JP2006517440A - 正確な再構成を伴うヘリカルコーンビームコンピュータトモグラフィのためのシステム及び方法 - Google Patents

正確な再構成を伴うヘリカルコーンビームコンピュータトモグラフィのためのシステム及び方法 Download PDF

Info

Publication number
JP2006517440A
JP2006517440A JP2006502434A JP2006502434A JP2006517440A JP 2006517440 A JP2006517440 A JP 2006517440A JP 2006502434 A JP2006502434 A JP 2006502434A JP 2006502434 A JP2006502434 A JP 2006502434A JP 2006517440 A JP2006517440 A JP 2006517440A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
projection data
projection
processor
detector
cone
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2006502434A
Other languages
English (en)
Other versions
JP4553894B2 (ja
Inventor
ドミニク ジェイ ホイシャー
フレデリク エヌ ノー
ケヴィン エム ブラウン
ジェド ディ パック
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips Electronics NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips Electronics NV
Publication of JP2006517440A publication Critical patent/JP2006517440A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP4553894B2 publication Critical patent/JP4553894B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/002D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/027Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00Image generation
    • G06T2211/40Computed tomography
    • G06T2211/416Exact reconstruction
    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00Image generation
    • G06T2211/40Computed tomography
    • G06T2211/421Filtered back projection [FBP]

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Mathematical Optimization (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Mathematical Analysis (AREA)
  • Algebra (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pure & Applied Mathematics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

ヘリカルコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステムは、X線コーンビームを生成するX線源(12)と、検査領域(14)を通った後に、X線コーンビームを検出するX線検出器アレイ(16)と、を有する。X線検出器アレイ(16)は、検出器アレイ(16)に関して規定される検出器座標系における投影データを生成する。微分プロセッサ(60)は、微分された投影データを生成するために、固定の投影方向において、ヘリカル軌道のねじれ角に関して、投影データの微分を計算する。畳み込みプロセッサ(64)は、フィルタリングされた投影データを生成するために、カーネル関数により、微分された投影データを畳み込む。畳み込みは、検出器座標系において実施される。逆投影器(42、82)が、画像表現を得るために、フィルタリングされた投影データを逆投影する。

Description

本発明は、画像診断技術に関する。本発明は、ヘリカルコーンビームによるコンピュータトモグラフィイメージングに特定の適用を見い出し、特にそれに関して記述される。しかしながら、本発明は、トモグラフィイメージングの他のタイプにも適用を見い出す。
シングルスライスのX線伝送コンピュータトモグラフィイメージングシステムは、例えばイメージング対象(subject、被検体)の周囲で円軌道を描いて回転される本質的に平坦なファンビームのような、制限されたビームディメンジョンを用いる。取得された投影データは、画像スライスを生成するように再構成される。マルチスライスのファンビームイメージングの場合、データは、軸方向に間隔をあけられた複数の円軌道について取得され、軸方向に間隔をあけられた対応する複数の画像スライスを生成するように再構成される。マルチスライスのコンピュータトモグラフィイメージングは、簡略化されたファンビームジオメトリにより、高速且つ正確な画像再生に貢献する。ある適切な再構成方法において、それぞれのスライスは、畳み込み逆投影を使用して、別個に再構成される。別の再構成方法において、ファンビーム投影データは、実質的に平行なX線ビューにリビニングされ、リビニングされたビューは、画像を再構成するために逆投影される。マルチスライス方法でさえ、データ取得のレートは、本質的に平坦なファンビームによってサンプリングされる小さいボリューム及び軸方向において段状にされる不連続なX線源の軌道により制限される。
ヘリカルコーンビームコンピュータトモグラフィは、これらのデータ取得レートの制約を克服するために開発された。連続するヘリカルX線源軌道が、3次元ボリュームと相互作用するコーンビームジオメトリと組み合わせられることにより、一層高いデータ取得レートを可能にする。X線検出器素子の2次元アレイは、イメージング対象が配置された検査領域をコーンビームが通過したのち、そのコーンビームを受け取るように構成される。検出器アレイは、平坦であり(平坦な検出器ジオメトリ)、カーブし(カーブした検出器ジオメトリ)、又は他の方法で形作られる。
ヘリカルコーンビームコンピュータトモグラフィの不利益は、コーンビーム投影データの画像表現への再構成が、計算的に複雑であることである。画像ボリュームの所与のボクセルは、X線源のヘリカル軌道の一部をスパンする非同一平面上の投影によってサンプリングされる。対照的に、ファンビームジオメトリの場合、所与のボクセルに関する投影は、実質的に同一平面上にあり、すなわち単一の平面内にある。
さまざまなコーンビーム再構成方法が開発されている。例えばN−PI方法のようなこれらの技法のいくつかは、それらが正確にコーン角度を考慮することができない点において、正確ではない。これらの不正確な再構成方法は、それらが投影のコーン角度を、すなわち軸平面からの投影の角度ずれを正確に考慮しないので、再構成された画像にアーチファクトをもたらす。コーン角度に関するさまざまな近似を用いることによって、不正確な再構成方法は、小さいコーン角度を使用して取得されるデータについて、受け入れ可能な制限された画像アーチファクトをもつ迅速な再構成を提供することができる。しかしながら、これらの不正確に再構成された画像は、コーン角度が増加するにつれて、アーチファクトによる劣化が増加する。大きいコーン角度をもつコーンビームは、大きいビーム相互作用ボリュームを提供し、高速なデータ取得を有利に可能にする。
大きいコーン角度によって取得されるデータの場合、コーン角度方向の投影成分を正確に考慮する正確な再構成方法が使用されることが好ましい。従来の正確な再構成方法は、より複雑なコーンビームジオメトリのため、不正確な方法より計算集約的である。正確なコーンビーム再構成方法は、Katsevich(例えば、Katsevich他、Proceedings SPIE Medical Imaging Conference、サンディエゴ、カリフォルニア(2003年2月)を参照)によって開発されている。
しかしながら、この正確なコーンビーム再構成方法は、コーンビームデータ取得検出器ジオメトリに適合しない、ボクセルに基づく座標系を用いる。X線検出器の行及び列の値、投影角座標、らせん角度等の座標を使用して規定される取得された投影データの、検出器に依存しないボクセルに基づく座標系への変換は、計算的に難しく骨が折れ、再構成時間を実質的に増加させる付加のリビニング動作を伴う。更に、以前の正確なコーンビーム再構成方法は、例えば平行にリビニングされた投影データを再構成する際に一般に用いられる既存の逆投影器処理パイプラインには容易に適応されない。
本発明は、上述した制限その他を克服する改善された装置及び方法を企図する。
1つの見地により、コーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステムが開示される。X線源は、検査領域に向けられるX線コーンビームを生成する。X線源は、検査領域周囲の概してヘリカルな軌道に沿って移動するように配される。X線検出器アレイは、検査領域を通過した後のX線コーンビームを検出するように構成される。X線検出器アレイは、検出器アレイに関して規定されるネイティブな走査座標の投影データを生成する。正確な再構成プロセッサは、検出器アレイによって生成されたコーンビーム投影データの、画像表現への正確な再構成を実施する。再構成は、ネイティブな走査座標において実施される。
別の見地により、少なくともねじれ角、投影扇座標及び投影円錐座標を含むネイティブな走査座標を有するコーンビームコンピュータトモグラフィ投影データを生成するコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステムが、開示される。フィルタリングされた投影データを計算する手段が設けられる。この計算手段は、固定の投影方向においてねじれ角に関して投影データの微分を計算するための微分手段と、カーネル関数によって投影データを畳み込むための畳み込み手段と、を有する。畳み込みは、ネイティブな走査座標において実施される。画像表現を得るために、フィルタリングされた投影データを逆投影する手段が設けられる。
更に別の見地により、少なくともねじれ角、投影扇座標及び投影円錐座標を含むネイティブな走査座標を有するコーンビームコンピュータトモグラフィ投影データを再構成する正確な再構成方法が、提供される。フィルタリングされた投影データは、固定の投影方向においてねじれ角に関して投影データの微分を計算すること、及びカーネル関数により投影データを畳み込むこと、の組み合わせによって計算される。畳み込みは、ネイティブな走査座標において実施される。フィルタリングされた投影データは、画像表現を得るために逆投影される。
1つの利点は、大きいコーン角度を使用して取得されるコーンビームイメージングデータの高速且つ正確な画像再構成にある。
別の利点は、トモグラフィック投影データを、検出器に依存しないボクセルに基づく座標系に、変換することに関連するリビニング処理を不要にすることによって簡略化される画像再構成の計算にある。
別の利点は、コーンビーム投影データの正確な再構成を実施する際に、平行にリビニングされた投影データを処理するように構成される逆投影器パイプラインを任意に組み込むことにある。
更に別の利点は、例えば平坦な検出器ジオメトリ及びカーブした検出器のX線源を中心とする検出器ジオメトリような、さまざまな検出器ジオメトリの容易な適応にある。
当業者には、好ましい実施例の以下の詳細な記述を読むことによって、多くの付加の利点及び利益が明らかになる。
本発明は、さまざまな構成要素及び構成要素の組み合わせ並びにさまざまなプロセス処理及びプロセス処理の組み合わせの形をとることができる。図面は、好ましい実施例を説明するためのものであって、本発明を制限するものとして解釈されるべきではない。
図1を参照して、ヘリカルコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングスキャナ10は、検査領域14にX線コーンビームを放出するX線源12を有する。X線コーンビームは、検査領域を通過したのち、2次元のX線検出器16(図1に破線で概略的に示す)によって検出される。2次元X線検出器16は、検査領域14を通過した後のX線コーンビームを検出するように構成される検出器素子のアレイを有する。
イメージング対象の周囲にX線源12のヘリカルな軌道を生じさせるために、イメージング対象は、寝台20又は他のサポート上に配置される。寝台は、図示されるようにz方向に沿って線形に移動する。X線源12及びX線検出器16は、ガントリ22の回転がX線源12の回転を生じさせるように、回転ガントリ22上に、検査領域14に対しそれぞれ対向するように取り付けられる。ガントリ22の回転は、同時に行われる寝台20の連続的な直線運動と共に、寝台20に配置されるイメージング対象の周囲にX線源12のヘリカル軌道を生じさせる。
X線検出器16は、それがX線源12とともに回転することによりヘリカル軌道全体を通してX線コーンビームを遮るように、回転ガントリ22上に取り付けられるように示されている。しかしながら、X線検出器16を、静止ガントリ24の周囲に取り付けられるX線検出器バンドと置き換えることも企図される。
動作中、X線源12がイメージング対象に対してヘリカル軌道に沿って回転する間、X線コーンビームが、検査領域14に放出され、そこでイメージング対象と相互作用する。X線のある部分は、イメージング対象によって吸収されて、X線コーンビームの概して空間的に変化する減衰をもたらす。X線検出器16は、投影データメモリ30に記憶されるX線吸収データを生成するために、コーンビーム全体のX線強度を測定する。
図1を引き続き参照し、更に図2及び図3を参照して、検出器16は、図2に示されるX線源を中心としてカーブした検出器16及び図3に示される平坦な検出器16の一方であることが好ましい。投影データメモリ30に記憶される投影データの、検出器に基づく座標系は、例えば図2に示されるX線源を中心としてカーブした検出器16のカーブしたジオメトリ又は図3の平坦な検出器16の平坦な検出器ジオメトリのような、検出器ジオメトリに依存する。両方のジオメトリにおいて、検出器に基づく座標vは、X線源12からX線検出器16の中心に向かう。X線源を中心としてカーブした検出器ジオメトリ及び平坦な検出器ジオメトリのためのネイティブな走査座標は、表1に示される。
Figure 2006517440
(x,y,z)静止座標系は、通常のデカルト座標系であり、参考のために与えられている。ねじれ角λは、ヘリカル軌道に沿ったX線源12の角度位置を識別する。
図2を特に参照して、X線源を中心としてカーブした検出器ジオメトリにおいて、投影扇座標αは、扇角方向における投影角を示し、投影円錐角度座標βは、コーン角度方向における投影角を示す。投影g(c)は、カーブした検出器ジオメトリの投影方向ベクトルθ に沿っており、座標g(c)(λ,α,w)を有する。ここで、w=D
tan(β)であり、Dは、X線源12から検出器16cの中心までの、ソース検出器間距離である。カーブした検出器16の中心は、座標(λ,0,0)によって与えられ、すなわちα=w=0である。座標wは、軸方向すなわちz方向に平行である。検出器16は、軸方向又はz方向に沿ってカーブしないが、扇方向に沿って、すなわち角度座標αに対応する方向に沿って、カーブする。所与の角度座標βに関するすべての検出器素子が、X線源12から実質的に等しい距離にあるように、角度座標αに沿った検出器の曲率が選択される。すなわち、角度座標αに沿った検出器の曲率は、X線源を中心とするものである。
ヘリカル軌道に沿ったX線源12の頂点位置(λ)は、カーブした検出器ジオメトリの場合、ねじれ角λによって与えられる。静止(x,y,z)座標系において、らせんの頂点ポイント(λ)、すなわちX線源12の軌道は、次式によって与えられる。
Figure 2006517440
ここで、Rは、ソース距離であり、すなわちX線源12かららせん軸までの距離であり、Pは、ヘリカルピッチであり、すなわち、X線源が単一のヘリカル軌道ターンにおいてイメージング対象に対して移動する軸方向又はz方向距離であり、λ及びzは、それぞれ、基準らせん角及び基準軸方向位置である。
図3を特に参照して、平坦な検出器座標系において、座標uは、X線源がヘリカル軌道に沿って移動する間、静止x座標に関して回転する。投影g(f)は、平坦な検出器ジオメトリの投影方向ベクトルθ に沿っており、座標g(f)(λ,u,w)を有する。(前述したように、シンボルλは、ここで、より一般のねじれ角シンボルθではなく、平坦な検出器ジオメトリのねじれ角に関して使用される)。この投影は、X線源12から、平坦な検出器16の検出器座標(u,w)に向かうラインに沿って得られる。平坦な検出器16の中心は、座標(λ,0,0)、すなわちu=v=0によって与えられる。座標wは、軸方向又はz方向と平行である。カーブしたジオメトリのソース検出器間距離Dが、平坦な検出器ジオメトリについても同様に規定される。更に、静止(x,y,z)座標系におけるX線源12の頂点位置(λ)を特定する方程式(1)が、図3の平坦な検出器ジオメトリにもあてはまる。
検出器アレイ16、16は、便宜上、少数の検出器素子を有するものとして示されている。図2において、カーブした検出器16の検出器素子のアレイは、軸方向又はz方向に沿って4行の検出器を示すとともに、各行が7つの検出器素子を含むグリッド線によって表されている。図3において、平坦な検出器16の検出器素子のアレイは、軸方向又はz方向に沿って8行の検出器を示すとともに、各行が11の検出器素子を含むグリッド線によって表されている。当業者であれば、既存の平坦な及びX線源を中心としてカーブした検出器アレイが、一般に、より多くの検出器素子、例えば12又はそれ以上の行の検出器を有し、各行が、何十又はそれ以上の、好ましくは何百もの検出器素子を含むことが分かるであろう。好適な一実施例において、検出器は、0.75mmの検出器素子の100行以上を有する。
図1に戻って、3次元ラドン変換のすべての要求を満たすわけではない不正確な画像再構成が許容できる場合、通常の平行にリビニングされる畳み込み逆投影が用いられることができる。平行リビニングプロセッサ34は、フィルタリングされた投影データを、平行なビューにリビニングする。ランプ畳み込みプロセッサ36は、フィルタリングされた投影を生成するために、一次元の畳み込みフィルタリングを実施する。3次元の平行逆投影器プロセッサ42は、リビニングされたデータを受け取り、画像メモリ44に記憶される再構成された画像表現を得るために、3次元の平行逆投影を実施する。
任意には、フィルタリングされた逆投影器プロセッサ42は、大きな投影成分によってコーン角度方向にもたらされるアーチファクトを低減するために、検出器位置に関して投影データを重み付け(アパーチャ重み付け)することを含む。フィルタリングされた逆投影器プロセッサ42は、更に、角度的に不連続なデータを平滑化し、角度に関して相補的な投影データを組み合わせる等のために、ねじれ角に関する投影データの重み付け(角度の重み付け)を含むことができる。適切な3次元フィルタリングされた逆投影器パイプは、例えばTuyに与えられた米国特許第6,104,775号明細書及びHeuscher他による米国特許出願シリアル番号第10/274,816号明細書(2002年10月21日出願)に記載されている。
結果的に得られる画像表現は、3次元レンダリング、1若しくは複数の画像スライス、又はユーザインタフェース52に表示される再構成された画像の他の視覚表現、を生成するために、ビデオプロセッサ50によって適切に処理される。ビデオディスプレイの代わりに、画像表現は、プリンタドライバによってフォーマットされ、プリンタを使用して印刷され、電子ネットワークを通じて伝送され、電子的に記憶され、又は他の方法で利用されることができる。好適には、ユーザインタフェース52は、放射線医又は他の操作者が、コンピュータトモグラフィスキャナ10のイメージング又は他の場合には制御処理を始めることができるように、コンピュータトモグラフィコントローラ54と通信する。
平行リビニングプロセッサ34、ランプ畳み込みプロセッサ36及び平行3次元逆投影器プロセッサ42を用いる不正確な画像再構成処理は、特定の用途には十分でありうる。しかしながら、3次元ラドン変換のすべての要求を満たす正確な再構成が望ましい場合、一次元のシフト不変フィルタリングによる正確なフィルタリングされる逆投影コーンビーム再構成プロセスが、用いられる。開示される正確な再構成方法は、軸方向又はz方向に切り取られる投影データに適合する。正確なコーンビーム再構成を実施する場合、有限微分プロセッサ60から始まる別の処理経路が、関係する。すなわち、平行リビニングプロセッサ34に投影データを入力する代わりに、データは、有限微分プロセッサ60に入力される。
図1を引き続き参照して、一次元のシフト不変フィルタリングが、複合的な畳み込みによって実施される。有限微分プロセッサ60は、投影データメモリ30からコーンビーム投影データを受け取り、固定の投影方向においてねじれ角αに関して微分を計算する。コーン角度長さ補正プロセッサ62は、ソース検出器間距離Dに関してコーンビーム投影の長さをスケーリングし、又は正規化する。投影長さは、図2のカーブした検出器16及び図3の平坦な検出器16の全体にわたって変化する。フィルタリングされた投影データは、一次元畳み込みプロセッサ64を使用して、微分され、長さを正規化された投影データから計算される。好ましい実施例において、畳み込みプロセッサ64は、フォワード高さリビニングプロセッサ70と、(カーブした検出器ジオメトリの)扇方向α又は(平坦な検出器ジオメトリの)uに沿って一次元のヒルベルト変換に基づくFFT畳み込みを実施するFFT畳み込みプロセッサ72と、α又はu方向において投影リビニングを実施するリバース高さリビニングプロセッサ74と、を有する。
ポストコサイン重み付けプロセッサ80は、図2のカーブした検出器ジオメトリの場合、cos(α)の重み付けを実施する。図3の平坦な検出器ジオメトリの場合、cos(α)重み付けが、好適に省かれる。平坦な検出器ジオメトリの場合のcos(α)重み付けの省略は、任意には、重み付けプロセッサ80によって適用される重みを1にセットすることによって達成される。カーブした検出器ジオメトリの場合にポストコサイン重み付けプロセッサ80によって出力される、又は平坦な検出器ジオメトリの場合に畳み込みプロセッサ64によって出力されるデータは、コーンビーム逆投影プロセッサ82に適切に入力される。コーンビーム逆投影プロセッサ82は、画像メモリ44に記憶される画像表現を生成するために、フィルタリングされた投影データを逆投影する。画像表現は、ビデオプロセッサ50によって適切に処理され、ユーザインタフェース52に表示され、又は他の方法で利用される。
代替例として、畳み込みプロセッサ64によって出力されるデータは、逆コサイン重み付けプロセッサ80’に入力され、平行リビニングプロセッサ34’によって平行にリビニングされ、画像メモリ44に記憶される画像表現を生成するために、3次元平行逆投影プロセッサ42によって逆投影される。図3の平坦な検出器ジオメトリの場合、逆コサイン重み付けが適切に省かれる。複合的に畳み込まれるデータのこの代替の処理は、不正確な再構成において使用されるのと同じ3次元平行逆投影プロセッサ42を有利に用いることができることが分かる。更に、平行リビニングプロセッサ34’は、不正確な再構成の平行リビニングプロセッサ34と同じ物理的ハードウェア又はソフトウェアモジュールを任意に用いる。
当業者であれば、記述された複合的な畳み込み処理が、カーブした又は平坦な検出器16、16のネイティブな走査座標内で行われることが分かるであろう。これは、検出器に依存しないボクセルに基づくジオメトリへの変換に関連する計算集約的なリビニング処理を除去することによって、検出器に依存しない座標系において実施される正確な再構成に対して再構成スピードを高める。更に、再構成の精度が、ボクセルに基づく座標系へのリビニングに伴う補間を避けることによって高められる。
再構成処理のコンポーネントは、さまざまなやり方で物理的に実現されることができる。一部又はすべてのコンポーネントは、1つ又は複数のコンピュータ上で実行されるソフトウェアモジュールでありえる。一部又はすべてのコンポーネントは、特定用途向けハードウェアパイプラインコンポーネントでありえる。再構成処理のコンポーネントの一部又はすべては、ユーザインタフェース52に、及び/又はコンピュータトモグラフィスキャナ10に組み込まれることができ、又はスタンドアロンコンポーネントでありえる。ハードウェアパイプラインコンポーネントは、ハードウェア及びソフトウェアに基づく再構成処理コンポーネントの組み込みを可能にするために、コンピュータのインタフェーススロットに挿入するコンピュータカードとして、容易に具体化される。更に、逆投影器42、82のような所与のコンポーネントは、部分的にソフトウェアにおいて、又は部分的にハードウェアパイプラインとして実現されることができる。当業者であれば、ハードウェア及びソフトウェアの他の組み合わせを使用して、他の物理的な実現を容易に構築することができる。
図4を参照して、正確なコーンビーム再構成において使用されるπライン及びκ平面の幾何学的構成が、記述される。πラインは、軸方向又はz方向における1ピッチPより小さい区間によって区切られる2つの頂点ポイント(λ)を接続するラインセグメントである。(方程式(1)は、ピッチPを規定する)。図4は、X線源12のヘリカル軌道H及び関心のある頂点ポイント(λ)を示す。すべてのπラインは、以下の特性を有する:視野内のあらゆるポイントについて、当該ポイントを通るユニークなπラインがある。幾何学的に、πラインの端点を接続するらせんセグメントは、視野内のπラインに沿ったポイントについて、180°の角度のカバレージを規定する。πラインの端点を結ぶらせんセグメントに沿って取得される軸方向に関して切り取られるコーンビームデータは、πラインに沿った画像ポイントの正確な再構成のために十分な情報を提供する。
κ平面は、らせんとの3つの交点をもつ平面であり、中央のらせん交点が、ねじれ角λの角度で2つの他のらせん交点から等しく間隔をあけられている。それぞれの頂点ポイント(λ)に対応するκ平面のファミリが存在する。これらの対応するκ平面は、レンジ(−π,π)にある角度ψによってインデックスされる。頂点ポイント(λ)における角度ψのκ平面は、ここでΚ(λ,ψ)と示され、頂点ポイント(λ)、(λ+ψ)及び(λ+2ψ)を含む。Κ(λ,ψ)に対して垂直であり、らせん軸に対して鋭角を有する単位ベクトルは、(λ,ψ)と示され、下式によって与えられる:
Figure 2006517440
ここで、シンボル「×」は、クロス積を示す。角度ψは、ゼロに向かうにつれて、κ平面Κ(λ、ψ)は、a(λ)においてらせんHに接し、検出器v座標と平行である平面に収束する。すなわち、
Figure 2006517440
すべてのκ平面は、図4を参照して記述される以下の特性を有する。視野と交差し、らせん軸と平行であり、(λ)を含む平面Sが規定される。平面Sは、更に、頂点ポイント(λ)と、同様に平面S内にあるらせん上の2つの他の頂点ポイントとを接続する2つのπラインを含む。κ平面は、(λ)を含み、平面S内にある2つのa(λ)で終端するπライン間の平面S内にあるいかなるラインLについても、ラインLがκ平面Κ(λ,ψ)に属するレンジ(−π,π)に角度ψの値が存在するという特性を有する。この特性は、ソース距離Rより短いいかなる視野についても当てはまる。ラインLを含む複数のκ平面がありうる。
図1を再び参照して、正確なコーンビーム再構成方法が、図2のX線源を中心としてカーブした検出器座標ジオメトリにおいて記述される。有限微分プロセッサ60は、固定の投影方向ベクトルθcにおいて、ねじれ角λに関して微分投影データg(λ,α,w)=g’(λ,θ )を計算する。カーブした検出器座標系について、回転される座標軸[ (λ), (λ),w]が、下式により、ねじれ角λに関して、静止座標(x、y、z)について規定される:
Figure 2006517440
ここで、方向u,v,wは、表1に示されている。この回転される座標系において、図2のカーブした検出器ジオメトリについての投影方向ベクトルθ は、下式によって与えられる:
Figure 2006517440
反対に、投影方向ベクトルθ を与えられる場合、カーブした検出器座標(α,w)は、次のように計算されることができる:
Figure 2006517440
ここで、ドット演算子は、内積を示す。これらの座標を使用して、カーブした検出器座標系について、固定の投影方向θ におけるねじれ角λに関するg(λ,α,w)の微分が、次式によって与えられる:
Figure 2006517440
方程式(7)の微分は、4つの隣り合う投影サンプルを算術的に組み合わせる離散的な有限差分微分計算を使用して、有限微分プロセッサ60によって実現されることが好ましい。座標αのサンプリングインクリメントが、らせん角度λのサンプリングインクリメントの四分の一である、すなわちΔλ=4Δλである例示のケースでは、適切な有限微分は、次のようになる:
D'n,j=a0Dn-1,j+a1Dn,j+a2Dn,j+1+a3Dn+1,j+1 (8)
ここで、nは、ねじれ角方向λに沿った離散的な投影サンプルインデックスであり、jは、α座標方向に沿った離散的な投影サンプルインデックスであり、定数a、a、a、aは、次式によって与えられる:
a0=1/8 (9)
a1=7/8
a2=-7/8
a3=-1/8
ねじれ角λに沿った半サンプルシフトは、方程式(8)及び(9)の有限微分によって求められる。
方程式(8)の有限微分は、計算集約的なリビニングなしで、カーブした検出器座標系の投影データに関して有利に実施されることが分かる。方程式(8)及び(9)は、Δλ=4Δλの間隔比率をもつ4つの隣り合う投影を使用して、有限微分計算の特定のケースに関する例示の方程式である。当業者であれば、他の間隔比率に関して他の数の隣り合う投影を使用するなどして、他の有限微分を容易に構築することができることができる。
図5を参照して、有限微分プロセッサ60によって出力される微分された投影データg(λ、α,w)=g’(λ,θc)は、コーン角度長さ補正プロセッサ62によって処理される。コーン角度方向の所与の座標wについての投影g(c)(λ,α,w)の長さは、扇方向に沿った検出器16のX線源を中心とする曲率により、扇座標αに依存しない。しかしながら、図5に示すように、投影g(c)(λ,α,w)は、投影長さ(D+w0.5を有する。従って、投影g(c)(λ,α,0)は、投影長さDを有する。それゆえ、X線源を中心としてカーブした検出器16の場合の投影長さは、以下の演算によってソース検出器間距離Dに適切に正規化される:
Figure 2006517440
コーン角度長さ補正プロセッサ62によって出力される、微分され、長さを正規化された投影データは、畳み込みプロセッサ64によって処理される。好適には、畳み込みは、FFT畳み込みプロセッサ72によって実現される。畳み込みは、κ平面Κ(λ,ψ)のカーブした検出器16との交点に沿って実施される、座標αに関する一次元の畳み込みである。言い換えると、畳み込みは、固定の角度ψにおいて実施される座標αに関する一次元の畳み込みである。それゆえ、FFT畳み込みプロセッサ72への入力の前に、微分され、長さを正規化された投影データは、レンジ[−π/2−α,π/2+α]のすべてのψを通じて、次式により、一定のψ表面を得るために、フォワード高さリビニングプロセッサ70によってリビニングされる:
g3(λ,α,ψ)=g2(λ,α,wκ(α,ψ)) (11)
ここで、αは、視野のサイズR及びらせん半径Rによって規定される扇角度であり、すなわちα=arcsin(R/R)であり、wκ(α,ψ)は、次式によって与えられる:
Figure 2006517440
固定の角度ψにおいて、方程式(12)が、カーブした検出器16の検出器アレイとκ平面Κ(λ,ψ)との間の交差である検出器領域における曲線を示すことが分かる。この曲線は、ここで、角度ψのκ曲線と呼ばれる。
図6を参照して、16の検出器行を有するX線源を中心としてカーブした検出器パネルについての例示のκ曲線が示されている。図6において、実線は、κ曲線であり、Tam-Danielssonウィンドウが、影付けされた領域として示されている。Tam-Danielssonウィンドウは、後で言及される。
FFT畳み込みプロセッサ72は、次式により、一定の角度ψについて角度αにおける一次元の畳み込みとして、リビニングされたデータg(λ,α,ψ)に適用される:
Figure 2006517440
ここで、hは、ヒルベルト変換に基づくカーネルである。適切なカーネルhは、abs(sin(x))/sin(x)であり、sドメインにおいては次式の通りである:
Figure 2006517440
しかしながら、方程式(8)及び(9)の選択された有限微分によって導かれる半サンプルシフトの観点で、補償する半サンプルシフトが、カーネルhに取り入れられることが好ましい。
一次元の畳み込みプロセッサ72の後、投影データg(λ,α,ψ)は、次式によるリビニングされた投影データg(λ,α,w)を得るために、リバース高さリビニングプロセッサ74によって処理される:
g5(λ,α,w)=g4(λ,α,ψmin(α,w)) (15)
ここで、ψminは、次の方程式を満たす最小絶対値の角度ψである:
Figure 2006517440
例示の畳み込みプロセッサ64の処理を吟味すると、所与の検出器位置(α,w)における出力g(λ,α,w)が、(α,w)を通る最小絶対ψ値のκ曲線上で、投影データg(λ,α,w)を畳み込むことによって得られることが分かる。
X線源を中心としてカーブした検出器ジオメトリにおいてデータを処理するために、畳み込みプロセッサ64の出力は、ポストコサイン重み付けプロセッサ80によって処理されることが好ましい。この重み付けは、最終のフィルタリングされたデータg (c)(λ,α,w)を生成するために、次式により、扇方向の畳み込みを調整する:
gF (c)(λ,α,w)=cos(α)g5(λ,α,w) (17)
フィルタリングされたデータg (c)は、コーンビーム投影データの正確な再構成をもたらすために、コーンビーム逆投影器プロセッサ82による後続の処理に適している。適切な実施例において、コーンビーム逆投影器プロセッサ82は、次式により画像f()を計算する:
Figure 2006517440
ここで、λ)及びλ)は、λ)<λ)の場合にを通るπラインの端点であり、更に、
Figure 2006517440
Figure 2006517440
及び、
Figure 2006517440
である。
コーンビーム逆投影器プロセッサ82によって実現される方程式(18)乃至(21)の逆投影は、例示にすぎない。当業者であれば、他の適切な逆投影プロセスを用いることができる。例えば、図1に示される代替の逆投影パスにおいて、フィルタリングされた投影データg (c)は、逆コサイン重み付けプロセッサ80’、平行リビニングプロセッサ34’に入力される。平行にリビニングされたフィルタリングされた投影データは、逆投影のために3次元平行逆投影器42に入力される。この後者の経路は、有利に、コーンビーム逆投影器82の計算集約的な1/vの重み付けを除去する。逆コサイン重み付けプロセッサ80’は、1/cos(α)の重み付けを適用する。コサイン重み付けプロセッサ80(方程式17を参照)によって適用されるcos(α)重み付けと比較して異なるこの重み付けは、2つの逆投影器42、80における内部投影データの重み付けの差を考慮する。適切な3次元平行逆投影器42は、Heuscher他による米国特許出願シリアル番号第10/274,816号明細書(2002年10月21日出願)に記述されている。この明細書は、動きアーチファクト及び他のイメージング欠陥を補償するために、冗長な投影データ、すなわち、180°の整数倍だけらせん角度において隔てられた所与のボクセルに関する投影データ、の重み付けされた組み合わせを有利に容易にする3次元平行逆投影器パイプラインを開示している。
上述の正確な再構成方法を実施する際、検出器行の数は、フィルタリングされたデータが関心領域のポイントについて計算されることができるように十分に大きくなければならない。検出器行の数、らせんピッチP、らせん半径R及び視野のサイズは、相互に関係づけられることができる。方程式(18)の逆投影によるコーンビーム再構成のために適切な検出器領域の一例は、Tam-Danielssonウィンドウとして当技術分野において知られている。例示のTam-Danielssonウィンドウは、図6の検出器上に影付けされた領域として示されている。αが、視野のサイズR及びらせん半径Rによって規定される扇角度、すなわちα=arcsin(R/Ro)であるところで、再び角度αに関連して、Tam-Danielssonウィンドウの領域は、(α,w)ポイントの組であり、αは、レンジ[−α,α]にあり、wは、
Figure 2006517440
によって与えられる最小値wbottom(α)と、
Figure 2006517440
によって与えられる最大値wtop(α)と、の間にある。
畳み込みプロセッサ64は、Tam-Danielssonウィンドウの外側の投影データを使用する非局所的なプロセスである。しかしながら、図6に示すように、Tam-Danielssonウィンドウをカバーするために必要な検出器行の数は、概して、レンジ−π/2−α≦ψ≦π/2+α内のκ曲線Κ(λ,ψ)の間のレンジもカバーする。それゆえ、正確なコーンビーム再構成のためには、概して、レンジ[wbottom,wtop]をスパンするのに十分な検出器行を設けることで十分である。検出器行のこの数は、ほぼ次の通りである:
Figure 2006517440
ここで、dは、検出器行の厚さである。
方程式(4)乃至方程式(24)に関して記述された正確なコーンビーム再構成方法は、図2のX線源を中心としてカーブした検出器ジオメトリにおいてフォーマットされる投影データを再構成するのに適している。図3の平坦な検出器ジオメトリにおいてフォーマットされる投影データの再構成が、次に記述される。
図1及び図3を参照して、平坦な検出器アレイ16は、らせん軸と平行であり、すなわちz方向と平行である。検出器アレイ16の向きは、頂点ポイント(λ)及びらせん軸の両方を含む平面に対して直角なままであるように、頂点ポイント(λ)のヘリカル運動、すなわちねじれ角λとともに変化する。図1に示すように、これは、回転ガントリ22上にX線源12と対向して検出器16を取り付けることによって適切に達成される。代替例として、平坦な検出器は、静止ガントリ24上に検出器リングとして取り付けられることができる。カーブした検出器の場合と同様、ソース検出器間距離Dは、図3に示されるように、頂点ポイント(λ)から平坦な検出器16の平面までの距離に対応する。方程式(4)の回転される座標軸[ ]は、平坦な検出器ジオメトリにも同様にあてはまる。
平坦な検出器ジオメトリについての投影方向ベクトルθ は、次式によって与えられる。
Figure 2006517440
反対に、投影方向ベクトルθ が与えられる場合、平坦な検出器座標(u,w)は、次のように計算されることができる:
Figure 2006517440
ここで、ドット演算子は、ドット積を示す。これらの座標を使用して、固定の投影方向θ におけるらせん角度λに関する平坦な検出器座標系についての投影データg(λ,u,w)の微分が、方程式(7)においてθ の代わりにθ を使用し、αの代わりにuを使用して、方程式(7)乃至(9)に従って有限微分プロセッサ60によって計算されるることにより、微分された投影データg(λ,u,w)=g’(λ,θ )が得られる。
平坦な検出器ジオメトリの場合の長さ補正は、コーン角度長さ補正プロセッサ62によって次のように計算される:
Figure 2006517440
上式は、カーブした検出器ジオメトリの場合の方程式(10)の正規化に似ている。
フォワード高さリビニングプロセッサ70は、下式に従って、平坦な検出器ジオメトリの投影データのリビニングを実施する:
g3(λ,u,ψ)=g2(λ,u,wκ(u,ψ)) (28)
ここで、wκ(u,ψ)は、次の通りである:
Figure 2006517440
方程式(28)及び(29)は、カーブした検出器ジオメトリの処理の方程式(11)及び(12)に類似している。カーブした検出器ジオメトリの場合と同様に、方程式(29)は、平坦な検出器16とκ平面との交差に対応する平坦な検出器ジオメトリにおけるκ曲線Κ(λ,ψ)を規定する。
一次元の畳み込みプロセッサ72は、一定の角度ψにおける座標uに関して次の一次元の畳み込みを実施する:
Figure 2006517440
ここで、適切なカーネルhは、方程式(14)に示されている。リバース高さリビニングプロセッサ74は、フィルタリングされた投影データg (f)(λ,u,w)を生成するために、畳み込みされた投影データg(λ,u,ψ)をリビニングする:
gF(λ,u,w)=g4(λ,u,ψmin(u,w)) (31),
ここで、ψminは、下式を満たす最小絶対値の角度である:
Figure 2006517440
平坦な検出器ジオメトリの場合、ポストコサイン重み付けプロセッサ80又は逆コサイン重み付けプロセッサ80’は、バイパスされ、従って、リバース高さリビニングプロセッサ74の出力は、フィルタリングされた投影データg (f)(λ,u,w)である。方程式(28)乃至(32)に示されるプロセスは、(u,w)を通る最小絶対角度ψのκ曲線に沿って畳み込みすることによって、投影データg(λ,u,w)からg (f)(λ,u,w)を得ることが分かる。
フィルタリングされたデータg (f)は、コーンビーム投影データの正確な再構成を生成するための、コーンビーム逆投影器プロセッサ82による以降の処理に適している。適切な実施例において、コーンビーム逆投影器プロセッサ82は、下式に従って、画像f()を計算する:
Figure 2006517440
上式は、方程式(18)に与えられるカーブした座標ジオメトリのフィルタリングされた投影データg (c)を逆投影することに類似している。パラメータv(λ,)は、カーブした検出器ジオメトリについて方程式(19)に与えられるものと同じであるが、パラメータu(λ,)及びw(λ,)は、次式によって、平坦な検出器ジオメトリにおいて与えられる:
Figure 2006517440
及び、
Figure 2006517440
カーブした座標ジオメトリのフィルタリングされた投影データg (c)を逆投影する場合のように、方程式(19)及び(33)乃至(35)の逆投影プロセスは、例示にすぎない。代替の逆投影アプローチにおいて、フィルタリングされた逆投影データg (f)は、平行リビニングプロセッサ34’に入力され、平行リビニングされたフィルタリングされた逆投影データは、3次元平行逆投影器42を使用して逆投影される。
平坦な検出器ジオメトリの場合、検出器行Nrowsの適切な数は、次のように評価される。Tam-Danielssonウィンドウは、レンジ[−u,u]におけるuに関する(u,w)ポイントの組である。ここで、u=D
tan(α)=D tan(arcsin(R/R))であり、wは、レンジ[wbottom(u),wtop(u)]内にあり、
Figure 2006517440
及び
Figure 2006517440
である。
Tam-Danielssonウィンドウのいかなるポイントにおけるフィルタリングされたデータの計算も、Tam-Danielssonウィンドウと交差するκ曲線上のデータを用いる。このデータは、概して、ubottomからutopまでの検出器行を使用して取得されるデータに対応し、従って、検出器行の適切な数は、ほぼ次の通りである:
Figure 2006517440
上式は、以下のように書き換えられることができる:
Figure 2006517440
ここで、dは、検出器行の厚さである。
ここに記載される正確な再構成の正確性は、ここに開示される技法を使用して再構成される画像表現と、Katsevichの正確な方法を使用して再構成される画像表現との同等性を示すことによって、説明される。ここに有利に記述される正確な再構成方法は、平坦な又はカーブした検出器座標系内で完全に実施される。こうして、投影データの、検出器に依存しない座標系への計算集約的な変換が不要にされ、より迅速な再構成を提供する。ここに記述される正確な再構成方法は、3次元逆投影器42を任意に取り入れる。これは、正確な再構成が、例えば冗長な投影データの相補的な組み合わせのような3次元逆投影器能力を利用することを可能にする。
本発明は、好ましい実施例に関して記述されている。明らかに、当業者であれば、変形例及び変更例が、前の詳細な説明を読み、理解することにより、即座に思いつくであろう。本発明は、このような変形例及び変更例が添付の特許請求の範囲又はそれと等価なものの範囲内にある限り、すべてのこのような変形及び変更を含むものとして解釈されることが意図される。
取得されたコーンビーム投影データの正確な再構成を含むヘリカルコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステムを概略的に示す図。 X線源を中心としてカーブした検出器ジオメトリに関する、検出器に基づく座標系を概略的に示す図。 平坦な検出器ジオメトリに関する、検出器に基づく座標系を概略的に示す。 πライン及びκ平面に関連するジオメトリの見地を概略的に示す図。 X線源を中心としてカーブした検出器ジオメトリにおける投影データについて、cosβのコーン角度長さ正規化を概略的に示す図。 16の検出器行を有する、X線源を中心としてカーブした検出器パネルの場合の例示的なκ曲線を示し、Tam-Danielssonウィンドウが影付けによって示されている図。

Claims (29)

  1. コーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステムであって、
    検査領域に向けられるX線コーンビームを生成し、前記検査領域の周囲の概してヘリカルな軌道に沿って移動するように配されるX線源と、
    前記X線コーンビームを、前記検査領域を通過したのち、検出するように構成されるX線検出器アレイであって、該検出器アレイに関して規定されるネイティブな走査座標の投影データを生成するX線検出器アレイと、
    前記検出器アレイによって生成されたコーンビーム投影データの、画像表現への正確な再構成を実施する正確な再構成プロセッサであって、前記再構成が、前記ネイティブな走査座標において実施される、再構成プロセッサと、
    を有するコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  2. 前記再構成プロセッサは、
    微分された投影データを生成するために、固定の投影方向において前記ヘリカルな軌道のねじれ角に関して、前記投影データの微分を計算する微分プロセッサと、
    フィルタリングされた投影データを生成するために、カーネル関数によって前記微分された投影データの畳み込みを行う畳み込みプロセッサであって、前記畳み込みが、前記ネイティブな走査座標において実施される、畳み込みプロセッサと、
    画像表現を得るために、前記フィルタリングされた投影データを逆投影する逆投影器と、
    を有する、請求項1に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  3. 前記畳み込みプロセッサによって実施される前記畳み込みが、ヒルベルト変換に基づくカーネル関数を用いる一次元の畳み込みである、請求項2に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  4. 前記微分プロセッサが、選択された隣り合う投影データを演算的に組み合わせる離散的な有限差分微分計算を使用して、前記微分を計算する、請求項2に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  5. 前記再構成プロセッサが更に、前記X線源と検出器との間の距離に対して、各投影の長さを正規化するコーン角度長さ補正プロセッサを有する、請求項2に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  6. 前記再構成プロセッサが更に、前記フィルタリングされた投影データの平行リビニングを行う平行リビニングプロセッサを有し、前記逆投影器が、前記平行リビニングされたフィルタリングされた逆投影データを逆投影する平行逆投影器である、請求項2に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  7. 前記検出器アレイが、概して前記X線源を中心としてカーブした検出器ジオメトリを有し、検出器座標系が、ねじれ角座標、投影扇座標及び投影円錐座標を含むネイティブな走査座標を有するカーブした検出器座標系である、請求項2に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  8. 前記畳み込みプロセッサが、
    ψがκ曲線を示すとき、ψリビニングされた投影データを生成するために、前記κ曲線に沿って、前記微分された投影データをリビニングする、第1のリビニングプロセッサと、
    畳み込まれた投影データを生成するために、カーネル関数によって、前記ψリビニングされた投影データの一次元の畳み込みを行う、一次元畳み込み変換プロセッサであって、前記一次元の畳み込みが、一定のψにおける前記投影扇座標にある、一次元畳み込み変換プロセッサと、
    を有する、請求項7に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  9. 前記一次元畳み込み変換プロセッサが、
    Figure 2006517440
    によって、前記一次元の畳み込みを実施し、上式で、grebin1(λ,α,ψ)は、第1のリビニングされたデータを示し、h()は、前記カーネル関数を示し、gconv(λ,α,ψ)は、前記畳み込まれた投影データを示す、請求項8に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  10. 前記畳み込みプロセッサが更に、前記フィルタリングされた投影データを生成するために、前記投影扇座標のコサイン及び前記投影扇座標の逆コサインのうちの1つによって、前記畳み込まれた投影データを重み付けする重み付けプロセッサを有する、請求項8に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  11. 前記逆投影器が、逆投影中に、前記フィルタリングされた投影データに1/vの重みを適用するコーンビーム逆投影器を有する、請求項10に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  12. 前記再構成プロセッサが更に、前記投影円錐座標のコサインによって投影をスケーリングするコーン角度長さ補正プロセッサを有する、請求項7に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  13. 前記検出器アレイが、実質的に平坦な検出器ジオメトリを有し、検出器座標系が、ねじれ角座標、投影扇検出器座標及び投影円錐座標を含むネイティブな走査座標を有する平坦な検出器座標系である、請求項2に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  14. 前記畳み込みプロセッサが、
    ψがκ曲線を示すとき、ψリビニングされた投影データを生成するために、前記κ曲線に沿って前記微分された投影データをリビニングする第1のリビニングプロセッサと、
    畳み込まれた投影データを生成するために、前記カーネル関数により前記ψリビニングされた投影データの一次元の畳み込みを行う、一次元畳み込み変換プロセッサであって、前記一次元の畳み込みが、一定のψにおける前記投影扇座標にある、一次元畳み込み変換プロセッサと、
    を有する、請求項13に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  15. 前記一次元畳み込み変換プロセッサが、
    Figure 2006517440
    によって、前記一次元の畳み込みを実施し、上式で、grebin1(λ,u,ψ)は、前記第1のリビニングされたデータを示し、h()は、前記カーネル関数を示し、gconv(λ,u,ψ)は、前記畳み込まれた投影データを示す、請求項14に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  16. 前記畳み込みプロセッサが更に、前記畳み込まれた投影データをリビニングするリバース高さリビニングプロセッサを有する、請求項14に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  17. 前記検出器アレイが、概して前記X線源を中心としてカーブした検出器ジオメトリを有し、検出器座標系が、ねじれ角座標、投影扇座標及び投影円錐座標を含むネイティブな走査座標を有するカーブした検出器座標系である、請求項1に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  18. 前記検出器アレイが、実質的に平坦な検出器ジオメトリを有し、検出器座標系が、ねじれ角座標、投影扇検出器座標及び投影円錐座標を含むネイティブな走査座標を有する平坦な検出器座標系である、請求項1に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  19. 前記再構成プロセッサが、
    微分された投影データを生成するために、第1の方向に沿って、前記ネイティブな走査座標において、前記投影データの有限微分を計算する有限微分プロセッサと、
    フィルタリングされた投影データを生成するために、前記第1の方向と異なる第2の方向に沿って、前記ネイティブな走査座標において、前記微分された投影データの一次元の畳み込みを行う畳み込みプロセッサと、
    画像表現を得るために、前記フィルタリングされた投影データを逆投影する逆投影器と、
    を有する、請求項1に記載のコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  20. 少なくともねじれ角、投影扇座標及び投影円錐座標を含むネイティブな走査座標を有するコーンビームコンピュータトモグラフィ投影データを生成するコーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステムであって、
    フィルタリングされた投影データを計算するための手段であって、固定の投影方向において前記ねじれ角に関して投影データの微分を計算するための微分手段と、カーネル関数により投影データの畳み込みを行うための畳み込み手段と、を有し、前記畳み込みが、前記ネイティブな走査座標において実施される、手段と、
    画像表現を得るために、前記フィルタリングされた投影データを逆投影するための手段と、
    を有する、コーンビームコンピュータトモグラフィイメージングシステム。
  21. 少なくともねじれ角、投影扇座標及び投影円錐座標を含むネイティブな走査座標を有するコーンビームコンピュータトモグラフィ投影データを再構成するための正確な再構成方法であって、
    固定の投影方向において前記ねじれ角に関して投影データの微分を計算するステップと、カーネル関数により投影データの畳み込みを行うステップと、の組み合わせによって、フィルタリングされた投影データを計算するステップであって、前記畳み込みが、前記ネイティブな走査座標において実施される、ステップと、
    画像表現を得るために、前記フィルタリングされた投影データを逆投影するステップと、
    を含む方法。
  22. 前記微分を計算する前記ステップが、前記微分された投影データと隣り合う複数の投影データに基づいて有限差分微分によってそれぞれの微分された投影データを計算することを含む、請求項21に記載の方法。
  23. 前記畳み込みを行うステップが、
    κ平面座標ψによって前記投影データの投影をグループ化するために、κ平面に関して投影データをリビニングし、
    前記カーネル関数により前記リビニングされた投影データの一次元の畳み込みを行う、
    ことを含み、前記一次元の畳み込みは、前記投影扇座標に関し、前記一次元の畳み込みが、固定のκ平面座標ψにおいて行われる、請求項21に記載の方法。
  24. 前記逆投影するステップが、
    平行な投影ビューを得るために、前記フィルタリングされた投影データを平行リビニングし、
    前記平行な投影ビューを逆投影する、
    ことを含む、請求項21に記載の方法。
  25. 前記ネイティブな走査座標が、カーブしたジオメトリを有し、前記方法が更に、前記逆投影するステップの前に、前記投影扇座標の逆コサインによって前記フィルタリングされた投影データを重み付けするステップを含む、請求項24に記載の方法。
  26. 前記逆投影するステップが、
    係数1/vによって前記フィルタリングされた投影データを重み付けし、
    1/vの重み付けをもつ前記フィルタリングされたデータを逆投影する、
    ことを含む、請求項21に記載の方法。
  27. 前記ネイティブな走査座標が、カーブしたジオメトリを有し、前記方法が更に、前記逆投影するステップの前に、前記投影扇座標のコサインによって前記フィルタリングされた投影データを重み付けすることを含む、請求項26に記載の方法。
  28. 前記カーネル関数は、ヒルベルト変換に基づく、請求項21に記載の方法。
  29. 前記フィルタリングされた投影データを計算する前記ステップが更に、投影データの投影長さを正規化することを含む、請求項21に記載の方法。
JP2006502434A 2003-02-14 2004-02-09 正確な再構成を伴うヘリカルコーンビームコンピュータトモグラフィのためのシステム及び方法 Expired - Fee Related JP4553894B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US44742603P 2003-02-14 2003-02-14
US48238003P 2003-06-25 2003-06-25
PCT/IB2004/000386 WO2004072905A1 (en) 2003-02-14 2004-02-09 System and method for helical cone-beam computed tomography with exact reconstruction

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2006517440A true JP2006517440A (ja) 2006-07-27
JP4553894B2 JP4553894B2 (ja) 2010-09-29

Family

ID=32872028

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2006502434A Expired - Fee Related JP4553894B2 (ja) 2003-02-14 2004-02-09 正確な再構成を伴うヘリカルコーンビームコンピュータトモグラフィのためのシステム及び方法

Country Status (6)

Country Link
US (1) US20060140335A1 (ja)
EP (1) EP1599836B1 (ja)
JP (1) JP4553894B2 (ja)
AT (1) ATE465471T1 (ja)
DE (1) DE602004026691D1 (ja)
WO (1) WO2004072905A1 (ja)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014147752A (ja) * 2013-01-31 2014-08-21 General Electric Co <Ge> 不等γ角度計算機式断層写真法システムにおけるデータ変換のための方法及び装置
KR20150130940A (ko) * 2014-05-14 2015-11-24 눅테크 컴퍼니 리미티드 나선형 ct 시스템 및 재구성 방법
JP7455622B2 (ja) 2019-03-29 2024-03-26 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置及び学習用画像の取得方法

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100359537C (zh) * 2003-02-19 2008-01-02 皇家飞利浦电子股份有限公司 利用螺旋相对运动和锥形光束的计算机化x线断层摄影方法
US7394923B2 (en) * 2004-02-10 2008-07-01 The University Of Chicago Imaging system for generating a substantially exact reconstruction of a region of interest
US7444011B2 (en) * 2004-02-10 2008-10-28 University Of Chicago Imaging system performing substantially exact reconstruction and using non-traditional trajectories
US7359478B2 (en) * 2004-11-18 2008-04-15 Toshiba Medical Systems Corporation Method for restoring truncated helical cone-beam computed tomography data
WO2006116316A2 (en) 2005-04-22 2006-11-02 University Of Chicago Open source trajectory method and apparatus for interior imaging
US7477720B2 (en) * 2005-06-28 2009-01-13 University Of Utah Research Foundation Cone-beam reconstruction using backprojection of locally filtered projections and X-ray CT apparatus
EP1904976A2 (en) * 2005-07-05 2008-04-02 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Reconstruction algorithm for object point outside the scan-field-of-view
WO2007004196A2 (en) * 2005-07-05 2007-01-11 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Exact fbp type algorithm for arbitrary trajectories
US7590216B2 (en) * 2005-12-28 2009-09-15 University Of Central Florida Research Foundation, Inc. Cone beam local tomography
JP5426075B2 (ja) 2007-01-31 2014-02-26 株式会社東芝 X線ct装置
JP5670738B2 (ja) * 2007-12-19 2015-02-18 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 心臓ctにおける無意識呼吸運動の補正
DE102008051157B4 (de) * 2008-04-28 2016-11-10 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zum Erhalten einer 3D-Rekonstruktion eines Objekts
US10058302B2 (en) * 2010-07-21 2018-08-28 The Regents Of The University Of California Method to reduce radiation dose in multidetector CT while maintaining image quality
DE102010031740B4 (de) * 2010-07-21 2019-05-02 Siemens Healthcare Gmbh Vorrichtung und Verfahren für ein Mammographiegerät
CN103961119A (zh) * 2013-01-31 2014-08-06 Ge医疗系统环球技术有限公司 Ct成像系统和确定ct准直仪缝隙轮廓的方法
CN103690187A (zh) * 2013-08-13 2014-04-02 清华大学 基于x射线测量口腔骨密度的设备及方法
TWI517093B (zh) 2013-10-11 2016-01-11 Univ Nat Yang Ming Computer tomography reconstruction method
EP3552181B1 (en) 2016-12-06 2021-11-10 Koninklijke Philips N.V. Image noise estimation using alternating negation
US10282871B2 (en) 2017-07-10 2019-05-07 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Systems and methods for pet image reconstruction
WO2019033390A1 (en) * 2017-08-18 2019-02-21 Shenzhen United Imaging Healthcare Co., Ltd. SYSTEM AND METHOD FOR IMAGE RECONSTRUCTION

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10510080A (ja) * 1995-07-03 1998-09-29 コミツサリア タ レネルジー アトミーク 3d映像のコントラストと解像度を改良した再構成の処理、および対象の該処理の減衰作図の製作への応用
JP2000316843A (ja) * 1999-03-22 2000-11-21 Siemens Corporate Res Inc 3次元コンピュータライズドトモグラフィックイメージングを行うための方法及び装置
JP2004512070A (ja) * 2000-10-17 2004-04-22 シーメンス コーポレイト リサーチ インコーポレイテツド マスクされた円錐ビーム投影データの簡易化された処理によって発生したイメージの誤差を識別して補正するための方法および装置

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4583241A (en) * 1977-09-30 1986-04-15 Technicare Corporation X-ray tomographic apparatus
US5485493A (en) * 1988-10-20 1996-01-16 Picker International, Inc. Multiple detector ring spiral scanner with relatively adjustable helical paths
US5262946A (en) * 1988-10-20 1993-11-16 Picker International, Inc. Dynamic volume scanning for CT scanners
US5008822A (en) * 1988-11-25 1991-04-16 Picker International, Inc. Combined high speed backprojection and forward projection processor for CT systems
JPH053867A (ja) * 1991-06-28 1993-01-14 Toshiba Corp 三次元画像診断装置
US5377250A (en) * 1992-08-07 1994-12-27 General Electric Company Reconstruction method for helical scanning computed tomography apparatus with multi-row detector array
US5805659A (en) * 1996-09-30 1998-09-08 Siemens Corporate Research, Inc. Method and apparatus for spiral scan region of interest imaging
EP0892966A1 (en) * 1997-01-14 1999-01-27 Edholm, Paul Technique and arrangement for tomographic imaging
DE19723095C2 (de) * 1997-06-02 2001-08-23 Siemens Ag Bildrekonstruktionsverfahren für einen Computertomographen
US6275561B1 (en) * 1998-01-13 2001-08-14 U.S. Philips Corporation Computer tomagraphy method with helicoidal scanning of an examination area
US5881123A (en) * 1998-03-31 1999-03-09 Siemens Corporate Research, Inc. Simplified cone beam image reconstruction using 3D backprojection
DE19835296A1 (de) * 1998-08-05 2000-02-10 Philips Corp Intellectual Pty Computertomograph mit kegelförmigen Strahlenbündel und helixförmiger Abtastbahn
US6104775A (en) * 1998-10-29 2000-08-15 Picker International, Inc. 3D image reconstruction for helical partial cone beam scanners using wedge beam transform
US6130930A (en) * 1999-03-22 2000-10-10 Siemens Corporate Research, Inc. Exact region of interest cone beam imaging without circle scans
US6201849B1 (en) * 1999-08-16 2001-03-13 Analogic Corporation Apparatus and method for reconstruction of volumetric images in a helical scanning cone-beam computed tomography system
US6292525B1 (en) * 1999-09-30 2001-09-18 Siemens Corporate Research, Inc. Use of Hilbert transforms to simplify image reconstruction in a spiral scan cone beam CT imaging system
US6574299B1 (en) * 2001-08-16 2003-06-03 University Of Central Florida Exact filtered back projection (FBP) algorithm for spiral computer tomography

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10510080A (ja) * 1995-07-03 1998-09-29 コミツサリア タ レネルジー アトミーク 3d映像のコントラストと解像度を改良した再構成の処理、および対象の該処理の減衰作図の製作への応用
JP2000316843A (ja) * 1999-03-22 2000-11-21 Siemens Corporate Res Inc 3次元コンピュータライズドトモグラフィックイメージングを行うための方法及び装置
JP2004512070A (ja) * 2000-10-17 2004-04-22 シーメンス コーポレイト リサーチ インコーポレイテツド マスクされた円錐ビーム投影データの簡易化された処理によって発生したイメージの誤差を識別して補正するための方法および装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JPN6009044083, A. Katsevich et.al., "Evaluation and empirical analysis of an exact FBP algorithmfor spiral cone−beam CT", Proc. SPIE. Int. Soc. Opt. Eng., 2003, vol. 5032 II, p. 663−674, US *

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014147752A (ja) * 2013-01-31 2014-08-21 General Electric Co <Ge> 不等γ角度計算機式断層写真法システムにおけるデータ変換のための方法及び装置
KR20150130940A (ko) * 2014-05-14 2015-11-24 눅테크 컴퍼니 리미티드 나선형 ct 시스템 및 재구성 방법
JP2015219239A (ja) * 2014-05-14 2015-12-07 同方威視技術股▲フン▼有限公司 螺旋ctシステム及びその再構成方法
KR101704390B1 (ko) 2014-05-14 2017-02-08 눅테크 컴퍼니 리미티드 나선형 ct 시스템 및 재구성 방법
JP7455622B2 (ja) 2019-03-29 2024-03-26 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置及び学習用画像の取得方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP1599836A1 (en) 2005-11-30
WO2004072905A1 (en) 2004-08-26
ATE465471T1 (de) 2010-05-15
JP4553894B2 (ja) 2010-09-29
EP1599836B1 (en) 2010-04-21
US20060140335A1 (en) 2006-06-29
DE602004026691D1 (de) 2010-06-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4553894B2 (ja) 正確な再構成を伴うヘリカルコーンビームコンピュータトモグラフィのためのシステム及び方法
US6944260B2 (en) Methods and apparatus for artifact reduction in computed tomography imaging systems
US6452996B1 (en) Methods and apparatus utilizing generalized helical interpolation algorithm
US6990167B2 (en) Image reconstruction method for divergent beam scanner
JP4360817B2 (ja) 放射線断層撮影装置
EP1800264B1 (en) Image reconstruction with voxel dependent interpolation
US6201849B1 (en) Apparatus and method for reconstruction of volumetric images in a helical scanning cone-beam computed tomography system
US6256365B1 (en) Apparatus and method for reconstruction of images in a computed tomography system using oblique slices
JP2006314856A (ja) 物体の断層写真画像を発生するシステム及び体積測定式計算機式断層写真法装置
US7180975B2 (en) System and method for exact image reconstruction for helical cone beam computed tomography including redundant data
US6904117B2 (en) Tilted gantry helical cone-beam Feldkamp reconstruction for multislice CT
EP1489559B1 (en) Cone-beam reconstruction apparatus and computed tomography apparatus
JPH0661326B2 (ja) らせん走査で断層像を作成する方法および装置
JPH08509408A (ja) 円すい状ビームデータからの画像の再構成
US6275561B1 (en) Computer tomagraphy method with helicoidal scanning of an examination area
WO2001006931A1 (en) Volumetric ct image reconstruction
US7602879B2 (en) Method for increasing the resolution of a CT image during image reconstruction
US6522714B1 (en) Row-wise full helical view weighting method and apparatus for CT scanners
JP3917684B2 (ja) 物体の断層写真像を作成する方法及び装置
JP4460853B2 (ja) マルチスライス画像再構成のための方法及び装置
US6999550B2 (en) Method and apparatus for obtaining data for reconstructing images of an object
EP1295560B1 (en) Helical scanning CT-apparatus with multi-row detector array
JP2006527618A (ja) 余剰な測定値を使用するコンピュータ断層撮影法
US7173996B2 (en) Methods and apparatus for 3D reconstruction in helical cone beam volumetric CT
EP1599837B1 (en) System and method for exact image reconstruction for helical cone beam computed tomography including redundant data

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20070208

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20090827

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20091127

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20091204

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20100222

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20100615

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20100713

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130723

Year of fee payment: 3

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees