JP2001095793A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
Ｘ線ｃｔ装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明は特にＲ／Ｒ（Rotation／Rotation）
方式のＣＴ装置であって２次元配列の検出器を備えたＣ
Ｔ装置においてリング状アーチファクトを低減したい。 【解決手段】 リング補正処理装置２０５は、ｒ−θ変
換装置１０１、リング成分抽出装置１０２、ｘ−ｙ変換
装置１０３、補正処理装置１０４で構成される。本発明
によれば、診断の妨げになるリングアーチファクトの発
生を抑制することができ、安定した画質の断層像を提供
することができる。
方式のＣＴ装置であって２次元配列の検出器を備えたＣ
Ｔ装置においてリング状アーチファクトを低減したい。 【解決手段】 リング補正処理装置２０５は、ｒ−θ変
換装置１０１、リング成分抽出装置１０２、ｘ−ｙ変換
装置１０３、補正処理装置１０４で構成される。本発明
によれば、診断の妨げになるリングアーチファクトの発
生を抑制することができ、安定した画質の断層像を提供
することができる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、２次元配列の検出
器を備えたＣＴ装置、特にリング状アーチファクトの低
減をはかるＸ線ＣＴ装置に関する。
器を備えたＣＴ装置、特にリング状アーチファクトの低
減をはかるＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】現在、Ｘ線ＣＴ装置の主流はＲ／Ｒ方式
（第３世代）で、Ｘ線源と円弧状のＸ線検出器が被検体
を挟んで互いに対向する位置に配置されている。Ｘ線源
からのＸ線はコリメートされ、扇状のＸ線ビームを形成
し、被検体の撮影断面に照射される。被検体により減弱
した透過Ｘ線をＸ線検出器が回転しながら計測すること
で撮影動作は行われる。回転中の計測動作は０．１〜
０．５度程度の角度間隔で行われ、合計で６００〜１０
００角度数程度の投影データを取得する。Ｘ線検出器は
多数の検出素子で構成され、それぞれの素子の出力が計
測回路によってディジタルデータとして収集され、計測
角度毎に素子数分のデータ（ビュー）を得る。更に、計
測データは画像処理装置によって検出素子の特性補正、
線質補正やログ変換等の前処理を施された後、フィルタ
補正逆投影法などの公知のアルゴリズムによって断層像
として再構成される。
（第３世代）で、Ｘ線源と円弧状のＸ線検出器が被検体
を挟んで互いに対向する位置に配置されている。Ｘ線源
からのＸ線はコリメートされ、扇状のＸ線ビームを形成
し、被検体の撮影断面に照射される。被検体により減弱
した透過Ｘ線をＸ線検出器が回転しながら計測すること
で撮影動作は行われる。回転中の計測動作は０．１〜
０．５度程度の角度間隔で行われ、合計で６００〜１０
００角度数程度の投影データを取得する。Ｘ線検出器は
多数の検出素子で構成され、それぞれの素子の出力が計
測回路によってディジタルデータとして収集され、計測
角度毎に素子数分のデータ（ビュー）を得る。更に、計
測データは画像処理装置によって検出素子の特性補正、
線質補正やログ変換等の前処理を施された後、フィルタ
補正逆投影法などの公知のアルゴリズムによって断層像
として再構成される。
【０００３】一方、複数列の検出器を備えたマルチスラ
イスＣＴ、I.I.＋ＣＣＤカメラや平面センサーなどの２
次元配列センサーをＸ線検出器としたコーンビームＣＴ
が開発され、２次元の投影データで構成されたビューか
ら、フィルタ補正逆投影法あるいはFeldkamp法などによ
って３次元ボクセルを再構成可能となった。これには、
線源＋検出器回転型や被写体回転型が存在する。回転中
の計測動作は、I.I.や平面センサーでは例えば０．５〜
１．０度程度の角度間隔で行われ、合計で３００〜６０
０角度程度の２次元投影データを取得する。ここで、３
次元ボクセルとは、データを断層面の２軸（ｘ、ｙ）の
他に、体軸方向等の厚さ軸（ｚ）を加味して（ｘ、ｙ、
ｚ）で定義することを指す。例えば、コーンビームＣＴ
では、２次元画像を等間隔で積み上げることで３次元デ
ータとするのではなく、ボクセルデータを直接再構成す
る。
イスＣＴ、I.I.＋ＣＣＤカメラや平面センサーなどの２
次元配列センサーをＸ線検出器としたコーンビームＣＴ
が開発され、２次元の投影データで構成されたビューか
ら、フィルタ補正逆投影法あるいはFeldkamp法などによ
って３次元ボクセルを再構成可能となった。これには、
線源＋検出器回転型や被写体回転型が存在する。回転中
の計測動作は、I.I.や平面センサーでは例えば０．５〜
１．０度程度の角度間隔で行われ、合計で３００〜６０
０角度程度の２次元投影データを取得する。ここで、３
次元ボクセルとは、データを断層面の２軸（ｘ、ｙ）の
他に、体軸方向等の厚さ軸（ｚ）を加味して（ｘ、ｙ、
ｚ）で定義することを指す。例えば、コーンビームＣＴ
では、２次元画像を等間隔で積み上げることで３次元デ
ータとするのではなく、ボクセルデータを直接再構成す
る。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】これらのＸ線ＣＴ装置
では、Ｘ線源と検出器が対向配置した位置関係を保った
まま回転する（あるいは被写体が回転する）ため、回転
中心軸からある素子（チャンネル）で計測したＸ線ビー
ムまでの距離ｒは全ビューで等しい。従って、ある検出
素子の特性ばらつきが大きいために、前述の補正処理で
完全に補正できない場合、画像状にリング状や円弧状の
誤差成分が現れる。これらはリングアーチファクトと呼
ばれ、診断の妨げになるために除去することが望まし
い。
では、Ｘ線源と検出器が対向配置した位置関係を保った
まま回転する（あるいは被写体が回転する）ため、回転
中心軸からある素子（チャンネル）で計測したＸ線ビー
ムまでの距離ｒは全ビューで等しい。従って、ある検出
素子の特性ばらつきが大きいために、前述の補正処理で
完全に補正できない場合、画像状にリング状や円弧状の
誤差成分が現れる。これらはリングアーチファクトと呼
ばれ、診断の妨げになるために除去することが望まし
い。
【０００５】このリングアーチファクトの除去方法とし
ては、投影空間や画像空間でリング成分を抽出して除去
（軽減を含む）する下記の方法が存在する。投影補正：
投影データはチャンネル、ビューの２次元配列（マルチ
スライス、コーンビームでは３次元となる）で、リング
成分がビュー（配列）方向の直線成分となるため、リン
グ成分抽出のアルゴリズムが比較的単純である。しか
し、画像状に現れるリングアーチファクトを構成する誤
差成分は、投影データ上では必ずしも十分なコントラス
ト差を持たないため、完全に除去しきれない場合も多
い。また、特開平８−２５２２４９号では患者の撮影前
に検出器の特性劣化を検査するための特別なデータ取得
が必要であるなど、システムが複雑になる問題点があっ
た。画像補正：一方、画像空間の処理は画像がｘ−ｙの
直行配列で得られ、円弧状のリング成分を抽出するには
ＵＳＰ第４６７０８４０号のようにセクタ領域に分割す
るなどの必要がある。しかし、再構成画像の視野サイズ
は撮影部位や観察目的によって異なり、中心はスキャナ
の回転中心に必ずしも一致しない。従って、セクタはス
キャナの回転中心を基準に分割されるものであるから、
分割領域を各画像毎に計算して再設定しなければならな
い。いずれにおいても３次元ボクセルデータを再構成し
た画像に対しての配慮はなされていなかった。
ては、投影空間や画像空間でリング成分を抽出して除去
（軽減を含む）する下記の方法が存在する。投影補正：
投影データはチャンネル、ビューの２次元配列（マルチ
スライス、コーンビームでは３次元となる）で、リング
成分がビュー（配列）方向の直線成分となるため、リン
グ成分抽出のアルゴリズムが比較的単純である。しか
し、画像状に現れるリングアーチファクトを構成する誤
差成分は、投影データ上では必ずしも十分なコントラス
ト差を持たないため、完全に除去しきれない場合も多
い。また、特開平８−２５２２４９号では患者の撮影前
に検出器の特性劣化を検査するための特別なデータ取得
が必要であるなど、システムが複雑になる問題点があっ
た。画像補正：一方、画像空間の処理は画像がｘ−ｙの
直行配列で得られ、円弧状のリング成分を抽出するには
ＵＳＰ第４６７０８４０号のようにセクタ領域に分割す
るなどの必要がある。しかし、再構成画像の視野サイズ
は撮影部位や観察目的によって異なり、中心はスキャナ
の回転中心に必ずしも一致しない。従って、セクタはス
キャナの回転中心を基準に分割されるものであるから、
分割領域を各画像毎に計算して再設定しなければならな
い。いずれにおいても３次元ボクセルデータを再構成し
た画像に対しての配慮はなされていなかった。
【０００６】本発明は、リングアーチファクトの除去能
力を向上する、２次元配列の検出素子を備えたＣＴ装置
を提供することを目的とする。
力を向上する、２次元配列の検出素子を備えたＣＴ装置
を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明は、被検体の投影
データから３次元データ（複数の２次元画像を含む）を
構成するＸ線ＣＴ装置において、回転計測平面に平行な
ｘ−ｙ断面像を、走査回転軸からの距離ｒと角度θから
なるｒ−θ座標系に変換してｒ−θの２次元画像を得る
第１の手段と、該ｒ−θ画像からθ方向誤差をｒ−θの
２次元フィルタ処理によってｒ−θ誤差画像として抽出
する第２の手段と、該抽出したｒ−θ誤差画像をｘ−ｙ
誤差画像に変換する第３の手段と、前記ｘ−ｙ断面像か
ら前記ｘ−ｙ誤差画像を差し引く第４の手段と、を備え
るリングアーチファクトを低減するＸ線ＣＴ装置を開示
する。
データから３次元データ（複数の２次元画像を含む）を
構成するＸ線ＣＴ装置において、回転計測平面に平行な
ｘ−ｙ断面像を、走査回転軸からの距離ｒと角度θから
なるｒ−θ座標系に変換してｒ−θの２次元画像を得る
第１の手段と、該ｒ−θ画像からθ方向誤差をｒ−θの
２次元フィルタ処理によってｒ−θ誤差画像として抽出
する第２の手段と、該抽出したｒ−θ誤差画像をｘ−ｙ
誤差画像に変換する第３の手段と、前記ｘ−ｙ断面像か
ら前記ｘ−ｙ誤差画像を差し引く第４の手段と、を備え
るリングアーチファクトを低減するＸ線ＣＴ装置を開示
する。
【０００８】更に本発明は、被検体の投影データから３
次元データ（複数の２次元画像を含む）を構成するＸ線
ＣＴ装置において、回転計測平面に平行なｘ−ｙ断面像
であって且つｚ方向に所定の厚みｔを持ったものであ
り、該ｘ−ｙ画像を複数枚加算、加重平均またはデコー
ンボリューションを処理することで実行厚みがｔより厚
いまたは薄い新たなｘ−ｙ画像を作成する第１の手段
と、該新たなｘ−ｙ画像を走査回転軸からの距離ｒと角
度θとからなるｒ−θ座標系に変換してｒ−θの２次元
画像を得る第２の手段と、該ｒ−θ画像からθ方向誤差
をｒ−θの２次元フィルタ処理によってｒ−θ誤差画像
として抽出する第３の手段と、該抽出したｒ−θ誤差画
像をｘ−ｙ誤差画像に変換する第４の手段と、前記新た
なｘ−ｙ断面像から前記ｘ−ｙ誤差画像を差し引く第５
の手段と、を備えるリングアーチファクトを低減するＸ
線ＣＴ装置を開示する。
次元データ（複数の２次元画像を含む）を構成するＸ線
ＣＴ装置において、回転計測平面に平行なｘ−ｙ断面像
であって且つｚ方向に所定の厚みｔを持ったものであ
り、該ｘ−ｙ画像を複数枚加算、加重平均またはデコー
ンボリューションを処理することで実行厚みがｔより厚
いまたは薄い新たなｘ−ｙ画像を作成する第１の手段
と、該新たなｘ−ｙ画像を走査回転軸からの距離ｒと角
度θとからなるｒ−θ座標系に変換してｒ−θの２次元
画像を得る第２の手段と、該ｒ−θ画像からθ方向誤差
をｒ−θの２次元フィルタ処理によってｒ−θ誤差画像
として抽出する第３の手段と、該抽出したｒ−θ誤差画
像をｘ−ｙ誤差画像に変換する第４の手段と、前記新た
なｘ−ｙ断面像から前記ｘ−ｙ誤差画像を差し引く第５
の手段と、を備えるリングアーチファクトを低減するＸ
線ＣＴ装置を開示する。
【０００９】更に本発明は、コーンビームＸ線を照射す
るＸ線放出手段と、この手段に対向して設置されて被検
体からのコーンビーム透過Ｘ線を検出する２次元配列の
Ｘ線検出手段と、を備えて、上記Ｘ−Ｙ断面像は、Ｘ線
検出手段から得られた投影データより求めた、３次元画
像から得られる断面画像と、するＸ線ＣＴ装置を開示す
る。
るＸ線放出手段と、この手段に対向して設置されて被検
体からのコーンビーム透過Ｘ線を検出する２次元配列の
Ｘ線検出手段と、を備えて、上記Ｘ−Ｙ断面像は、Ｘ線
検出手段から得られた投影データより求めた、３次元画
像から得られる断面画像と、するＸ線ＣＴ装置を開示す
る。
【００１０】ｘ−ｙ画像をｒ−θ画像に変換することで
リング成分の抽出を簡便に可能とし、さらに画像からリ
ング成分を抽出するために抽出精度が向上し、アーチフ
ァクトの低減効果が著しく向上した。
リング成分の抽出を簡便に可能とし、さらに画像からリ
ング成分を抽出するために抽出精度が向上し、アーチフ
ァクトの低減効果が著しく向上した。
【００１１】
【発明の実施の形態】図２に本実施の形態のＸ線ＣＴ装
置を示した。全体を統括するホストコンピュータ４０１
と、Ｘ線発生系、Ｘ線検出系などを搭載し、スリップリ
ングによって連続スキャンが可能なスキャナ４０２、前
処理、画像再構成処理や各種解析処理を担当する画像処
理装置４０３、Ｘ線に高電圧を供給する高電圧発生装置
４０４、患者テーブル４０５、表示装置４０６から成
る。
置を示した。全体を統括するホストコンピュータ４０１
と、Ｘ線発生系、Ｘ線検出系などを搭載し、スリップリ
ングによって連続スキャンが可能なスキャナ４０２、前
処理、画像再構成処理や各種解析処理を担当する画像処
理装置４０３、Ｘ線に高電圧を供給する高電圧発生装置
４０４、患者テーブル４０５、表示装置４０６から成
る。
【００１２】図３はスキャナの詳細な構成を示した図で
ある。Ｘ線管３０１と２次元検出器３０２は、回転板に
被検体を挟み互いに対向する位置に搭載され、被検体３
０５の透過Ｘ線を検出できるようになっている。検出器
３０２は例えば８列を同時に計測可能なもので、回転板
３０６は回転制御装置３０３によって駆動制御され、高
速に連続回転可能となっている。Ｘ線管３０１には高電
圧発生装置４０４から電力が供給され、プリアンプ３０
４によって取得された計測データはスリップリングなど
の信号伝達手段を介して画像処理装置４０３に転送され
る。
ある。Ｘ線管３０１と２次元検出器３０２は、回転板に
被検体を挟み互いに対向する位置に搭載され、被検体３
０５の透過Ｘ線を検出できるようになっている。検出器
３０２は例えば８列を同時に計測可能なもので、回転板
３０６は回転制御装置３０３によって駆動制御され、高
速に連続回転可能となっている。Ｘ線管３０１には高電
圧発生装置４０４から電力が供給され、プリアンプ３０
４によって取得された計測データはスリップリングなど
の信号伝達手段を介して画像処理装置４０３に転送され
る。
【００１３】画像処理装置４０３の詳細構成例を図４に
示す。画像処理装置４０３は、前処理装置２０１、再構
成演算器２０２、後処理装置２０３、リング補正処理装
置２０４、メモリ２０６、２０７、表示装置２０５、よ
り成る。画像処理装置４０３に入力された計測データ
は、前処理装置２０１によってログ変換や線質補正など
が施され、画像再構成演算器２０２によって断層像に変
換される。画像再構成演算器２０２ではマルチスライス
などのスライス方向のビーム広がりの狭いものでの再構
成法として、フィルタ補正逆投影法など、コーンビーム
ＣＴではFeldkamp法などの公知の手法を用いる。さら
に、後処理装置２０３によって画像フィルタなどの後処
理を施された後、リング補正処理装置２０４によって本
発明のリングアーチファクト補正処理が施されリングア
ーチファクトの無い画像が表示装置２０５に送られる。
尚、メモリ２０６、２０７は画像データや処理データを
格納しておくものである。
示す。画像処理装置４０３は、前処理装置２０１、再構
成演算器２０２、後処理装置２０３、リング補正処理装
置２０４、メモリ２０６、２０７、表示装置２０５、よ
り成る。画像処理装置４０３に入力された計測データ
は、前処理装置２０１によってログ変換や線質補正など
が施され、画像再構成演算器２０２によって断層像に変
換される。画像再構成演算器２０２ではマルチスライス
などのスライス方向のビーム広がりの狭いものでの再構
成法として、フィルタ補正逆投影法など、コーンビーム
ＣＴではFeldkamp法などの公知の手法を用いる。さら
に、後処理装置２０３によって画像フィルタなどの後処
理を施された後、リング補正処理装置２０４によって本
発明のリングアーチファクト補正処理が施されリングア
ーチファクトの無い画像が表示装置２０５に送られる。
尚、メモリ２０６、２０７は画像データや処理データを
格納しておくものである。
【００１４】次に、リング補正処理装置２０４の構成を
図１に示す。リング補正処理装置２０４は、ｒ−θ変換
装置１０１、リング成分抽出装置１０２、ｘ−ｙ変換装
置１０３、補正処理装置１０４で構成される。メモリ２
０７に格納した、後処理まで終了したリングアーチファ
クトを含んだ３次元再構成画像１０５は、回転計測平面
に平行な断面画像（ｘ−ｙ断面画像）毎にｒ−θ変換装
置１０１に入力され、ｒ−θ変換処理が施されてｒ−θ
画像１０６を得る。
図１に示す。リング補正処理装置２０４は、ｒ−θ変換
装置１０１、リング成分抽出装置１０２、ｘ−ｙ変換装
置１０３、補正処理装置１０４で構成される。メモリ２
０７に格納した、後処理まで終了したリングアーチファ
クトを含んだ３次元再構成画像１０５は、回転計測平面
に平行な断面画像（ｘ−ｙ断面画像）毎にｒ−θ変換装
置１０１に入力され、ｒ−θ変換処理が施されてｒ−θ
画像１０６を得る。
【００１５】図５は、ｒ−θ変換の説明図である。図で
ｘ軸、ｙ軸は断層画像の基準座標系であって、この座標
系の任意の領域が再構成画像視野ＦＯＶとして選択設定
される。図では、再構成画像視野ＦＯＶは、基準座標系
の左下方方向にずれて設定され、基準座標系の中心座標
（０、０）から左下方位置（−ｃｘ、−ｃｙ）がＦＯＶ
の中心座標（即ち、再構成画像中心位置）の例を示し
た。ｒ−θ空間の視野ＣＦＯＶは、基準座標系上に設定
し、その中心は互いに一致する。ｒ−θ空間の視野ＣＦ
ＯＶは、（ｘ、ｙ）を（ｒ、θ）の極座標に変換する視
野サイズであって、（ｘ、ｙ）から（ｒ、θ）への座標
変換を行うことから、計算対象視野とも呼びうる。視野
ＣＦＯＶの設定には、その位置と大きさ、及びｒ、θの
サンプリング間隔Δｒ、Δθを決定する必要がある。こ
の決定には、例えば部位や再構成画像の視野ＦＯＶによ
って予め設定しておくやり方がある。ここで、設定した
ｒ−θ空間からはみ出した領域は補正処理の対象外とす
る。更に、図５の例では、視野ＦＯＶとＣＦＯＶとの間
に不一致領域が存在し、ＣＦＯＶの全視野のデータを計
算するには、ＦＯＶのデータが不足している。この不足
している領域（不一致領域）は視野ＦＯＶの範囲外であ
り、リング補正は不要である。そのため、この不一致領
域についてはリングが発生していないと考え、リング成
分には、０（ゼロ）を加える（更新しない）。尚、ＦＯ
Ｖはユーザが勝手に決めるものであって、観察したい領
域である。この領域ができるだけ含まれるようにＣＦＯ
Ｖを設定する。しかし、ＣＦＯＶが大きくなると、Δ
ｒ、Δθを大きく（精度を荒く）しないと、演算量が増
加する。
ｘ軸、ｙ軸は断層画像の基準座標系であって、この座標
系の任意の領域が再構成画像視野ＦＯＶとして選択設定
される。図では、再構成画像視野ＦＯＶは、基準座標系
の左下方方向にずれて設定され、基準座標系の中心座標
（０、０）から左下方位置（−ｃｘ、−ｃｙ）がＦＯＶ
の中心座標（即ち、再構成画像中心位置）の例を示し
た。ｒ−θ空間の視野ＣＦＯＶは、基準座標系上に設定
し、その中心は互いに一致する。ｒ−θ空間の視野ＣＦ
ＯＶは、（ｘ、ｙ）を（ｒ、θ）の極座標に変換する視
野サイズであって、（ｘ、ｙ）から（ｒ、θ）への座標
変換を行うことから、計算対象視野とも呼びうる。視野
ＣＦＯＶの設定には、その位置と大きさ、及びｒ、θの
サンプリング間隔Δｒ、Δθを決定する必要がある。こ
の決定には、例えば部位や再構成画像の視野ＦＯＶによ
って予め設定しておくやり方がある。ここで、設定した
ｒ−θ空間からはみ出した領域は補正処理の対象外とす
る。更に、図５の例では、視野ＦＯＶとＣＦＯＶとの間
に不一致領域が存在し、ＣＦＯＶの全視野のデータを計
算するには、ＦＯＶのデータが不足している。この不足
している領域（不一致領域）は視野ＦＯＶの範囲外であ
り、リング補正は不要である。そのため、この不一致領
域についてはリングが発生していないと考え、リング成
分には、０（ゼロ）を加える（更新しない）。尚、ＦＯ
Ｖはユーザが勝手に決めるものであって、観察したい領
域である。この領域ができるだけ含まれるようにＣＦＯ
Ｖを設定する。しかし、ＣＦＯＶが大きくなると、Δ
ｒ、Δθを大きく（精度を荒く）しないと、演算量が増
加する。
【００１６】次に、ｒ−θ変換を数式を用いて説明す
る。数１に示すように、求めるｒ−θ画像ｑ（ｉ、ｊ）
はｘ−ｙ断面画像ｐ（ｘ、ｙ）の画素値がそのまま画素
値となる。ここで、ｐ（ｘ、ｙ）はあるｚ位置における
ｘ−ｙ断面画像、ｑ（ｉ、ｊ）はそれに対応するｒ−θ
画像である。ただし、原画像はΔｘ、Δｙの間隔で定義
されているディジタル画像であるため、ｐ（ｘ、ｙ）は
補間して求める必要がある。また、数２に示したよう
に、ｑ（ｉ、ｊ）の座標（ｒ、θ）から対応する元のｘ
−ｙ断面画像の座標（ｘ、ｙ）が算出できる。ここで、
ｒ０、θ０は初期値である。
る。数１に示すように、求めるｒ−θ画像ｑ（ｉ、ｊ）
はｘ−ｙ断面画像ｐ（ｘ、ｙ）の画素値がそのまま画素
値となる。ここで、ｐ（ｘ、ｙ）はあるｚ位置における
ｘ−ｙ断面画像、ｑ（ｉ、ｊ）はそれに対応するｒ−θ
画像である。ただし、原画像はΔｘ、Δｙの間隔で定義
されているディジタル画像であるため、ｐ（ｘ、ｙ）は
補間して求める必要がある。また、数２に示したよう
に、ｑ（ｉ、ｊ）の座標（ｒ、θ）から対応する元のｘ
−ｙ断面画像の座標（ｘ、ｙ）が算出できる。ここで、
ｒ０、θ０は初期値である。
【数１】
【数２】
【００１７】次にリング成分抽出装置１０２について説
明する。リング成分抽出装置１０２では、入力されたｒ
−θ画像からフィルタ処理によってリングアーチファク
トを構成する誤差成分１０７を抽出する。リング成分は
ｒ−θ画像上では直線成分となるため、一般的な線分抽
出アルゴリズムで抽出できる。本実施の形態では、数３
により、リング成分λ（ｉ、ｊ）を求める。
明する。リング成分抽出装置１０２では、入力されたｒ
−θ画像からフィルタ処理によってリングアーチファク
トを構成する誤差成分１０７を抽出する。リング成分は
ｒ−θ画像上では直線成分となるため、一般的な線分抽
出アルゴリズムで抽出できる。本実施の形態では、数３
により、リング成分λ（ｉ、ｊ）を求める。
【数３】 骨などの高吸収体と軟部組織の境界からは補正処理によ
ってアーチファクトを生じやすいため、設定したＣＴ値
（ＣＴ０）以上の画素に対してはλを０とする。さら
に、求めたリング成分λ（ｉ、ｊ）はビュー方向に平均
化され最終的な補正量を得る。本実施の形態では数４に
示すように、λ（ｉ、ｊ）の絶対値が閾値ｔよりも大き
な値は平均化の対象外とし、補正成分に寄与しないよう
にした。また逆にｔよりも小さい値を平均化の対象外と
する例もある。また、数４でωｋは平均化の重み係数
で、ｓ（ｉ、ｊ）はｒ−θ座標における誤差画像１０７
である。
ってアーチファクトを生じやすいため、設定したＣＴ値
（ＣＴ０）以上の画素に対してはλを０とする。さら
に、求めたリング成分λ（ｉ、ｊ）はビュー方向に平均
化され最終的な補正量を得る。本実施の形態では数４に
示すように、λ（ｉ、ｊ）の絶対値が閾値ｔよりも大き
な値は平均化の対象外とし、補正成分に寄与しないよう
にした。また逆にｔよりも小さい値を平均化の対象外と
する例もある。また、数４でωｋは平均化の重み係数
で、ｓ（ｉ、ｊ）はｒ−θ座標における誤差画像１０７
である。
【数４】
【００１８】次に、ｘ−ｙ変換装置１０３について説明
する。リング成分抽出装置１０２から出力されたリング
成分ｓ（ｉ、ｊ）はｘ−ｙ変換装置１０３によって、元
のｘ−ｙ断面画像と同じ座標系に戻される。変換は数
５、６によって可能となる。元のｘ−ｙ断面画像のサン
プリング間隔Δｘ、Δｙから画素位置（ｘ、ｙ）を求
め、ｘ、ｙから対応するｒ、θを数６より求め、ｘ−ｙ
誤差画像１０８であるｒｃ（ｉ、ｊ）にｓ（ｉ、ｊ）を
代入する。ただし、数１と同様にリング成分ｓ（ｒ、
θ）はディジタル画像ｓ（ｉ、ｊ）から補間して求め
る。ここで、ｘ０、ｙ０は初期値である。
する。リング成分抽出装置１０２から出力されたリング
成分ｓ（ｉ、ｊ）はｘ−ｙ変換装置１０３によって、元
のｘ−ｙ断面画像と同じ座標系に戻される。変換は数
５、６によって可能となる。元のｘ−ｙ断面画像のサン
プリング間隔Δｘ、Δｙから画素位置（ｘ、ｙ）を求
め、ｘ、ｙから対応するｒ、θを数６より求め、ｘ−ｙ
誤差画像１０８であるｒｃ（ｉ、ｊ）にｓ（ｉ、ｊ）を
代入する。ただし、数１と同様にリング成分ｓ（ｒ、
θ）はディジタル画像ｓ（ｉ、ｊ）から補間して求め
る。ここで、ｘ０、ｙ０は初期値である。
【数５】
【数６】
【００１９】補正処理装置１０４について説明する。ｘ
−ｙ変換装置１０３から出力されたｘ−ｙ誤差画像１０
８は元のｘ−ｙ断面画像１０５のリング成分だけが抽出
されたもので、これを元のｘ−ｙ断面画像から差し引く
ことでアーチファクトの無い最終画像１０９を得ること
ができる。当然ながら、補正量を制御する補正係数を乗
じてから差し引いても良い。このような構成をとること
により、リングアーチファクトの発生を抑制することが
でき安定した画質の断層像を提供することができる。
−ｙ変換装置１０３から出力されたｘ−ｙ誤差画像１０
８は元のｘ−ｙ断面画像１０５のリング成分だけが抽出
されたもので、これを元のｘ−ｙ断面画像から差し引く
ことでアーチファクトの無い最終画像１０９を得ること
ができる。当然ながら、補正量を制御する補正係数を乗
じてから差し引いても良い。このような構成をとること
により、リングアーチファクトの発生を抑制することが
でき安定した画質の断層像を提供することができる。
【００２０】尚、ｒ−θ変換対象となるｘ−ｙ断面画像
は、２次元検出器から得られる３次元画像の各断面画像
そのもの以外に下記の如き例がある。即ち、ｘ−ｙ断面
画像を複数枚加算したもの、又は加重平均したもの、又
はデコーンボリューションしたものであって、実行厚み
がｔより厚いまたは薄い新たなＸ−Ｙ断面画像の例であ
る。
は、２次元検出器から得られる３次元画像の各断面画像
そのもの以外に下記の如き例がある。即ち、ｘ−ｙ断面
画像を複数枚加算したもの、又は加重平均したもの、又
はデコーンボリューションしたものであって、実行厚み
がｔより厚いまたは薄い新たなＸ−Ｙ断面画像の例であ
る。
【００２１】別の実施の形態について説明する。前記の
実施の形態で述べた処理は、コーンビーム計測して得た
画像のように枚数が多くなると演算時間が問題となって
くる。例えば、典型的なコーンビームＣＴでは５１２×
５１２×５１２のデータ量となり、１計測データに対し
て、先の実施の形態では補正を５１２枚のｘ−ｙ断面画
像に対して施す必要があり、１枚当たり１秒でも５１２
秒の演算時間が必要となる。そこでこの別の実施の形態
では高速化を可能にする。
実施の形態で述べた処理は、コーンビーム計測して得た
画像のように枚数が多くなると演算時間が問題となって
くる。例えば、典型的なコーンビームＣＴでは５１２×
５１２×５１２のデータ量となり、１計測データに対し
て、先の実施の形態では補正を５１２枚のｘ−ｙ断面画
像に対して施す必要があり、１枚当たり１秒でも５１２
秒の演算時間が必要となる。そこでこの別の実施の形態
では高速化を可能にする。
【００２２】第１の方法は、コーンビーム計測の場合は
図６に示したように、再構成画像の有効視野Ｒにはコー
ンビームの内接球の内側になる。従って、同図のｘ−ｙ
断面画像１と２における有効視野（円形視野）サイズが
異なってくる。そこで、ｚ位置に応じて計算する範囲を
有効視野Ｒの内側に限定することで処理データ数を減ら
して高速化した。第２の方法はコーンビームＣＴやマル
チスライスＣＴは、従来のシングルスライス装置に比べ
スライス方向の分解能が高い画像を得やすくなる。典型
的には０．３や０．５ｍｍといったｚ軸方向厚さを持っ
た複数のｘ−ｙ断面画像が得られる。しかし、そのよう
な１枚の薄いｘ−ｙ断面画像は十分なＸ線量を確保でき
ない場合が多く、画像ノイズが多く観察に適していない
ことがある。そのような場合には複数枚の画像を加算
し、１〜１０ｍｍ程度の厚さにして観察する。従って、
加算結果に対して補正処理を施せば、同様に処理データ
数を減らした高速化が可能となる。第３の方法は、本発
明の補正処理においては、全体の演算時間のうちｒ−θ
変換、ｘ−ｙ変換の座標変換に要する割合が多い。従っ
て、各ｘ−ｙ断面画像の座標変換をテーブル化するなど
にして、可能な限り演算結果を共有することで高速化し
た。
図６に示したように、再構成画像の有効視野Ｒにはコー
ンビームの内接球の内側になる。従って、同図のｘ−ｙ
断面画像１と２における有効視野（円形視野）サイズが
異なってくる。そこで、ｚ位置に応じて計算する範囲を
有効視野Ｒの内側に限定することで処理データ数を減ら
して高速化した。第２の方法はコーンビームＣＴやマル
チスライスＣＴは、従来のシングルスライス装置に比べ
スライス方向の分解能が高い画像を得やすくなる。典型
的には０．３や０．５ｍｍといったｚ軸方向厚さを持っ
た複数のｘ−ｙ断面画像が得られる。しかし、そのよう
な１枚の薄いｘ−ｙ断面画像は十分なＸ線量を確保でき
ない場合が多く、画像ノイズが多く観察に適していない
ことがある。そのような場合には複数枚の画像を加算
し、１〜１０ｍｍ程度の厚さにして観察する。従って、
加算結果に対して補正処理を施せば、同様に処理データ
数を減らした高速化が可能となる。第３の方法は、本発
明の補正処理においては、全体の演算時間のうちｒ−θ
変換、ｘ−ｙ変換の座標変換に要する割合が多い。従っ
て、各ｘ−ｙ断面画像の座標変換をテーブル化するなど
にして、可能な限り演算結果を共有することで高速化し
た。
【００２３】本実施の形態のような構成をとることによ
り、リングアーチファクトの低減された再構成画像が得
られ、診断能が向上する。本発明は実施の形態の手法に
限定されるものではなく種々の改良が考えられる。例え
ば、後処理とリング補正処理の順序は入れ替えても良
い。また、高速化のためにｒ−θの変換テーブル、ｘ−
ｙ変換テーブルなどの常套手段も当然ながら用いること
ができる。
り、リングアーチファクトの低減された再構成画像が得
られ、診断能が向上する。本発明は実施の形態の手法に
限定されるものではなく種々の改良が考えられる。例え
ば、後処理とリング補正処理の順序は入れ替えても良
い。また、高速化のためにｒ−θの変換テーブル、ｘ−
ｙ変換テーブルなどの常套手段も当然ながら用いること
ができる。
【００２４】
【発明の効果】本発明によれば、診断の妨げになるリン
グアーチファクトの発生を抑制することができ、安定し
た画質の断層像を提供することができる。
グアーチファクトの発生を抑制することができ、安定し
た画質の断層像を提供することができる。
【図１】本発明のリング補正処理装置のブロック図であ
る。
る。
【図２】本発明のＸ線ＣＴ装置構成図である。
【図３】本発明のスキャナの構成図である。
【図４】本発明の画像処理装置のブロック図である
【図５】ｒ−θ変換説明図である。
【図６】本発明の別の実施の形態の説明例図である。
１０１ ｒ−θ変換装置 １０２ リング成分抽出装置 １０３ ｘ−ｙ変換装置 １０４ 補正処理装置
Claims (3)
- 【請求項１】 被検体の投影データから３次元データ
（複数の２次元画像を含む）を構成するＸ線ＣＴ装置に
おいて、回転計測平面に平行なｘ−ｙ断面像を、走査回
転軸からの距離ｒと角度θからなるｒ−θ座標系に変換
してｒ−θの２次元画像を得る第１の手段と、該ｒ−θ
画像からθ方向誤差をｒ−θの２次元フィルタ処理によ
ってｒ−θ誤差画像として抽出する第２の手段と、該抽
出したｒ−θ誤差画像をｘ−ｙ誤差画像に変換する第３
の手段と、前記ｘ−ｙ断面像から前記ｘ−ｙ誤差画像を
差し引く第４の手段と、を備えるリングアーチファクト
を低減するＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２】 被検体の投影データから３次元データ
（複数の２次元画像を含む）を構成するＸ線ＣＴ装置に
おいて、回転計測平面に平行なｘ−ｙ断面像であって且
つｚ方向に所定の厚みｔを持ったものであり、該ｘ−ｙ
画像を複数枚加算、加重平均またはデコーンボリューシ
ョンを処理することで実行厚みがｔより厚いまたは薄い
新たなｘ−ｙ画像を作成する第１の手段と、該新たなｘ
−ｙ画像を走査回転軸からの距離ｒと角度θとからなる
ｒ−θ座標系に変換してｒ−θの２次元画像を得る第２
の手段と、該ｒ−θ画像からθ方向誤差をｒ−θの２次
元フィルタ処理によってｒ−θ誤差画像として抽出する
第３の手段と、該抽出したｒ−θ誤差画像をｘ−ｙ誤差
画像に変換する第４の手段と、前記新たなｘ−ｙ断面像
から前記ｘ−ｙ誤差画像を差し引く第５の手段と、を備
えるリングアーチファクトを低減するＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項３】 コーンビームＸ線を照射するＸ線放出手
段と、この手段に対向して設置されて被検体からのコー
ンビーム透過Ｘ線を検出する２次元配列のＸ線検出手段
と、を備えて、上記Ｘ−Ｙ断面像は、Ｘ線検出手段から
得られた投影データより求めた、３次元画像から得られ
る断面画像と、する請求項１又は２のＸ線ＣＴ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28231099A JP2001095793A (ja) | 1999-10-04 | 1999-10-04 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28231099A JP2001095793A (ja) | 1999-10-04 | 1999-10-04 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001095793A true JP2001095793A (ja) | 2001-04-10 |
Family
ID=17650762
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP28231099A Pending JP2001095793A (ja) | 1999-10-04 | 1999-10-04 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2001095793A (ja) |
Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006266754A (ja) * | 2005-03-22 | 2006-10-05 | Sony Corp | Ｘ線断層撮像方法及びｘ線断層撮像装置 |
| CN100393278C (zh) * | 2004-07-12 | 2008-06-11 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 环状伪影消除方法及x线ct装置 |
| JP2010012119A (ja) * | 2008-07-07 | 2010-01-21 | Shimadzu Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2010057572A (ja) * | 2008-09-02 | 2010-03-18 | Shimadzu Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2010188112A (ja) * | 2009-02-19 | 2010-09-02 | Toshiba Corp | 回転中心位置同定方法、リングアーチファクト補正方法、回転中心位置同定装置、ｘ線診断装置、回転中心位置同定処理を実行するためのプログラム、リングアーチファクト補正を実行するためのプログラムが記録された記録媒体 |
| US9421399B2 (en) | 2002-12-18 | 2016-08-23 | Varian Medical Systems, Inc. | Multi-mode cone beam CT radiotherapy simulator and treatment machine with a flat panel imager |
| US9498167B2 (en) | 2005-04-29 | 2016-11-22 | Varian Medical Systems, Inc. | System and methods for treating patients using radiation |
| US9630025B2 (en) | 2005-07-25 | 2017-04-25 | Varian Medical Systems International Ag | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| US10004650B2 (en) | 2005-04-29 | 2018-06-26 | Varian Medical Systems, Inc. | Dynamic patient positioning system |
| USRE46953E1 (en) | 2007-04-20 | 2018-07-17 | University Of Maryland, Baltimore | Single-arc dose painting for precision radiation therapy |
| US10773101B2 (en) | 2010-06-22 | 2020-09-15 | Varian Medical Systems International Ag | System and method for estimating and manipulating estimated radiation dose |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60137351A (ja) * | 1983-03-09 | 1985-07-20 | エルシント リミテツド | Ｃｔ装置 |
| JPH08252249A (ja) * | 1995-01-17 | 1996-10-01 | General Electric Co <Ge> | 像データから検出器の劣化によるアーティファクトを除去する方法及び物体の断層写真像を作成するシステム |
| WO1998005003A1 (en) * | 1996-07-30 | 1998-02-05 | Philips Electronics N.V. | Correction for ring-like image artefacts |
| JPH1170106A (ja) * | 1997-08-29 | 1999-03-16 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
-
1999
- 1999-10-04 JP JP28231099A patent/JP2001095793A/ja active Pending
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60137351A (ja) * | 1983-03-09 | 1985-07-20 | エルシント リミテツド | Ｃｔ装置 |
| JPH08252249A (ja) * | 1995-01-17 | 1996-10-01 | General Electric Co <Ge> | 像データから検出器の劣化によるアーティファクトを除去する方法及び物体の断層写真像を作成するシステム |
| WO1998005003A1 (en) * | 1996-07-30 | 1998-02-05 | Philips Electronics N.V. | Correction for ring-like image artefacts |
| JPH11514121A (ja) * | 1996-07-30 | 1999-11-30 | フィリップス エレクトロニクス ネムローゼ フェンノートシャップ | リング状画像アーチファクトの補正 |
| JPH1170106A (ja) * | 1997-08-29 | 1999-03-16 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
Cited By (25)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9421399B2 (en) | 2002-12-18 | 2016-08-23 | Varian Medical Systems, Inc. | Multi-mode cone beam CT radiotherapy simulator and treatment machine with a flat panel imager |
| US11344748B2 (en) | 2002-12-18 | 2022-05-31 | Varian Medical Systems, Inc. | Multi-mode cone beam CT radiotherapy simulator and treatment machine with a flat panel imager |
| US9901750B2 (en) | 2002-12-18 | 2018-02-27 | Varian Medical Systems, Inc. | Multi-mode cone beam CT radiotherapy simulator and treatment machine with a flat panel imager |
| CN100393278C (zh) * | 2004-07-12 | 2008-06-11 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 环状伪影消除方法及x线ct装置 |
| JP2006266754A (ja) * | 2005-03-22 | 2006-10-05 | Sony Corp | Ｘ線断層撮像方法及びｘ線断層撮像装置 |
| US10004650B2 (en) | 2005-04-29 | 2018-06-26 | Varian Medical Systems, Inc. | Dynamic patient positioning system |
| US9498167B2 (en) | 2005-04-29 | 2016-11-22 | Varian Medical Systems, Inc. | System and methods for treating patients using radiation |
| US9974494B2 (en) | 2005-04-29 | 2018-05-22 | Varian Medical Systems, Inc. | System and methods for treating patients using radiation |
| US9764159B2 (en) | 2005-07-25 | 2017-09-19 | Varian Medical Systems International Ag | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| US9630025B2 (en) | 2005-07-25 | 2017-04-25 | Varian Medical Systems International Ag | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| US9687676B2 (en) | 2005-07-25 | 2017-06-27 | Varian Medical Systems International Ag | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| US9687678B2 (en) | 2005-07-25 | 2017-06-27 | Varian Medical Systems International Ag | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| US9687673B2 (en) | 2005-07-25 | 2017-06-27 | Varian Medical Systems International Ag | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| US9687674B2 (en) | 2005-07-25 | 2017-06-27 | Varian Medical Systems International Ag | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| US9687675B2 (en) | 2005-07-25 | 2017-06-27 | Varian Medical Systems International Ag | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| US9788783B2 (en) | 2005-07-25 | 2017-10-17 | Varian Medical Systems International Ag | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| US11642027B2 (en) | 2005-07-25 | 2023-05-09 | Siemens Healthineers International Ag | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| US9687677B2 (en) | 2005-07-25 | 2017-06-27 | Varian Medical Systems International Ag | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| US10595774B2 (en) | 2005-07-25 | 2020-03-24 | Varian Medical Systems International | Methods and apparatus for the planning and delivery of radiation treatments |
| USRE46953E1 (en) | 2007-04-20 | 2018-07-17 | University Of Maryland, Baltimore | Single-arc dose painting for precision radiation therapy |
| JP2010012119A (ja) * | 2008-07-07 | 2010-01-21 | Shimadzu Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2010057572A (ja) * | 2008-09-02 | 2010-03-18 | Shimadzu Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2010188112A (ja) * | 2009-02-19 | 2010-09-02 | Toshiba Corp | 回転中心位置同定方法、リングアーチファクト補正方法、回転中心位置同定装置、ｘ線診断装置、回転中心位置同定処理を実行するためのプログラム、リングアーチファクト補正を実行するためのプログラムが記録された記録媒体 |
| US10773101B2 (en) | 2010-06-22 | 2020-09-15 | Varian Medical Systems International Ag | System and method for estimating and manipulating estimated radiation dose |
| US11986671B2 (en) | 2010-06-22 | 2024-05-21 | Siemens Healthineers International Ag | System and method for estimating and manipulating estimated radiation dose |
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