JP2796112B2 - ファンビームｃｔ装置 - Google Patents
ファンビームｃｔ装置Info
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、直線状放射線検出素子ブロックの複数個の
組合せ配列で円弧状又はリング状放射線検出器の素子配
列を近似してなる多角形状放射線検出器を、円弧状又は
リング状放射線検出器として用いてなるファンビームCT
装置に関するものである。
組合せ配列で円弧状又はリング状放射線検出器の素子配
列を近似してなる多角形状放射線検出器を、円弧状又は
リング状放射線検出器として用いてなるファンビームCT
装置に関するものである。
CT装置では、微細な病変を検出するために高分解能化
の開発が進められているが、分解能は放射線（通常はＸ
線）検出器の素子間隔に大きく依存する。素子間隔を狭
くすると従来のガス検出器、例えば電離箱形検出器で
は、検出できるＸ線光子数が減って検出効率が低下し、
光子ノイズが大幅に増す。そのために、現在は検出効率
の高いシンチレータとフォトダイオードなどを用いた固
体検出器が用いられるようになってきている。
の開発が進められているが、分解能は放射線（通常はＸ
線）検出器の素子間隔に大きく依存する。素子間隔を狭
くすると従来のガス検出器、例えば電離箱形検出器で
は、検出できるＸ線光子数が減って検出効率が低下し、
光子ノイズが大幅に増す。そのために、現在は検出効率
の高いシンチレータとフォトダイオードなどを用いた固
体検出器が用いられるようになってきている。
この種の固体検出器の製造手順としては種々あるが、
例えば第２図に示すように、シンチレータ201とフォト
ダイオード（SPD）202を接合した平板20に等間隔に溝20
3を切り、各放射線検出素子に分割するためのセパレー
タ204を前記溝203に挿入する場合が多い。
例えば第２図に示すように、シンチレータ201とフォト
ダイオード（SPD）202を接合した平板20に等間隔に溝20
3を切り、各放射線検出素子に分割するためのセパレー
タ204を前記溝203に挿入する場合が多い。
このような手順を経て作られた直線状放射線検出素子
ブロックから、放射線ビームとしてファン状放射線ビー
ムを用いてなるファンビームCT装置用の多素子検出器を
構成する場合には、前記直線状放射線検出素子ブロック
を複数個、多角形状の複数辺に対応させて配列して円弧
状又はリング状放射線検出器の素子配列に近似させるこ
とになる。
ブロックから、放射線ビームとしてファン状放射線ビー
ムを用いてなるファンビームCT装置用の多素子検出器を
構成する場合には、前記直線状放射線検出素子ブロック
を複数個、多角形状の複数辺に対応させて配列して円弧
状又はリング状放射線検出器の素子配列に近似させるこ
とになる。
ところで、前記直線状放射線検出素子ブロックを構成
する放射線検出素子の寸法は、各々等しく作成する方が
製造コスト上好ましく、したがって放射線検出素子の幅
のみならず配列方向長さも、上述したように等しく作成
することが通例である。
する放射線検出素子の寸法は、各々等しく作成する方が
製造コスト上好ましく、したがって放射線検出素子の幅
のみならず配列方向長さも、上述したように等しく作成
することが通例である。
しかしこのような従来技術では、次のような問題点が
あった。すなわち、前述のように直線状放射線検出素子
ブロックの複数個の組合せ配列で円弧状又はリング状放
射線検出器の素子配列を近似してなる多角形状放射線検
出器を、前記円弧状又はリング状放射線検出器として用
いた場合であって、前記直線状放射線検出素子ブロック
を構成する放射線検出素子の配列方向の長さを各々等し
く作成してなるファンビームCT装置では、前記円弧状又
はリング状放射線検出器の放射線検出素子の場合と対比
して、前記多角形状放射線検出器の放射線検出素子に幾
何学的な位置ずれを生じた。
あった。すなわち、前述のように直線状放射線検出素子
ブロックの複数個の組合せ配列で円弧状又はリング状放
射線検出器の素子配列を近似してなる多角形状放射線検
出器を、前記円弧状又はリング状放射線検出器として用
いた場合であって、前記直線状放射線検出素子ブロック
を構成する放射線検出素子の配列方向の長さを各々等し
