JP2000070257A - 透視画像作成方法及び装置 - Google Patents
透視画像作成方法及び装置Info
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- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 claims description 22
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-
- 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
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2211/00—Image generation
- G06T2211/40—Computed tomography
- G06T2211/428—Real-time
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- 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
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- Y10S378/901—Computer tomography program or processor
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- General Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 透視撮影装置において、オーバースキャン画
像再構成アルゴリズムに比べて時間的応答が向上すると
いう利点に加えて満足すべき画像品質を与えるように修
正されたハーフスキャン画像再構成アルゴリズムを提供
する。 【解決手段】 アルゴリズムは、投影データ集合を所定
数の部分集合に分割する工程を含む。各々の部分集合に
ついて２つの部分画像が作成される。すなわち、一方は
第１の重みによって重み付けされたもの（Ｔi ）であ
り、また他方は第２の重み（すなわち１）によって重み
付けされたもの（Ｕi ）である。最終画像（Ｐi） はそ
れら２つの部分画像から作成される。
像再構成アルゴリズムに比べて時間的応答が向上すると
いう利点に加えて満足すべき画像品質を与えるように修
正されたハーフスキャン画像再構成アルゴリズムを提供
する。 【解決手段】 アルゴリズムは、投影データ集合を所定
数の部分集合に分割する工程を含む。各々の部分集合に
ついて２つの部分画像が作成される。すなわち、一方は
第１の重みによって重み付けされたもの（Ｔi ）であ
り、また他方は第２の重み（すなわち１）によって重み
付けされたもの（Ｕi ）である。最終画像（Ｐi） はそ
れら２つの部分画像から作成される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は画像作成技術に関す
るものであって、更に詳しく言えば、透視画像を作成す
る装置に関する。
るものであって、更に詳しく言えば、透視画像を作成す
る装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】一般的にコンピュータ断層撮影（ＣＴ）
装置と呼ばれる少なくとも１種の公知撮影装置において
は、Ｘ線源から投射された扇形ビームが（一般に「撮影
面」と呼ばれる）直交座標系のＸ−Ｙ平面内に位置する
ようにコリメートされる。このＸ線ビームは撮影すべき
被検体（たとえば患者）を通過する。被検体によって減
弱させられた後、Ｘ線ビームは放射線検出器アレイに入
射する。検出器アレイに入射するＸ線ビームの強度は、
被検体によるＸ線ビームの減弱度に依存する。アレイ中
の各々の検出器素子は独立の電気信号を生じるが、この
電気信号はその検出器位置におけるＸ線ビーム減弱度の
測定値である。全ての検出器素子からの減弱度測定値を
個別に収集することによって透過プロフィールが得られ
る。
装置と呼ばれる少なくとも１種の公知撮影装置において
は、Ｘ線源から投射された扇形ビームが（一般に「撮影
面」と呼ばれる）直交座標系のＸ−Ｙ平面内に位置する
ようにコリメートされる。このＸ線ビームは撮影すべき
被検体（たとえば患者）を通過する。被検体によって減
弱させられた後、Ｘ線ビームは放射線検出器アレイに入
射する。検出器アレイに入射するＸ線ビームの強度は、
被検体によるＸ線ビームの減弱度に依存する。アレイ中
の各々の検出器素子は独立の電気信号を生じるが、この
電気信号はその検出器位置におけるＸ線ビーム減弱度の
測定値である。全ての検出器素子からの減弱度測定値を
個別に収集することによって透過プロフィールが得られ
る。
【０００３】公知の第三世代ＣＴ装置においては、Ｘ線
源及び検出器アレイは撮影面内かつ撮影すべき被検体の
周囲でガントリと共に回転する。その結果、Ｘ線ビーム
が被写体を横切る角度は絶えず変化する。あるガントリ
角度において検出器アレイから得られる１群のＸ線ビー
ム減弱度測定値（すなわち、投影データ）は、「ビュー
(view)」と呼ばれる。被検体の「スキャン(scan)」は、
Ｘ線源及び検出器が１回転する間に様々なガントリ角度
（又は視角）において得られたビューの集合から成って
いる。アキシャル(axial) 走査に際しては、投影データ
を処理することにより、被写体の二次元断面（スライ
ス）に対応する画像が再構成される。投影データの集合
から画像を再構成する方法の１つは、当業界においてフ
ィルタ補正逆投影法と呼ばれるものである。この方法に
よれば、走査から得られた減弱度測定値が「ＣＴ数」又
は「ハウンスフィールド(Hounsfield)単位」と呼ばれる
整数に変換される。これらの整数を使用することによ
り、陰極線管ディスプレイ上の対応する画素の輝度が制
御される。
源及び検出器アレイは撮影面内かつ撮影すべき被検体の
周囲でガントリと共に回転する。その結果、Ｘ線ビーム
が被写体を横切る角度は絶えず変化する。あるガントリ
角度において検出器アレイから得られる１群のＸ線ビー
ム減弱度測定値（すなわち、投影データ）は、「ビュー
(view)」と呼ばれる。被検体の「スキャン(scan)」は、
Ｘ線源及び検出器が１回転する間に様々なガントリ角度
（又は視角）において得られたビューの集合から成って
いる。アキシャル(axial) 走査に際しては、投影データ
を処理することにより、被写体の二次元断面（スライ
ス）に対応する画像が再構成される。投影データの集合
から画像を再構成する方法の１つは、当業界においてフ
ィルタ補正逆投影法と呼ばれるものである。この方法に
よれば、走査から得られた減弱度測定値が「ＣＴ数」又
は「ハウンスフィールド(Hounsfield)単位」と呼ばれる
整数に変換される。これらの整数を使用することによ
り、陰極線管ディスプレイ上の対応する画素の輝度が制
御される。
【０００４】全走査時間を短縮するためには、「ヘリカ
ル」走査を行えばよい。「ヘリカル」走査を行うために
は、患者を移動させながら所定数の断面に関するデータ
を収集すればよい。かかる方式によれば、１つの扇形ビ
ームによるヘリカル走査から１つの螺旋が作成される。
扇形ビームによって規定された螺旋は投影データを生み
出すが、それを用いて各々の所定断面中における画像を
再構成することができる。
ル」走査を行えばよい。「ヘリカル」走査を行うために
は、患者を移動させながら所定数の断面に関するデータ
を収集すればよい。かかる方式によれば、１つの扇形ビ
ームによるヘリカル走査から１つの螺旋が作成される。
扇形ビームによって規定された螺旋は投影データを生み
出すが、それを用いて各々の所定断面中における画像を
再構成することができる。
【０００５】ＣＴ透視装置においては、ヘリカル走査又
はシネ走査によって収集されたデータを使用することに
より、たとえば患者の内部の所望位置に針を案内するた
めに役立つ連続した画像フレームを作成することができ
る。１つのフレームは、撮影された被検体の二次元断面
に相当する。詳しく述べれば、投影データをフレーム・
レートで処理することにより、被検体の画像フレームが
作成される。
はシネ走査によって収集されたデータを使用することに
より、たとえば患者の内部の所望位置に針を案内するた
めに役立つ連続した画像フレームを作成することができ
る。１つのフレームは、撮影された被検体の二次元断面
に相当する。詳しく述べれば、投影データをフレーム・
レートで処理することにより、被検体の画像フレームが
作成される。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】公知のＣＴ透視装置に
おける一般的な目的は、画像の品質低下を最少限に抑え
ながらフレーム・レートを高めることにある。フレーム
・レートを高めることは多くの利点をもたらすのであっ
て、たとえば、手術を行う医師は生検用針の位置に関し
てより多くの情報を得ることができる。とは言え、フレ
ーム・レートを高めることは画像の品質低下を最少限に
抑えることと両立しないのが通例である。
おける一般的な目的は、画像の品質低下を最少限に抑え
ながらフレーム・レートを高めることにある。フレーム
・レートを高めることは多くの利点をもたらすのであっ
て、たとえば、手術を行う医師は生検用針の位置に関し
てより多くの情報を得ることができる。とは言え、フレ
ーム・レートを高めることは画像の品質低下を最少限に
抑えることと両立しないのが通例である。
【０００７】ＣＴ透視装置の時間遅れ（又は待ち時間）
は、再構成アルゴリズムの性質に大きく依存する。たと
えば、ある公知のＣＴ透視装置の時間遅れはハーフスキ
ャン画像再構成（ＨＳ）アルゴリズムの場合には小さい
が、オーバースキャン画像再構成（ＯＳ）アルゴリズム
の場合には大きい。ＯＳアルゴリズムの場合には時間遅
れが大きいとは言え、計算の複雑さを考慮してＯＳアル
ゴリズムが選ばれることもある。詳しく述べれば、ＯＳ
アルゴリズムにおいて使用される重みはチャンネルに依
存しないから、フィルタリング及び重み付けの順序を逆
転することができる。その結果、データ集合を複数の部
分集合に分割することができ、また各々の部分集合に関
して２つの部分画像を作成することができる。その後、
様々な部分画像を適当に組合わせることによって最終画
像を得ることができる。
は、再構成アルゴリズムの性質に大きく依存する。たと
えば、ある公知のＣＴ透視装置の時間遅れはハーフスキ
ャン画像再構成（ＨＳ）アルゴリズムの場合には小さい
が、オーバースキャン画像再構成（ＯＳ）アルゴリズム
の場合には大きい。ＯＳアルゴリズムの場合には時間遅
れが大きいとは言え、計算の複雑さを考慮してＯＳアル
ゴリズムが選ばれることもある。詳しく述べれば、ＯＳ
アルゴリズムにおいて使用される重みはチャンネルに依
存しないから、フィルタリング及び重み付けの順序を逆
転することができる。その結果、データ集合を複数の部
分集合に分割することができ、また各々の部分集合に関
して２つの部分画像を作成することができる。その後、
様々な部分画像を適当に組合わせることによって最終画
像を得ることができる。
【０００８】ところで、このようなアプローチはＨＳア
ルゴリズムに拡張することができない。詳しく述べれ
ば、ハーフスキャンの場合の重みはチャンネルに大きく
依存する。それ故、フィルタリング及び重み付けの順序
を逆転することができない。また、ＨＳの重み関数は視
角にも大きく依存する。そのため、前にフィルタリング
し逆投影して得られたデータを次の画像の作成のために
利用することができない。もし上記のＯＳアルゴリズム
と同様な効率でハーフスキャン・アルゴリズムを実行す
ることができれば、ＣＴ透視装置の時間的応答は顕著に
向上させることができよう。
ルゴリズムに拡張することができない。詳しく述べれ
ば、ハーフスキャンの場合の重みはチャンネルに大きく
依存する。それ故、フィルタリング及び重み付けの順序
を逆転することができない。また、ＨＳの重み関数は視
角にも大きく依存する。そのため、前にフィルタリング
し逆投影して得られたデータを次の画像の作成のために
利用することができない。もし上記のＯＳアルゴリズム
と同様な効率でハーフスキャン・アルゴリズムを実行す
ることができれば、ＣＴ透視装置の時間的応答は顕著に
向上させることができよう。
【０００９】
【課題を解決するための手段】上記及びその他の目的
は、本発明の一態様に従えば、ＯＳアルゴリズムに比べ
て時間的応答が向上するという利点に加えて満足すべき
画像品質を与えるような修正ハーフスキャン画像再構成
アルゴリズムを含むＣＴ透視装置によって達成すること
ができる。好ましい態様においては、かかるアルゴリズ
ムはガントリ１回転当りの投影データ集合を所定数の部
分集合に分割する工程を含んでいる。たとえば、部分集
合の数は８であって、各々の部分集合は４５度の角度範
囲に広がる投影データを含む。投影データ集合を８つの
部分集合に分割することにより、たとえば、毎秒８フレ
ームという画像更新速度を達成することができる。各々
の部分集合について２つの部分画像が作成される。すな
わち、一方は第１の重みによって重み付けされたもの
（Ｔi で表示する）であり、また他方は第２の重み（す
なわち１）によって重み付けされたもの（Ｕi で表示す
る）である。最終画像（Ｐi ）は下式に従って作成され
る。
は、本発明の一態様に従えば、ＯＳアルゴリズムに比べ
て時間的応答が向上するという利点に加えて満足すべき
画像品質を与えるような修正ハーフスキャン画像再構成
アルゴリズムを含むＣＴ透視装置によって達成すること
ができる。好ましい態様においては、かかるアルゴリズ
ムはガントリ１回転当りの投影データ集合を所定数の部
分集合に分割する工程を含んでいる。たとえば、部分集
合の数は８であって、各々の部分集合は４５度の角度範
囲に広がる投影データを含む。投影データ集合を８つの
部分集合に分割することにより、たとえば、毎秒８フレ
ームという画像更新速度を達成することができる。各々
の部分集合について２つの部分画像が作成される。すな
わち、一方は第１の重みによって重み付けされたもの
（Ｔi で表示する）であり、また他方は第２の重み（す
なわち１）によって重み付けされたもの（Ｕi で表示す
る）である。最終画像（Ｐi ）は下式に従って作成され
る。
【００１０】
【数５】
【００１１】式中、Ｎはガントリ１回転当りの各データ
集合から分割される部分集合の数である。
集合から分割される部分集合の数である。
【００１２】
【発明の実施の形態】図１及び２について説明すれば、
「第三世代」のＣＴスキャナを表わすガントリ１２を含
むコンピュータ断層撮影（ＣＴ）装置１０が示されてい
る。ガントリ１２は、それの反対側に配置された検出器
アレイ１８に向けてＸ線ビーム１６を投射するＸ線源１
４を含んでいる。検出器アレイ１８は、患者２２を通過
した投射Ｘ線を同時に検知する検出器素子２０から構成
されている。各々の検出器素子２０は電気信号を生じ、
この電気信号は入射Ｘ線ビームの強度を表わし、従って
患者２２を通過した際のＸ線ビームの減弱度を表わす。
Ｘ線投影データを得るための走査に際しては、ガントリ
１２及びその上に取付けられた構成部品が回転中心２４
の回りに回転する。
「第三世代」のＣＴスキャナを表わすガントリ１２を含
むコンピュータ断層撮影（ＣＴ）装置１０が示されてい
る。ガントリ１２は、それの反対側に配置された検出器
アレイ１８に向けてＸ線ビーム１６を投射するＸ線源１
４を含んでいる。検出器アレイ１８は、患者２２を通過
した投射Ｘ線を同時に検知する検出器素子２０から構成
されている。各々の検出器素子２０は電気信号を生じ、
この電気信号は入射Ｘ線ビームの強度を表わし、従って
患者２２を通過した際のＸ線ビームの減弱度を表わす。
Ｘ線投影データを得るための走査に際しては、ガントリ
１２及びその上に取付けられた構成部品が回転中心２４
の回りに回転する。
【００１３】ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作
は、ＣＴ装置１０の制御機構２６によって制御される。
制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力及びタイミング信号
を供給するＸ線制御器２８と、ガントリ１２の回転速度
及び位置を制御するガントリ・モータ制御器３０とを含
んでいる。制御機構２６中のデータ収集装置（ＤＡＳ）
３２は検出器素子２０からアナログ・データをサンプリ
ングし、そして以後の処理のためにかかるデータをディ
ジタル信号に変換する。画像再構成装置３４は、サンプ
リングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２
から受信して、高速の画像再構成を行う。再構成された
画像はコンピュータ３６に入力として送られ、そして大
容量記憶装置３８中に保存される。
は、ＣＴ装置１０の制御機構２６によって制御される。
制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力及びタイミング信号
を供給するＸ線制御器２８と、ガントリ１２の回転速度
及び位置を制御するガントリ・モータ制御器３０とを含
んでいる。制御機構２６中のデータ収集装置（ＤＡＳ）
３２は検出器素子２０からアナログ・データをサンプリ
ングし、そして以後の処理のためにかかるデータをディ
ジタル信号に変換する。画像再構成装置３４は、サンプ
リングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２
から受信して、高速の画像再構成を行う。再構成された
画像はコンピュータ３６に入力として送られ、そして大
容量記憶装置３８中に保存される。
【００１４】コンピュータ３６にはまた、キーボードを
有する制御卓４０を介して操作者から命令及び走査パラ
メータが送られる。付属した陰極線管ディスプレイ４２
により、操作者はコンピュータ３６からの再構成画像及
びその他のデータを観察することができる。操作者から
送られる命令及びパラメータは、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御
器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び
情報を供給するためにコンピュータ３６によって使用さ
れる。更にまた、コンピュータ３６は検査台モータ制御
器４４を動作させ、それによってガントリ１２内に患者
２２を配置するための電動検査台４６を制御する。詳し
く述べれば、検査台４６はガントリの開口４８を通して
患者２２の各部を移動させる。
有する制御卓４０を介して操作者から命令及び走査パラ
メータが送られる。付属した陰極線管ディスプレイ４２
により、操作者はコンピュータ３６からの再構成画像及
びその他のデータを観察することができる。操作者から
送られる命令及びパラメータは、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御
器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び
情報を供給するためにコンピュータ３６によって使用さ
れる。更にまた、コンピュータ３６は検査台モータ制御
器４４を動作させ、それによってガントリ１２内に患者
２２を配置するための電動検査台４６を制御する。詳し
く述べれば、検査台４６はガントリの開口４８を通して
患者２２の各部を移動させる。
【００１５】ここに記載される画像再構成アルゴリズム
は、通例、画像再構成装置３４によって実行される。と
は言え、かかるアルゴリズムは撮影装置のその他の構成
要素（たとえばコンピュータ３６）において実行するこ
ともできる。また、ここに記載された装置１０は例示を
目的としたものに過ぎないのであって、下記の画像再構
成アルゴリズムはその他各種の撮影装置に関連しても実
行し得ることを理解すべきである。
は、通例、画像再構成装置３４によって実行される。と
は言え、かかるアルゴリズムは撮影装置のその他の構成
要素（たとえばコンピュータ３６）において実行するこ
ともできる。また、ここに記載された装置１０は例示を
目的としたものに過ぎないのであって、下記の画像再構
成アルゴリズムはその他各種の撮影装置に関連しても実
行し得ることを理解すべきである。
【００１６】図３は、ＨＳサンプリング・パターンのラ
ドン空間図を示している。上方及び下方の三角形の陰影
部は、余分のサンプリング・ペアを表わしている。アー
ティファクトの無い再構成を保証するため、余分のサン
プルには適当な重み付けを行う必要がある。かかる関数
の一例を下記に示す。
ドン空間図を示している。上方及び下方の三角形の陰影
部は、余分のサンプリング・ペアを表わしている。アー
ティファクトの無い再構成を保証するため、余分のサン
プルには適当な重み付けを行う必要がある。かかる関数
の一例を下記に示す。
【００１７】
【数６】
【００１８】ただし、
【００１９】
【数７】
【００２０】式中、γは、扇形ビーム中の特定の射線(r
ay) が、ＣＴ装置の等角点(isocenter) と交わる中心射
線に対して成す角度であり、また、βはガントリ角度で
ある。重みはチャンネルに大きく依存するから、投影デ
ータはフィルタリングの前に重み関数によって重み付け
を行わなければならない。また、２つの三角形の陰影部
は１８０度の投影視角範囲を占めている。すなわち、フ
ィルタリング及び重み付けの動作のために切換えること
ができるのは投影データ集合全体の約２０％に過ぎな
い。
ay) が、ＣＴ装置の等角点(isocenter) と交わる中心射
線に対して成す角度であり、また、βはガントリ角度で
ある。重みはチャンネルに大きく依存するから、投影デ
ータはフィルタリングの前に重み関数によって重み付け
を行わなければならない。また、２つの三角形の陰影部
は１８０度の投影視角範囲を占めている。すなわち、フ
ィルタリング及び重み付けの動作のために切換えること
ができるのは投影データ集合全体の約２０％に過ぎな
い。
【００２１】このような困難を克服するためには、高速
ＣＴ透視画像再構成用の修正ハーフスキャン・アルゴリ
ズム（ＭＨＳ）を使用することができる。ＭＨＳに関す
るラドン空間は、図４に示されるごとくに分割される。
２つの三角形の陰影部は、一様でない重みを有する元の
視角範囲の半分しか占めない。この場合の重みは下記の
通りである。
ＣＴ透視画像再構成用の修正ハーフスキャン・アルゴリ
ズム（ＭＨＳ）を使用することができる。ＭＨＳに関す
るラドン空間は、図４に示されるごとくに分割される。
２つの三角形の陰影部は、一様でない重みを有する元の
視角範囲の半分しか占めない。この場合の重みは下記の
通りである。
【００２２】
【数８】
【００２３】直線β＝γm−γ 及びβ＝π＋γm−γ の
位置では、重み関数はγに関して微分可能でない。かか
る不連続性によって引起こされる画像のアーティファク
トを抑制するため、境界を横切ってフェザリング(feath
ering)を使用することができる。なお、不連続性に関係
する画像のアーティファクトを抑制するためには、２０
チャネルのフェザリング距離で十分であると考えられ
る。
位置では、重み関数はγに関して微分可能でない。かか
る不連続性によって引起こされる画像のアーティファク
トを抑制するため、境界を横切ってフェザリング(feath
ering)を使用することができる。なお、不連続性に関係
する画像のアーティファクトを抑制するためには、２０
チャネルのフェザリング距離で十分であると考えられ
る。
【００２４】ＭＨＳの重み関数は、下記の性質を有して
いる。
いる。
【００２５】
【数９】
【００２６】それ故、上方の三角形の重みは、下方の三
角形の重みを１から差引くことによって求めることがで
きる。すなわち、上方の三角形の重みを有する部分画像
を求めるためには、２つの部分画像を求めればよい。そ
れらは、下方の三角形の重みによって重み付けされた部
分画像、及び重み１によって重み付けされた部分画像で
ある。これら２つの部分画像から求められる差分画像
は、上方の三角形から直接に求められる部分画像と同一
である。
角形の重みを１から差引くことによって求めることがで
きる。すなわち、上方の三角形の重みを有する部分画像
を求めるためには、２つの部分画像を求めればよい。そ
れらは、下方の三角形の重みによって重み付けされた部
分画像、及び重み１によって重み付けされた部分画像で
ある。これら２つの部分画像から求められる差分画像
は、上方の三角形から直接に求められる部分画像と同一
である。
【００２７】上記のごとき重み付けを考慮しつつ、下記
の画像再構成アルゴリズムを使用することができる。詳
しく述べれば、ガントリ１回転当りの投影データ集合が
先ず８つの部分集合に分割される。その場合、各々の部
分集合は４５度の角度範囲に広がる投影データを含む。
投影データ集合を８つの部分集合に分割することによ
り、毎秒８フレームという画像更新速度を達成すること
ができる。代替的に、投影データ集合を６０度の部分集
合に分割することにより、毎秒６フレームの画像再構成
速度を達成することもできるし、また所望のフレーム・
レートに対応するその他の大きさの部分集合に分割する
こともできる。
の画像再構成アルゴリズムを使用することができる。詳
しく述べれば、ガントリ１回転当りの投影データ集合が
先ず８つの部分集合に分割される。その場合、各々の部
分集合は４５度の角度範囲に広がる投影データを含む。
投影データ集合を８つの部分集合に分割することによ
り、毎秒８フレームという画像更新速度を達成すること
ができる。代替的に、投影データ集合を６０度の部分集
合に分割することにより、毎秒６フレームの画像再構成
速度を達成することもできるし、また所望のフレーム・
レートに対応するその他の大きさの部分集合に分割する
こともできる。
【００２８】各々の部分集合に関し、２つの部分画像が
作成される。一方は下方（又は上方）の三角形の重みに
よって重み付けされた部分画像（Ｔi で表示する）であ
り、また他方は重み１によって重み付けされた部分画像
（Ｕi で表示する）である。最終画像（Ｐi） は 下記
の式に従って作成することができる。
作成される。一方は下方（又は上方）の三角形の重みに
よって重み付けされた部分画像（Ｔi で表示する）であ
り、また他方は重み１によって重み付けされた部分画像
（Ｕi で表示する）である。最終画像（Ｐi） は 下記
の式に従って作成することができる。
【００２９】
【数１０】
【００３０】式中、Ｎは各データ集合から分割される部
分集合の数である。上記のごとき修正ハーフスキャン・
アルゴリズムは、重み関数における対称性を利用したも
のであって、満足すべき画像品質を確保しながら毎秒８
フレームの速度で画像の再構成を可能にする。その結
果、かかる修正ハーフスキャン・アルゴリズムはＣＴ透
視用途におけるハーフスキャン重み付けの使用を可能に
し、それにより、ＯＳアルゴリズムに比べて時間的応答
が向上するという利点に加えて、満足すべき画像品質を
有する画像を作成することができる。
分集合の数である。上記のごとき修正ハーフスキャン・
アルゴリズムは、重み関数における対称性を利用したも
のであって、満足すべき画像品質を確保しながら毎秒８
フレームの速度で画像の再構成を可能にする。その結
果、かかる修正ハーフスキャン・アルゴリズムはＣＴ透
視用途におけるハーフスキャン重み付けの使用を可能に
し、それにより、ＯＳアルゴリズムに比べて時間的応答
が向上するという利点に加えて、満足すべき画像品質を
有する画像を作成することができる。
【００３１】本発明の様々な実施の態様に関する上記の
説明によれば、本発明の目的が達成されることは明らか
である。上記に本発明が詳しく記載されているとは言
え、その説明は本発明の例示を目的としたものに過ぎな
いのであって、本発明の範囲を制限するものと解すべき
でない。従って、本発明の範囲はもっぱら前記特許請求
の範囲によって制限されることを理解すべきである。
説明によれば、本発明の目的が達成されることは明らか
である。上記に本発明が詳しく記載されているとは言
え、その説明は本発明の例示を目的としたものに過ぎな
いのであって、本発明の範囲を制限するものと解すべき
でない。従って、本発明の範囲はもっぱら前記特許請求
の範囲によって制限されることを理解すべきである。
【図１】ＣＴ装置の絵画的斜視図である。
【図２】図１に示された装置の概略ブロック図である。
【図３】元来のハーフスキャンに関するラドン空間図で
ある。
ある。
【図４】修正されたハーフスキャンに関するラドン空間
図である。
図である。
１０ コンピュータ断層撮影装置 １２ ガントリ １４ Ｘ線源 １６ Ｘ線ビーム １８ 検出器アレイ ２０ 検出器素子 ２２ 患者 ２６ 制御機構 ２８ Ｘ線制御器 ３０ ガントリ・モータ制御器 ３２ データ収集装置（ＤＡＳ） ３４ 画像再構成装置 ３６ コンピュータ ３８ 大容量記憶装置 ４０ 制御卓 ４２ 陰極線管ディスプレイ ４４ 検査台モータ制御器 ４６ 電動検査台
Claims (20)
- 【請求項１】 ハーフスキャン重み関数に従って投影デ
ータの重み付けを行い、そして得られた重み付きデータ
から部分画像用の画像データを作成するようにプログラ
ムされたプロセッサを含むことを特徴とする透視画像作
成装置。 - 【請求項２】 前記投影データの重み付けを行うため、
前記プロセッサがガントリ１回転当りの投影データ集合
を所定数の部分集合に分割するようにプログラムされて
いる請求項１記載の装置。 - 【請求項３】 前記部分集合の数が所望のフレーム・レ
ートに対応している請求項２記載の装置。 - 【請求項４】 前記部分集合の数が８に等しく、かつ各
々の部分集合が４５度の角度範囲に広がる投影データを
含む請求項２記載の装置。 - 【請求項５】 前記部分集合の数が６に等しく、かつ各
々の部分集合が６０度の角度範囲に広がる投影データを
含む請求項２記載の装置。 - 【請求項６】 少なくとも２つの部分画像が作成される
場合において、１つの部分画像（Ｔi） に関するデータ
は第１の重みによって重み付けされ、かつ別の部分画像
（Ｕi ）に関するデータは第２の重みによって重み付け
される請求項１記載の装置。 - 【請求項７】 前記第２の重みが１である請求項６記載
の装置。 - 【請求項８】 最終画像Ｐi が 【数１】 （式中、Ｎはガントリ１回転当りの各データ集合から分
割される部分集合の数である）に従って作成される請求
項６記載の装置。 - 【請求項９】 前記装置がコンピュータ断層撮影型の画
像作成装置である請求項１記載の装置。 - 【請求項１０】 Ｘ線源、前記Ｘ線源と整列したＸ線検
出器、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間に配置すべき
患者検査台、並びに前記Ｘ線検出器によって収集された
データから再構成された画像を表示するためのディスプ
レイを含み、かつ透視走査を行うために役立つコンピュ
ータ断層撮影装置において、ハーフスキャン重み関数に
従って投影データの重み付けを行い、そして得られた重
み付きデータから部分画像用の画像データを作成するよ
うに構成されていることを特徴とするコンピュータ断層
撮影装置。 - 【請求項１１】 前記投影データの重み付けを行うた
め、前記プロセッサがガントリ１回転当りの投影データ
集合を所定数の部分集合に分割するようにプログラムさ
れている請求項１０記載の装置。 - 【請求項１２】 前記部分集合の数が所望のフレーム・
レートに対応している請求項１１記載の装置。 - 【請求項１３】 少なくとも２つの部分画像が作成され
る場合において、１つの部分画像（Ｔi） に関するデー
タは第１の重みによって重み付けされ、かつ別の部分画
像（Ｕi ）に関するデータは第２の重みによって重み付
けされる請求項１０記載の装置。 - 【請求項１４】 最終画像Ｐi が 【数２】 （式中、Ｎは各データ集合から分割される部分集合の数
である）に従って作成される請求項１３記載の装置。 - 【請求項１５】 透視走査に際して収集されたデータを
用いて画像を作成するための方法において、ハーフスキ
ャン重み関数に従って投影データの重み付けを行う工
程、及び得られた重み付きデータから部分画像用の画像
データを作成する工程を含むことを特徴とする方法。 - 【請求項１６】 投影データの重み付けを行う前記工程
が、ガントリ１回転当りの投影データ集合を所定数の部
分集合に分割する工程を含む請求項１５記載の方法。 - 【請求項１７】 前記部分集合の数が所望のフレーム・
レートに対応している請求項１６記載の方法。 - 【請求項１８】 少なくとも２つの部分画像が作成され
る場合において、１つの部分画像（Ｔi） に関するデー
タは第１の重みによって重み付けされ、かつ別の部分画
像（Ｕi ）に関するデータは第２の重みによって重み付
けされる請求項１５記載の方法。 - 【請求項１９】 最終画像Ｐi が 【数３】 （式中、Ｎは各データ集合から分割される部分集合の数
である）に従って作成される請求項１８記載の方法。 - 【請求項２０】 投影データの重み付けを行うための前
記重み関数が式 【数４】 によって表わされる条件を満足する請求項１５記載の方
法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/140130 | 1998-08-25 | ||
| US09/140,130 US6061423A (en) | 1998-08-25 | 1998-08-25 | Fluoroscopy image reconstruction |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000070257A true JP2000070257A (ja) | 2000-03-07 |
| JP4509255B2 JP4509255B2 (ja) | 2010-07-21 |
Family
ID=22489890
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22701799A Expired - Lifetime JP4509255B2 (ja) | 1998-08-25 | 1999-08-11 | 透視画像作成方法及び装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6061423A (ja) |
| EP (1) | EP0989521B1 (ja) |
| JP (1) | JP4509255B2 (ja) |
| IL (1) | IL131376A (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JP2002078702A (ja) * | 2000-09-06 | 2002-03-19 | Hitachi Medical Corp | 断層写真像作成方法及び断層写真像作成装置。 |
| JP2005007169A (ja) * | 2003-06-16 | 2005-01-13 | Toshiba Corp | コーンビーム再構成装置およびコンピュータ断層撮影装置 |
| JP2005058649A (ja) * | 2003-08-20 | 2005-03-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 放射線計算断層画像装置および断層画像生成方法 |
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| US6243437B1 (en) * | 1998-11-25 | 2001-06-05 | General Electric Company | Coronary calcification detection using retrospective cardiac gating of imaging system |
| US6778689B1 (en) | 2000-03-29 | 2004-08-17 | General Electric Company | System and method of real-time multiple field-of-view imaging |
| WO2004111945A2 (en) | 2003-06-18 | 2004-12-23 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Computer tomography method using redundant measured values |
| US20060056729A1 (en) * | 2004-09-15 | 2006-03-16 | Hillis W D | Fourier domain camera |
| US7734079B2 (en) * | 2004-09-28 | 2010-06-08 | General Electric Company | Methods and apparatus for image reconstruction |
| US20090274265A1 (en) | 2005-05-12 | 2009-11-05 | Koninklijke Philips Electronics N. V. | Continuous computer tomography performing super-short-scans and stronger weighting of most recent data |
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| WO2015111052A1 (en) * | 2014-01-23 | 2015-07-30 | Yissum Research Development Company Of The Hebrew University Of Jerusalem Ltd. | Method of repeat computer tomography scanning and system thereof |
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| US5907593A (en) * | 1997-11-26 | 1999-05-25 | General Electric Company | Image reconstruction in a CT fluoroscopy system |
-
1998
- 1998-08-25 US US09/140,130 patent/US6061423A/en not_active Expired - Lifetime
-
1999
- 1999-08-11 JP JP22701799A patent/JP4509255B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1999-08-12 IL IL13137699A patent/IL131376A/en not_active IP Right Cessation
- 1999-08-20 EP EP99306581A patent/EP0989521B1/en not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0989521B1 (en) | 2013-03-13 |
| IL131376A (en) | 2004-06-01 |
| EP0989521A3 (en) | 2010-05-05 |
| US6061423A (en) | 2000-05-09 |
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| JP4509255B2 (ja) | 2010-07-21 |
| EP0989521A2 (en) | 2000-03-29 |
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