JP3511108B2 - イメージ表示装置およびイメージ表示方法 - Google Patents

イメージ表示装置およびイメージ表示方法

Info

Publication number
JP3511108B2
JP3511108B2 JP25745393A JP25745393A JP3511108B2 JP 3511108 B2 JP3511108 B2 JP 3511108B2 JP 25745393 A JP25745393 A JP 25745393A JP 25745393 A JP25745393 A JP 25745393A JP 3511108 B2 JP3511108 B2 JP 3511108B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
derivative
image display
along
partial
data
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
JP25745393A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH06214031A (ja
Inventor
ティー．ガルバーグ グラント
ウェン イー
ローレンス ツェン ジェンシェン
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.)
University of Utah
Original Assignee
University of Utah
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 University of Utah filed Critical University of Utah
Publication of JPH06214031A publication Critical patent/JPH06214031A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3511108B2 publication Critical patent/JP3511108B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/027—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/037—Emission tomography
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/416—Exact reconstruction
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/421—Filtered back projection [FBP]

Landscapes

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

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、イメージ表示装置およ
びイメージ表示方法に関し、特に被験者の内部をイメー
ジ表示する表示装置および表示方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】円錐ビーム視準を用いた、単一光子放射
線トモグラフィ（ＳＰＥＣＴ）スキャナを医療診断映像
に用いると、きわだった応用ができることがわかり、以
下それを参照記述する。しかしながら、本発明には他の
応用もあり、医療、品質確認、その他の検査のために円
錐ビームタイプのデ−タをイメ−ジ表示に再現する。主
体から放射線を放射する放射線源と関連させて述べてい
るが、本発明は、患者を透過して放射される放射線の放
射線源からのイメ−ジ表示を再現することにも応用でき
ることがわかる。
【０００３】円錐ビームコリメータは、一般に単一光子
放射線トモグラフィおよび他のガンマカメラ装置ととも
に用いられる。円錐ビームコリメータは主体からシンチ
レーションクリスタル又は検出器ヘッドに向かって外に
発散する。これによって患者の比較的小さな領域、例え
ば心臓などをイメージ表示する時に、検出器ヘッドクリ
スタル面の大部分が利用可能になる。
【０００４】この効果的な拡大によって、水平又は扇形
ビームコリメータを使って形成されたイメージに解像度
と高感度の組合わせが生まれることになる。
【０００５】ほとんど一般的に円錐ビーム射影データ
は、「実戦的円錐ビームのアルゴリズム」、J.Opt.Soc.
Am.Vol.I,pp.612-619(1984) に書かれているように、フ
ェルドカムプ、デイビス、クレスが開発した手法 を用
いてイメージ表示に変換されている。フェルドカムプの
手法は、扇状ビームの公式の近似値を使って得られたア
ルゴリズムを用いている。扇状ビ−ムは一般的に単一平
面に存在し、その平面内で発散する。多数の扇状ビ−ム
が同時に使われるとき、その平面は十分に平行である。
このようにして放射線経路は一つの軸に沿って発散し、
受光面の他軸において平行である。
【０００６】フェルドカムプ他は、焦点軌道が円である
ことを仮定した、渦巻きと背面映写手法を使っている。
しかしコリノメータの焦点が単一の平面的な軌道を描く
なら、得られたデータは正確な三次元再現に不十分であ
る。収集されたデータ量が不十分だと、結果としてのイ
メージにゆがみや変形が生じる。フェルドカムプ他のア
ルゴリズムによって再現されたイメージ中には次の三種
類の変形がある。 ａ）中心をもたない切片上の減少し
た放射能 ｂ）隣接する、中心をもたない切片間の漏話
ｃ）横軸方向における未到達。
【０００７】完全な又は十分なデータセットをつくるに
は、イメージする視域を透過する全ての平面が、少なく
とも一回は焦点の軌道をも横切らなければならない。チ
ュイ「円錐ビ−ム再現のための反転公式」、SIAM J.App
l.Math.Vol.43,pp.546-552(1983)を参照せよ。フェルド
カムプの単一平面的軌道はこの条件を満たさない。
【０００８】いったん射影データが完全になると、再現
方法の一つは円錐ビ−ムの射影をラドン変換に変換し
て、ラドン反転公式を使いイメージを再現するものであ
る。この手法は、円錐ビ−ムデータを他の形式に分類し
たり再編することを含んでいる。グランゲート「Analys
is d'un Systeme D'Imagerie 3Dpar Reconstruction aP
artir De X en Geometrie Conique」Ph.D. Thesis 1'Ec
ole Nationale Superieure Des Telecommunications (1
987)を参照せよ。
【０００９】他に再現アルゴリズムに数学的改良を提案
した者もいる。例えば、もし頂点と再現点を含むどんな
線に対しても整数Ｍ（その線に対して定数であるような
整数）が存在し、この線を含むほとんど全ての平面がそ
の幾何平面を正確にＭ回交差するならば、円錐ビ−ムの
データセットを反転することができる。スミス「円錐ビ
−ムＸ線写真法：最近の進歩と指導評論」光学技術、Vo
l.29(5),pp.524-534(1990) を参照せよ。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、この整
数要求条件は、実際の応用に対しては制限的すぎるとい
う問題点があった。本発明は上記の課題を解決し、患者
の内部のイメージを再現する装置と方法を提供すること
を目的とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】本発明の第１の態様によ
れば、被験者の内部を映像表示するイメージ表示装置
は、焦点に収束する射線の円錐に沿って放射される放射
線を検出し、その電気的デ−タを出力する放射線検出手
段と、焦点が螺旋軌道内を移動することによって放射線
検出手段が螺旋軌道デ−タを出力するように、放射線検
出手段を動かす手段と、螺旋軌道デ−タの偏導関数を放
射線検出手段における一平面の任意方向に関してとる偏
導関数手段と、導関数をその検出面における任意方向に
直交する方向に沿って射影する積分手段と、その射影を
第１の導関数ラドン領域デ−タに再編する再編手段と、
そのラドン領域デ−タの第２の導関数を得るための第２
の微分手段と、その第２の導関数ラドン領域デ−タを三
次元イメージ表示に再現する背面映写手段と、その三次
元イメージ表示を格納するためのイメージメモリ手段を
有する。
【００１２】本発明の第２の態様によれば、被験者の内
部をイメージ表示する方法は、焦点に収束する射線の円
錐に沿って放射される放射線を放射線検出手段によって
検出平面に沿って検出し、その放射線から円錐ビ−ムの
電気的デ−タを出力する工程と、放射線検出手段を動か
し、焦点を螺旋軌道内を移動させる工程と、検出面に沿
って任意方向に関して電気的デ−タの偏導関数をとる工
程と、その検出面における任意方向に直交する方向に沿
って偏導関数を射影する工程と、その射影を第１の導関
数ラドン領域デ−タに再編する工程と、そのラドン領域
デ−タの第２の導関数をとる工程と、その第２の導関数
ラドン領域デ−タを三次元イメージ表示に背面映写する
工程と、イメージ表示の少なくとも一部分を人間に読解
可能なように変換、表示する工程とを有する。
【００１３】本発明の装置及び方法によれば、結果とし
て得られる画像は変形の混じらない再現アルゴリズムで
あるという効果がある。また、本装置によれば、再生が
正確であるという効果がある。更に、検出器ヘッドを円
軌道内に動かしたり、患者にそって直線的に移動させる
従来のハ−ドウエアを使って生デ−タが得られるという
効果がある。
【００１４】
【実施例】次に添付図面を参照して、本発明による装置
と方法の実施例を説明する。図１に示すように、円錐ビ
−ムの放射線検出手段、例えば一つ又はそれ以上のガン
マカメラヘッド等、検出器ヘッド１０はそれぞれ円錐ビ
−ムコリメ−タ１２を有し、検査範囲１４の周囲に回動
可能または検査範囲14に沿って直線的に可動に設けられ
ている。円錐ビ−ムコリメ−タ１２には複数の経路があ
り、経路は固体鉛板の穴又は鉛の翼板によって限定さ
れ、焦点１６に集まっている。円錐ビ−ムコリメ−タ１
２は、焦点１６が中の被験者から検査領域１４を交差す
るように、方向合わせが行われる。放射線は被験者から
放射するか、又は被験者を通過して発散する経路に導か
れ、コリメ−タ１２を介してガンマカメラヘッド１０や
他の検出器に到達する。このようにして被験者の、相対
的に小さな検査範囲は、ガンマカメラヘッド等の検出器
ヘッド１０の結晶面の相対的に大きな領域に、効果的に
拡大射影される。
【００１５】検出器ヘッド１０は台手段又は台部２０に
設けられている。台手段２０は複数のモ−タ駆動部２２
を含み、モ−タ駆動部２２は選択可能な軌道に沿って検
出器ヘッド１０を動かすように、それぞれ個別に操作さ
れたり、組み合わされて操作される。ヘッド１０は円形
軌道に沿って回転され、台２０はヘッド１０が被験者に
沿って軸上に動くように並進運動される。軌道コントロ
−ラ２４はモ−タコントロ−ル信号をそれぞれのモ−タ
に出力し、ヘッド１０を選択した軌道に沿って移動させ
る。さらに詳細に実施例を記載すると、軌道コントロ−
ラ２４はルックアップテ−ブル２６を含み、ルックアッ
プテ−ブル２６は検出器ヘッド１０と台２０が螺旋軌道
に沿って焦点１６を移動させる、適切な位置になるよう
に前もってプログラムされている。現在位置検知手段２
８は検出器ヘッド１０の現在位置を、例えば被験者の周
りの角位置や、被験者への半径位置、被験者からの半径
位置、被験者に沿った縦軸方向の位置によって監視す
る。比較手段３０は、ルックアップテ−ブル２６の値を
検出器ヘッド１０と台２０の実際の回転方向の位置、縦
軸方向の位置と比較する。一連のモ−タ駆動部３２は、
監視された現在位置がルックアップテ−ブル２６からの
所望どうりの位置と一致するまで、モ−タ又は線形駆動
手段２２に原動力を供給する。複数の軌道情報を選択的
にルックアップテ−ブル２６にロ−ドすることも可能で
ある。
【００１６】台２０または連設された制御コンソ−ル
は、デ−タ処理手段を含み、このデ−タ処理手段は検出
器ヘッド１０からの出力デ−タを処理する。さらに詳細
には、それぞれの検出器ヘッド１０は従来どうり、光電
子倍増管の配列によって示されるシンチレ−ションクリ
スタルを含む。放射が起こるたびに、放射線はコリメ−
タ１２を通過し、クリスタルに衝突し、閃光やシンチレ
−シヨンを起こす。シンチレ−シヨンに最も近い光電子
倍増管は、比例した出力信号で応答する。光電子倍増管
に接続された位置及びエネルギ−分解回路は、その位置
とエネルギー即ち、放射線と、放射線が被験者内で放射
されてコリメータ１２を介して検出器ヘッド１０に到達
する、その方向を決定する。円錐ビームのコリメータ１
２のため、放射線がシンチレーシヨンクリスタルにあた
って検出された位置と、射線の方向ベクトル、数３に
は、図２に示されるように、直接的な関係がある。
【００１７】
【数３】
【００１８】螺旋軌道Γの間に、検出器ヘッド１０から
出力されるデータｇ（ｎ、ｕ、ｖ）は射影データメモリ
４０に格納される。射影データの座標系では、ｎはその
視点の指数、即ち螺旋のまわりの角方位である。ｖは患
者に沿う軸で、即ち患者を支持する長椅子に平行であ
る。そしてｕは軸ｖに垂直な検出器ヘッド１０の座標で
ある。好ましい実施例では、軸ｕ、ｖはそれぞれ水平
軸、垂直軸である。スケール手段４２は射影データをは
かり、重み付けをおこない、重み付けされた射影データ
Ｇ（ｎ、ｕ、ｖ）を発生する。Ｇ（ｎ、ｕ、ｖ）は、重
み付け射影データメモリ手段４４に格納される。好まし
くは、このスケールや重み付けの手段４２は、射影デー
タｇ（ｎ、ｕ、ｖ）に定数を乗算するもので、この定数
は台１０の幾何形状と後記数１６に記載された系に基づ
くものである。
【００１９】第１の偏微分手段４６ｕは、重み付け射影
データＧ（ｎ、ｕ、ｖ）の偏導関数を軸ｕの方向に関し
てとる。第２の偏微分手段４６ｖは、重み付け射影デー
タＧ（ｎ、ｕ、ｖ）の偏導関数を方向ｖに関してとる。
線形結合手段４８は、ｕとｖに関してこれら偏導関数を
線形に結合させる。更に詳細には、線形結合手段４８は
コサイン乗算手段５０とサイン乗算手段５２を含み、そ
れぞれの乗算手段は、軸ｕと任意のベクトル方向ｐがな
す角をαとすると、偏導関数にサインα、コサインαを
乗算するものである。加算手段５４は、重み付け射影デ
ータメモリ４４の偏導関数の積と、このサイン、コサイ
ン値を加算し、ｐ方向に沿って射影データの偏導関数、
∂Ｇ（ｎ、ｕ、ｖ）／∂ｐを計算する。後記の数２７を
参照されたい。図３を参照すると、これは任意のベクト
ル方向ｐに射影する為に偏導関数を平面（ｕ、ｖ）内に
おいて角度αだけ回転させるものである。ベクトル方向
ｐに沿った射影データの偏導関数は、ベクトル方向ｐへ
の偏導関数メモリ手段５６に格納される。このように手
段４６〜５６はベクトル方向ｐへの偏微分手段５８とし
て機能し、ベクトル方向ｐに関して偏導関数をとるもの
である。
【００２０】簡単にいえば、ｐに関する偏導関数の変数
は、 Ｇ（ｎ、α、ｐ）／ ｐに再定義されたことにな
る。以上説明したように、角度αのサイン、コサイン関
係によってｕとｖとは単位ベクトル方向ｐと関係づけら
れている（図３を参照）。しかしながら（ｎ、α、ｐ）
座標系では、ｑベクトル方向の和はより直線的である。
座標変換手段６０は、偏導関数の（ｎ、ｕ、ｖ）座標系
を座標系（ｎ、α、ｐ）に変換叉は回転させるものであ
る。
【００２１】積分手段６２は、ベクトル方向ｐに垂直
な、（ｕ、ｖ）平面に存在するベクトル方向ｑに沿って
データの積分をとるか射影をとるものである。積分は、
好ましくは列ごと又は行ごとに和をとることによってな
され、各ベクトル方向ｑに沿った一次元配列が得られ
る。後記の数１８、数１９を参照せよ。それぞれの角度
αにおいてつくられた、複数の一次元配列は射影データ
メモリ手段６４に格納される。
【００２２】図４を参照すると、積分もしくは射影によ
るデータと、ラドン変換の第１の導関数、数４との間の
関係は後記の数２１によって与えられる。ここでβは線
ｓ’ｃ’と線ｏ’ｃ’とがなす角度である。
【００２３】
【数４】
【００２４】再編手段７０は第１のラドン変換導関数メ
モリ手段７２に格納する為に、射影メモリ手段６４から
の二次元データ配列をラドン変換の第１の導関数、数４
に再編、分類する手段である。
【００２５】微分手段７４は、ラドン領域において第２
の導関数をとり、第２の導関数ラドン領域データ、数５
をつくる。
【００２６】
【数５】
【００２７】第２の導関数ラドン領域データは第２のラ
ドン領域導関数メモリ手段７６に格納される。背面映写
手段８０は、第２のラドン領域データ配列、数５を三次
元イメージ表示ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）に背面映写し、三次元
イメージメモリ手段８２に格納する。三次元イメージメ
モリ手段８２からのデータは、選択的に取り出されビデ
オモニタ８４に表示される。従来と同様に、データの平
面は選択され、表示されてもよい。表面再現、射影、他
のデ−タの操作は、この技術においてわかるように、表
示の前に行われてもよい。イメ−ジメモリ手段８２から
のデ−タは、またディスク、他の記録メモリ手段に格納
されてもよい。
【００２８】再現の理論と図２を再び参照すると、円錐
ビームの射影は線形積分として、数６のように定義され
る。
【００２９】
【数６】
【００３０】ここでＳ’は軌道Γ上の焦点であり、数３
は積分線の単位ベクトルである。
【００３１】媒介変数として積分線と検出器平面の交点
Ａを用いると、円錐ビームの射影は、次の数７のように
書き表すことができる。
【００３２】
【数７】
【００３３】図２においてξは検出器平面であり、Ｏ’
ーｕｖｗは検出器の座標系である。ＯーＸＹＺは、対象
ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）の座標系で、Ｒｆａｎは焦点距離、そ
してΓは焦点の軌道である。
【００３４】図４を参照すると、有限の数θ、φ、ρに
対し、対象ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）の３Ｄラドン変換、数８
は、平面積分によって次の数１０として定義される。
【００３５】
【数８】
【００３６】
【数９】
【００３７】
【数１０】
【００３８】ここで数１１は、積分平面、数１２の正規
方向の単位ベクトルである。
【００３９】
【数１１】
【００４０】
【数１２】
【００４１】ラドン変換の第１の導関数は、ρに関して
以下の数１３によって与えられる。
【００４２】
【数１３】
【００４３】ある対象の全てのラドン変換から、逆ラド
ン変換を使うことによってその対象を正確に再現するこ
とができる。逆ラドン変換は次のようにあらわすことが
できる。
【００４４】
【数１４】
【００４５】 ここで、ｄω＝ｓｉｎθｄθｄΦ （Ａ）
【００４６】ラドン変換の第１の導関数は更に次のラド
ン反転公式を表現するのにも用いられる。
【００４７】
【数１５】
【００４８】このようにラドン変換の第１の偏導関数か
ら、その対象を正確に復元することができる。グランギ
ートの公式は、円錐ビームの射影とラドン変換の第１の
導関数を説明している。
【００４９】図３を参照して、軌道Γ上の原位置Ｓ’と
与えられた単位ベクトル、２π中の数９について考え
る。まず、重み付き円錐ビーム射影、Ｇ（Ｓ’，Ａ）は
次のように定義される。
【００５０】
【数１６】
【００５１】積分平面、数１２は、ベクトル、数９に垂
直でＳ’と交差する特定平面として定義される。点Ｃ
は、この平面上への原点Ｏの直交射影であり、その特徴
点と呼ばれている。ＯＣ＝ρ。線ＡＡ’Ｃ’ＢＤは積分
平面ζと検出器平面ξとの交線である。Ｃ’が原点Ｏ’
の線ＡＡ’Ｃ’ＢＤ上への直交射影である。線Ｏ’Ｃ’
は線ＡＡ’Ｃ’ＢＤと垂直である。Ｓ’とＣ’の結合が
Ｓ’Ｃ’を与える。Ｏ’Ｃ”をＯ’よりＳ’Ｃ’に垂直
に引く。Ｏ’Ｃ”はＯＣに平行で、それらは共に平面ζ
に垂直であるということは簡単に証明される。また点
Ｃ、Ｃ”、Ａ’は同一線上にあることもわかる。ここで
３つの座標系がある。即ちＯ−ＸＹＺは、対象ｆ（ｘ，
ｙ，ｚ）とそのラドン変換の為の座標系で、Ｏ’−ｕｖ
ｗは焦点と検出器平面の為の座標系、Ｏ’−ｐｑｗは
Ｏ’−ｕｖｗを軸ｗにそって角度αだけ回転させ、軸ｐ
を線ＡＡ’Ｃ’ＢＤ即ち積分平面に垂直にするものであ
る。
【００５２】数１７は積分線ＡＡ’Ｃ’ＢＤ上の、重み
付け円錐ビ−ム射影Ｇ（Ｓ’、Ａ）の積分として定義さ
れる。
【００５３】
【数１７】
【００５４】
【数１８】
【００５５】座標系Ｏ’−ｐｑｗは更に、上記の積分を
次のように数１９にあらわす為に使われる。
【００５６】
【数１９】
【００５７】ここで数２０は軸ｑの単位ベクトルであ
る。
【００５８】
【数２０】
【００５９】グランゲートの公式によれば、円錐ビ−ム
射影とラドン変換の第１の導関数、数４との間に次の基
本的関係があることがわかる。
【００６０】
【数２１】
【００６１】ここでβは線Ｓ’Ｃ’と線Ｏ’Ｃ’間の角
度であり、式の左辺は円錐ビ−ム射影の領域内で、右辺
はラドン領域内である。
【００６２】もし焦点が平面軌道を描くなら、得られた
デ−タは正確な三次元再現のためのチュイ（Ｔｕｙ）の
十分条件を満たさないことが知られている。チュイの十
分条件によれば、対象ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）を交差するどん
な平面も、少なくとも一度、焦点の軌道と検出器平面を
同時に交差するならば、ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）を再現するの
に十分な円錐ビ−ム射影データがある。測定値の螺旋軌
道はチュイの条件を満たす。
【００６３】例えば３２のピッチをもつある一つの螺旋
軌道は、それぞれのピッチに対してつくられた射影デー
タの６４視点をもって選択される。このように二つのピ
ッチは軌道上に均一に分布した射影１２８視点を与え
る。この例では、ＯーＸＹＺは、今やデフライゼのファ
ントムである対象ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）の座標系である。Ｏ
ーＸＹＺ系では、螺旋軌道Γの式は以下のように書きあ
らわせる。
【００６４】
【数２２】
【００６５】ここでγは式のパラメ−タある。図２に示
されるように、γは焦点のＯーＸＹ平面への直交射影と
ｘ軸とのなす角度である。
【００６６】座標系ＯーＸＹＺでは、積分平面の式、数
１２は次のように表現される。
【００６７】
【数２３】
【００６８】式、数１１を用いると、式、数２３は次の
ように書きあらわせる。即ち、ｘｓｉｎθｃｏｓφ＋ｙ
ｓｉｎθｓｉｎφ＋ｚｃｏｓθ−ρ＝０ （Ｂ）
【００６９】焦点の位置γ（視点）は与えられた点、数
２４に対し、方程式、数２２と式Ｂを解くことによって
得られる。
【００７０】
【数２４】
【００７１】図１を参照すると、螺旋状の円錐ビーム射
影データｇ（Ｓ’、Ａ）は、データメモリ４０内の三次
元配列ｇ（ｎ、ｕ、ｖ）に格納される。ただし、１から
１２８までのｎが射影の視点で、点Ｓ’、ｕ、ｖの位置
が検出器平面における点Ａの水平、垂直成分であること
を意味する。この例での検出器平面は６４×６４の二次
元配列である。
【００７２】射影データ ｇ（ｎ、ｕ、ｖ）はスケール
手段４２によって計られ、数１６ごとにＧ（ｎ、ｕ、
ｖ）がつくられる。
【００７３】グランゲートの公式、数２１を使うため、
Ｇ（ｎ、ｕ、ｖ）の∂Ｇ（ｎ、ｕ、ｖ）／∂ｐが得られ
る。次の数２５が知られている。
【００７４】
【数２５】
【００７５】ここで数２６はＧ（ｎ、ｕ、ｖ）とあらわ
すことができる。
【００７６】
【数２６】
【００７７】まず、ｐに関しての偏導関数は偏微分手段
５８によって計算され、それからｑ方向に沿った積分が
積分手段６２によって計算される。
【００７８】方向、数２７における偏導関数は、与えら
れた角度、即ち軸ρの角度αに対して次の数２８で与え
られる。
【００７９】
【数２７】
【００８０】
【数２８】
【００８１】これは、第１の偏微分手段４６ｕ、第２の
偏微分手段４６ｖ、そして線形結合手段４８によって計
算される。ＡＡ’Ｃ’ＢＤに沿った線積分、数２９は、
Ｐ．Ｍ．ジョセフ「画素イメージを通過する再射影線の
ための改良アルゴリズム」、IEE E Trans.on Med.Ima
ging MI-1、(3)192ー196に記載されたアルゴリズムを使う
ことによって評価されうる。
【００８２】
【数２９】
【００８３】上記の計算の後に、三次元配列、数３０は
積分手段６２によって計算され、射影データメモリ６４
に格納される。ここでｎは視点の指数であり、数３１は
軸ｐの傾斜角、ｐは検出器座標系Ｏーｐｑｗのｐ軸にお
ける座標である。また数３０は（ｎ、α、ｐ）における
射影の、ｐ軸に沿った第１の導関数である。
【００８４】
【数３０】
【００８５】
【数３１】
【００８６】再編手段７０は、三次元配列である数３０
をラドン領域における三次元配列、数４に変換する。こ
こで、数４は、座標ＯーＸＹＺの数２４における、ｆ
（ｘ、ｙ、ｚ）のラドン変換の第１の導関数である。
【００８７】図３を参照すると、与えられた点、数２４
とＲｆａｎから、Ｓ’または少なくともＳ’の一点に関
して、式、数２２と式Ｂを解くことができる。これはｎ
（射影の視点）に変換できる。線ＯＯ’は点Ｓ’のＺ成
分である。ここで数２４とＯＯ’を使い、ｐとαを表現
する。図３より、次のことがわかる。 Ｏ’Ｃ”＝ρーＯＯ’ｃｏｓθ （Ｃ）。
【００８８】そして、数３２により、次のように数３３
を表せる。
【００８９】
【数３２】
【００９０】
【数３３】
【００９１】ここでＯ’Ｃ”は式Ｃによって与えられ
る。同様に、角度αの表現はつぎのようになる。
【００９２】
【数３４】
【００９３】式、数３３、数３４は再編手段７０によっ
て再編された式である。この再編手段７０は更に式Ｂと
数２２を解き、グランゲートの公式を使ってラドン変換
の第１の導関数、数４を求め、数４を第１のラドン変換
導関数メモリ手段７２に格納する。
【００９４】第１の再編の手法は与えられた数２４に対
して（ｎ、α、ｐ）を求めるもので、即ちラドン領域か
ら円錐ビーム領域への関数を求めるものである。残る再
編の手法は、与えられた（ｎ、α、ｐ）に対して数２４
を求め、即ち円錐ビーム領域からラドン領域への関数を
求めるものである。図３より、次の数３５が明らかであ
る。
【００９５】
【数３５】
【００９６】これは、即ち数３６である。
【００９７】
【数３６】
【００９８】図３より、次の数３７も明かである。
【００９９】
【数３７】
【０１００】ρについて解くと、
【０１０１】
【数３８】
【０１０２】式、数３６を使うと、式、数３８は次の数
３９として書きあらわせる。
【０１０３】
【数３９】
【０１０４】Ｏ’Ｃ’はちょうどｐであり、ＯＯ’は与
えられたｎによってたやすく得られるので、式、数３９
を解くことによってρを得ることができる。まず、角度
θが、数４０として計算される。
【０１０５】
【数４０】
【０１０６】θに関して解くと、
【０１０７】
【数４１】
【０１０８】つぎのステップは、角度φを解くことであ
る。点Ｓ’は図３の平面ζ上にあるので、
【０１０９】
【数４２】
【０１１０】この式を、式、数１１及び数２２とに組み
合わせると、
【０１１１】
【数４３】
【０１１２】φについて解くと、
【０１１３】
【数４４】
【０１１４】ここで、γは与えられたｎより求められ
る。式、数３９、数４０及び数４４は第２の再編成式の
セットを形成し、これによって、ラドン変換の第１の導
関数、数４をグランゲ−トの公式を用いて求めることが
できる。
【０１１５】数４から、第２の導関数手段７６は第２の
導関数をとり、背面映写手段８０はこの導関数を背面映
写して、対象ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）を得る。結論として、再
現方法は、次のようになる。
【０１１６】
【数４５】
【０１１７】螺旋軌道は完全なデ−タセットをつくりだ
すので、変形の混じらない画像が再現できる。
【０１１８】
【発明の効果】本発明の装置および方法によれば、結果
として得られる画像は変形の混じらない再現アルゴリズ
ムであるという効果がある。また、再生が正確であると
いう効果がある。更に、検出器ヘッドを円軌道内に動か
したり、患者にそって直線的に移動させる従来のハ−ド
ウエアを使って生デ−タが得られるという効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】SPECTのイメージ表示システム装置を示す概略
図である。
【図２】図１の装置による螺旋走査の幾何学的形状を示
す図である。
【図３】図１の装置使用に際しての円錐ビ−ム射影を示
す図である。
【図４】図１の装置使用に際してのラドン変換を示す図
である。
【符号の説明】
１０ 検出器ヘッド １２ 円錐ビ−ムコリメ−タ ２０ 台 ２６ ルックアップテ−ブル ２８ 現在位置検知手段 ３０ 比較手段 ４０ 射影デ−タメモリ ４２ スケ−ル手段 ５８ 偏微分手段 ６０ 座標変換手段 ６２ 積分手段 ６４ 射影デ−タメモリ ７０ 再編手段 ７２ ラドン変換導関数メモリ手段 ７４ 微分手段 ７６ ラドン領域導関数メモリ手段 ８０ 背面映写手段 ８２ ビデオモニタ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 イー ウェン アメリカ合衆国 ユタ州 84112，ソル ト レイク シティ，メディカル プラ ザ 915 (72)発明者 ジェンシェン ローレンス ツェン アメリカ合衆国 ユタ州 84102，ソル ト レイク シティ，エス．1000 イ ー．147，アパートメント ナンバー ４ (56)参考文献 工藤博幸、斉藤恒雄，ヘリカルスキャ ンによる円すいビーム投影からの３次元 ＣＴ画像再構成，電子情報通信学会論文 誌，日本，電子情報通信学会 東京, 1980年 ６月，72巻６号，ｐ．954−962 (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) G01T 1/00 - 7/12 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)

Claims (16)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 被験者の内部のイメージ表示を出力する
    装置において、 該装置は、 焦点（１６）に収束する放射線の円錐に沿って放射され
    る放射線を受け、その電気的デ−タを出力する放射線検
    出手段（１０）と、前記 焦点（１６）が螺旋軌道内を移動して前記放射線検
    出手段（１０）が螺旋軌道デ−タ（Ｇ（ｎ、ｕ、ｖ））
    を出力するように前記放射線検出手段（１０）を動かす
    手段（２０）と、 前記放射線検出手段（１０）の一平面においての任意方
    向（ｐ）に関して前記螺旋軌道デ−タ（Ｇ（ｎ、ｕ、
    ｖ））の偏導関数（∂Ｇ（ｎ、α、ｐ）／∂ｐ）を出力
    する偏導関数手段（５８，６０）と、前記偏導関数（ ∂Ｇ（ｎ、α、ｐ）／∂ｐ）をその検出
    平面における前記任意方向（ｐ）に直交する方向（ｑ）
    に沿って射影する積分手段（６２，６４）と、 前記射影をラドン領域デ−タの第１の導関数 【数１】 に再編する再編手段（７０，７２）と、 前記ラドン領域デ−タの第２の導関数 【数２】 を出力する第２の導関数手段（７４，７６）と、前記ラドン領域デ−タの第２の導関数 【数２】 を三次元イメージ表示（ｆ（ｘ、ｙ、ｚ））に再現する
    背面映写手段（８０）と、 前記三次元イメージ表示（ｆ（ｘ、ｙ、ｚ））を格納す
    るためのイメージ記憶手段（８２）とを有することを特
    徴とするイメージ表示装置。但し、 ｎ：座標系の視点、即ち螺旋のまわりの角方位 ｖ：被験者に沿う軸で、即ち被験者を支持する長椅子に
    平行な軸 ｕ：軸ｖに垂直な検出手段（１０）の座標 ｐ：任意方向 ｑ：任意方向（ｐ）に直交する方向 α：軸ｕと任意のベクトル方向ｐがなす角 θ：有限な数 ρ：有限な数
  2. 【請求項２】 前記再編手段は、円錐ビーム領域の所定
    の点から前記ラドン領域の第１の導関数において対応す
    る点へ位置する手段を含む請求項１記載のイメージ表示
    装置。
  3. 【請求項３】 前記再編手段は、前記ラドン領域の第１
    の導関数の所定の点から円錐ビーム領域において対応す
    る点へ位置する手段を含む請求項１記載のイメージ表示
    装置。
  4. 【請求項４】 前記イメージ表示の一部分を人間に解読
    可能な表示に変換する監視手段を含む請求項１記載のイ
    メージ表示装置。
  5. 【請求項５】 螺旋軌道データをはかるスケール手段を
    更に含み、前記スケール手段は放射線検出手段と前記偏
    導関数手段との間に配置されている請求項１記載のイメ
    ージ表示装置。
  6. 【請求項６】 前記偏導関数手段は、被験者に沿う軸に垂直な方向に 偏導関数をとる第１の偏
    導関数手段と、被験者に沿う軸に水平な方向に 偏導関数をとる第２の偏
    導関数手段と、前記 水平方向と垂直方向に沿う偏導関数を線形結合して
    任意方向に沿う偏導関数を得る線形結合手段とを含む請
    求項１記載のイメージ表示装置。
  7. 【請求項７】 前記線形結合手段は、前記垂直方向と水
    平方向に沿う偏導関数を、検出平面における任意方向
    と、水平又は垂直方向の一方とがなす角度の正弦値と余
    弦値に乗算する手段を含む請求項６記載のイメージ表示
    装置。
  8. 【請求項８】 前記積分手段は、検出平面における任意
    方向と、水平又は垂直方向の一方とがなす角度のそれぞ
    れの角度に対して、列ごとに和をとり、一次元配列をつ
    くる請求項７記載のイメージ表示装置。
  9. 【請求項９】 被験者の内部のイメージ表示を出力する
    方法において、 該方法は、 焦点に収束する放射線の円錐に沿って放射され、検出平
    面に沿う放射線検出手段によって検出された放射線から
    円錐ビームの電気的デ−タを出力する工程と、 前記焦点が螺旋軌道内を移動するように前記放射線検出
    手段を動かす工程と、前記検出平面に沿う任意方向に関して前記電気的データ
    の偏導関数をとる 工程と、前記検出平面に沿う任意方向に垂直な方向に沿って前記
    偏導関数を 射影する工程と、 前記射影をラドン領域データの第１の導関数に再編する
    工程と、 ラドン領域データの第２の導関数をとる工程と、前記ラドン領域データの第２の導関数 を三次元イメージ
    表示に背面映写する工程と、 前記イメージ表示の少なくとも一部分を人間に解読可能
    な表示に変換する工程とを有することを特徴とするイメ
    ージ表示方法。
  10. 【請求項１０】三次元イメージ表示を格納する工程を更
    に含む請求項９記載のイメージ表示方法。
  11. 【請求項１１】前記検出平面における任意方向に沿って
    前記偏導関数をとる工程に先立って電気的データをはか
    る工程を更に含む請求項９記載のイメージ表示方法。
  12. 【請求項１２】前記再編工程は、前記検出平面に沿って
    投影された電気的データの偏導関数の所定の点から前記
    ラドン領域の第１の導関数において対応する点へ位置す
    る工程を含む請求項９記載のイメージ表示方法。
  13. 【請求項１３】前記再編工程は、前記ラドン領域の第１
    の導関数の所定の点から前記検出平面上の対応する点へ
    位置する工程を含む請求項９記載のイメージ表示方法。
  14. 【請求項１４】前記偏導関数をとる工程は、被験者に沿う軸に垂直な方向に 偏導関数をとる工程と、 被験者に沿う軸に水平な方向に偏導関数をとる工程と、 前記任意方向に沿う偏導関数を得るために前記水平方向
    と垂直方向に沿う偏導関数を線形結合 する工程とを含む
    請求項９記載のイメージ表示方法。
  15. 【請求項１５】前記線形結合工程は、前記垂直方向と水
    平方向に沿う偏導関数を、検出平面における任意方向
    と、水平又は垂直方向の一方とがなす角度の正弦値と余
    弦値に乗算する工程を含む請求項１４記載のイメージ表
    示方法。
  16. 【請求項１６】 前記背面映写工程は、検出平面におけ
    る任意方向と、水平又は垂直方向の一方とがなす角度の
    それぞれの角度に対して再編された列ごとに和をとって
    一次元配列をつくる工程を含む請求項１５記載のイメー
    ジ表示方法。
JP25745393A 1992-10-05 1993-09-22 イメージ表示装置およびイメージ表示方法 Expired - Fee Related JP3511108B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US07/956,805 US5404293A (en) 1991-06-11 1992-10-05 Cone beam reconstruction using helical data collection paths
US07/956,805 1992-10-05

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH06214031A JPH06214031A (ja) 1994-08-05
JP3511108B2 true JP3511108B2 (ja) 2004-03-29

Family

ID=25498718

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP25745393A Expired - Fee Related JP3511108B2 (ja) 1992-10-05 1993-09-22 イメージ表示装置およびイメージ表示方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US5404293A (ja)
EP (1) EP0592093B1 (ja)
JP (1) JP3511108B2 (ja)
DE (1) DE69329842T2 (ja)

Families Citing this family (50)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2706043B1 (fr) * 1993-06-02 1995-07-07 Commissariat Energie Atomique Installation et procédé de reconstruction d'images tridimensionnelles.
US5446776A (en) * 1993-08-02 1995-08-29 General Electric Company Tomography with generation of radon data on polar grid points
US5491510A (en) * 1993-12-03 1996-02-13 Texas Instruments Incorporated System and method for simultaneously viewing a scene and an obscured object
US5448607A (en) * 1994-02-08 1995-09-05 Analogic Corporation X-ray tomography system with gantry pivot and translation control
US5625660A (en) * 1995-06-30 1997-04-29 Picker International, Inc. Image reconstruction from helical partial cone-beam data
US5565684A (en) * 1995-06-30 1996-10-15 The University Of Utah Three-dimensional SPECT reconstruction of combined cone-beam and fan-beam data
US5663995A (en) * 1996-06-06 1997-09-02 General Electric Company Systems and methods for reconstructing an image in a CT system performing a cone beam helical scan
US5784481A (en) * 1996-06-25 1998-07-21 General Electric Company CT cone beam image reconstruction with circle and line scan path
US5805659A (en) * 1996-09-30 1998-09-08 Siemens Corporate Research, Inc. Method and apparatus for spiral scan region of interest imaging
US6041097A (en) 1998-04-06 2000-03-21 Picker International, Inc. Method and apparatus for acquiring volumetric image data using flat panel matrix image receptor
US6160924A (en) * 1998-08-12 2000-12-12 Northrop Grumman Corporation Method for forming a map of a three-dimensional object
US6097784A (en) * 1998-09-30 2000-08-01 Picker International, Inc. 3D image reconstruction for helical partial cone beam data
US6104775A (en) * 1998-10-29 2000-08-15 Picker International, Inc. 3D image reconstruction for helical partial cone beam scanners using wedge beam transform
US6343108B1 (en) 1999-06-18 2002-01-29 Philips Medical Systems (Cleveland), Inc. Cone beam scanner using oblique surface reconstructions
US6462342B1 (en) * 2000-06-22 2002-10-08 Ge Medical Systems Global Technology Co. Llc Method and system for pet image reconstruction
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
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
US8565860B2 (en) 2000-08-21 2013-10-22 Biosensors International Group, Ltd. Radioactive emission detector equipped with a position tracking system
US6627893B1 (en) * 2001-03-15 2003-09-30 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Focused rotating slat-hole for gamma cameras
DE10252661A1 (de) * 2002-11-11 2004-05-27 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Exaktes Computertomographie-Verfahren und Computertomograph
US6983034B2 (en) * 2003-02-14 2006-01-03 University Of Iowa Research Foundation Methods and devices for CT reconstruction using a grangeat approach
WO2004095066A1 (en) * 2003-04-22 2004-11-04 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Attenuation map generation from pet scans
US8571881B2 (en) 2004-11-09 2013-10-29 Spectrum Dynamics, Llc Radiopharmaceutical dispensing, administration, and imaging
US9040016B2 (en) 2004-01-13 2015-05-26 Biosensors International Group, Ltd. Diagnostic kit and methods for radioimaging myocardial perfusion
CN1981210A (zh) 2004-01-13 2007-06-13 光谱动力学有限责任公司 多维图像重构
US7968851B2 (en) 2004-01-13 2011-06-28 Spectrum Dynamics Llc Dynamic spect camera
US8586932B2 (en) 2004-11-09 2013-11-19 Spectrum Dynamics Llc System and method for radioactive emission measurement
US9470801B2 (en) 2004-01-13 2016-10-18 Spectrum Dynamics Llc Gating with anatomically varying durations
JP4300126B2 (ja) * 2004-01-20 2009-07-22 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｘ線ｃｔ装置および撮像方法
US20050201605A1 (en) * 2004-03-11 2005-09-15 Jianying Li Methods and apparatus for CT smoothing to reduce artifacts
EP1778957A4 (en) 2004-06-01 2015-12-23 Biosensors Int Group Ltd OPTIMIZING THE MEASUREMENT OF RADIOACTIVE EMISSIONS IN SPECIFIC BODY STRUCTURES
US7583777B2 (en) 2004-07-21 2009-09-01 General Electric Company Method and apparatus for 3D reconstruction of images
US11298093B2 (en) * 2004-07-30 2022-04-12 Neurologica Corp. Anatomical imaging system with centipede belt drive
EP1819276A1 (en) * 2004-10-15 2007-08-22 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Computer tomography method
US9943274B2 (en) 2004-11-09 2018-04-17 Spectrum Dynamics Medical Limited Radioimaging using low dose isotope
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
US8000773B2 (en) 2004-11-09 2011-08-16 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging
EP1827505A4 (en) 2004-11-09 2017-07-12 Biosensors International Group, Ltd. Radioimaging
WO2008059489A2 (en) 2006-11-13 2008-05-22 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging applications of and novel formulations of teboroxime
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
US8894974B2 (en) 2006-05-11 2014-11-25 Spectrum Dynamics Llc Radiopharmaceuticals for diagnosis and therapy
US7583780B2 (en) * 2006-06-22 2009-09-01 General Electric Company Systems and methods for improving a resolution of an image
WO2008075362A2 (en) 2006-12-20 2008-06-26 Spectrum Dynamics Llc A 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
US8338788B2 (en) 2009-07-29 2012-12-25 Spectrum Dynamics Llc Method and system of optimized volumetric imaging
EP2577349B1 (en) * 2010-06-04 2015-05-27 Neurologica Corp. High resolution single photon emission computed tomography (spect) system
DE102012201529B4 (de) * 2011-10-28 2014-06-26 Siemens Aktiengesellschaft Vorrichtung, aufweisend eine linear verstellbare Gantry eines Computertomographiegerätes
US9364191B2 (en) 2013-02-11 2016-06-14 University Of Rochester Method and apparatus of spectral differential phase-contrast cone-beam CT and hybrid cone-beam CT

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5394787A (en) * 1977-01-31 1978-08-19 Toshiba Corp Tomographic diagnostic equipment by radiation
US4616318A (en) * 1983-06-07 1986-10-07 Elscint, Inc. System for reprojecting images using transform techniques
US4606004A (en) * 1984-03-21 1986-08-12 General Electric Company Apparatus for reduction of filtration truncation errors
JPS61185256A (ja) * 1985-02-13 1986-08-18 株式会社日立メデイコ Ｘ線ｃｔ画像処理装置
FR2615619B1 (fr) * 1987-05-21 1991-07-19 Commissariat Energie Atomique Procede et dispositif d'imagerie tridimentionnelle a partir de mesures bidimensionnelles de l'attenuation d'un rayonnement
IL83233A (en) * 1987-07-17 1991-01-31 Elscint Ltd Reconstruction in ct scanners using divergent beams
US5170439A (en) * 1991-06-11 1992-12-08 Picker International, Inc. Cone beam reconstruction using combined circle and line orbits

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
工藤博幸、斉藤恒雄，ヘリカルスキャンによる円すいビーム投影からの３次元ＣＴ画像再構成，電子情報通信学会論文誌，日本，電子情報通信学会 東京，１９８０年 ６月，７２巻６号，ｐ．９５４−９６２

Also Published As

Publication number Publication date
EP0592093A3 (en) 1995-04-05
DE69329842D1 (de) 2001-02-15
EP0592093B1 (en) 2001-01-10
JPH06214031A (ja) 1994-08-05
US5404293A (en) 1995-04-04
DE69329842T2 (de) 2001-04-26
EP0592093A2 (en) 1994-04-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3511108B2 (ja) イメージ表示装置およびイメージ表示方法
US5565684A (en) Three-dimensional SPECT reconstruction of combined cone-beam and fan-beam data
RU2394494C2 (ru) Система сканирования х-кт
JP3128634B2 (ja) 同時透過・放出型集束断層撮影法
JP5221394B2 (ja) ラドンデータから画像関数を再構成する方法
US5338936A (en) Simultaneous transmission and emission converging tomography
US5841141A (en) Image reconstruction from V-projections acquired by Compton camera
CN103096804B (zh) X射线断层像摄影装置
US5051904A (en) Computerized dynamic tomography system
CN100528088C (zh) 用圆-线快速扫描算法重构计算机断层分析图像的方法
EP0520778B1 (en) Tomographic image reconstruction using cross-plane rays
US6466638B1 (en) Image mapping method and system
US9058658B2 (en) Methods and devices for locating object in CT imaging
JPH0714022A (ja) 不完全な円錐状ビーム投射データから物体の三次元映像を再構成する方法および装置
JP2002148340A (ja) 診断画像形成用核医学ガンマ線カメラ及びそれを用いた診断画像形成方法
US5164971A (en) Non-destructive testing apparatus and process with simultaneous acquisition of radiographic data and tomographic data
JP2000107167A (ja) 円錐状放射線ビ―ムを使用するコンピュ―タ断層撮影方法
JP4612294B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層装置、ｘ線コンピュータ断層装置制御方法、及びｘ線コンピュータ断層撮影プログラム
CN114886444B (zh) 一种cbct成像重建方法
US5861627A (en) Image reconstruction for compton camera including spherical harmonics
JPS582695B2 (ja) 透過性放射線による検査装置
JP2001324570A (ja) 透過放射線補正型ガンマ線カメラ及びそれを用いた診断画像形成方法
JPH10201751A (ja) 円錐形ビーム撮像における境界誤差を除去する方法と装置
US7024028B1 (en) Method of using frame of pixels to locate ROI in medical imaging
JP2825352B2 (ja) Ｃｔ装置

Legal Events

Date Code Title Description
A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20031215

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees