのための寝台５の移動を行う寝
台駆動部、１３は撮影時の検出系４の回転駆動を行う検
出系駆動部、１４は放射線検出器、ｆ：１．２の各放射
線検出器２ａ〜２ｍからの出力信号を収集して増幅しア
ナログ／ディジタル変換した後計算機システム２０に送
出する検出器信号収集部、２０はコンピュータ断層撮影
装置全体を制御し画像再構成を行う計算機システム、２
１はＸ線管駆動部１１を制御するＸ線管制御手段（プロ
グラム要素）、２２は寝台駆動部１２を制御する寝台制
御手段、２３は検出系駆動部１３を制御する検出系制御
手段、２４は平行ビームデータから被撮影体３のＸ線吸
収能分布図を再生する画像再構成手段、２５はデータ並
べ替えまたはアドレスの読み替え手段、２６は画像再構
成手段２４によって再構成されたＸ線吸収能分布画像を
表示する画像表示部、２７は画像データ、または検出器
信号データを記憶しデータの運用または保存に供するた
めのデータ記憶部、２８は計算機システム２０を介して
コンピュータ断層撮影装置の操作を行うための操作器（
キーボード等）である。また、放射線源１と放射線検出
器群２は同一円上に配置され、個々の放射線検出器２ａ
〜２ｍは等間隔に配置されている。放射線源１と放射線
検出器群２は一体の検出系４を構成しており、相対位置
関係を一定に保ったまま検出系駆動部１３により被撮影
体３のまわりを１８０゜または３６０°回転駆動可能に
構成されている。 ここで、放射線検出器２ａ〜２ｍの２ａから順に数えた
放射線検出器番号を■とし、放射線源１の撮影位置角度
座標をＪとする。 次に、第２図に示したこの発明の装置の位置関係を示す
図を参照して動作について説明する。最初に検出系４を
図の実線の位置（Ｊ＝１）に置いて１回目の撮影を行う
。次に検出系４を、１番目の検出器２ａと２番目の検出
器２ｂが放射線源１に対して作る角度（α）と同じ角度
だけ回転し、図の点線の位で（Ｊ＝２）で２回目の撮影
を行う。 この様にすると、回転前の１番目の放射線検出器２ａに
対する放射線ビーム（Ｌ０）は、回転後の２番目の放射
線検出器２ｂに対する放射線ビーム（Ｌ２）と平行とな
る。前述したように放射線源１と放射線検出器２ａ〜２
ｍは同一円周上にあり、且つ放射線検出器２ａ〜２ｍは
等間隔に配置されているので、隣り合う放射線検出器に
対する放射線ビームがなす放射線ビーム角はすべて等し
くαである。従って、上記の関係はすべての放射線検出
器にあてはまり、回転前の１番目の放射線検出器番号に
対する放射線ビームは回転後の（ｒ＋１）番目の放射線
検出器番号に対する放射線ビームと平行となる。この時
、放射線検出器群２は、隣り合う放射線検出器の間隔の
１７２の距離だけ円周に沿って進んでいる。この様に同
一の微小角度の回転をくり返して１８０″′または３６
０°回転し、各回転位置で各放射線検出器２ａ〜２ｍの
放射線検出データを採集し、そのデータをＤ （Ｉ、Ｊ
）、（Ｉ−１〜Ｍ、Ｊ＝１〜Ｎ）とする。前記のように
平行となる放射線ビームの原理により、データＤ（Ｉ、
Ｊ）の中から撮影位置角度座標Ｊ＝１（＝１〜Ｍ）のデ
ータＤ（Ｉ、１）、すなわちＤ（Ｉ、１）、Ｄ （２，
２）、Ｄ （３，３）・・・・・・等をとり出すと、こ
れ等のデータはすべて平行な放射線ビームによるデータ
の組と言うことになる。 また、座標Ｄ （Ｉ、ｒ＋ｔ）、Ｄ （ｒ、 ■＋２
）、Ｄ（Ｉ、Ｉ＋３）・・・・・・Ｄ（Ｉ、Ｉ＋Ｊ）等
も同様に平行ビームに、！―るデータの組である。第３
図（ａ）〜（ｅ）はこの関係を撮影手順とデータの取り
出しの関係を含めて示したものである。図では１回の撮
影を（ａ）図、放射線源１の撮影位置角度座標をＪ＝１
からＪ＝２に移動して２回目に撮影した状態を（ｂ）図
、同様にして順次（ｅ）図まで５回の撮影順序を示した
。そして（ｆ）図に例示したように前記各図における放
射線ビームａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅは全て平行となる。この
様なデータの取り出しをすべての撮影位置角度座標Ｊ＝
１〜Ｎにわたって行うと、Ｎ組の平行ビームによるデー
タが得られる。すなわち、 ＪＯ＝Ｉ＋Ｊ−・−・・ ・・・−−一一一−・−
・・・・・・・・・・−（１）として、Ｄ（Ｉ、Ｊ）を
Ｄ （Ｉ、Ｊ０）に並べ替えればよい。ただし、この過
程で Ｊ、＝Ｉ＋Ｊ＞Ｎ となるケースについては、 Ｊｏ ＝Ｉ＋Ｊ−Ｎ、（１＋Ｊ＞Ｎ）・・−・・・・（
２）なるおき替えを行う。 第４図（Ａ） 、（Ｂ）は上記のデータの取り出し方、
または並べ替えの方法を図に示したものであり、第４図
（Ａ）は並べ替え前のデータ図、第４図（Ｂ）は並べ替
え後のデータ図である。以上の様に、放射線源１と放射
線検出器群２を同一円周上に配置し、各放射線検出器２
ａ〜２ｍを同一円周上に等間隔に配置し、放射線源１と
放射線検出器群２を隣接する放射線ビーム間の角度と同
じ角度ずつ回転させ、各回転位置での放射線データを採
集した後に、上記の方法によるデータの取出しまたは、
並べ替えを行えば、直ちに平行ビームによるデータが得
られる。従って、従来技術で必要とされていた扇形ビー
ムによるデータから平行ビームによるデータへの内挿計
算による換算が不要となり、計算量が削減できる。また
内挿計算による再生画像の空間分解能の劣化も防止でき
、再生画像の質が改善される。 ただし、この方法によると、上記のデータの並べ替えに
よって得た平行ビームデータは、被撮影体３上において
厳密に等間隔ではなく、被撮影体３の端部で中央部より
間隔がせまくなる。これが原因となって再生画像には糸
巻形のデイスト−ジョンが生じるが、その程度はわずか
であり、例えば扇形ビームの角度の拡がりを３０°とし
た時に約１％で、実用上許容し得るものである。 第５図は本発明の第２の実施例を示したものである。な
お、前述した第２図と同一、又は相当部分には同一符号
をつけて示している。第２図においては、放射線検出器
２ａ〜２ｍを放射線源１と同一円周上に配置し、等間隔
に配置したが、この第５図では放射線検出器２ａ〜２ｍ
を放射線源１を中心とする円周上に配置し、各放射線検
出ン：（２ａ〜２ｍはこの円周上に等間隔に配置し、隣
り合う放射線検出器と放射線源が作る角度が全て等しく
なる様に配置している。第１図で規定した配置は扇形ビ
ームの各ビーム間の角度を全て等しくするだめの手段の
一つであり、各ビーム間が等角度であれば、第５図の配
置によっても前記のデータ採集およびデータの並べ替え
による平行ビームデータの取得は同様に可能である。第
５図の方法では、すべての放射線検出器２ａ〜２ｍが放
射線源１に対して同一の条件で配置されるので、均一な
特性の放射線検出器が作りやすく、その結果、放射線デ
ータの均一性も良いので、再生画像の質が改善されると
いう利点がある。 第６図は本発明の第３の実施例を示したものである。な
お、第１図及び第５図に示した実施例と同一、又は相当
部分には同一符号をつけて示している。第２図および第
５図に示した実施例は、既に説明した様にわずかながら
再生像に歪を生じる。 更に厳密に言えば、この歪を生じる原因と同じ原因によ
って、再生像の周辺部においてわずかながらの画像のぼ
けを生じる。第６図の実施例は、第２図および第５回の
実施例の上記の欠点を改善したものである。第６図は放
射線検出器２ａ〜２ｍの配置のし方を示している。第６
図においては、各放射線検出器２ａ〜２ｍに対応する放
射線ビームに対して検出系４の回転中心から降した垂線
の長さｈが等しい増分Δｈを持つ様にされている。 放射線検出器番号■の中心を０としてＩ ＝−Ｍ〜０〜
十Ｍ、放射線源１と検出系４の回転中心との間の距離を
Ｒ１１番Ｌ！し放射線検出器の放射線ビームが中心軸と
なす角度をθ（１）とすると、上記の関係は次式で表わ
される。 −ｌΔｈ 、 ＩΔｈｌｌ Δｈ θ（１）・・ｓｉｎ’［）冊 ＋−［］ＲＲ２Ｈ ・−・−・・−・・・・・・・−・−・・・−・−・−
（３）ここで撮影時の検出系４の回転角度ピッチは、各
放射線検出器２ａ〜２ｍの配列方向の中心部の放射線検
出器とこれに相隣る放射線検出器が放射線源１に対して
作る角度と等しくする。各放射線検出器２ａ〜２ｍをこ
の様に配置すると、式（１）、 （２）によって並べか
えたデータは厳密な平行ビームデータではなくなるが、
被撮影体３上で等間隔な配列となる。従って、再生画像
の歪は無くなり、画像のぼけも大幅に減少する。画像の
ぼけの画像半径に対する割合Ｅは次式で表わされる。 （θｍａｘ ：最も外側の放射線検出器の放射線ビー
ム半角） ファンビームの角度を３０° （θｍａｘ −１５°）
とした場合、Ｅの最大値はｏ、ｏｏｉの程度であり、実
用上無視し得るものである。
以上のように、この出願の第１〜第２の発明によれば得
られたデータを所定の法則に従って並べ替えて平行ビー
ムデータを得るように構成したので、扇形ビームデータ
から平行ビームデータへの内挿計算による換算が不要と
なり、従って画像再構成のための計算量が削減でき、計
算処理時間が短縮できる効果がある。また、これら第１
〜第２の発明によれば内挿計算による再生画像の空間分
解能の劣化が防止でき、画質が改善される効果がある。 特に、第５図に示した第２の実施例のように構成すると
、各放射線検出器が放射線源に対して同一条件となるの
で、均一な特性の放射線検出器が作りやすく、その結果
、放射線データにも均一性があり、再生画像の質を更に
改善できる効果がある。 また、この出願の第６図に示した第３の実施例によれば
、各放射線検出器はこれら放射線検出器に対応した放射
線ビームに対する検出系の回転中心からの垂線の長さが
等しい増分となるように放射線検出器の配置を構成した
ので、各放射線ビームが被撮影体上を等間隔で横切るよ
うになり、再生画像の歪が無くなり、画像のぼけも大幅
に減少できる効果がある。
られたデータを所定の法則に従って並べ替えて平行ビー
ムデータを得るように構成したので、扇形ビームデータ
から平行ビームデータへの内挿計算による換算が不要と
なり、従って画像再構成のための計算量が削減でき、計
算処理時間が短縮できる効果がある。また、これら第１
〜第２の発明によれば内挿計算による再生画像の空間分
解能の劣化が防止でき、画質が改善される効果がある。 特に、第５図に示した第２の実施例のように構成すると
、各放射線検出器が放射線源に対して同一条件となるの
で、均一な特性の放射線検出器が作りやすく、その結果
、放射線データにも均一性があり、再生画像の質を更に
改善できる効果がある。 また、この出願の第６図に示した第３の実施例によれば
、各放射線検出器はこれら放射線検出器に対応した放射
線ビームに対する検出系の回転中心からの垂線の長さが
等しい増分となるように放射線検出器の配置を構成した
ので、各放射線ビームが被撮影体上を等間隔で横切るよ
うになり、再生画像の歪が無くなり、画像のぼけも大幅
に減少できる効果がある。
第１図は本発明の第１実施例によるコンピュータ断層撮
影装置のブロック図、第２図は第１図に示した放射線源
と放射線検出器及び被撮影体との位置関係を示す配置図
、第３図は検出系の回転による撮影順序図、第４図（Ａ
）、 （Ｂ）は本発明のデータ処理法を説明するデータ
処理前とデータ処理後の関係を示すデータ配置図、第５
図は本発明の第２の実施例の装置の位置関係を示す配置
図、第６図は本発明の第３の実施例の装置の位置関係を
示す配置図、第７図は従来のコンピュータ断層撮影装置
の構成を示す配置図である。 １は放射線源、２ａ〜２ｍは放射線検出器、２は放射線
検出器群、３は被撮影体、４は検出系。 なお、図中、同一符号は同一・、又は相当部分を示す。 第１
影装置のブロック図、第２図は第１図に示した放射線源
と放射線検出器及び被撮影体との位置関係を示す配置図
、第３図は検出系の回転による撮影順序図、第４図（Ａ
）、 （Ｂ）は本発明のデータ処理法を説明するデータ
処理前とデータ処理後の関係を示すデータ配置図、第５
図は本発明の第２の実施例の装置の位置関係を示す配置
図、第６図は本発明の第３の実施例の装置の位置関係を
示す配置図、第７図は従来のコンピュータ断層撮影装置
の構成を示す配置図である。 １は放射線源、２ａ〜２ｍは放射線検出器、２は放射線
検出器群、３は被撮影体、４は検出系。 なお、図中、同一符号は同一・、又は相当部分を示す。 第１
Claims (2)
- （１）放射線ビームを出す放射線源と該放射線源からの
前記放射線ビームを検出する放射線検出器群とが被撮影
体のまわりを一体になって回る検出系として構成されて
いて、前記検出系の回転につれて前記被撮影体を透過し
た前記放射線ビームを前記放射線検出器群の各放射線検
出器で検出し、得られた撮影データを所定のルールに則
って計算処理することにより前記被撮影体の断層画像を
得るコンピュータ断層撮影装置において、前記放射線検
出器群の相隣り合う前記各放射線検出器と前記放射線源
とが作る角度をすべて等しくなるように、該放射線検出
器および放射線源とを配置し、撮影時の前記検出系の回
転角度ピッチを前記角度に等しくし、放射線検出器番号
を時計廻りにＩ、撮影位置角度座標を反時計廻りにＪ（
Ｊ＝１〜Ｎ）とする時、撮影データＤ（Ｉ、Ｊ）から １＋Ｊ≦ＮのときはＪ＿０＝Ｉ＋Ｊ １＋Ｊ＞ＮのときはＪ＿０＝１＋Ｊ−Ｎ なるアドレス計算により撮影データＤ（Ｉ、Ｊ＿０）を
読出すか、または前記アドレス計算により撮影データＤ
（Ｉ、Ｊ）を撮影データＤ（Ｉ、Ｊ＿０）にデータ並べ
替えを行うようにしたことを特徴とするコンピュータ断
層撮影装置。 - （２）放射線ビームを出す放射線源と該放射線源からの
前記放射線ビームを検出する放射線検出器群とが被撮影
体のまわりを一体になって回る検出系として構成されて
いて、前記検出系の回転につれて前記被撮影体を透過し
た前記放射線ビームを前記放射線検出器群の各放射線検
出器で検出し、得られた撮影データを計算処理すること
により前記被撮影体の断層画像を得るコンピュータ断層
撮影装置において、前記放射線検出器はこれら放射線検
出器に対応した前記放射線ビームに対する前記検出系の
回転中心からの垂線の長さが等差となるように配置し、
前記各放射線検出器による撮影時の前記検出系の回転角
度ピッチを前記各放射線検出器の配列方向の中心部の前
記放射線検出器とこれに相隣る前記放射線検出器が前記
放射線源に対して作る角度と等しくし、放射線検出器番
号を時計廻りにＩ、撮影位置角度座標を反時計廻りにＪ
（Ｊ＝１〜Ｎ）とする時、撮影データＤ（Ｉ、Ｊ）から Ｉ＝Ｊ≦ＮのときはＪ＿０＝Ｉ＋Ｊ Ｉ＝Ｊ＞ＮのときはＪ＿０＝Ｉ＋Ｊ−Ｎ なるアドレス計算により撮影データＤ（Ｉ、Ｊ＿０）を
読出すか、または前記アドレス計算により撮影データＤ
（Ｉ、Ｊ）を撮影データＤ（Ｉ、Ｊ＿０）に並べ替える
ことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63179066A JPH0798039B2 (ja) | 1988-07-20 | 1988-07-20 | コンピュータ断層撮影装置 |
| US07/335,436 US5126938A (en) | 1988-07-20 | 1989-04-10 | Computerized tomography system |
| GB8908194A GB2221129B (en) | 1988-07-20 | 1989-04-12 | Computerized tomography system |
| DE3913302A DE3913302C2 (de) | 1988-07-20 | 1989-04-22 | Computertomographiesystem |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63179066A JPH0798039B2 (ja) | 1988-07-20 | 1988-07-20 | コンピュータ断層撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0231745A true JPH0231745A (ja) | 1990-02-01 |
| JPH0798039B2 JPH0798039B2 (ja) | 1995-10-25 |
Family
ID=16059508
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63179066A Expired - Fee Related JPH0798039B2 (ja) | 1988-07-20 | 1988-07-20 | コンピュータ断層撮影装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5126938A (ja) |
| JP (1) | JPH0798039B2 (ja) |
| DE (1) | DE3913302C2 (ja) |
| GB (1) | GB2221129B (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH04221534A (ja) * | 1990-12-21 | 1992-08-12 | Mitsubishi Electric Corp | Ｃｔ装置 |
| CN113082559A (zh) * | 2018-08-24 | 2021-07-09 | 西安大医集团股份有限公司 | 一种载源体、准直体、射源装置及放射治疗*** |
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| SE527138C2 (sv) * | 2003-07-08 | 2005-12-27 | Xcounter Ab | Skanningsbaserad detektering av joniserande strålning för tomosyntes |
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| DE2717349A1 (de) * | 1977-04-19 | 1978-10-26 | Siemens Ag | Roentgenschichtgeraet zur herstellung von transversalschichtbildern |
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-
1988
- 1988-07-20 JP JP63179066A patent/JPH0798039B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1989
- 1989-04-10 US US07/335,436 patent/US5126938A/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-04-12 GB GB8908194A patent/GB2221129B/en not_active Expired - Fee Related
- 1989-04-22 DE DE3913302A patent/DE3913302C2/de not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB8908194D0 (en) | 1989-05-24 |
| JPH0798039B2 (ja) | 1995-10-25 |
| DE3913302A1 (de) | 1990-01-25 |
| GB2221129B (en) | 1992-12-16 |
| GB2221129A (en) | 1990-01-24 |
| US5126938A (en) | 1992-06-30 |
| DE3913302C2 (de) | 1996-07-18 |
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|---|---|---|---|
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