く作成してなるファンビームCT装置では、前記円弧状又
はリング状放射線検出器の放射線検出素子の場合と対比
して、前記多角形状放射線検出器の放射線検出素子に幾
何学的な位置ずれを生じた。
この幾何学的な位置ずれについて以下に詳述する。直
線状放射線検出素子ブロック（以下、単に素子ブロック
という）１個を構成する放射線検出素子（以下、単に素
子という）数をＮ、組合せに用いる素子ブロック数をＭ
とすると全素子数はＮ×Ｍ個である。
線状放射線検出素子ブロック（以下、単に素子ブロック
という）１個を構成する放射線検出素子（以下、単に素
子という）数をＮ、組合せに用いる素子ブロック数をＭ
とすると全素子数はＮ×Ｍ個である。
第３図は８個の素子ブロックからなる多角形状放射線
検出器の概略構成を示す図で、図中30は多角形状放射線
検出器（以下、多角形状検出器と略称する）、301はそ
の素子ブロック、302は放射線源、αはファンビーム角
度、θｏは１素子ブロックの開き角、αｐは１素子当り
の開き角、xoは１素子ブロックのＸ軸方向長さ、Ｏは検
出器回転中心である。
検出器の概略構成を示す図で、図中30は多角形状放射線
検出器（以下、多角形状検出器と略称する）、301はそ
の素子ブロック、302は放射線源、αはファンビーム角
度、θｏは１素子ブロックの開き角、αｐは１素子当り
の開き角、xoは１素子ブロックのＸ軸方向長さ、Ｏは検
出器回転中心である。
第４図は６個の素子からなる素子ブロック（１素子ブ
ロック）を、円弧状又はリング状の、ここでは円弧状の
放射線検出器の該当部分と共に概略的に示す図で、図中
第３図と同一符号は同一又は相当部分を示す。401,402
は素子長さ方向中心に向う放射線ビームを表す。
ロック）を、円弧状又はリング状の、ここでは円弧状の
放射線検出器の該当部分と共に概略的に示す図で、図中
第３図と同一符号は同一又は相当部分を示す。401,402
は素子長さ方向中心に向う放射線ビームを表す。
この第４図において、放射線源302と素子ブロック301
の中心BOを結ぶ軸をＹ軸、このＹ軸に直交する軸をＸ軸
と定義する。ここで、多角形状検出器30で円弧状放射線
検出器（以下、円弧状検出器と略称する）40を近似する
場合の条件として以下を設定する。
の中心BOを結ぶ軸をＹ軸、このＹ軸に直交する軸をＸ軸
と定義する。ここで、多角形状検出器30で円弧状放射線
検出器（以下、円弧状検出器と略称する）40を近似する
場合の条件として以下を設定する。
（Ａ）素子ブロック中心BOは放射線源302を指向し、 （Ｂ）素子ブロック301はＸ軸に平行に配置し、 （Ｃ）近似する円弧状検出器40と多角形状検出器30の全
素子数は等しく、 （Ｄ）円弧状検出器40と多角形状検出器30のファンビー
ム角度αは等しい。
素子数は等しく、 （Ｄ）円弧状検出器40と多角形状検出器30のファンビー
ム角度αは等しい。
上記において、円弧状検出器１素子当たりの開き角を
αｐとすれば、条件（Ａ）より１素子ブロック301の開
き角θｏは次式（１）で求められる。
αｐとすれば、条件（Ａ）より１素子ブロック301の開
き角θｏは次式（１）で求められる。
θｏ＝αｐ・Ｎ＝α/M …（１） また、多角形状検出器１素子のＸ軸方向長さΔｘは１
素子ブロック301のＸ軸方向長さxoから、次式（２），
（３）で求められる。
素子ブロック301のＸ軸方向長さxoから、次式（２），
（３）で求められる。
xo＝2d・tan（θo/2） …（２） Δｘ＝xo/N …（３） ここで、ｄは放射線源302から素子ブロック301までの
距離である。
距離である。
素子ブロック301の各素子ｉまでのＸ軸方向距離ｘ
（ｉ）及び放射線源302からみたＹ軸との開き角θ
（ｉ）は、 ｘ（ｉ）＝Δｘ・（ｉ−（Ｎ＋１）/2） ……（４） θ（ｉ）＝arctan（ｘ（ｉ）/d） ……（５） （ｉ＝1,2,…Ｎ） となる。
（ｉ）及び放射線源302からみたＹ軸との開き角θ
（ｉ）は、 ｘ（ｉ）＝Δｘ・（ｉ−（Ｎ＋１）/2） ……（４） θ（ｉ）＝arctan（ｘ（ｉ）/d） ……（５） （ｉ＝1,2,…Ｎ） となる。
これに対し円弧状検出器40では、放射線源302から見
たＹ軸との開き角θｆ（ｉ）は、 θｆ（ｉ）＝αｐ・（ｉ−（Ｎ＋１）/2） …（６） となり、θ（ｉ）とθｆ（ｉ）の差γは、第５図に示す
ように幾何学的な位置ずれになる。この位置ずれは、全
素子ブロック数を少なくするために１素子ブロック301
当たりの素子数Ｎを多くすることによりθｏが大きくな
ると、さらに大きくなる。
たＹ軸との開き角θｆ（ｉ）は、 θｆ（ｉ）＝αｐ・（ｉ−（Ｎ＋１）/2） …（６） となり、θ（ｉ）とθｆ（ｉ）の差γは、第５図に示す
ように幾何学的な位置ずれになる。この位置ずれは、全
素子ブロック数を少なくするために１素子ブロック301
当たりの素子数Ｎを多くすることによりθｏが大きくな
ると、さらに大きくなる。
ここで円弧状検出器40の１素子当たりの開き角αｐに
相当する近似検出器（多角形状検出器30）の各素子ｉの
開き角αｓ（ｉ）は、 ｘ′（ｉ）＝Δｘ・（ｉ−N/2−１） ……（７） θ′（ｉ）＝arctan（ｘ′（ｉ）/d） ……（８） αｓ（ｉ）＝θ′（ｉ＋１）−θ′（ｉ）……（９） となる。
相当する近似検出器（多角形状検出器30）の各素子ｉの
開き角αｓ（ｉ）は、 ｘ′（ｉ）＝Δｘ・（ｉ−N/2−１） ……（７） θ′（ｉ）＝arctan（ｘ′（ｉ）/d） ……（８） αｓ（ｉ）＝θ′（ｉ＋１）−θ′（ｉ）……（９） となる。
このαｓ（ｉ）をプロットすると第６図に示すように
なる。すなわち、直線状に配列され、その配列方向長さ
を各々等しく作成した素子では、素子ブロック中心BOか
ら離れるに従いＸ線源302を見込む角がηだけ小さくな
る。このことは、素子ブロック中心BOから離れる素子ｉ
ほど、検出Ｘ線光子数が少なくなり、信号出力がαｐと
αｓ（ｉ）の比に応じて小さくなることを表す。
なる。すなわち、直線状に配列され、その配列方向長さ
を各々等しく作成した素子では、素子ブロック中心BOか
ら離れるに従いＸ線源302を見込む角がηだけ小さくな
る。このことは、素子ブロック中心BOから離れる素子ｉ
ほど、検出Ｘ線光子数が少なくなり、信号出力がαｐと
αｓ（ｉ）の比に応じて小さくなることを表す。
上述したように素子ブロック301の複数個の組合せ配
列で円弧（又はリング）状検出器40の素子配列を近似し
てなる多角形状検出器30を、前記円弧状又はリング状放
射線検出器として用いた場合であって、前記素子ブロッ
ク301を構成する素子ｉのＸ軸方向長さ（配列方向の長
さ）Δｘを各々等しく作成してなるファンビームCT装置
では、上記θ（ｉ）とθｆ（ｉ）の誤差γにより、計測
投影データは上記αｓ（ｉ）に応じて出力がばらつき、
再構成画像に歪を生じるという問題点があった。
列で円弧（又はリング）状検出器40の素子配列を近似し
てなる多角形状検出器30を、前記円弧状又はリング状放
射線検出器として用いた場合であって、前記素子ブロッ
ク301を構成する素子ｉのＸ軸方向長さ（配列方向の長
さ）Δｘを各々等しく作成してなるファンビームCT装置
では、上記θ（ｉ）とθｆ（ｉ）の誤差γにより、計測
投影データは上記αｓ（ｉ）に応じて出力がばらつき、
再構成画像に歪を生じるという問題点があった。
本発明の目的は、直線状の素子ブロックの複数個の組
合せ配列で円弧状又はリング状検出器の素子配列を近似
してなる多角形状検出器であって、その素子ブロックを
構成する素子の配列方向の長さを各々等しく作成した場
合であっても、歪のない良好な再構成画像が得られるフ
ァンビームCT装置を提供することにある。
合せ配列で円弧状又はリング状検出器の素子配列を近似
してなる多角形状検出器であって、その素子ブロックを
構成する素子の配列方向の長さを各々等しく作成した場
合であっても、歪のない良好な再構成画像が得られるフ
ァンビームCT装置を提供することにある。
上記目的は、直線状放射線検出素子ブロックの複数個
の組合せ配列で円弧状又はリング状検出器の素子配列を
近似してなる多角形状放射線検出器を、円弧状又はリン
グ状放射線検出器として用いたファンビームCT装置にお
いて、前記直線状放射線検出素子ブロックを構成する放
射線検出素子の配列方向の長さを各々等しく作成するこ
とにより生ずる、前記多角形状放射線検出器の放射線検
出素子の幾何学的な位置ずれを補正する位置ずれ補正手
段を設けることにより達成される。
の組合せ配列で円弧状又はリング状検出器の素子配列を
近似してなる多角形状放射線検出器を、円弧状又はリン
グ状放射線検出器として用いたファンビームCT装置にお
いて、前記直線状放射線検出素子ブロックを構成する放
射線検出素子の配列方向の長さを各々等しく作成するこ
とにより生ずる、前記多角形状放射線検出器の放射線検
出素子の幾何学的な位置ずれを補正する位置ずれ補正手
段を設けることにより達成される。
位置ずれ補正手段は、直線状放射線検出素子ブロック
を構成する放射線検出素子の配列方向の長さを各々等し
く作成することにより生ずる、前記多角形状放射線検出
器の放射線検出素子の幾何学的な位置ずれを補正する。
これにより、あたかも円弧状又はリング状放射線検出器
で検出されたと同様に、歪のない良好な再構成画像が得
られる。
を構成する放射線検出素子の配列方向の長さを各々等し
く作成することにより生ずる、前記多角形状放射線検出
器の放射線検出素子の幾何学的な位置ずれを補正する。
これにより、あたかも円弧状又はリング状放射線検出器
で検出されたと同様に、歪のない良好な再構成画像が得
られる。
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明するが、
その具体的構成例の説明に先立って、まず、本発明の概
略について説明する。
その具体的構成例の説明に先立って、まず、本発明の概
略について説明する。
本発明は上記のような位置ずれ補正手段を設けてなる
もので、ここでは位置ずれ補正手段は、多角形状検出器
で得られたＹ軸からの開き角θ方向に不均一に並ぶ投影
データをθ方向に間隔αｐで均一に並ぶ投影データ、す
なわち、円弧状検出器で得られる投影データに変換する
ことにより、画像の歪を補正するようにしたものであ
る。
もので、ここでは位置ずれ補正手段は、多角形状検出器
で得られたＹ軸からの開き角θ方向に不均一に並ぶ投影
データをθ方向に間隔αｐで均一に並ぶ投影データ、す
なわち、円弧状検出器で得られる投影データに変換する
ことにより、画像の歪を補正するようにしたものであ
る。
いま、計測した投影データをＰ（ｊ）とする。素子番
号ｊの素子の素子ブロック内の番号をｉとすれば素子ｊ
における誤差γ（ｉ）は次式で求められる。
号ｊの素子の素子ブロック内の番号をｉとすれば素子ｊ
における誤差γ（ｉ）は次式で求められる。
ｉ＝mod（ｊ−1,N）＋１ ……（10） （→modはフォートランの組込関数） γ（ｉ）＝θｆ（ｉ）−θ（ｉ） ……（11） γ（ｉ）から補間によってθｆ（ｉ）における投影デ
ータＰ′（ｊ）（補正された計測データ）を求めれば、
１次補間により、 ｉ≦N/2のｊに関しては、 δ（ｉ）＝γ（ｉ）／（θ（ｉ＋１）−θ（ｉ）） …（12） Ｐ′（ｊ）＝（１−δ）・Ｐ（ｊ＋１）−δ・Ｐ
（ｊ） …（13） ｉ＞N/2のｊに関しては、 δ（ｉ）＝γ（ｉ）／（θ（ｉ）−θ（ｉ−１）） …（14） Ｐ′（ｊ）＝（１−δ）・Ｐ（ｊ）−δ・Ｐ（ｊ＋
１） …（15） と、求められる。
ータＰ′（ｊ）（補正された計測データ）を求めれば、
１次補間により、 ｉ≦N/2のｊに関しては、 δ（ｉ）＝γ（ｉ）／（θ（ｉ＋１）−θ（ｉ）） …（12） Ｐ′（ｊ）＝（１−δ）・Ｐ（ｊ＋１）−δ・Ｐ
（ｊ） …（13） ｉ＞N/2のｊに関しては、 δ（ｉ）＝γ（ｉ）／（θ（ｉ）−θ（ｉ−１）） …（14） Ｐ′（ｊ）＝（１−δ）・Ｐ（ｊ）−δ・Ｐ（ｊ＋
１） …（15） と、求められる。
補正された計測データＰ′（ｊ）は、例えば公知のフ
ィルタ補正逆投影法（filtered back projection metho
d:以下FBP法という。FBP法については、例えば1988年６
月25日株式会社朝倉書店発行，木村博一監修「最近の医
用画像診断装置」第108〜110頁参照）で再構成可能とな
り、従来の円弧状検出器と同様な処理手段によって容易
に歪のない良好な画像を再構成できる。
ィルタ補正逆投影法（filtered back projection metho
d:以下FBP法という。FBP法については、例えば1988年６
月25日株式会社朝倉書店発行，木村博一監修「最近の医
用画像診断装置」第108〜110頁参照）で再構成可能とな
り、従来の円弧状検出器と同様な処理手段によって容易
に歪のない良好な画像を再構成できる。
第１図は、本発明によるファンビームCT装置の具体的
構成例を示すブロック図で、図中１はファン状放射線ビ
ーム（これをファンビームという）を発生する放射線源
（通常はＸ線源）、２は放射線源１に高電圧電源を供給
する高電圧発生装置である。３は撮影領域４内の被検査
体（図示せず）を挟んで前記放射線源１と配向配置され
た多素子検出器で、直線状の素子ブロックを構成する素
子の配列方向の長さを各々等しく作成され、かつ前記素
子ブロックの複数個の組合せ配列で円弧状検出器の素子
配列を近似し、円弧状検出器として用いた多角形状検出
器である。５は放射線源１と検出器３を搭載する回転
板、６は投影データを多数の角度方向から測定するため
に前記回転板５を回転させ、あるいは寝台（図示せず）
を適宜駆動するスキャナ，寝台駆動装置、７は前記検出
器３で検出された放射線をディジタルデータとして所望
の計測間隔で計測する計測回路、８は計測回路７からの
計測データをバッファリングする計測処理装置、９は計
測処理装置８からのディジタルデータに検出器感度補
正，放射線源変動補正，ビームハードニング補正，対数
変換などの前処理を施す前処理装置である。10は、前述
位置ずれ補正処理を行う位置ずれ補正処理装置10a、FBP
法によるフィルタ処理を行うフィルタ処理装置10b及び
フィルタ処理された投影データに逆投影処理を施す逆投
影処理装置10cを備えてなる画像再構成処理装置、11は
この画像再構成処理装置10で再構成された被検査体の断
層像を視覚画像として表示する表示装置である。
構成例を示すブロック図で、図中１はファン状放射線ビ
ーム（これをファンビームという）を発生する放射線源
（通常はＸ線源）、２は放射線源１に高電圧電源を供給
する高電圧発生装置である。３は撮影領域４内の被検査
体（図示せず）を挟んで前記放射線源１と配向配置され
た多素子検出器で、直線状の素子ブロックを構成する素
子の配列方向の長さを各々等しく作成され、かつ前記素
子ブロックの複数個の組合せ配列で円弧状検出器の素子
配列を近似し、円弧状検出器として用いた多角形状検出
器である。５は放射線源１と検出器３を搭載する回転
板、６は投影データを多数の角度方向から測定するため
に前記回転板５を回転させ、あるいは寝台（図示せず）
を適宜駆動するスキャナ，寝台駆動装置、７は前記検出
器３で検出された放射線をディジタルデータとして所望
の計測間隔で計測する計測回路、８は計測回路７からの
計測データをバッファリングする計測処理装置、９は計
測処理装置８からのディジタルデータに検出器感度補
正，放射線源変動補正，ビームハードニング補正，対数
変換などの前処理を施す前処理装置である。10は、前述
位置ずれ補正処理を行う位置ずれ補正処理装置10a、FBP
法によるフィルタ処理を行うフィルタ処理装置10b及び
フィルタ処理された投影データに逆投影処理を施す逆投
影処理装置10cを備えてなる画像再構成処理装置、11は
この画像再構成処理装置10で再構成された被検査体の断
層像を視覚画像として表示する表示装置である。
次に上述本発明装置の動作について説明する。
放射線源１と多角形状検出器３を搭載した回転板５
は、スキャナ，寝台駆動装置６によって回転される。こ
の際、高電圧発生器２からの電圧，電流に応じた放射線
が放射線源１から被検査体に向かって曝射される。被検
査体の断面で吸収されなかった放射線は多角形状検出器
３で電気量に変換され、計測回路７でディジタルデータ
に変換される。多数の角度で計測したディジタルデータ
は計測処理装置８でバッファリングされながら前処理装
置９に順に送られる。前処理装置９は前処理を施して得
た投影データを位置ずれ補正処理装置10aに送る。位置
ずれ補正処理装置10aは、送られてきた投影データにつ
いて、直線状の素子ブロックで構成された前記多角形状
検出器３の有する幾何学的な位置ずれを補正する。補正
された投影データは、フィルタ処理装置10bで逆投影処
理によるぼけを予め補正した後、逆投影処理装置10cに
送られ、被検査体の断層像として再構成される。表示装
置11は、再構成された断層像を表示する。
は、スキャナ，寝台駆動装置６によって回転される。こ
の際、高電圧発生器２からの電圧，電流に応じた放射線
が放射線源１から被検査体に向かって曝射される。被検
査体の断面で吸収されなかった放射線は多角形状検出器
３で電気量に変換され、計測回路７でディジタルデータ
に変換される。多数の角度で計測したディジタルデータ
は計測処理装置８でバッファリングされながら前処理装
置９に順に送られる。前処理装置９は前処理を施して得
た投影データを位置ずれ補正処理装置10aに送る。位置
ずれ補正処理装置10aは、送られてきた投影データにつ
いて、直線状の素子ブロックで構成された前記多角形状
検出器３の有する幾何学的な位置ずれを補正する。補正
された投影データは、フィルタ処理装置10bで逆投影処
理によるぼけを予め補正した後、逆投影処理装置10cに
送られ、被検査体の断層像として再構成される。表示装
置11は、再構成された断層像を表示する。
ここで、前記位置ずれ補正処理装置10aの動作につい
て詳細に説明する。位置ずれ補正処理装置10aは、多角
形状検出器３の素子ブロックを構成する素子数Ｎに対応
するＮワードのδテーブルを有してなる。このδテーブ
ルは、上式（10）、（11）、（12）及び（14）から求め
られたものである。位置ずれ補正処理装置10aは、投影
データが入力されると素子番号ｊから上式（10）によっ
て求めたアドレス（素子番号ｊの素子の素子ブロック内
の番号）ｉのδテーブルの値δ（ｉ）を参照する。そし
て、上式（13）又は（15）によって、前記多角形状検出
器３の有する幾何学的な位置ずれを補正する処理を全素
子について施し、歪のない間隔αｐで均一に並ぶ投影デ
ータを出力する。
て詳細に説明する。位置ずれ補正処理装置10aは、多角
形状検出器３の素子ブロックを構成する素子数Ｎに対応
するＮワードのδテーブルを有してなる。このδテーブ
ルは、上式（10）、（11）、（12）及び（14）から求め
られたものである。位置ずれ補正処理装置10aは、投影
データが入力されると素子番号ｊから上式（10）によっ
て求めたアドレス（素子番号ｊの素子の素子ブロック内
の番号）ｉのδテーブルの値δ（ｉ）を参照する。そし
て、上式（13）又は（15）によって、前記多角形状検出
器３の有する幾何学的な位置ずれを補正する処理を全素
子について施し、歪のない間隔αｐで均一に並ぶ投影デ
ータを出力する。
なお上述実施例では、位置ずれ補正処理装置を、画像
再構成処理装置中に設けたが、計測処理装置あるいは前
処理装置の後段に設けてもよい。また、画像再構成処理
装置中に設ける場合であっても、画像再構成処理装置の
初段ではなく、フィルタ処理装置の後段に設けてもよ
い。
再構成処理装置中に設けたが、計測処理装置あるいは前
処理装置の後段に設けてもよい。また、画像再構成処理
装置中に設ける場合であっても、画像再構成処理装置の
初段ではなく、フィルタ処理装置の後段に設けてもよ
い。
また上述実施例では、本発明をＲ−Ｒ（Rotate−Rota
te）方式のファンビームCT装置に適用した場合を例にと
って説明したが、放射線源回転中心を配列の中心とする
リング状検出器を用いた、例えばＳ−Ｒ（Stationary−
Rotate）方式のファンビームCT装置に本発明を適用して
もよく、この場合でも上述実施例と同様に位置ずれ補正
可能なことは勿論である。
te）方式のファンビームCT装置に適用した場合を例にと
って説明したが、放射線源回転中心を配列の中心とする
リング状検出器を用いた、例えばＳ−Ｒ（Stationary−
Rotate）方式のファンビームCT装置に本発明を適用して
もよく、この場合でも上述実施例と同様に位置ずれ補正
可能なことは勿論である。
本発明によれば、作成の容易な、各素子寸法が同一の
直線状の素子ブロックの組合せ配列で円弧状又はリング
状検出器の素子配列を近似してなる多角形状検出器を、
円弧状又はリング状検出器として用いた場合において
も、歪のない良好な再構成画像を得ることができるとい
う効果がある。
直線状の素子ブロックの組合せ配列で円弧状又はリング
状検出器の素子配列を近似してなる多角形状検出器を、
円弧状又はリング状検出器として用いた場合において
も、歪のない良好な再構成画像を得ることができるとい
う効果がある。
第１図は本発明装置の具体的構成例を示すブロック図、
第２図は固体検出器の断面図、第３図は多角形状検出器
の概略構成を示す図、第４図は直線状素子ブロックを円
弧状検出器の該当部分と共に概略的に示す図、第５図及
び第６図は従来装置で再構成画像に歪が生じる原因を説
明するための図である。 1,302……放射線源、２……高電圧発生装置、3,301……
多角形状放射線検出器、４……撮影領域、５……回転
板、６……スキャナ，寝台駆動装置、７……計測回路、
８……計測処理装置、９……前処理装置、10……画像再
構成処理装置、10a……位置ずれ処理装置、10b……フィ
ルタ処理装置、10c……逆投影処理装置、11……表示装
置、301……多角形状放射線検出器の素子ブロック、40
……円弧状放射線検出器。
第２図は固体検出器の断面図、第３図は多角形状検出器
の概略構成を示す図、第４図は直線状素子ブロックを円
弧状検出器の該当部分と共に概略的に示す図、第５図及
び第６図は従来装置で再構成画像に歪が生じる原因を説
明するための図である。 1,302……放射線源、２……高電圧発生装置、3,301……
多角形状放射線検出器、４……撮影領域、５……回転
板、６……スキャナ，寝台駆動装置、７……計測回路、
８……計測処理装置、９……前処理装置、10……画像再
構成処理装置、10a……位置ずれ処理装置、10b……フィ
ルタ処理装置、10c……逆投影処理装置、11……表示装
置、301……多角形状放射線検出器の素子ブロック、40
……円弧状放射線検出器。
Claims (1)
- 【請求項１】直線状放射線検出素子ブロックの複数個の
組合せ配列で円弧状又はリング状放射線検出器の素子配
列を近似してなる多角形状放射線検出器を、円弧状又は
リング状放射線検出器として用いたファンビームCT装置
において、前記直線状放射線検出素子ブロックを構成す
る放射線検出素子の配列方向の長さを各々等しく作成す
ることにより生ずる、前記多角形状放射線検出器の放射
線検出素子の幾何学的な位置ずれを補正する位置ずれ補
正手段を具備することを特徴とするファンビームCT装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1066321A JP2796112B2 (ja) | 1989-03-20 | 1989-03-20 | ファンビームｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1066321A JP2796112B2 (ja) | 1989-03-20 | 1989-03-20 | ファンビームｃｔ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02246933A JPH02246933A (ja) | 1990-10-02 |
| JP2796112B2 true JP2796112B2 (ja) | 1998-09-10 |
Family
ID=13312455
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1066321A Expired - Fee Related JP2796112B2 (ja) | 1989-03-20 | 1989-03-20 | ファンビームｃｔ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2796112B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5349174B2 (ja) * | 2009-07-02 | 2013-11-20 | 株式会社日立メディコ | Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線検出器のｘ線検出素子間の距離を計測するための計測プログラム |
-
1989
- 1989-03-20 JP JP1066321A patent/JP2796112B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02246933A (ja) | 1990-10-02 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |