JP2511622B2 - Ctシステム用逆重畳積分フィルタ - Google Patents

Ctシステム用逆重畳積分フィルタ

Info

Publication number
JP2511622B2
JP2511622B2 JP4309864A JP30986492A JP2511622B2 JP 2511622 B2 JP2511622 B2 JP 2511622B2 JP 4309864 A JP4309864 A JP 4309864A JP 30986492 A JP30986492 A JP 30986492A JP 2511622 B2 JP2511622 B2 JP 2511622B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
detector
gantry
ray
signal
intensity signal
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.)
Expired - Fee Related
Application number
JP4309864A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH05208007A (ja
Inventor
トーマス・ルイス・トス
カール・ロス・クラウフォード
ケビン・フランクリン・キング
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.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
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 General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of JPH05208007A publication Critical patent/JPH05208007A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP2511622B2 publication Critical patent/JP2511622B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • 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
    • A61B6/03Computed tomography [CT]
    • A61B6/032Transmission computed tomography [CT]
    • 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
    • A61B6/40Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4021Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot
    • 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
    • G06T11/005Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
    • YGENERAL 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
    • Y10TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10STECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S378/00X-ray or gamma ray systems or devices
    • Y10S378/901Computer tomography program or processor

Landscapes

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

Description

【発明の詳細な説明】
【0001】
【産業上の利用分野】本発明はコンピュータ断層撮影
(CT−computed tomography)シ
ステムに関するものであり、更に詳しくはCTガントリ
の回転平面に沿って焦点を制御可能なように移動させる
ことができるX線管をそなえた、回転する管と検出器付
きのCTシステムに関するものである。
【0002】
【従来の技術】
CTイメージング コンピュータ断層撮影システムでは、規定された扇状ビ
ーム角度内で拡がる扇状ビームを形成するようにX線源
がコリメーションされる。扇状ビームは「イメージング
平面」と呼ばれるデカルト座標系のx−y平面内にある
ように、またやはりイメージング平面内に方向づけられ
たX線検出器アレーに向かってイメージング対象を透過
するように方向付けられる。
【0003】検出器アレーは中心間が「ピッチ」距離だ
け離れている検出素子で構成される。各検出素子はX線
源からその特定の検出素子に投影されたビームに沿っ
て、透過されたX線放射線の強度を測定する。透過され
る放射線の強度はイメージング対象によるX線ビームに
沿ったX線ビームの減衰によって左右される。ビームの
中心とその強度の測定値はX線源の焦点と検出素子の中
心を結ぶ線で記述される射線(ray)に対して明らか
にすることができる。
【0004】X線源およびX線検出器アレーはイメージ
ング平面内でガントリ上で、イメージング対象のまわり
に回転するので、扇状ビームがイメージング対象と交差
する角度は変化する。このような各ガントリ角度で、各
検出素子から強度信号で構成される投影が取得される。
次に、ガントリは新しい角度に回転し、取得プロセスが
反復されて、多数のガントリ角度に沿って多数の投影が
取得されることにより、断層撮影投影セット(set)
が形成される。
【0005】取得された断層撮影投影セットは通常、数
値形式で記憶され、コンピュータ処理により、当業者に
は知られている再構成アルゴリズムに従ってスライス画
像が「再構成」される。扇状ビーム投影の投影セットを
扇状ビーム再構成技術によって直接再構成して画像とす
ることもできるし、あるいは各投影の強度データを平行
ビームに分けて平行ビーム再構成技術に従って再構成す
ることもできる。再構成された断層撮影画像は通常のC
RT管にディスプレイしてもよいし、あるいはコンピュ
ータ制御のカメラによりフィルム録画に変換してもよ
い。
【0006】空間分解能 再構成されたCT画像の空間分解能は、一部がイメージ
ング対象の中心に於ける各X線ビームの幅によって決ま
る。このビーム幅は主として、コリメーションされたと
きのX線管の焦点の大きさおよび検出素子のアパーチャ
によって決まり、X線源および検出器からの距離ととも
に変わる。実用上、幅がaのほぼ長方形のビームの平均
効果により、受信画像は1/a以下の空間周波数に帯域
制限される。正確な帯域制限は通常程度の当業者に理解
される方法により精密に決めることができる。
【0007】イメージング対象の中心の近くでのビーム
の中心から中心までの間隔として定義された、検出器ピ
ッチで決まるビーム間隔によって、CTシステムの空間
サンプリング周波数が制御される。上記のように空間帯
域制限を1/aとすれば、再構成画像のエイリアシング
(aliasing)効果を避けるためにナイキストの
標本化定理により、サンプリング周波数は2/aより大
きくなければならない。通常の第三世代のCTスキャナ
は”a”に等しいサンプル距離でスキャン場をサンプリ
ングする。したがって、サンプル周波数は1/aに過ぎ
ないが、ナイキストの定理によればサンプリング周波数
は2/a以上でなければならない。2/aでのサンプリ
ングを以後、二倍サンプリング(double sam
pling)と呼ぶ。
【0008】二倍サンプリングを行う概念上の簡単な方
法はX線源を同じ位置に保持したまま、検出素子を第一
のサンプルの取得後にそれらのピッチの半分だけシフト
して、第二のサンプルを取得するものである。このよう
にして、各ビームはその幅(および間隔)で2回サンプ
リングされる。それにもかかわらず、検出素子を半ピッ
チ(通常、1mmのオーダ)だけ素早くかつ精密に動か
すことに付随しやすい機械的な問題により、この手法は
実際的でなくなる。むしろ、以下に述べる他の二つの方
法が使用される。
【0009】四分の一検出器オフセット 第一の方法では、検出素子がガントリの回転軸に対して
検出器ピッチの四分の一だけガントリ平面内でずらされ
る(オフセットされる)。180°だけ隔たった角度で
イメージング対象を通して投影されるビームは検出器ピ
ッチの半分、したがって、最適化されたビームに対する
ビーム間隔の半分だけ互いにオフセットされる。
【0010】この方法は比較的簡単ではあるが、有効で
あるのは扇状ビームスキャニングに対する等角点(is
ocenter)の近くだけであり、等角点からの半径
方向の距離とともに急速に低下する。第一の方法ではま
た、全360°のスキャニングが必要となるので、36
0°未満のスキャンデータを取得する低減角度スキャニ
ング技術と一緒に使用することはできない。更に、この
方法が正しく動作するためには、各オフセットビームに
対するデータ取得の間にイメージング対象が出入りして
はならない。ガントリが180°回転するために必要な
時間は1秒以上のオーダとなることがあるので、特に心
臓のような臓器の場合、イメージング対象の動きは避け
られない。
【0011】焦点ウォブリング 各ビームの二倍サンプリングを行う第二の方法では、各
ビームをその間隔の半分シフトする量だけX線源が「ウ
ォブリング」(wobbling)すなわち揺動され
る。ウォブリングはピッチの半分の奇数倍の所にシフト
された検出器で第二の投影セットを取得することと機械
的に等価である。実際には、X線源がその回転円周経路
に沿って、第一のセットに対する投影が集められたとこ
ろ迄戻るように再位置決めされる間、検出器は半ピッチ
位置まで自然に回転することができる。ウォブリングは
一般にガントリの回転平面内で、ガントリ回転の接線に
沿って行われる。X線源のウォブリングはX線管の機械
的な運動無しに、電子的に容易に行われる。X線管で
は、陽極の焦点に向かって電子ビームが加速されること
により、焦点からX線放射線が放射される。X線管内で
偏向コイルまたは偏向板を使用することにより、陽極の
表面上で焦点を動かすことができる。当業者にはよく理
解されるように、局部の磁界または電界を作成すること
により偏向コイルまたは偏向板は電子ビームを偏向す
る。
【0012】焦点ウォブリングを使用する二倍サンプリ
ングは、第一の360°のスキャンに於いてX線焦点が
第一の位置にある状態で第一のデータセットを取得し、
第二の360°のスキャンに於いてX線焦点が第二の位
置にシフトされた状態で第二のデータセットを取得する
ことにより行うことができる。しかし、隣接サンプル間
の動きの問題を避けるため、各投影の間に一つの位置か
ら他の位置にX線ビームを素早くシフトすることが好ま
しい。
【0013】具合の悪いことに、X線ビームをウォブリ
ングできる速度は検出素子の取得速度で厳しく制限され
ることがある。この取得速度は主として二つの要素、す
なわち、検出器自体と投影データの所望の信号対雑音比
を達成するために使用される低域フィルタの応答時間に
よって決まる。検出器応答時間はX線放射による検出器
の励起後に検出器からの信号が零に戻るのに要する時間
である。検出器の応答は一般に検出器の設計によって決
まる。
【0014】明らかに、検出器信号の減衰より早くX線
ビームがウォブリングされれば、与えられたウォブリン
グされた位置で得られた信号は前のウォブリングされた
位置からの減衰信号によって汚染される。この汚染信号
は「残留信号」と呼ばれる。相続く信号の間に残留信号
によって生じる汚染はある程度許容できるが、ウォブリ
ングの速度が増大するにつれて、汚染が増大して断層撮
影画像の半径方向の分解能劣化が生じる。
【0015】
【発明の概要】本発明は検出素子および後続のデータ取
得フィルタの本来ある遅延によって生じる、焦点ウォブ
リングの間の残留信号を低減する方法を提供する。詳し
く述べると、ウォブリングされるX線源および伝達関数
がF(s)の検出器をそなえたシステムに於いて、検出
器からの強度信号はX線源のウォブリングを基準とした
逆重畳積分(deconvolution)ベクトルd
(t)と重畳積分(convolve)される。逆重畳
積分ベクトルd(t)は1/F(s)の関数の逆ラプラ
ス変換である。
【0016】本発明の一つの目的は焦点をウォブリング
させたときに残留信号によって生じる画像の半径方向の
分解能の劣化を除去することである。逆重畳積分によ
り、検出器の伝達関数F(s)によって生じる遅延が効
果的に除去されるので、前の焦点位置からの残留信号が
後続の強度信号ににじみ出ることが防止される。もちろ
ん、この目的は空間分解能の一定レベルを維持しつつ、
より高速のウォブリング速度を可能とすることと同等で
ある。
【0017】一実施例では、逆重畳積分ベクトルd
(t)は1/(F(s)G’(s))に等しい。ここ
で、F(s)およびG’(s)はシステムの通過帯域で
非零であり、G’(s)は低域データ取得フィルタの伝
達関数の望ましくない部分である。低域フィルタG
(s)はシステムのサンプリング周期にわたる積分器に
対する都合の好い代用物であり、G’(s)は後続のサ
ンプル期間への信号にじみ出しを生じるG(s)の部分
である。
【0018】したがって、本発明のもう一つの目的は検
出器、F(s)の遅延だけでなく、信号チェーンの他の
要素、たとえば後でコンピュータ処理するために強度信
号のサンプリングとディジタル化の前に必要とされる低
域データ取得フィルタによっても生じる残留信号を除去
することである。検出器信号のサンプリングは、所望の
焦点位置からのX線が寄与する検出器信号の成分が最大
になるようなタイミングで行われる。したがって、検出
器信号のサンプリングはX線焦点が位置間でシフトして
から時間τ後に行われる。ここでτはφ+1/4ωに等
しく、ωはウォブリングの周波数であり、φは検出器信
号チェーンに関連する群遅延時間である。
【0019】したがって、本発明の更にもう一つの目的
は後続の重畳積分とは独立な、検出器信号のサンプリン
グの適当なタイミングにより残留信号の相対効果を低減
することである。本発明の上記および他の目的および利
点は以下の説明から明らかとなる。説明では付図を参照
するが、付図は本発明の一実施例を図示している。しか
し、このような実施例は必ずしも本発明の全範囲を表す
ものではないので、本発明の範囲の解釈に当たっては請
求範囲を参照しなければならない。
【0020】
【実施例の記載】図1に示すように、「第三世代」のC
Tスキャナで使用されるCTガントリ16によりX線源
10が保持される。X線源10は焦点11からイメージ
ング対象12を介して検出器アレー18にX線の扇状ビ
ーム24を投影するような向きに向けられている。検出
器アレー18は多数の検出素子26で構成され、検出素
子26はイメージング対象12をX線24が透過したこ
とによって生じる投影を共同して検出する。検出素子2
6からの信号をフィルタ19が受ける。フィルタ19に
ついては、後で更に詳しく説明する。焦点11から回転
中心14を通る射線(図示しない)とほぼそろうよう
に、アレー18の長さに沿った真中に中心検出素子2
6’が配置される。ガントリ16はイメージング対象1
2の中にある回転中心14のまわりを回転する。
【0021】本発明と一緒に使用するのに適したCTス
キャナの制御システムはガントリと結合された制御モジ
ュール28をそなえている。制御モジュールには、電力
およびタイミング信号をX線源10に供給し、X線管の
中の焦点11の位置を制御するX線制御器30、ガント
リ16の回転速度および位置を制御するガントリ電動機
制御器32、ならびにフィルタ19を介して検出器アレ
ー18から強度信号36として投影データを受け、信号
36を後のコンピュータ処理のためディジタルワード4
3に変換するデータ取得システム(DAS−data
acquisition system)34が含まれ
ている。
【0022】X線制御器30およびガントリ電動機制御
器32はコンピュータ31に接続されている。コンピュ
ータ31はデータジェネラル(Data Genera
l)社製のエクリプス(Eclipse) MV/78
00Cのような汎用ミニコンピュータである。後で詳し
く説明するように本発明により、検出素子26からの強
度信号の取得を焦点11の位置と同期させるようにコン
ピュータ31をプログラミングすることができる。コン
ピュータ31には高速ランダムアクセスメモリ37が含
まれている。DAS34からのディジタルワード43を
受けるため、そして後述するようなそのデータの後続の
処理のために、高速ランダムアクセスメモリ37が使用
される。
【0023】DAS34はコンピュータメモリ37に接
続されている。コンピュータメモリ37はフィルタ19
を介して検出器アレー18からサンプリングされ、ディ
ジタル化された信号を受ける。画像再構成器38は当業
者には周知の方法に従って、メモリ37内の投影データ
に操作を加えることにより高速画像再構成を行う。画像
再構成器38はバージニア(Virginia)州のス
ターテクノロジーズ(Star Technologi
es)社製造のアレープロセッサのようなアレープロセ
ッサとしてもよい。
【0024】コンピュータ31は操作卓40を介して指
令および走査パラメータを受ける。操作卓40はほぼC
RTディスプレイおよびキーボードであり、これらによ
り操作者はスキャンのためのパラメータを入力すること
ができ、またコンピュータ31からの再構成された画像
および他の情報をディスプレイすることができる。大容
量記憶装置42によって、CTイメージングシステムの
ためのオペレーティングプログラムを記憶するととも
に、画像データを記憶して操作者が後で参照できるよう
にする手段が得られる。
【0025】図2に示すように、X線源10の焦点11
は第一の焦点位置13と第二の焦点位置13’との間で
ガントリ16に対して動かすことができる。第二の焦点
位置13’はガントリ16の回転20に対して接線方向
に移される。各焦点位置13または13’で、検出素子
26はX線焦点11から特定の検出素子26の中心まで
の射線22に沿ったX線扇形ビーム24の吸収によって
決まる強度信号を作成する。
【0026】イメージング対象12の中心の近くで測定
したとき、位置13と13’との間の焦点11の動きに
対して射線22がビーム間隔のほぼ半分だけシフトされ
るように、焦点位置13と13’との間の距離が選定さ
れる。前に述べたように、検出素子26の間隔によって
制御されるようにビーム間隔は射線22の角度間隔によ
って決められる。
【0027】ガントリ16の回転によって射線22が射
線22’に沿った前または後に取得された投影データを
補足するように、ガントリの速度に対する焦点11のウ
ォブリングの周波数が選定される。位置13と13’と
の間でのガントリの回転20と焦点11の動きとの間の
適当な関係については、1990年6月20日に出願さ
れた米国特許出願第07/540,995号、「焦点移
動可能なコンピュータ断層撮影システム」(Compu
ted Tomography Systemwith
Translatable Focal Spot)
に詳細に説明されている。
【0028】やはり図2に示すように、例示されたイメ
ージング対象12には、X線に対して不透明な含有物8
2をそなえた均一な減衰媒体80が含まれている。この
例によれば、焦点11が位置13にあるときは中心の検
出素子26’に至る射線22は完全に阻止され、焦点が
ガントリ16の回転後の位置13’にあるときは中心の
検出素子26’に至る射線22が阻止されないように、
含有物32の大きさと配置が定められている。したがっ
て、低い減衰と完全な減衰との間の焦点11の動きにつ
れて、中心の検出素子26’からの検出信号が変化す
る。
【0029】図3で、方形波のウォブル信号35は位置
13と13’との間での焦点の動きを示す。位置13’
はウォブル信号35の高状態で示され、位置13はウォ
ブル信号35の低状態で示されている。ウォブル信号3
5は、焦点11をその二つの位置13と13’との間に
動かすためにX線制御器30が発生する信号を反映して
いる。
【0030】中心の検出素子26’が発生する強度信号
36は、不透明な含有物32が中心検出素子26’への
射線22を阻止または透過するときに中心の検出素子2
6’が受けるX線の強度の変化を示す。検出素子26’
の積分性とX線源11の有限な流量率(flux ra
te)の結果として、焦点11の位置が変化するときに
強度信号36はゆっくりと強くなり、ウォブル信号35
に追従する。更に、後で詳細に説明するように検出素子
26’の伝達関数F(s)により、検出器信号36が帯
域制限されて高周波の喪失により正弦波状の形となり、
検出器信号36のピークの位相が角度φだけ遅れる。
【0031】射線22に沿ったX線ビームが焦点位置1
3に対して完全に阻止された場合、本例では減衰および
位相シフトが強度信号36に及ぼす影響を確認して補償
することが容易に行える。しかし一般に、両方の焦点位
置13と13’が強度信号36の一成分に寄与し、検出
素子26の群遅延によりこれらの寄与が時間軸上の与え
られた点で一緒に流れ出る。
【0032】したがって、図5に示すように殆どの場
合、強度信号36は異なる焦点位置13および13’で
検出素子26’の現在および前のX線照射が生じる成分
信号54および58の組み合わせで構成される。一般
に、強度信号36にはウォブル信号35の多数の前のサ
イクルと結合された多数の成分信号58が含まれてい
る。しかし後で述べるように、実用上、成分信号58は
ウォブル信号35の限定された数のサイクルだけから得
られるものとする。
【0033】次に図1および図4を参照して説明する。
CTシステムに対する信号連鎖(chain)はX線源
10で始まる。X線源10はX線扇形ビーム24を生じ
る。このX線扇形ビーム24は焦点11をウォブリング
させたときに位置13または13’から交互に出て来
る。扇形ビーム24はイメージング対象12により減衰
され、これを中心検出素子26’を含む複数の検出素子
26が受ける。各検出素子26からの検出器信号27を
フィルタ19が受けて、強度信号36を発生する。この
強度信号36をDAS34が受ける。DAS34はサン
プリング周波数ωで強度信号36をサンプリングし、サ
ンプリングされたデータ点をディジタルワード43に変
換する。ディジタルワード43はコンピュータ36のメ
モリ37に記憶され、後で処理される。
【0034】フィルタ19は低域データ取得フィルタで
あり、DASサンプル期間にわたって積分器の役目を果
たし、検出器信号27の信号対雑音比を改善する。この
ような低域データ取得フィルタ19は当業者には周知で
あり、検出器信号27の帯域制限を必要とする。上記信
号連鎖の各要素は伝達関数で記述することができる。特
に関心があるのは、検出素子26の応答F(s)であ
る。これは理想的な検出素子26”の後に、検出素子2
6の理想的な検出素子26”からの実際のずれを表す伝
達関数F(s)をそなえたフィルタ39を設けたものと
して測定し、モデル形成することができる。理想的な検
出素子26”の出力信号はx(t)と表される。
【0035】伝達関数F(s)は検出素子26の出力で
ある電流を検出素子26’の入力であるX線流量に関連
付ける関数のラプラス変換である。理解されているよう
に、ラプラス変換は複素微分方程式をより都合の好い代
数方程式に変換する数学の方法である。この変換では、
時間変数”t”の代わりに複素変数”s”が用いられる
ので、フィルタ39の時間領域の伝達関数f(t)がF
(s)となる。
【0036】このラプラス変換の結果、フィルタ39
よび19を含む信号処理連鎖の種々の要素に対する伝達
関数は単に乗算することにより、信号連鎖の全体の伝達
関数を求めることができる。やはり図4に示すように、
水晶シンチレータから作られた検出素子26’の場合、
フィルタ39の伝達関数は検出器応答を測定することに
よって定められるカットオフ周波数f1 をそなえた単極
低域フィルタとして近似することができる。このような
フィルタは数学的に容易にモデルを形成することがで
き、その伝達関数F(s)の値はこのモデルから得るこ
とができる。
【0037】説明したように、検出素子26’が発生す
る強度信号をDAS34が受ける。DAS34は低域デ
ータ取得フィルタ19の後に設けられたサンプリング形
ディジタル−アナログ変換器である。実施例では、低域
データ取得フィルタ19は上記のように信号対雑音比を
考慮して決められたf2のカットオフ周波数を持つ3極
低域フィルタである。この低域データ取得フィルタ19
の伝達関数もこのフィルタのモデルにより容易に決めら
れ、G(s)と表される。
【0038】図3に示すような強度信号36に伝達関数
F(s)およびG(s)が及ぼす影響は群遅延と減衰で
ある。これらの影響は、システム通過帯域で非零である
F(s)およびG(s)に対して D(s)=1/F(s)G(s) (1) である伝達関数D(s)を作成することにより除去する
ことができる。
【0039】したがって、伝達関数がD(s)であるフ
ィルタを含む信号連鎖の全体の伝達関数は F(s)G(s)D(s) =(F(s)G(s))(1/F(s)G(s))=1 (2) で表される。
【0040】しかし、この手法は使用されない。この手
法では、信号対雑音比を改善するという低域データ取得
フィルタ19の所望の積分効果が相殺されるからであ
る。したがって、後続のサンプル期間に信号をにじみ出
させるG(s)の望ましくない面だけを含む変形された
伝達関数G’(s)を使用してD(s)が計算される。
詳しく述べると、次式のようになる。
【0041】 D(s)=1/F(s)G’(s) (3) G’(s)を作成するためのG(s)の変形はG(s)
を変形関数U(s)で除算することにより行われる。 G’(s)=G(s)/U(s) (4) U(s)は望ましくない遅延無しにサンプル期間にわた
って適当な積分特性を一般にそなえた、数学的に理想的
な低域データ取得フィルタの伝達関数である。実施例で
は、はっきりした変換X(s)を有する周波数ωの方形
波および低域データ取得フィルタ通過後の所望の出力Y
(s)を考慮することによりU(s)が決められる。出
力Y(s)は周波数ωでX(t)と同位相の三角波のは
っきりした変換となるように選定される。これが方形波
入力に対する積分器の応答であるからである。他の入力
X(s)および出力Y(s)を想定することにより作成
された他の伝達関数U(s)を上記の伝達関数の代わり
に使用できることは理解される筈である。
【0042】このとき理想的には、強度信号36に伝達
関数D(s)を作用させると、理想的な検出素子26”
が作成するものと等しい強度信号x(t)が得られる。
しかし実際上、逆伝達関数D(s)の作用で生じる(図
3に示される)強度信号44はまだ、伝達関数F(s)
およびG’(s)によって生じる周波数損失を示す。そ
の結果、これらの周波数成分は実用上零まで減らされる
ので、回復し難い。それにも拘わらず、逆伝達関数D
(s)は理想的な検出素子26”の積分によって生じる
遅れ以外の、強度信号36の遅れを除去し、また強度信
号36の減衰を除去する。
【0043】強度信号36と逆伝達関数D(s)との乗
算は実際上、DAS34によってサンプリングされ、メ
モリ37に記憶された時間領域強度信号36すなわちi
(t)を、d(t)で表され、かつ逆重畳積分ベクトル
と呼ばれるD(s)の時間領域表現と重畳積分すること
により行われる。ラプラス変換の表示法を使用したのは
説明の便宜のためであって、関数d(t)を得るために
他の周知で同等の数学的手法を使用してもよい。時間領
域でD(s)の逆変換をこのように行えるということ
は、ラプラス変換の乗算、すなわち伝達関数F(s)、
G’(s)およびD(s)の乗算を時間領域信号f
(t)、g(t)およびd(t)の重畳積分に関連付け
るラプラス変換定理に由来している。ここで、時間領域
信号は単に伝達関数の逆ラプラス変換である。
【0044】周知の数学演算である重畳積分では、二つ
の波形の乗算の積分が行われる。強度信号36すなわち
i(t)と逆重畳積分ベクトルd(t)との重畳積分に
よって、次式のように理想的な検出素子26”からの信
号x(t)が作成される。
【0045】
【数1】
【0046】ここでλは逆重畳積分ベクトルd(t)に
及ぶ積分の束縛変数である。13と13’との間の焦点
11の位置変化の時点、すなわち図3に示されるような
点47の時点に、x(t)が評価される。通常程度の当
業者には理解されるように逆重畳積分を行うためには通
常、逆重畳積分を行うべき信号の過サンプリング(すな
わちナイキストレートを大幅に超えるサンプリングレー
ト)、および多数のサンプルとそれに対応して長い逆重
畳積分ベクトルとの逆重畳積分が必要となる。高速の再
構成時間が必要とされるCTシステムの状況に於いて、
このような過サンプリングおよび長い逆重畳積分は計算
の速度とコストの実際的でない増大を必要とする。
【0047】本発明は、焦点ウォブリングに起因する分
解能劣化に対して意味のある低減を行うために、逆重畳
積分される信号を過サンプリングする必要も無いし、長
い逆重畳積分ベクトルも必要でないということをコンピ
ュータシミュレーションによる実験で発見したことに基
づいている。実際には、重畳積分されるデータi(t)
の量を制限することにより式(5)は簡略化される。図
5にウォブル信号35で示すように、そして後で更に説
明するように焦点11が位置13と13’との間で遷移
してから時間τ後の、点56で、検出素子26’に対す
る強度信号36がサンプリングされる。低域フィルタに
より、前の成分信号58からの、点56での強度信号3
6に対する寄与は点56に先んずる時間長とともに急速
に(たとえば、5サンプル以内に)減少する。したがっ
て、限定された数のウォブルサンプル35だけと重畳積
分するために、強度信号36からのデータが集められ
る。与えられた検出素子26に対するウォブル信号35
の各サイクルに対するサンプル期間52でDAS34に
より強度信号36の4サンプルが取得される。したがっ
て、i(t)に対するデータの5サンプルだけ、すなわ
ち点56のサンプルと先行する4個のサンプルだけが使
用される。
【0048】強度信号i(t)の限定された数のサンプ
ルにより、逆重畳積分ベクトルd(t)で必要とされる
データ点の必要な数が同じ数、すなわち5に限定され
る。これにより、端点サンプルの逆重畳積分を支持する
ために必要とされるオーバスキャンデータの量も限定さ
れる。第4図に符号50で示される逆重畳積分ベクトル
d(t)は、強度信号36のサンプリングされる時点に
対応する特定の時点に評価され、メモリ37に記憶され
る。
【0049】単一の時点t0、すなわち図3に示すよう
に焦点11が位置13と13’との間で変化する時点で
のみ、式(5)が評価される。時点t0は理想的な検出
素子26の波形44の予想される最大値の点である。式
(5)の重畳積分の離散形式はコンピュータメモリ37
に記憶されたディジタルワードに対して行うことができ
る。そのためには重畳積分ブロック49で表すように、
ディジタルワード43の値に、対応する逆重畳積分ベク
トルd(t)の値48を乗算し、それらの積を加算する
必要がある。ディジタルワード43の値と逆重畳積分ベ
クトルd(t)の値48はそれぞれ、有限のi(t)お
よびd(t)に及ぶ限界の間の整数λ値でインデキシン
グ(indexing)される。通常程度の当業者には
理解されるように、重畳積分器49はコンピュータ31
で構成される。
【0050】式(5)で必要とされるd(t)の値をイ
ンデキシングするためのt0−λの減算を行うステップ
は、単に逆重畳積分ベクトルをそのオフセット形式d’
(t)=d(t0−λ)で記憶し、i(λ)にd’
(λ)を乗算することにより除去することができる。図
5に於いて、実施例ではDAS34(図4に示す)は多
数の検出素子26の間で多重化されるので、種々の検出
素子26の強度信号36に対するサンプリング点は中心
検出素子26’に対するサンプリング点56を中心とし
て時間軸上でずらされる。検出器アレー18の両端とそ
の中心の検出素子26のサンプリング点56だけが示さ
れている。たとえ各検出素子26に対する重畳積分され
た各信号を同じ時点t0で評価しても、異なる検出素子
26に対する強度信号36を重畳積分するために多数の
逆重畳積分ベクトルd(t)が必要となる。何故なら、
各検出素子26の各強度信号36に対するi(t)のサ
ンプルの範囲は他の範囲からオフセットされ、そしてサ
ンプリングの正確な瞬間もオフセットされているからで
ある。多数の逆重畳積分ベクトルの発生は、高分解能の
一組のマスタ逆重畳積分ベクトルの間を補間し、メモリ
37に記憶するため逆重畳積分ベクトルd(t)を評価
する時点をオフセットすることにより行うことができ
る。
【0051】やはり図3および図5を参照して説明す
る。ウォブル信号35についてDAS34が取得するサ
ンプルのタイミングも、結果として得られる画像データ
の信号対雑音比を最大にする上で重要である。考え方は
サンプルが信号36の頂上と谷で生じるようにすること
により、ウォブル位置間の汚染を最小限にするというこ
とである。これにより、逆重畳積分関数が強くなくても
よくなるので、信号対雑音比が向上するからである。説
明したように、実施例では、DAS34による各検出素
子26のサンプリングは、アレー18の一方のへりの検
出素子26に対するサンプリング期間52の後に、中心
検出素子26’のサンプリング期間52、その後に検出
器アレー18の他方のへりの検出素子26に対するサン
プリング期間という直列形式で行われる。逆重畳積分さ
れた信号x(t)の信号対雑音比は前の焦点位置での検
出器の積分の完了後の成分信号54の頂上で強度信号3
6をサンプリングすることにより最大となる。詳しく述
べると、ウォブル信号35で示される焦点位置の変化か
ら伝達関数F(s)G(s)によって生じる遅延に等し
い時間の後に、サンプリングを行うべきである。この頂
上は点56、すなわちウォブル信号35で示されるウォ
ブル状態の変化から時間τの後に生じる。時間τは伝達
関数F(s)およびG(s)によって生じる群遅延に等
しい。
【0052】この群遅延はウォブル信号35のウォブル
周波数で伝達関数F(s)およびG(s)によって生じ
る位相遅延または群遅延φで近似することができる。詳
しく述べると、47でウォブル信号35が変化してから
時間τ後に頂上があると考えることができる。ここで、
τ=φ+(1/4ω)である。但し、ωはウォブル周波
数であり、φはωで伝達関数F(s)およびG(s)に
よって生じる群遅延である。
【0053】群遅延φは設計達関数F(s)およびG
(s)から容易に評価される。DAS34による検出素
子26の直列サンプリングの結果、点47からτ後の最
適点56で一つの検出素子26だけをサンプリングする
ことができる。この点でサンプリングするように選定さ
れる検出器は中心検出素子26’である。これにより、
画像のへりに比べて通常、診断上重要である画像の中心
に対して最高の信号品質が得られ、へりの検出素子26
のサンプリングの最大オフセット時間が小さくなる。し
たがって、中心の検出素子26’に対する強度信号36
は点56でサンプリングされ、中心の検出素子26’の
両側の検出素子26に対する強度信号36は点56の前
後でサンプリングされる。
【0054】重畳積分が無くても、サンプリング点56
またはその点近傍でのサンプリングにより、焦点位置1
1に対応する成分信号54の値の最も明確な表示が得ら
れ、また図3に示すように時点47の理想的な検出素子
26”からの波形44の値の良好な近似値が得られる。
実際上、サンプリング点56で、前の焦点位置からの残
留信号58はサンプリング点56に於ける信号36の2
0%より小さくすることができるので、最低の計算経費
で残留信号のにじみ出しの影響が著しく低減される。プ
ロセスブロック49の重畳積分を使用したとき、点56
でのサンプリングで、サンプリングされた信号強度を最
大にすることにより、改善された信号対雑音比が得られ
る。
【0055】要約すると、本発明はデータ取得連鎖の回
路およびフィルタリングによって生じる焦点のウォブリ
ングで規定される測定期間相互の間の信号のにじみ出し
を扱っている。本発明はコンピュータシミュレーション
によって得られた、逆重畳積分技術は過サンプリングさ
れたデータ無しに比較的短い逆重畳積分ベクトルで実際
に実行することができ、しかも焦点ウォブリングによっ
て生じる空間分解能の劣化の著しい低減を達成すること
ができるということの確認に基づいている。
【0056】本発明の趣旨と範囲の中にとどまる実施例
の多数の変形および変更を通常程度の当業者は考えつく
ことができる。本発明の範囲の中に入る種々の実施例を
公知にするように請求範囲を記載してある。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明を使用するのに適したCTシステムの概
略構成図である。
【図2】図1のシステムによって作成されるX線の扇状
ビームの詳細図であり、焦点ウォブリングで得られる改
良されたサンプリング分解能および一つの焦点位置だけ
に対してさえぎられる一つのビームを示す図である。
【図3】焦点位置と、本発明による補正の前の、図2の
さえぎられたビームに対する対応する強度信号とを示す
グラフであり、本発明による補正後の強度信号を破線で
示してある。
【図4】図3の未補正強度信号を補正するための本発明
の重畳積分プロセスのブロック図である。
【図5】図3と同様の焦点位置の時間線図であり、焦点
位置に対する検出器の強度信号のサンプリングのタイミ
ング、および結果の強度信号に対する各焦点位置の成分
信号の寄与を示す図である。
【符号の説明】
10 X線源 12 イメージング対象 13 第一の焦点位置 13’ 第二の焦点位置 14 回転中心 16 CTガントリ 18 検出器アレー 19 低域データ取得フィルタ 26 検出素子 26’ 中心検出素子 30 X線制御器 34 データ取得システム
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ケビン・フランクリン・キング アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ニ ュー・バーリン、ウエスト・リッジ・ロ ード、15651番 (56)参考文献 特開 平2−23946(JP,A)

Claims (6)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】 被検体のイメージングを行うためのCT
    装置に於いて、 回転平面内で中心のまわりに回転し得るガントリ、 ガントリに対する第一の位置および第二の位置から出て
    くるX線放射線を発生するため上記ガントリに取り付け
    られたX線源であって、上記位置がほぼガントリの回転
    平面内にあってガントリ回転の接線に沿っているような
    X線源、 上記二つの異なる位置の間の遷移時点にX線源からのX
    線をシフトさせることにより、第一および第二の投影デ
    ータを作成するためのX線制御手段、 第一および第二の位置からのX線放射線を受けるために
    ガントリに取り付けられた検出器であって、上記遷移時
    間に応動する強度信号を発生するための伝達関数F
    (s)を有する少なくとも一つの検出素子を含む検出
    器、および 強度信号を受け、遷移時点に応動して強度信号を、遷移
    時点を基準とした逆重畳積分ベクトルd(t)と重畳積
    分する重畳積分手段であって、逆重畳積分ベクトルd
    (t)が1/F(s)の関数の逆ラプラス変換である重
    畳積分手段を含むことを特徴とするCT装置。
  2. 【請求項2】 逆重畳積分ベクトルd(t)が1/F
    (s)の逆ラプラス変換に等しい請求項記載のCT装
    置。
  3. 【請求項3】 所定のサンプリングレートで強度信号を
    サンプリングするためのディジタル−アナログ変換器、
    およびサンプリング前に強度信号のフィルタリングを行
    うための低域データ取得フィルタを含み、上記低域デー
    タ取得フィルタは望ましくない特性G’(s)を含む伝
    達関数G(s)を有し、逆重畳積分ベクトルd(t)が
    1/F(s)G’(s)の逆ラプラス変換に等しい請求
    項1記載のCT装置。
  4. 【請求項4】 身体のイメージングを行うためのCT装
    置に於いて、 回転平面内で中心のまわりに回転し得るガントリ、 ガントリに対する第一の位置および第二の位置から出て
    くるX線放射線を発生するため上記ガントリに取り付け
    られたX線源であって、上記位置がほぼガントリの回転
    平面内にあってガントリ回転の接線に沿っているような
    X線源、 X線源からのX線をウォブリング周波数ωで上記二つの
    異なる位置の間でシフトさせることにより、第一および
    第二の投影データを作成するためのX線制御手段、 第一および第二の位置からのX線放射線を受けるために
    ガントリに取り付けられた検出器であって、ウォブリン
    グ周波数に応動する、群遅延がφの強度信号を発生する
    ための伝達関数F(s)を有する少なくとも一つの検出
    素子を含む検出器、および X線源が第一および第二の位置間でシフトしてからτ後
    の時点に強度信号をサンプリングするサンプリング手段
    であって、τがφ+(1/4ω)に等しいサンプリング
    手段を含むことを特徴とするCT装置。
  5. 【請求項5】 X線制御手段に応動して、サンプリング
    された強度信号を、第一の位置と第二の位置との間のX
    線源のシフトを基準とした逆重畳積分ベクトルd(t)
    と重畳積分する重畳積分手段が含まれ、逆重畳積分ベク
    トルd(t)が1/F(s)の関数の逆ラプラス変換で
    ある請求項記載のCT装置。
  6. 【請求項6】 上記検出器が、中心検出素子のまわりの
    回転平面内の二つの端の間に配列された複数の検出素子
    よりなる検出器アレーであり、上記サンプリング手段が
    検出器アレーの一端から他端に直列に各検出器の強度信
    号をサンプリングする請求項4または5記載のCT装
    置。
JP4309864A 1991-11-20 1992-11-19 Ctシステム用逆重畳積分フィルタ Expired - Fee Related JP2511622B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US796113 1991-11-20
US07/796,113 US5361291A (en) 1991-11-20 1991-11-20 Deconvolution filter for CT system

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH05208007A JPH05208007A (ja) 1993-08-20
JP2511622B2 true JP2511622B2 (ja) 1996-07-03

Family

ID=25167336

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP4309864A Expired - Fee Related JP2511622B2 (ja) 1991-11-20 1992-11-19 Ctシステム用逆重畳積分フィルタ

Country Status (4)

Country Link
US (1) US5361291A (ja)
EP (1) EP0543626B1 (ja)
JP (1) JP2511622B2 (ja)
DE (1) DE69213167T2 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000139893A (ja) * 1998-11-09 2000-05-23 Siemens Ag Ct装置
JP2001057975A (ja) * 1999-04-30 2001-03-06 General Electric Co <Ge> 画像アーチファクトを減少させる方法およびシステム

Families Citing this family (59)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5757951A (en) * 1994-12-20 1998-05-26 Picker International, Inc. Correction of off-focal radiation
US5602891A (en) * 1995-11-13 1997-02-11 Beth Israel Imaging apparatus and method with compensation for object motion
US5864598A (en) * 1997-04-21 1999-01-26 General Electric Company Methods and apparatus for scanning an object in a computed tomography system
US5841829A (en) * 1997-05-13 1998-11-24 Analogic Corporation Optimal channel filter for CT system with wobbling focal spot
US8565860B2 (en) 2000-08-21 2013-10-22 Biosensors International Group, Ltd. Radioactive emission detector equipped with a position tracking system
US8489176B1 (en) 2000-08-21 2013-07-16 Spectrum Dynamics Llc Radioactive emission detector equipped with a position tracking system and utilization thereof with medical systems and in medical procedures
US7652259B2 (en) 2000-08-21 2010-01-26 Spectrum Dynamics Llc Apparatus and methods for imaging and attenuation correction
WO2005119025A2 (en) 2004-06-01 2005-12-15 Spectrum Dynamics Llc Radioactive-emission-measurement optimization to specific body structures
US8909325B2 (en) 2000-08-21 2014-12-09 Biosensors International Group, Ltd. Radioactive emission detector equipped with a position tracking system and utilization thereof with medical systems and in medical procedures
AU2001272727A1 (en) * 2000-08-21 2002-03-04 V-Target Technologies Ltd. Radioactive emission detector
US8036731B2 (en) 2001-01-22 2011-10-11 Spectrum Dynamics Llc Ingestible pill for diagnosing a gastrointestinal tract
US7826889B2 (en) 2000-08-21 2010-11-02 Spectrum Dynamics Llc Radioactive emission detector equipped with a position tracking system and utilization thereof with medical systems and in medical procedures
IL157007A0 (en) 2001-01-22 2004-02-08 Target Technologies Ltd V Ingestible device
DE10201321B4 (de) * 2002-01-15 2011-02-24 Siemens Ag Computertomographie-Gerät und Verfahren mit aktiver Anpassung der Mess-Elektronik
US20040019517A1 (en) * 2002-07-26 2004-01-29 Fidelity National Information Solutions, Inc. Method of establishing an insurable value estimate for a real estate property
US7424173B2 (en) * 2002-09-30 2008-09-09 Fujifilm Corporation Method, apparatus and program for restoring phase information
US6888914B2 (en) * 2002-11-26 2005-05-03 General Electric Company Methods and apparatus for computing volumetric perfusion
JP4409223B2 (ja) * 2003-07-24 2010-02-03 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 X線ct装置及びx線ct用逆投影演算方法
US7492967B2 (en) * 2003-09-24 2009-02-17 Kabushiki Kaisha Toshiba Super-resolution processor and medical diagnostic imaging apparatus
WO2008010227A2 (en) 2006-07-19 2008-01-24 Spectrum Dynamics Llc Imaging protocols
US9470801B2 (en) 2004-01-13 2016-10-18 Spectrum Dynamics Llc Gating with anatomically varying durations
WO2005067383A2 (en) 2004-01-13 2005-07-28 Spectrum Dynamics Llc Multi-dimensional image reconstruction
US7968851B2 (en) 2004-01-13 2011-06-28 Spectrum Dynamics Llc Dynamic spect camera
WO2006051531A2 (en) 2004-11-09 2006-05-18 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging
US8571881B2 (en) 2004-11-09 2013-10-29 Spectrum Dynamics, Llc Radiopharmaceutical dispensing, administration, and imaging
WO2005118659A2 (en) 2004-06-01 2005-12-15 Spectrum Dynamics Llc Methods of view selection for radioactive emission measurements
US8586932B2 (en) 2004-11-09 2013-11-19 Spectrum Dynamics Llc System and method for radioactive emission measurement
DE602005012675D1 (de) * 2004-01-29 2009-03-26 Koninkl Philips Electronics Nv Computertomographie-darstellung mit pixel-versatz und fokaler punkt-modulation
EP1728207B1 (en) * 2004-03-17 2015-06-17 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Multiple focus acquisition
DE102004017538A1 (de) * 2004-04-08 2005-11-03 Siemens Ag Computertomographie-Gerät mit Aperturblende
JP2008520255A (ja) * 2004-09-29 2008-06-19 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 回転する検出モジュールを用いるct撮像
US9316743B2 (en) 2004-11-09 2016-04-19 Biosensors International Group, Ltd. System and method for radioactive emission measurement
US8615405B2 (en) 2004-11-09 2013-12-24 Biosensors International Group, Ltd. Imaging system customization using data from radiopharmaceutical-associated data carrier
US9943274B2 (en) 2004-11-09 2018-04-17 Spectrum Dynamics Medical Limited Radioimaging using low dose isotope
US8000773B2 (en) 2004-11-09 2011-08-16 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging
WO2008059489A2 (en) 2006-11-13 2008-05-22 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging applications of and novel formulations of teboroxime
US7872235B2 (en) 2005-01-13 2011-01-18 Spectrum Dynamics Llc Multi-dimensional image reconstruction and analysis for expert-system diagnosis
US7778450B2 (en) * 2005-01-20 2010-08-17 Scimed Life Systems, Inc. Pattern recognition systems and methods
US8644910B2 (en) 2005-07-19 2014-02-04 Biosensors International Group, Ltd. Imaging protocols
US8837793B2 (en) 2005-07-19 2014-09-16 Biosensors International Group, Ltd. Reconstruction stabilizer and active vision
US8111886B2 (en) 2005-07-19 2012-02-07 Spectrum Dynamics Llc Reconstruction stabilizer and active vision
US8204500B2 (en) 2005-12-28 2012-06-19 Starhome Gmbh Optimal voicemail deposit for roaming cellular telephony
US8894974B2 (en) 2006-05-11 2014-11-25 Spectrum Dynamics Llc Radiopharmaceuticals for diagnosis and therapy
US9275451B2 (en) 2006-12-20 2016-03-01 Biosensors International Group, Ltd. Method, a system, and an apparatus for using and processing multidimensional data
US8521253B2 (en) 2007-10-29 2013-08-27 Spectrum Dynamics Llc Prostate imaging
US7929659B2 (en) * 2008-07-24 2011-04-19 General Electric Company System and method for generating computed tomography images
WO2010063482A1 (en) * 2008-12-05 2010-06-10 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum Für Gesundheit Und Umwelt (Gmbh) Reconstructing a tomographic image reduced artifacts
US8338788B2 (en) 2009-07-29 2012-12-25 Spectrum Dynamics Llc Method and system of optimized volumetric imaging
JP5677738B2 (ja) * 2009-12-24 2015-02-25 株式会社東芝 X線コンピュータ断層撮影装置
EP2407109B1 (en) 2010-07-14 2016-01-06 XCounter AB Computed tomography scanning system and method
DE102013104193A1 (de) 2013-04-25 2014-10-30 Smiths Heimann Gmbh CT-Röntgenprüfanlage, insbesondere zur Inspektion von Objekten
US9427205B1 (en) 2015-03-20 2016-08-30 General Electic Company Systems and methods for artifact removal for computed tomography imaging
US10013780B2 (en) 2016-02-29 2018-07-03 General Electric Company Systems and methods for artifact removal for computed tomography imaging
WO2018153382A1 (zh) * 2017-02-27 2018-08-30 北京纳米维景科技有限公司 适应大视野要求的静态实时ct成像系统及其成像方法
CN109118459B (zh) * 2017-06-23 2022-07-19 南开大学 图像显著性物体检测方法和装置
CN109300170B (zh) * 2018-10-18 2022-10-28 云南大学 肖像照片光影传递方法
US20240142392A1 (en) * 2021-03-04 2024-05-02 Multict Imaging Ltd X-ray computed tomography (ct) scanner
CN113509186B (zh) * 2021-06-30 2022-10-25 重庆理工大学 基于深度卷积神经网络的ecg分类系统与方法
CN114113158A (zh) * 2021-11-08 2022-03-01 上海物影科技有限公司 目标物体识别装置及系统

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4066902A (en) * 1974-03-23 1978-01-03 Emi Limited Radiography with detector compensating means
US4066903A (en) * 1974-07-20 1978-01-03 Emi Limited Radiology
US4206360A (en) * 1975-03-19 1980-06-03 E M I Limited Radiography
US4068306A (en) * 1976-07-12 1978-01-10 General Electric Co. X-ray data acquisition system and method for calibration
US4637040A (en) * 1983-07-28 1987-01-13 Elscint, Ltd. Plural source computerized tomography device with improved resolution
FR2561415B1 (fr) * 1984-03-16 1990-01-19 Thomson Csf Procede de reconstruction d'image par tomodensitometrie
US4606004A (en) * 1984-03-21 1986-08-12 General Electric Company Apparatus for reduction of filtration truncation errors
JPH0223946A (ja) * 1988-07-14 1990-01-26 Toshiba Corp X線ct装置
US5173852A (en) * 1990-06-20 1992-12-22 General Electric Company Computed tomography system with translatable focal spot

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000139893A (ja) * 1998-11-09 2000-05-23 Siemens Ag Ct装置
JP2001057975A (ja) * 1999-04-30 2001-03-06 General Electric Co <Ge> 画像アーチファクトを減少させる方法およびシステム

Also Published As

Publication number Publication date
EP0543626A1 (en) 1993-05-26
DE69213167T2 (de) 1997-03-27
EP0543626B1 (en) 1996-08-28
JPH05208007A (ja) 1993-08-20
DE69213167D1 (de) 1996-10-02
US5361291A (en) 1994-11-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2511622B2 (ja) Ctシステム用逆重畳積分フィルタ
US5841829A (en) Optimal channel filter for CT system with wobbling focal spot
US7227923B2 (en) Method and system for CT imaging using a distributed X-ray source and interpolation based reconstruction
US5128864A (en) Method for computing tomographic scans
JP5408641B2 (ja) 局所化および高度に限定された画像再構成法
Joseph et al. View sampling requirements in fan beam computed tomography
US4991093A (en) Method for producing tomographic images using direct Fourier inversion
EP1113396B1 (en) Method and apparauts for multislice CT using partial scan
JPH04231940A (ja) 物体を撮像するct装置
JPH05237090A (ja) 断層イメージングに於けるオーバレンジ画像アーチファクトの低減方式
JPH07294456A (ja) X線コンピュータ断層写真装置
JP3628725B2 (ja) 断層撮影画像中のアーチファクトを低減する方法および装置
US5644610A (en) Multi-processor afterglow artifact correction filter for use with computed tomography scanners
JPH08336522A (ja) Ctスキャナおよびctスキャナ画像の生成方法
JP3557567B2 (ja) X線ct装置
US6332013B1 (en) Methods and apparatus for tilted helical reconstruction multislice CT
JPH07194590A (ja) 計算機式断層写真装置及び撮像されるべき物体の像を発生する方法
US7602879B2 (en) Method for increasing the resolution of a CT image during image reconstruction
JPH11511376A (ja) コンピュータ・トモグラフィの自己校正リング抑制フィルタ
JPS6174071A (ja) X線ct装置
WO2000062674A1 (en) Half field of view reduced-size ct detector
US20040120449A1 (en) Method and apparatus for generating temporally interpolated projections
US4751644A (en) Interleaved source fan reconstruction technique
JPH10295686A (ja) 物体の画像を再構成する方法及びシステム
US7774040B1 (en) Method and apparatus of multi-phase cardiac imaging

Legal Events

Date Code Title Description
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 19960220

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees