JP3393896B2 - 放射線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents
放射線コンピュータ断層撮影装置Info
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- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、放射線コンピュータ断
層撮影装置（以下、放射線ＣＴ装置と称する）に係り、
特に放射線減衰の大きい領域に生ずるアーチファクトを
低減できる放射線ＣＴ装置に関する。
層撮影装置（以下、放射線ＣＴ装置と称する）に係り、
特に放射線減衰の大きい領域に生ずるアーチファクトを
低減できる放射線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来の放射線ＣＴ装置の一つであるＸ線
ＣＴ装置は、第３世代の場合は、図５（ａ）を示すよう
に、Ｘ線管球１０に対して撮影域を介して対向配置され
Ｘ線管球１０からのＸ線を検出するＸ線検出器１１と、
Ｘ線管球１０及びＸ線検出器１１とを撮影域の周囲を回
転移動させることで撮影域内に載置された被検体Ｍにつ
いてのプロジェクション・データを収集するデータ収集
装置１２と、このデータ収集装置１２で収集された多方
向のプロジェクション・データにより画像を再構成する
画像再構成装置１３と、この画像再構成装置１３で再構
成された被検体Ｍの断層像の画像を表示する画像表示装
置１４を備えている。
ＣＴ装置は、第３世代の場合は、図５（ａ）を示すよう
に、Ｘ線管球１０に対して撮影域を介して対向配置され
Ｘ線管球１０からのＸ線を検出するＸ線検出器１１と、
Ｘ線管球１０及びＸ線検出器１１とを撮影域の周囲を回
転移動させることで撮影域内に載置された被検体Ｍにつ
いてのプロジェクション・データを収集するデータ収集
装置１２と、このデータ収集装置１２で収集された多方
向のプロジェクション・データにより画像を再構成する
画像再構成装置１３と、この画像再構成装置１３で再構
成された被検体Ｍの断層像の画像を表示する画像表示装
置１４を備えている。
【０００３】図５は画像再構成装置１３内での処理フロ
ーを示している。すなわちＳＴ１において、Ｘ線検出器
１１にて収集されたプロジェクション・データの対数変
換や種々の補正処理等の前処理が行なわれ、続いてＳＴ
２においてコンボリューションが行なわれ、最後にＳＴ
３においてバックプロジェクションが行なわれる。
ーを示している。すなわちＳＴ１において、Ｘ線検出器
１１にて収集されたプロジェクション・データの対数変
換や種々の補正処理等の前処理が行なわれ、続いてＳＴ
２においてコンボリューションが行なわれ、最後にＳＴ
３においてバックプロジェクションが行なわれる。
【０００４】画像表示装置１４では、収集されたプロジ
ェクション・データから被検者Ｍの断層像が再構成され
て表示される。このとき、図６に示すような肩部のよう
にＸ線減衰の大きい骨Ｎが並んでいるような部位では、
図中実線矢印Ｐで示す方向において、Ｘ線検出器の出力
のＳ／Ｎ比が他の方向に比べて急激に悪化する。このた
め、再構成画像に実線矢印Ｐ方向にストリーク状のアー
チファクトが発生する。このようなストリーク状のアー
チファクトを低減する方法には、図７（ａ）の太線Ｑの
範囲のプロジェクション・データに対して、ノイズ低減
処理として図７（ｂ）に示すような例えば５×５の平滑
化フィルタを画像再構成装置１３内の前処理の段階でか
ける方法などがある。
ェクション・データから被検者Ｍの断層像が再構成され
て表示される。このとき、図６に示すような肩部のよう
にＸ線減衰の大きい骨Ｎが並んでいるような部位では、
図中実線矢印Ｐで示す方向において、Ｘ線検出器の出力
のＳ／Ｎ比が他の方向に比べて急激に悪化する。このた
め、再構成画像に実線矢印Ｐ方向にストリーク状のアー
チファクトが発生する。このようなストリーク状のアー
チファクトを低減する方法には、図７（ａ）の太線Ｑの
範囲のプロジェクション・データに対して、ノイズ低減
処理として図７（ｂ）に示すような例えば５×５の平滑
化フィルタを画像再構成装置１３内の前処理の段階でか
ける方法などがある。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】上記した従来のＸ線Ｃ
Ｔ装置に用いられたノイズ低減処理方法として、平滑化
フィルタをかけるものはノイズ成分を簡単に低減できる
というメリットがある反面、信号成分が鈍ってしまい空
間分解能の劣化を招くという問題があった。このため、
診断に適した解像度を有する画像を得るのが困難であっ
た。そこで本発明は、被検体のＸ線減衰の大きい部位の
ノイズ成分を低減して、空間分解能の劣化を招かないＸ
線ＣＴ装置を提供することを目的としている。
Ｔ装置に用いられたノイズ低減処理方法として、平滑化
フィルタをかけるものはノイズ成分を簡単に低減できる
というメリットがある反面、信号成分が鈍ってしまい空
間分解能の劣化を招くという問題があった。このため、
診断に適した解像度を有する画像を得るのが困難であっ
た。そこで本発明は、被検体のＸ線減衰の大きい部位の
ノイズ成分を低減して、空間分解能の劣化を招かないＸ
線ＣＴ装置を提供することを目的としている。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、以下の
ような放射線コンピュータ断層撮影装置が提供される。 （１）被検体の多方向の投影データを再構成演算して前
記被検体の断層像を求める放射線コンピュータ断層撮影
装置において、放射線減衰が予め定められた値以上の領
域については前記投影データとこの投影データの対向ビ
ームとを平均化した修正データに基づいて断層像を生成
する生成手段を具備する。 （２）被検体の多方向の投影データを再構成演算して前
記被検体の断層像を求める放射線コンピュータ断層撮影
装置において、放射線減衰が予め定められた値以上の領
域を抽出する抽出手段と、この抽出手段により抽出され
た領域の投影データに対して、信号成分の線形性を保ち
つつノイズ成分を低減化する処理を施し、当該処理が施
されたデータに基づいて断層像を生成する生成手段とを
具備する。 （３） （２）に記載の放射線コンピュータ断層撮影装
置において、前記抽出手段は、被検体のサイズ、または
撮影部位に応じて前記領域を抽出してもよい。 （４） （２）、または（３）に記載の放射線コンピュ
ータ断層撮影装置において、前記生成手段は、前記投影
データとこの投影データの対向データとを平均化した修
正データに基づいて断層像を生成してもよい。
ような放射線コンピュータ断層撮影装置が提供される。 （１）被検体の多方向の投影データを再構成演算して前
記被検体の断層像を求める放射線コンピュータ断層撮影
装置において、放射線減衰が予め定められた値以上の領
域については前記投影データとこの投影データの対向ビ
ームとを平均化した修正データに基づいて断層像を生成
する生成手段を具備する。 （２）被検体の多方向の投影データを再構成演算して前
記被検体の断層像を求める放射線コンピュータ断層撮影
装置において、放射線減衰が予め定められた値以上の領
域を抽出する抽出手段と、この抽出手段により抽出され
た領域の投影データに対して、信号成分の線形性を保ち
つつノイズ成分を低減化する処理を施し、当該処理が施
されたデータに基づいて断層像を生成する生成手段とを
具備する。 （３） （２）に記載の放射線コンピュータ断層撮影装
置において、前記抽出手段は、被検体のサイズ、または
撮影部位に応じて前記領域を抽出してもよい。 （４） （２）、または（３）に記載の放射線コンピュ
ータ断層撮影装置において、前記生成手段は、前記投影
データとこの投影データの対向データとを平均化した修
正データに基づいて断層像を生成してもよい。
【０００７】
【作用】上記手段を講じた結果、次のような作用が生じ
る。すなわち、投影データとその対向データに含まれる
信号成分は同じであるのに対して、両者に含まれるノイ
ズ成分はランダムであるため無相関である。よって投影
データとその対向データとを平均して求められる修正デ
ータでは、ノイズ成分は互いに打ち消し合うこととな
り、ノイズ成分は低減される。一方、信号成分は平均し
ても不変なので空間分解能は劣化しない。したがって、
修正データを用いることにより、特定方向に放射線減衰
の大きい組織が並ぶ部位の再構成画像を得る場合であっ
ても、放射線検出器出力のＳ／Ｎ比劣化によって生じる
ストリーク状アーチファクトが低減され、画像の解像度
が向上する。また、ノイズ低減処理が必要な領域に対し
て、信号成分は保ちつつノイズ成分を低減化する処理を
施し、当該処理が施されたデータに基づいて断層像を生
成することにより、Ｘ線減衰の大きい撮影部位であって
も、空間分解能は劣化せず、診断に適した解像度の画像
を得ることができる。
る。すなわち、投影データとその対向データに含まれる
信号成分は同じであるのに対して、両者に含まれるノイ
ズ成分はランダムであるため無相関である。よって投影
データとその対向データとを平均して求められる修正デ
ータでは、ノイズ成分は互いに打ち消し合うこととな
り、ノイズ成分は低減される。一方、信号成分は平均し
ても不変なので空間分解能は劣化しない。したがって、
修正データを用いることにより、特定方向に放射線減衰
の大きい組織が並ぶ部位の再構成画像を得る場合であっ
ても、放射線検出器出力のＳ／Ｎ比劣化によって生じる
ストリーク状アーチファクトが低減され、画像の解像度
が向上する。また、ノイズ低減処理が必要な領域に対し
て、信号成分は保ちつつノイズ成分を低減化する処理を
施し、当該処理が施されたデータに基づいて断層像を生
成することにより、Ｘ線減衰の大きい撮影部位であって
も、空間分解能は劣化せず、診断に適した解像度の画像
を得ることができる。
【０００８】
【実施例】図１の（ａ）は本発明の一実施例に係るＸ線
ＣＴ装置の構成を示す概略図であり、（ｂ）は再構成処
理のフロー図である。この図において、図５と同一機能
部分には同一符号が付されている。
ＣＴ装置の構成を示す概略図であり、（ｂ）は再構成処
理のフロー図である。この図において、図５と同一機能
部分には同一符号が付されている。
【０００９】また、図２は本実施例における処理を行な
う領域を示す図である。図１の（ａ）に示すように、Ｘ
線管球１０に対して撮影域を介して対向配置されＸ線管
球１０からのＸ線を検出するＸ線検出器１１と、Ｘ線管
球１０及びＸ線検出器１１とを撮影域の周囲を回転移動
させることで撮影域内に載置された被検体についてのプ
ロジェクション・データを収集するデータ収集装置１２
と、このデータ収集装置１２で収集された多方向のプロ
ジェクション・データにより画像を再構成する画像再構
成装置２０と、この画像再構成装置２０で再構成された
被検体の断層像の画像を表示する画像表示装置１４を備
えている。
う領域を示す図である。図１の（ａ）に示すように、Ｘ
線管球１０に対して撮影域を介して対向配置されＸ線管
球１０からのＸ線を検出するＸ線検出器１１と、Ｘ線管
球１０及びＸ線検出器１１とを撮影域の周囲を回転移動
させることで撮影域内に載置された被検体についてのプ
ロジェクション・データを収集するデータ収集装置１２
と、このデータ収集装置１２で収集された多方向のプロ
ジェクション・データにより画像を再構成する画像再構
成装置２０と、この画像再構成装置２０で再構成された
被検体の断層像の画像を表示する画像表示装置１４を備
えている。
【００１０】画像再構成装置２０内においては図１の
（ｂ）に示すようにして処理が行なわれる。すなわちＳ
Ｔ１１において、Ｘ線検出器にて収集された多方向のプ
ロジェクション・データの対数変換や種々の補正処理等
の前処理が行なわれ、ＳＴ１２においてプロジェクショ
ン・データが予め定められた領域内のものであるかどう
かが判断される。予め定める領域とは、骨などのＸ線減
衰の大きい組織が並んでいるために、検出器出力のＳ／
Ｎ比が悪化するためノイズ低減処理が必要な領域であ
り、例えば、図２に示すような角度範囲である。このよ
うなノイズ低減処理実行領域は予め最適範囲を実験的に
決めておく。ここで所定の領域内のものでない場合は後
述するＳＴ１５に進む。一方、所定の領域内のものであ
る場合には、そのプロジェクション・データが得られた
ビームを基準ビームとし、この基準ビームに基づきＳＴ
１３において後述する対向ビームが求められる。対向ビ
ームが求められた後、ＳＴ１４において基準ビームのプ
ロジェクション・データとの平均化が行なわれ、修正プ
ロジェクション・データとされる。次に、ＳＴ１５にお
いてコンボリュージョンが行なわれる。続いてＳＴ１６
においてバックプロジェクションが行なわれ画像が再構
成され、表示される。
（ｂ）に示すようにして処理が行なわれる。すなわちＳ
Ｔ１１において、Ｘ線検出器にて収集された多方向のプ
ロジェクション・データの対数変換や種々の補正処理等
の前処理が行なわれ、ＳＴ１２においてプロジェクショ
ン・データが予め定められた領域内のものであるかどう
かが判断される。予め定める領域とは、骨などのＸ線減
衰の大きい組織が並んでいるために、検出器出力のＳ／
Ｎ比が悪化するためノイズ低減処理が必要な領域であ
り、例えば、図２に示すような角度範囲である。このよ
うなノイズ低減処理実行領域は予め最適範囲を実験的に
決めておく。ここで所定の領域内のものでない場合は後
述するＳＴ１５に進む。一方、所定の領域内のものであ
る場合には、そのプロジェクション・データが得られた
ビームを基準ビームとし、この基準ビームに基づきＳＴ
１３において後述する対向ビームが求められる。対向ビ
ームが求められた後、ＳＴ１４において基準ビームのプ
ロジェクション・データとの平均化が行なわれ、修正プ
ロジェクション・データとされる。次に、ＳＴ１５にお
いてコンボリュージョンが行なわれる。続いてＳＴ１６
においてバックプロジェクションが行なわれ画像が再構
成され、表示される。
【００１１】一方、対向ビームとは、基準ビームのＸ線
管球の位置及び検出器チャネルの位置とが逆の関係にあ
るものをいう。すなわち、図３に示すようにＸ線管球が
Ａ点にあり、Ｘｒａｙ−１からＸｒａｙ−ｍまでのｍ個
のＸ線ビームがある場合であって、Ｘｒａｙ−ｋを基準
ビームとして選択するとき、基準ビームＸｒａｙ−ｋの
プロジェクション・データが得られたＸ線検出器のチャ
ネルの位置はＢ点である。対向ビームはＸ線管球の位置
がＢ点にあり、Ｘ線検出器のチャネルの位置がＡ点にあ
る場合のものをいう。したがって、このような条件に適
合する対向ビームを収集されたプロジェクション・デー
タ中から選べばよいことになる。
管球の位置及び検出器チャネルの位置とが逆の関係にあ
るものをいう。すなわち、図３に示すようにＸ線管球が
Ａ点にあり、Ｘｒａｙ−１からＸｒａｙ−ｍまでのｍ個
のＸ線ビームがある場合であって、Ｘｒａｙ−ｋを基準
ビームとして選択するとき、基準ビームＸｒａｙ−ｋの
プロジェクション・データが得られたＸ線検出器のチャ
ネルの位置はＢ点である。対向ビームはＸ線管球の位置
がＢ点にあり、Ｘ線検出器のチャネルの位置がＡ点にあ
る場合のものをいう。したがって、このような条件に適
合する対向ビームを収集されたプロジェクション・デー
タ中から選べばよいことになる。
【００１２】しかし、プロジェクション方向及びチャネ
ル方向のサンプリングは離散的であるため、対向ビーム
は必ずしも実在はしない。この場合、例えば以下のよう
な手順で収集されたプロジェクション・データを１次補
間により選択された基準ビームに対応する対向ビームを
求める。
ル方向のサンプリングは離散的であるため、対向ビーム
は必ずしも実在はしない。この場合、例えば以下のよう
な手順で収集されたプロジェクション・データを１次補
間により選択された基準ビームに対応する対向ビームを
求める。
【００１３】Ｘ線管球の位置（プロジェクション）及び
Ｘ線検出器のチャネルの位置のナンバリングを図４の
（ａ），（ｂ）に示す。Ｘ線管球の位置（プロジェクシ
ョン）は０からＮ−１まで、Ｘ線検出器のチャネルの位
置は１からＭまでとする。ここで、ｐをプロジェクショ
ン・ナンバ、ｃをチャネルナンバとすると、プロジェク
ション・データは、Ｄ（ｐ，ｃ）と表記できる。但し、
検出器チャネルの位置は、各チャネルの中心位置とす
る。
Ｘ線検出器のチャネルの位置のナンバリングを図４の
（ａ），（ｂ）に示す。Ｘ線管球の位置（プロジェクシ
ョン）は０からＮ−１まで、Ｘ線検出器のチャネルの位
置は１からＭまでとする。ここで、ｐをプロジェクショ
ン・ナンバ、ｃをチャネルナンバとすると、プロジェク
ション・データは、Ｄ（ｐ，ｃ）と表記できる。但し、
検出器チャネルの位置は、各チャネルの中心位置とす
る。
【００１４】図３のＸｒａｙ−ｋに対する対向ビームの
プロジェクション位置、チャネル位置をそれぞれＰ0 ，
Ｃ0 （実数）とする。また、 ｐ1 ＝［Ｐ0 ］，ｐ2 ＝ｐ1 ＋１，ｃ1 ＝［Ｃ0 ］，ｃ
2 ＝ｃ1 ＋１ とおく。但し、［Ｘ］は、Ｘを越えない最大の整数を表
す。
プロジェクション位置、チャネル位置をそれぞれＰ0 ，
Ｃ0 （実数）とする。また、 ｐ1 ＝［Ｐ0 ］，ｐ2 ＝ｐ1 ＋１，ｃ1 ＝［Ｃ0 ］，ｃ
2 ＝ｃ1 ＋１ とおく。但し、［Ｘ］は、Ｘを越えない最大の整数を表
す。
【００１５】ここで、α＝ｐ0 −ｐ1 ，β＝ｃ0 −ｃ1
とすると、Ｘｒａｙ−ｋに対応する対向ビームのプロジ
ェクション・データＤ′は、次のようにして求められ
る。 Ｄ′（Ｐ0 ，Ｃ0 ） ＝（１−α）｛（１−β）Ｄ（ｐ1 ，ｃ1 ）＋βＤ（ｐ1 ，ｃ2 ）｝ ＋α｛（１−β）Ｄ（ｐ2 ，ｃ1 ）＋βＤ（ｐ2 ，ｃ2 ）｝…（１） 上記のようにして求められた対向ビームは前述したよう
に基準ビームのプロジェクション・データＤとの平均を
とって、修正プロジェクション・データＤ″とする。
とすると、Ｘｒａｙ−ｋに対応する対向ビームのプロジ
ェクション・データＤ′は、次のようにして求められ
る。 Ｄ′（Ｐ0 ，Ｃ0 ） ＝（１−α）｛（１−β）Ｄ（ｐ1 ，ｃ1 ）＋βＤ（ｐ1 ，ｃ2 ）｝ ＋α｛（１−β）Ｄ（ｐ2 ，ｃ1 ）＋βＤ（ｐ2 ，ｃ2 ）｝…（１） 上記のようにして求められた対向ビームは前述したよう
に基準ビームのプロジェクション・データＤとの平均を
とって、修正プロジェクション・データＤ″とする。
【００１６】ここで、修正プロジェクション・データ
Ｄ″のノイズ成分については次のようなものとなる。基
準ビームのプロジェクション・データＤに含まれる信号
成分をＳ、ノイズ成分をｎ1 とする。また、対向ビーム
のプロジェクション・データＤ′に含まれる信号成分を
Ｓ′、ノイズ成分をｎ2 とすると、プロジェクション・
データＤ及び対向ビーム・データＤ′は、 Ｄ＝Ｓ＋ｎ1 …（２） Ｄ′＝Ｓ′＋ｎ2 …（３） と表される。ここで、以下の仮定をおく。
Ｄ″のノイズ成分については次のようなものとなる。基
準ビームのプロジェクション・データＤに含まれる信号
成分をＳ、ノイズ成分をｎ1 とする。また、対向ビーム
のプロジェクション・データＤ′に含まれる信号成分を
Ｓ′、ノイズ成分をｎ2 とすると、プロジェクション・
データＤ及び対向ビーム・データＤ′は、 Ｄ＝Ｓ＋ｎ1 …（２） Ｄ′＝Ｓ′＋ｎ2 …（３） と表される。ここで、以下の仮定をおく。
【００１７】
【数１】
【００１８】式（７）より、修正プロジェクション・デ
ータＤ′に含まれるノイズ成分の分散σ2 は修正前のプ
ロジェクション・データＤのそれに比べ１／２となり、
標準偏差σは２-1/2倍となることがわかる。したがっ
て、平均化後の修正された新たなプロジェクション・デ
ータのノイズ成分の標準偏差は修正前の基準ビームの標
準偏差に比べて２-1/2倍（約０．７倍）となり、ノイズ
成分が低減する。
ータＤ′に含まれるノイズ成分の分散σ2 は修正前のプ
ロジェクション・データＤのそれに比べ１／２となり、
標準偏差σは２-1/2倍となることがわかる。したがっ
て、平均化後の修正された新たなプロジェクション・デ
ータのノイズ成分の標準偏差は修正前の基準ビームの標
準偏差に比べて２-1/2倍（約０．７倍）となり、ノイズ
成分が低減する。
【００１９】このように本実施例のＸ線ＣＴ装置による
と、Ｘ線減衰の大きい撮影部位であっても、平滑フィル
タ等を用いたときのように信号成分の劣化が起こらず、
ノイズ成分のみを低減できるので、空間分解能は劣化せ
ず、診断に適した解像度を有する被検者の断面像の画像
が得られる。
と、Ｘ線減衰の大きい撮影部位であっても、平滑フィル
タ等を用いたときのように信号成分の劣化が起こらず、
ノイズ成分のみを低減できるので、空間分解能は劣化せ
ず、診断に適した解像度を有する被検者の断面像の画像
が得られる。
【００２０】なお、本発明は上述した実施例に限定され
るものではない。すなわち上記実施例では、撮影領域が
肩部であるが、同様の原因でアーチファクトが生じる全
ての部位に適用が可能である。また、平均処理として基
準ビームのプロジェクション・データと対向ビームのプ
ロジェクション・データとの単なる平均を算出している
が、基準ビームのプロジェクション・データ側と対向ビ
ームのプロジェクション・データにそれぞれ重み係数を
乗じるようにした平均化処理でもよい。さらに、ノイズ
低減処理を行なう角度範囲は被検体のサイズ、撮影部位
によって可変にしてもよい。また、対向ビームを求める
補間方法として線形補間法を用いているが、他の補間法
を用いてもよい。このほか本発明の要旨を逸脱しない範
囲で種々変形実施可能であるのは勿論である。
るものではない。すなわち上記実施例では、撮影領域が
肩部であるが、同様の原因でアーチファクトが生じる全
ての部位に適用が可能である。また、平均処理として基
準ビームのプロジェクション・データと対向ビームのプ
ロジェクション・データとの単なる平均を算出している
が、基準ビームのプロジェクション・データ側と対向ビ
ームのプロジェクション・データにそれぞれ重み係数を
乗じるようにした平均化処理でもよい。さらに、ノイズ
低減処理を行なう角度範囲は被検体のサイズ、撮影部位
によって可変にしてもよい。また、対向ビームを求める
補間方法として線形補間法を用いているが、他の補間法
を用いてもよい。このほか本発明の要旨を逸脱しない範
囲で種々変形実施可能であるのは勿論である。
【００２１】
【発明の効果】本発明によれば、投影データとその対向
データとの平均化を行って得られた修正データを用いて
いるので、ノイズ成分のみを低減できる。また、ノイズ
低減処理が必要な領域に対して、信号成分は保ちつつノ
イズ成分を低減化する処理を施し、当該処理が施された
データに基づいて断層像を生成することにより、Ｘ線減
衰の大きい撮影部位であっても、空間分解能は劣化せ
ず、診断に適した解像度の画像を得ることができる。
データとの平均化を行って得られた修正データを用いて
いるので、ノイズ成分のみを低減できる。また、ノイズ
低減処理が必要な領域に対して、信号成分は保ちつつノ
イズ成分を低減化する処理を施し、当該処理が施された
データに基づいて断層像を生成することにより、Ｘ線減
衰の大きい撮影部位であっても、空間分解能は劣化せ
ず、診断に適した解像度の画像を得ることができる。
【図１】本発明の一実施例に係るＸ線ＣＴ装置の画像再
構成装置を示すものであって、（ａ）は構成を示すブロ
ック図、（ｂ）は画像再構成装置における処理を示すフ
ロー図。
構成装置を示すものであって、（ａ）は構成を示すブロ
ック図、（ｂ）は画像再構成装置における処理を示すフ
ロー図。
【図２】同装置において被検者の対向ビーム・データを
求める処理を行なう範囲を示す図。
求める処理を行なう範囲を示す図。
【図３】対向ビームの説明をするための概念図。
【図４】プロジェクション・データのナンバリングを示
す図であって、（ａ）はＸ線管球（プロジェクション）
位置のナンバリング、（ｂ）はＸ線検出器のチャネル位
置のナンバリング。
す図であって、（ａ）はＸ線管球（プロジェクション）
位置のナンバリング、（ｂ）はＸ線検出器のチャネル位
置のナンバリング。
【図５】従来のＸ線ＣＴ装置を示すものであって、
（ａ）は構成を示すブロック図、（ｂ）は画像再構成装
置における処理を示すフロー図。
（ａ）は構成を示すブロック図、（ｂ）は画像再構成装
置における処理を示すフロー図。
【図６】被検者のＸ線減衰の大きい部分を示す図。
【図７】従来のノイズ成分を低減する方法を示すもので
あって、（ａ）はプロジェクションの方向を示す説明
図、（ｂ）は平滑フィルタを示す図。
あって、（ａ）はプロジェクションの方向を示す説明
図、（ｂ）は平滑フィルタを示す図。
１０…Ｘ線管球 １１…Ｘ線検出器
１２…データ収集装置 １３，２０…画像
再構成装置 １４…画像表示装置 ＳＴ１１…前処理 ＳＴ１２…処理領
域の判断 ＳＴ１３…対向ビームのデータ計算 ＳＴ１４…データ
の平均 ＳＴ１５…コンボリュージョン ＳＴ１６…バック
プロジェクション Ｍ…被検者 Ｎ…骨
再構成装置 １４…画像表示装置 ＳＴ１１…前処理 ＳＴ１２…処理領
域の判断 ＳＴ１３…対向ビームのデータ計算 ＳＴ１４…データ
の平均 ＳＴ１５…コンボリュージョン ＳＴ１６…バック
プロジェクション Ｍ…被検者 Ｎ…骨
Claims (4)
- 【請求項１】 被検体の多方向の投影データを再構成演
算して前記被検体の断層像を求める放射線コンピュータ
断層撮影装置において、 放射線減衰が予め定められた値以上の領域については前
記投影データとこの投影データの対向データとを平均化
した修正データに基づいて断層像を生成する生成手段を
具備することを特徴とする放射線コンピュータ断層撮影
装置。 - 【請求項２】 被検体の多方向の投影データを再構成演
算して前記被検体の断層像を求める放射線コンピュータ
断層撮影装置において、 放射線減衰が予め定められた値以上の領域を抽出する抽
出手段と、 この抽出手段により抽出された領域の投影データに対し
て、信号成分は保ちつつノイズ成分を低減化する処理を
施し、当該処理が施されたデータに基づいて断層像を生
成する生成手段と、 を具備することを特徴とする放射線コンピュータ断層撮
影装置。 - 【請求項３】 前記抽出手段は、被検体のサイズ、また
は撮影部位に応じて前記領域を抽出することを特徴とす
る請求項２記載の放射線コンピュータ断層撮影装置。 - 【請求項４】 前記生成手段は、前記投影データとこの
投影データの対向データとを平均化した修正データに基
づいて断層像を生成することを特徴とする請求項２、ま
たは請求項３記載の放射線コンピュータ断層撮影装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22852993A JP3393896B2 (ja) | 1993-09-14 | 1993-09-14 | 放射線コンピュータ断層撮影装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22852993A JP3393896B2 (ja) | 1993-09-14 | 1993-09-14 | 放射線コンピュータ断層撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0779964A JPH0779964A (ja) | 1995-03-28 |
| JP3393896B2 true JP3393896B2 (ja) | 2003-04-07 |
Family
ID=16877844
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22852993A Expired - Fee Related JP3393896B2 (ja) | 1993-09-14 | 1993-09-14 | 放射線コンピュータ断層撮影装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3393896B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6615439B2 (ja) * | 2014-08-01 | 2019-12-04 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Ｘ線ｃｔ装置 |
-
1993
- 1993-09-14 JP JP22852993A patent/JP3393896B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0779964A (ja) | 1995-03-28 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |