JPS5832745A - Radioactive ray tomography apparatus - 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。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は被検体の断層面につきノイズ成分の少ない断層
像を得ることのできる放射線断１−撮影装置（以下ＣＴ
装「とも称する）に関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention utilizes a radiation tomography device (hereinafter referred to as a CT
This is related to the ``equipment'' (also called ``equipment'').

一般Ｋ　ＣＴ装ｒＩにおいては、放射線例えばＸ線管か
ら放射されたＸ線を一定のビームに整形するコリメータ
の幅をより狭くすれば被検体の断層面の幅（以下スライ
ス幅と称する）が狭くなるので、原理的には細かいもの
の撮影が可能と力るが、Ｘｉ！ｉｌｔが減るため相対的
にノイズ成分が増大するという特性がある。このような
特性のもとにおいても、ＣＴ装置は診断部位等の撮影目
的に応じ種々の機能を発揮することが要求されるため、
例えば第１図に示すような３種類の幅Ｔｌ、Ｔｌｌ　、
Ｔ８（ＴＩ＜Ｔ２ぐｖ８）を有するコリメータを設け、
撮影部位等の撮影目的に応じた幅にコリメータを切り換
えて使用されている。In general K CT equipment, if the width of the collimator that shapes the radiation, e.g., the X-rays emitted from an Therefore, in principle, it is possible to take pictures of fine details, but Xi! There is a characteristic that the noise component increases relatively because ilt decreases. Even with these characteristics, CT devices are required to perform various functions depending on the purpose of imaging, such as the diagnostic site.
For example, three types of widths Tl, Tll, as shown in FIG.
Provide a collimator with T8 (TI<T2guv8),
The collimator is used by changing the width depending on the purpose of imaging, such as the part to be imaged.

そこで例えばＣＴ装置により視神経等を撮影する場合に
は幅の狭いコリメータを使用して細かいものの撮影をし
なければ々らないが、このとき相対的に増大するノイズ
を減少させ石手段としては従来種々の手段が考えられて
いる。先ずＸ線量を増大して相対的にノイズを減少させ
るという手段を挙げることができる。例えば単位スライ
ス幅に対してスライス幅を　６にし、ノイズを単位スラ
イス幅の場合と同一レベルにするためには、単位とはＸ
線管の焦点サイズ、ロータ回転数、冷却能力において制
限され、実際に採用することｉｔでき力い。またその他
に、連続Ｘ線を使用する用台にはスキャン速度を遅くし
、パルスＸ線を使用する場合にはスキャン速度を遅くす
るとともにパルス幅を増大することによってもノイズを
相対的に減少させることができる。For example, when photographing the optic nerve or the like using a CT device, it is necessary to use a narrow collimator to photograph fine details. methods are being considered. First, there is a method of increasing the X-ray dose to relatively reduce noise. For example, in order to set the slice width to 6 for the unit slice width and make the noise the same level as for the unit slice width, the unit is
It is difficult to actually employ it due to limitations in the focal spot size of the wire tube, rotor rotation speed, and cooling capacity. In addition, noise can be relatively reduced by slowing the scan speed for tables that use continuous X-rays, and by slowing the scan speed and increasing the pulse width when using pulsed X-rays. be able to.

しかしながら前述のごとく診断部位等の撮影目、的に応
じ種々の機能を発揮することが要求されるＣＴ架装置、
腹部、胸部の撮影にも使用で舞々ければがらず、特にこ
れらの部位においては体動によるアーティファクトを歩
方くするため早いスキャン速度が要求される。従って前
記ノイズを減少させるだめにスキャン速度を遅くすると
ともに、■１ この条件をも満足しｈければからない。ＣＴ架装置おい
てこれら両条件を満足すると、スキャン速度が多種と力
って速度制御が煩雑化するとともに（３） パルス幅の制御も複雑化し、さらにＸ線検出器のダイナ
ミックレンジを広くしなければなら々いことからＸ線検
出器が高価に彦るとともにアーチファクトが強くなると
いう欠陥を生ずることとなる。However, as mentioned above, CT rack equipment is required to perform various functions depending on the purpose of imaging the diagnostic site, etc.
It is also necessary to use it for imaging the abdomen and chest, and particularly in these areas, a fast scanning speed is required to eliminate artifacts caused by body movement. Therefore, in order to reduce the above-mentioned noise, the scanning speed must be slowed down, and the following condition (1) must also be satisfied. If both of these conditions are satisfied in a CT rack system, there will be a wide variety of scanning speeds, making speed control complicated (3). Pulse width control will also become complicated, and the dynamic range of the X-ray detector will need to be widened. This makes the X-ray detector expensive and produces strong artifacts.

以上の説明のように、スライス幅を狭くした場合、相対
的に増大するノイズを減少させることができるとともに
、他の機能を阻害することのないＣＴ架装置未だ提供さ
れていなかった。As described above, a CT rack apparatus that can reduce the relative increase in noise when the slice width is narrowed and that does not interfere with other functions has not yet been provided.

本発明は上記事情に基づいてなされたものであり、被検
体のスライス幅を狭くした場合に相対的に増大するノイ
ズ成分を減少させることができ、比較的構成が簡単であ
って、しかも診断部位等の撮影目的に応じ種々の機能を
発揮することのできる放射線断層掃影装胎を提供するこ
とを目的とするものである。The present invention has been made based on the above circumstances, and is capable of reducing noise components that relatively increase when the slice width of the subject is narrowed, has a relatively simple configuration, and has a relatively simple configuration. It is an object of the present invention to provide a radiation tomography scanning device that can perform various functions depending on the purpose of imaging.

以下実施例に」：り本発明の詳細な説明する。The present invention will be described in detail in the following examples.

本発明は、被検体、のスライス幅を狭くした場合、１ Ｘ線管によるスキャン速度を遅くすること力く複数回ス
キャンを行ない、位置的に対応するデータを各々平均し
、これにより画像を再構成できるよ（４） うに構成したものである。In the present invention, when the slice width of the subject is narrowed, 1) the scan speed by the X-ray tube is slowed down, the scans are performed multiple times, the positionally corresponding data are averaged, and the image is regenerated by this. It can be configured (4).

第２図は本発明装置の一実Ｋｌｉ例のブロック図を示す
ものである。本実施ｆｆ１ｌにおいては主に被検体のス
ライス幅を狭くした場合、Ｘ線管により２回スキャンを
行なう場合について説明する、図において１はＸ線管で
あり、これＩより放射されたＸ線は第１図に示すエリカ
コリメータ２により所定幅のビームに整形されるように
なっている。そして被検体３を透過したビームを検出す
るＸ線検出器４が設けられている。、５はこのＸ線検出
器４によって検出されたデータを順次ディジタル処理し
、プロジェクションデータとして出力するノシ勺変換器
であり、６は中央処理装置［ｃＩ）Ｕ）であり、７は前
記〜Φ変換器５より出力されるプロジェクションデータ
を記憶する磁気ディスクである。この磁気ディスク７は
少なくとも第１回目のスキャンによって得られるプロジ
ェクションデータＡと第２回目のスキャンによって得ら
れるプロジェクションデータＢとが記憶されるようにか
っている。FIG. 2 shows a block diagram of an example of the apparatus of the present invention. In this implementation ff1l, we will mainly explain the case where the slice width of the subject is narrowed and the case where scanning is performed twice with an X-ray tube. In the figure, 1 is the X-ray tube, and the X-rays emitted from this I are The beam is shaped into a beam of a predetermined width by an Erica collimator 2 shown in FIG. An X-ray detector 4 for detecting the beam transmitted through the subject 3 is provided. , 5 is a digital converter that sequentially digitally processes the data detected by this X-ray detector 4 and outputs it as projection data, 6 is a central processing unit [cI)U), and 7 is the above-mentioned ~Φ This is a magnetic disk that stores projection data output from the converter 5. This magnetic disk 7 is designed to store at least projection data A obtained by the first scan and projection data B obtained by the second scan.

８は平均回路であり、例えば前記ＣＰ　Ｕ　６よりの読
出し信号（図示せず）に基づき磁気ディスク７から読み
出されるプロジェクションデータＡ、Ｂを順次加算する
加算器８αと、この加算器８αよりの出する）８ｂとか
ら構成されている。そして前記シフタ８ｈより出力され
る平均呟データ或いは磁気ディスク７に記憶されている
プロジェクションデータに基づいて画像再構成処理を行
がう再構成装置９と、この再構成装置９より出力される
最終画像データに基づいて画像を表示する表示装置（Ｃ
ＲＴ）１０とが設けられている。8 is an averaging circuit, which includes an adder 8α that sequentially adds projection data A and B read from the magnetic disk 7 based on a read signal (not shown) from the CPU 6, and an output from the adder 8α. ) 8b. A reconstruction device 9 performs image reconstruction processing based on the average data output from the shifter 8h or projection data stored in the magnetic disk 7, and a final image output from the reconstruction device 9. A display device that displays images based on data (C
RT) 10 are provided.

次に被検体乙のスライス幅を狭くした場合の前記装置の
動作について説明する。先ず前記コリメータ２を幅の狭
いものに切換える。そして前記Ｘ線管１よりのファンビ
ームを被検体３に放射し力から、Ｘ線管１とコリメータ
２とＸ線検出器４とを被検体３の回りに１回転させて第
１回目のスキャンが行なわれる。これにより得られたデ
ータは前記Ａ／Ｄ変換器５とＣＰＵ６とを介して処理さ
れ、プロジェクションデータＡとして磁気ディスク７に
記憶される。壕だ第１回目のスキャンが終了すると同時
に連続して第２回目のスキャンが行がわれ、これによっ
て得られたデータは′ｌＶ／／Ｉ）変換器５とＣＰＩＪ
６とを介して処理されてプロジェクション≠−タＢとし
て磁気ディスク７に記憶される。そして前記ＣＰＵ６よ
りの読出し信月（図示せず）に基づいテ前記プロジェク
ションデータＡ、Ｂが順次読本川され、加算器８αによ
り加算された後シフタ８ｂにより１ｌ２倍されて平均値
データが算出される。Next, the operation of the apparatus when the slice width of the subject B is narrowed will be explained. First, the collimator 2 is changed to a narrower one. Then, the fan beam from the X-ray tube 1 is radiated to the subject 3, and due to the force, the X-ray tube 1, collimator 2, and X-ray detector 4 are rotated once around the subject 3, and the first scan is performed. will be carried out. The data obtained thereby is processed via the A/D converter 5 and the CPU 6, and is stored on the magnetic disk 7 as projection data A. At the same time as the first scan is completed, a second scan is performed continuously, and the data obtained is 'lV//I) converter 5 and CPIJ.
6 and stored on the magnetic disk 7 as projection≠-ta B. Then, the projection data A and B are sequentially read based on the reading signal (not shown) from the CPU 6, added by an adder 8α, and then multiplied by 1l2 by a shifter 8b to calculate average value data. .

この平均値データはプロジェクションデータＡ。This average value data is projection data A.

Ｂを位置的に対応させて順次平均したものであるので、
相対的にノイズ成分が減少することとなる。Since it is a sequential average of B corresponding to each other in position,
This results in a relative reduction in noise components.

そして前記再構成装ｕ９においては、この平均値データ
に基づき画像再構成処理が行ガわれ−Ｃ最終画像データ
が得られる。この最終画像データは前記ＣＲＴ１０に転
送され、ＣＩＬ’ｒ１０上に断層像が表示されることと
なる。この断層像は相対的にノイズ成分の少ガい平均値
データに基らいて得られるものであるので、ノイズ成分
の少ない鮮明な画像とすることができる。特に本実施例
に示すようにスキャン速度を遅くすることなく２回スキ
ャンを行なうということは、例えば単位スライス幅に対
してスライス幅を１／２にしてノイズを単位スライス幅
の場合と同一レベルにするためにスキャン速度を１／２
にするという手段において必要とされるスキャン時間の
増大量と同じこととガリ、スキャン回数の増大を伴在っ
ても診断効率を実質的に低下させないという特有の効果
を有するものである。Then, in the reconstruction device u9, image reconstruction processing is performed based on this average value data to obtain -C final image data. This final image data is transferred to the CRT 10, and a tomographic image is displayed on the CIL'r 10. Since this tomographic image is obtained based on average value data with relatively few noise components, a clear image with few noise components can be obtained. In particular, as shown in this embodiment, scanning twice without slowing down the scan speed means, for example, that the slice width is set to 1/2 of the unit slice width so that the noise is at the same level as when the unit slice width is used. Reduce scan speed by 1/2 to
This method has the unique effect of not substantially lowering the diagnostic efficiency even when the number of scans is increased, which is the same as the amount of increase in scan time required in the method of increasing the number of scans.

なお被検体３のスライス幅が広い場合、すなわちプロジ
ェクションデータに含壕れるノイズ成分が比較的少ない
場合には前記平均回路８を使用すること１ｌ−１：々く
、１回のスキャンで得られたプロジェクションデータは
順次ＣＰＵ６により読出きれて直接再構成装置に転送さ
れるようになっている。Note that when the slice width of the subject 3 is wide, that is, when the noise components contained in the projection data are relatively small, the above-mentioned averaging circuit 8 is used. The projection data is sequentially read out by the CPU 6 and directly transferred to the reconstruction device.

以上のように前記装置においては、被検体のスライス幅
が狭い場合であってもスキャン速度を遅くすることなく
画像の：ノイズ成分を相対的に減少１１１ させることができるので、前記種々の欠陥を生じること
がｈく、診断部位等の撮影目的に応じ種々の機能を良好
に発揮することが可能となる。As described above, in the above-mentioned apparatus, even when the slice width of the object is narrow, it is possible to relatively reduce the noise component of the image without slowing down the scanning speed, so that the various defects described above can be reduced. This makes it possible to perform various functions satisfactorily depending on the purpose of photographing a diagnostic region or the like.

本発明は前記実施例に限定されず、種々の変形実施が可
能である。例えばスキャンの同数は２回に限定されるも
のではなく、平均回路の構成に応じて適宜増やすことが
可能である。′！！た前記実施例においては最終スキャ
ンを終了した後に画像１１１構成処理を行なう場合につ
いて紺、明したが、これに限定されるものでは々く、最
終スキャン開始と同時に、順次記憶されたプロジェクシ
ョンデータを逐次読出し、これと最終スキャンによって
収集されたデータとを平均し、画像再構成処理を行なう
いわゆるパイプライン方式を採用するととも可能である
。The present invention is not limited to the embodiments described above, and various modifications are possible. For example, the number of scans is not limited to two, and can be increased as appropriate depending on the configuration of the averaging circuit. ′! ! In the embodiment described above, the image 111 configuration processing is performed after the final scan is completed, but the invention is not limited to this, and the sequentially stored projection data may be sequentially stored at the same time as the final scan is started. It is also possible to adopt a so-called pipeline method in which image reconstruction processing is performed by averaging the read data and the data collected by the final scan.

以上の説明より明らかなように、本発明の放射線断層撮
影装置にあっては、被検体のスライス幅を狭くした場合
に相対的に増大するノイズ成分を減少させることかで叡
、比較的構成が簡単であって、しかも診断部位等の撮影
目的に応じ種々の機能を良好に発揮することができる等
の優れた効果を有するものである。As is clear from the above explanation, the radiation tomography apparatus of the present invention has a relatively simple structure in order to reduce noise components that relatively increase when the slice width of the object is narrowed. It is simple and has excellent effects such as being able to perform various functions satisfactorily depending on the purpose of imaging such as a diagnostic site.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of drawings]

第１図はコリメータを示す説明図、第２図は本発明装置
の一実施し１１のブロック図である。 １・・・Ｘａ管、　　２・・・コリメータ、　　３・・
・被検体、４・・・Ｘ線検出器、　５・・・Ａ／Ｄ変換
器、　６・・・ＣＰＵ、７・・・磁気ディスク、　８・
・・平均回路、　８α・・・加算器、　８ｈ・・・シフ
タ、　９・・・再構成装診、　　１０・・・ＣＲＴ、。 代理人　弁理士　則　近　憲　佑（ほか１名）第２図FIG. 1 is an explanatory diagram showing a collimator, and FIG. 2 is a block diagram of an embodiment 11 of the apparatus of the present invention. 1...Xa tube, 2...collimator, 3...
- Subject, 4... X-ray detector, 5... A/D converter, 6... CPU, 7... Magnetic disk, 8.
...Averaging circuit, 8α...Adder, 8h...Shifter, 9...Reconfiguration device, 10...CRT. Agent Patent attorney Kensuke Chika (and 1 other person) Figure 2

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 被検体の断層面に沿って放射線ビームを所ｒ、ｉ？角度
づつ回転スキャンし、放射線透過データを基に計算機を
用いて画像再構成処理して断層像を得る放射線断層撮影
装置において、被検体の同一部位につき複数回行がった
回転スギャソにより得られる複数のデータをそれぞれ位
置的に対応させて順次平均化する平均回路を配置し、こ
の平均回路より出力される平均値データに基づいて画像
再構成処理を行なうことを特徴とする放射純断層撮影装
置。A radiation beam is directed along the tomographic plane of the object at locations r, i? In a radiation tomography system that performs a rotational scan at each angle and uses a computer to perform image reconstruction processing based on radiographic data to obtain tomographic images, multiple 1. A radiation pure tomography apparatus characterized in that an averaging circuit is arranged to sequentially average the data in a positional correspondence with each other, and image reconstruction processing is performed based on the average value data output from the averaging circuit.