JP3682308B2 - 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 - Google Patents
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 Download PDFInfo
- Publication number
- JP3682308B2 JP3682308B2 JP27166094A JP27166094A JP3682308B2 JP 3682308 B2 JP3682308 B2 JP 3682308B2 JP 27166094 A JP27166094 A JP 27166094A JP 27166094 A JP27166094 A JP 27166094A JP 3682308 B2 JP3682308 B2 JP 3682308B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ray
- axis
- rays
- angle
- imaged
- 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
Links
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 title claims description 28
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 25
- 238000013519 translation Methods 0.000 claims description 20
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 11
- 230000006870 function Effects 0.000 description 4
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 3
- 238000013170 computed tomography imaging Methods 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 238000003491 array Methods 0.000 description 2
- 238000013213 extrapolation Methods 0.000 description 2
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 2
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 244000144992 flock Species 0.000 description 1
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 1
- 238000012886 linear function Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000011069 regeneration method Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- 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]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
- 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
- G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
-
- 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
-
- Y—GENERAL 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
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S378/00—X-ray or gamma ray systems or devices
- Y10S378/901—Computer tomography program or processor
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
【産業上の利用分野】
本発明は、走査の間に患者が連続的に移動させられるような計算機式断層写真(CT)システムに関し、更に具体的に言えば、患者の移動軸線に沿って変位した検出器素子の多数の列を用いたCT装置に関する。
【0002】
【従来の技術 】
螺旋CT走査
扇形(ファン)ビームCT作像システムは、患者又はその他の撮像される物体の詳細な断層写真像を作成することがよく知られている。このようなシステムは、本出願の親出願にも記載されている。一般的に、スライス平面内で、患者の周りのある範囲の角度で多数のX線投影を求めて、投影の組を形成する。投影の組を再生して、作像平面に沿った断面図であるスライス像を形成する。
【0003】
典型的なCT検査は、一連の隣接するスライス像を収集することを伴い、これらの像の間で患者の位置を替える。ガントリの回転と同期して、z軸に沿って患者を並進させることにより、患者の位置替え時間を短縮することができる。患者が絶えず並進することと、CT投影データを収集することとの組み合わせが、「螺旋走査」と呼ばれており、撮像される物体に対して、X線ビームの中心が見かけ上螺旋経路になることを指す。都合の悪いことに、螺旋走査は、再生されたスライス像にある誤差を持ち込むことがある。
【0004】
断層写真再生の数学では、断層写真の投影の組は、z軸の一定のスライス平面に沿って収集されるものと仮定している。螺旋走査の経路は明らかに、この条件からずれており、このずれの結果、再生されたスライス像に像のアーティファクトが生ずる。像のアーティファクトの激しさは一般的に、走査されるデータのz軸位置と所望のスライス平面のz軸位置との間の差として測定される、投影データの「螺旋オフセット」に関係する。螺旋走査から生ずる誤差が、包括的に「スキュー」アーティファクトと呼ばれる。
【0005】
スキュー・アーティファクトは、ある異なるビーム角度で、従って、患者に対して異なる並進位置で収集された投影の組のデータの間の補間及び/又は補外によって減少させることができる。
螺旋走査データの補正をするときの補間及び補外の欠点は、これらの過程によって、z軸に沿った実効ビーム輪郭を増大させることにより、収集されたz軸に沿った投影データの解像度が低下することである。CTシステムの空間的な解像度は、CTシステムによって分解し得る最も小さい物体の目安である。他のすべての条件が同じであるとすると、解像度が一層高いこと(一層小さい物体を撮像することができること)が好ましい。
【0006】
1992年8月7日に出願された、発明の名称「多列検出器配列を用いた螺旋走査計算機式断層写真装置」という係属中の米国特許出願番号第07/926987号には、検出器素子の多数の幅の狭い列を有している小分けされた検出器の各列からの信号を組み合わせることによって、螺旋(ヘリカル)CTシステムの実効的な空間的な解像度を改良する装置が記載されている。1992年9月16日に出願された、発明の名称「多列検出器配列を用いた螺旋走査計算機式断層写真装置の再生方法」という米国特許出願番号第07/945758号には、その3代前の出願の多列検出器配列に用いたときの、並進軸線に沿った扇形ビームの発散の影響に更に正確に対処する改良された逆投影方法が記載されている。1992年1月26日に出願された、発明の名称「重なりビームを用いた多列検出器配列を有する螺旋走査計算機式断層写真装置の再生方法」という係属中の米国特許出願番号第08/008928号には、多列検出器を用いた螺旋走査で必然的に得られる何重にも測定されたデータに対して、生データを像に逆投影する際にデータを組み合わせて加重することによって対処する方法が記載されている。本出願の親出願も、コーンに一層厳密に近似する扇形ビームの余分の幅を考慮に入れた「コーン・ビーム」再生方法を用いている。
【0007】
【発明の要約】
本発明は、親出願の場合になされているように、再生の間ではなく、再生より前に、投影データを加重することにより、標準的な扇形ビーム再生方法を利用することができる多列検出器を用いて得られたデータを再生する方法を提供する。その結果としての再生方法は、一層簡単で、典型的には一層速い。
【0008】
具体的に言うと、本発明は、ビーム軸線に沿ってX線ビームを送り出すX線源を用いている。ビーム軸線は、並進軸線を中心とする複数のビーム角度にわたって回転し、ビームは、並進軸線を横切って中心コーン軸線の周りにX線角度で発散している経路に沿った複数のX線を含んでいる。撮像した物体を通過した後のビームが、検出器素子の配列によって受け取られる。各々の素子は、その素子に関連するX線の減衰に関係する強度信号を発生する。
【0009】
ビーム軸線が回転する間に、撮像される物体を複数の並進位置にわたって、X線源に対して並進軸線に沿って移動させ、撮像される物体のある容積要素(ボクセル)が、第1のビーム角度で第1のX線によって照射されると共に、第2のビーム角度で第2のX線によって照射されるようにする。第1のX線及び第2のX線は、2πラジアンの整数倍だけ異なるビーム角度と関連している。第1及び第2のX線に関連する強度信号が、断層写真像を再生する前に加重されて、加重強度信号を発生し、これらの加重強度信号を、表示することのできる断層写真像に再生する。
【0010】
本発明の1つの目的は、像のアーティファクトを生ずるおそれのあるような、投影の組のうちの最初の投影と最後の投影とにおけるX線角度の突然の変化の影響を減少させるために、コーン・ビーム走査に存在する追加の投影情報(これは、撮像される物体がすべての点で少なくとも2πのビーム角度によって照射されることを保証するのに必要である)を利用することにある。
【0011】
【実施例】
図1について説明すると、本発明に用いるCTスキャナがガントリ20を含んでおり、ガントリ20は、X線源10を支持している。X線源10は、X線の扇形(ファン)ビーム40をビーム軸線41に沿って患者42を介して、それと向かい合って支持されている検出器配列44に投射するような向きになっている。ガントリ20は回転して、直交座標系のx−y平面を画定しているガントリ平面38内でビーム軸線を振らす。ガントリ20の回転は、ガントリ平面38内の任意の基準位置からのビーム角度βによって測定される。
【0012】
患者42はテーブル46上に載っている。テーブル46は、直交座標系のz軸と整合した並進軸線48に沿って移動させることができる。テーブル46はガントリ平面38と交差しており、撮像過程の妨げとならないようにX線に対して半透明である。
扇形ビーム40のX線はビーム軸線41及びガントリ平面38から、並進軸線48を横切ってX線角度θで発散していると共に、ガントリ平面38内でビーム軸線41からも、ビーム軸線41及び並進軸線48の両方に全般的に直交する横軸線50にわたって扇形ビーム角度γだけ発散している。
【0013】
患者42を通過した後に、扇形ビーム40のX線は検出器配列44によって受け取られる。検出器配列44は、普通の扇形ビームCTの検出器とは異なり、多数の列の検出器素子18′を有している。検出器素子18′は、横軸線50に沿って延在している列及び並進軸線48に沿って延在している行に分けて配設されている。検出器配列44の面は平面状であってもよいし、又は焦点スポット26に中心を有している球又は円筒の面の一部を表すものであってもよい。
【0014】
検出器素子18′の各々はX線を受け取って、扇形ビーム40の別々のX線に沿った強度測定値を発生する。強度測定値は全体として、患者42の容積43による扇形ビーム40の減衰、従って患者42の容積43の平均密度を記述する。好ましい実施例では、この容積は普通の扇形ビームCTシステムで測定されるスライス容積と実質的に等しく、行に沿って測定した検出器配列44の幅は、普通の停止して撮影する形式の扇形ビーム・システムの同様な検出器の幅と大体等しい。従って、検出器素子18′の行は、普通の扇形ビーム検出器配列をz軸に沿って単純に小分けしたものである。
【0015】
図2について説明すると、図1のCT作像システムの制御システムが、ガントリに関連した制御モジュール52を有しており、制御モジュール52は、X線制御装置54と、ガントリ・モータ制御装置56と、データ収集システム62と、像再生装置68とを含んでいる。X線制御装置54は、X線源10に対する電力信号及びタイミング信号を供給して、コンピュータ60の制御の下に要求される通りにX線源10をターンオン及びターンオフする。ガントリ・モータ制御装置56はガントリ20の回転速度及び位置を制御し、ガントリ位置に対する情報をコンピュータ60に供給する。データ収集システム62は検出器配列44の検出器素子18′からの強度信号をサンプリング(標本化)してディジタル化し、像再生装置68はデータ収集システム62からの、いずれも検出器配列44の検出器素子の列及び行について確認された、サンプリングされてディジタル化された強度信号を受け取り、検出器素子18′からの強度信号を本発明に従って組み合わせ、公知の方法に従って高速で像の再生を行う。
【0016】
上に述べた各々のモジュールは、スリップ・リング64を介してガントリ20にある関連する素子に接続されており、コンピュータ60と種々のガントリ機能とのインタフェースとして作用する。スリップ・リング64は、投影データを収集するために、ガントリ20が360°よりも大きい角度にわたって連続的に回転することができるようにする。
【0017】
並進軸線48に沿ったテーブル46の速度及び位置が、コンピュータ60に伝えられると共に、テーブル・モータ制御装置58を介してコンピュータ60によって制御される。コンピュータ60は、オペレータ・コンソール65を介して指令パラメータ及び走査パラメータを受け取る。オペレータ・コンソール65は一般的には、CRT表示装置及びキーボードであり、これによってオペレータが走査に対するパラメータを入力することができると共に、コンピュータ60からの再生像及びその他の情報を表示することができる。大容量記憶装置66が、CT作像システムに対する動作プログラムを記憶する手段になっていると共に、オペレータが将来参考にするために像データを記憶する手段になっている。コンピュータ60及び像再生装置68の両方には、データを記憶するための電子式メモリ(図面に示していない)が付設されている。
【0018】
動作について説明すると、ガントリ・モータ制御装置56はガントリ20を所定の回転速度にし、テーブル・モータ制御装置58はテーブル46の並進を開始する。X線制御装置54はX線源10をターンオンし、投影データを連続的に収集する。各々のビーム角度βで、収集された投影は、検出器配列44の各々特定の列及び行にある各々の検出器素子18′に対して同定された強度信号で構成されている。
【0019】
次に、図3(A)〜図3(D)について説明すると、検出器配列44を多数の検出器素子18′の列に分断することにより、幅の狭い強度輪郭28''' が得られ、強度輪郭28''' は、1列のCT検出器で得られるものよりもかなり幅が狭い。1列のCT検出器の強度輪郭はCTシステムの検出器幅全体と等しい。
次に図1及び図3(C)について説明すると、本発明のCTシステムは、扇形ビームCTシステムで用いられているのと同じ螺旋ピッチsを用いることができる。即ち、ガントリ20の完全な1回転ごとに、患者42は、軌跡32′で示すように、スライスの厚さsと等しい分だけ並進するが、並進量はsとは異なっていてもよいことを承知されたい。いずれの場合においても、ガントリ20の各々のビーム角度βで、多数の強度信号が、検出器配列44の1行内にある各々の検出器素子18′からz軸に沿って得られる。このため、普通のCTシステムでは、各々のビーム角度βで、z軸に沿った1点に関連する投影が収集されるが、本発明では、z軸に沿った多数の隣接する点に関連する多数の細い投影が収集される。
【0020】
従って、検出器配列44の1行内にある各々の検出器素子18′は、普通のCTシステムのピッチと本質的に同一のピッチsを有しているがその行内にある他の検出器素子18′の螺旋22′と互い違いになっているそれ自身の螺旋22′を辿ることができる。このため、1行内にある隣接した検出器素子18′によって投影データが収集される点の間のz軸に沿った間隔は、実質的にsよりも小さい、即ち、普通のCTシステムの相次ぐ走査で検出器素子18′によって投影データが収集される点の間のz軸に沿った間隔よりも小さい。
【0021】
従って、螺旋形で収集された投影の組を補間して、2つの点がsではなく、s′というように小さく隔たっているような位置Zrにある任意のスライスに対する投影の組を発生することができる。この結果、Zrにおけるスライス平面への補間によって生じた実効的なビーム輪郭の拡がりは、ずっと縮小する。
原理的には、スライス平面Zrに跨がっているz軸位置にある2点しか、スライス平面Zrの強度値を補間するためには必要ではないが、好ましい実施例では、適切な信号対雑音比にするため、多数の点を用いて複合信号を発生し、そのため、補間を用いない。
【0022】
再生に用いられる強度信号は、所与の投影に対するビーム角度βで、及びこの所与のビーム角度の前又は後の他のビーム角度βで、スライス平面Zrの周りにかたまっている検出器素子からの信号である。例えば、6列を有しており、そのため、各々の行に6つの検出器素子18′を有している検出器配列44では、所望のスライス平面Zrの両側に対称的に群がる投影から6つの強度信号が選択される。
【0023】
図3(C)について説明すると、スライス平面の位置Zrで、スライス像の再生には、投影線70で表す約2πのガントリの回転に対するデータを必要とする。例えば、所与の角度β1に対するZrにおけるスライス平面像の強度信号は一般的には、いずれも1つのビーム角度で検出器配列44の1行内にあるz軸位置Z1、Z2、Z3、Z4、Z5及びZ6に対応する第1、第2、第3、第4、第5及び第6の検出器素子18′から求められる。しかしながら、他の角度β2では、ガントリの螺旋形の移動により、物理的な検出器配列44内の検出器素子18′のz軸の位置は、もはやスライス平面Zrのz軸位置に対して対称的になっていない。そのため、補間された投影の組は、ビーム角度β2における所与の行の第2、第3、第4、第5及び第6の検出器素子18′からの検出器信号、並びにガントリ位置β2+2πにおける同じ行の第1の検出器素子からの検出器信号を用いることができる。
【0024】
螺旋走査の際に強度信号を選択するという動作により、検出器配列44の一端にある検出器素子からの強度信号が脱落すると共に、その代わりに次のビーム角度β+2πを有する検出器素子からの強度信号が加わる。その意図は、検出器素子18′からの強度信号の多数のz軸位置が、スライス平面Zrの位置に接近するようにすることである。
【0025】
多数の列(場合によっては異なるビーム角度である)の各々の対応する行からの投影データを加算するとき、この加算は、個々の検出器素子18′の実効的なスライス輪郭s′を図3(D)に示す複合スライス輪郭72に拡げる効果を有する。この複合スライス輪郭72は、sに大体等しい幅を有しており、このため、CTシステムの所望の空間的な解像度に適しており、補間を用いた従来のCT螺旋(ヘリカル)走査で得られるスライス輪郭よりも明らかに進歩している。
【0026】
図4(A)及び図4(B)について説明すると、ガントリ平面38に対して扇形ビーム40が発散していることにより、必然的に、患者のある容積要素はビーム角度の2πごとに1回よりも多く測定される。図4(A)に示す平行X線の場合、ビーム角度の2πごとに、検出器配列44はそのz軸方向の幅だけ前進して、患者42の隣接した容積にわたる投影データを収集する。即ち、このため、患者42の各々の容積要素80が、ビーム角度βの2πごとに、1本のX線によって照射され、1本よりも多くのX線によって照射されることはない。これと対照的に、図4(B)に示すように、z軸に沿って扇形ビーム40が発散していることにより、それがカバーする容積は、検出器配列44に近い所よりも、焦点スポット26に近い所では一層小さくなる。完全な投影の組を求めるためには、即ち、各々の容積要素40が、ビーム角度βの2πごとに、少なくとも1つのX線によって照射されるようにするためには、検出器配列44をz軸方向の幅一杯に前進させてはいけないのであって、ガントリ平面38からの扇形ビーム40の正確な発散の度合いに応じて、それよりも少ない分だけ前進させなければならない。源の近くで扇形ビームが相対的に絞り込まれることによって生ずる、ビーム角度当たりの並進量のこの制限により、何回も測定されるデータを有する源から離れた容積82が形成される。即ち、ある容積要素(ボクセル)80では、投影データが2πだけ離れたビーム角度で2本のX線に対して収集される。再生像にアーティファクトが生じないように、この何回も測定されたデータを考慮に入れなければならない。それにも拘らず、この何回も測定されたデータを用いて、本発明による投影データの投影領域の組み合わせに伴うアーティファクトを除去することができる。
【0027】
図5のプロセス・ブロック84について説明すると、本発明の再生方法は、2πのビーム角度に2γmaxを加えた範囲にわたる投影データの収集から始められる。各々の投影は、そのビーム角度βによって、並びにX線角度θ及び扇形ビーム角度γによって同定することができる。
次に、再生しようとするスライスを同定し、そのビーム軸線41がスライスを2等分するようなビーム角度β0=πの両側にあるπ+γのビーム角度の投影データを収集する。各々の円錐形投影のうち、スライス22と交差しているX線θを受け取る列からのデータを、プロセス・ブロック85で示すように選択する。次に、後で述べる式(1)に従って、この投影データに、そのデータを収集したときのビーム角度βに従って加重し、1未満の重みを有しているデータを、所与の投影のビーム角度よりもπ以上大きいか又は−π未満小さい分だけ変位したビーム角度からの対応するデータと組み合わせる。
【0028】
次に図6について説明すると、スライス22に対する最初の投影及び最後の投影は、ビーム角度β=0及びβ=2πにある2つの扇形ビーム40及び40′によって求められる。このとき、スライス22は、ビーム角度β=0にあるビーム40のビーム軸線41とビーム角度β=2πにあるビーム40′に対するビーム軸線41′との中間に位置決めされる。前に図4(A)及び図4(B)について述べたように、扇形ビーム40及び40′は重なり合って、各々の扇形ビーム40及び40′のX線を、X線角度θがα0未満の内側の重なりのないX線、及びX線角度θがα0よりも大きく、且つα0よりも小さい外側の重なり合うX線に分割する。
【0029】
図7について説明すると、スライス22を通過するX線(図5のプロセス・ブロック85でスライス22の再生のために選択される)のX線角度θは、扇形ビームがスライス22を中心とするビーム角度β=πから投影が遠去かるにつれて、次第に大きくなる。具体的に言うと、所望のX線に対するX線角度θは、β=πから一方の向きにαの値までいずれの方向にも直線的に増加すると共に、他方の方向には、−αの値まで直線的に減少する。従って、投影の組を形成している各々の扇形ビームからのX線は、扇形ビーム40及び40′の最初及び最後の投影の間に、X線角度θに著しい不連続を有している。この不連続が像のアーティファクトを生じさせ得る。
【0030】
本発明は、α0よりも大きく、且つαよりも小さいX線角度θの冗長なX線を用いることにより、X線角度θの不連続性を最小限に抑えることができるという認識に基づいている。特に、X線がα0よりも大きいX線角度θを有しているような、投影の組の始め(β=0)に近い投影β=βiからとったX線は、関数w(βi)によって反対の重みを掛けて、1−w(βi)の反対の加重を加える次に続く投影βi+2πからとったX線と加算する。即ち、関連するX線が高度に斜めのX線になるような投影の組の終わりにあるデータを加重して、次の投影の反対側の端で得られたデータと組み合わせ、斜行の影響を最小限に抑えるようにする。特に、投影の組は角度βの2πにわたって次のように組み立てることができる。
【0031】
【数1】
【0032】
図7について説明すると、加重関数w(β)は、
w(β)=0.5(1+β/φ) (3)
というような単純な線形関数であってもよい。
図5について説明すると、プロセス・ブロック86で表したこの加重は、生の投影データに対して行うことができ、このため、非常に敏速にすることができる。
【0033】
プロセス・ブロック88で示すように、選択されて加重されたデータは、必要に応じて組み合わせられた後に、従来周知の普通の扇形ビーム再生アルゴリズムに従って再生される。プロセス・ブロック90で、再生されたビームの像が表示される。
こうして、検出器配列の各対の列が1つのスライス像を発生することができる。この代わりに、前に図3(A)から図3(B)について述べたように、検出器データのいくつもの列を組み合わせて、z軸輪郭が改善された1つのスライス像を作成することができる。この場合、プロセス・ブロック86の加重及び組み合わせ工程の後に、所与のビーム角度、又は2πの整数倍だけ異なるビーム角度に対する検出器の所与の行内にあるいくつかの強度信号を組み合わせて、必要な開口幅を構成することができる。
【0034】
本発明を特定の実施例及び例について説明したが、当業者には、以上の説明からこの他の改変及び変更が容易に考えられよう。従って、本発明は、ここに説明した好ましい実施例に制約されるものではなく、特許請求の範囲によって画定されることを承知されたい。
【図面の簡単な説明】
【図1】行及び列の検出器素子を有している検出器配列と、扇形ビームとを含んでいる本発明のCT装置の見取図である。
【図2】図1のCT装置に用いることができ留と共に、本発明を実施するのに有用なCT制御システムのブロック図である。
【図3】図3(A)は図1の扇形ビーム全体及び検出器配列の断面図であり、図3(B)は図3(A)の扇形ビーム及び1つの検出器素子によって発生されたスライス輪郭を示すグラフであり、図3(C)は増加するビーム角度βと共にz次元に沿った螺旋走査を用いたときの、図3(A)の1つの検出器素子に関連する各々のX線の軌跡を示すグラフであり、図3(D)は図3(B)と同様なグラフであって、多数の単一検出器素子を組み合わせた後の図3(A)の扇形ビームの実効スライス輪郭を示しており、本発明によってスライス輪郭が改善されることを示すグラフである。
【図4】図4(A)及び図4(B)は平行及び発散形扇形ビームを誇張して示す断面図であって、発散形扇形ビームでは何回も測定される走査容積が発生することを示す図である。
【図5】本発明に従って図1の装置で投影データを再生する工程を示すフローチャートである。
【図6】ビーム角度が2πだけ変位した螺旋走査における2つの重なり合っているコーン・ビームの側面図である。
【図7】相異なる角度βで各々の投影からのデータに対して加えられる加重係数のグラフと揃えてその上側に示したグラフであって、スライス平面に対して補間するのに用いられる、ある範囲のビーム角度に対してビーム角度βの関数としてのスライスの中心を通るX線のX線角度のグラフである。
【符号の説明】
10 X線源
18′ 検出器素子
20 ガントリ
40 扇形ビーム
41 ビーム軸線
44 検出器配列
48 並進軸線
56 ガントリ・モータ制御装置
60 コンピュータ
62 データ収集システム
65 オペレータ・コンソール
68 像再生装置
Claims (8)
- 容積要素を有している撮像されるべき物体の像を作成する計算機式断層写真装置であって、
並進軸線の周りの複数のビーム角度全体にわたるビーム軸線の回転と共に該ビーム軸線に沿ってX線ビームを送り出すX線源であって、前記ビームは、前記並進軸線を横切って中心コーン軸線の周りにX線角度で発散している経路に沿った複数のX線を含んでいる、X線源と、
それぞれが前記撮像されるべき物体を通過した後のX線を受け取る検出器素子の配列であって、前記素子の各々は、該素子に関連するX線の減衰に依存する強度信号を発生している、検出器素子の配列と、
前記撮像されるべき物体のある容積要素が第1のビーム角度で第1のX線により照射されると共に第2のビーム角度で第2のX線により照射されるように、前記複数のビーム角度にわたって前記ビーム軸線が回転する間に前記撮像されるべき物体を複数の並進位置にわたって前記X線源に対して前記並進軸線に沿って移動させる並進装置であって、前記第1のX線及び前記第2のX線は、2πラジアンの整数倍だけ異なるビーム角度に関連している、並進装置と、
断層写真像を再生する前に、加重された強度信号を発生するように前記第1及び第2のX線に関連する強度信号を加重する加重手段と、
前記加重された強度信号を受け取ると共に該加重された強度信号から断層写真像を再生する再生装置と、
前記断層写真像を表示する表示装置とを備えた計算機式断層写真装置。 - 前記加重手段は、前記X線角度の関数である加重値により前記第1及び第2の強度信号を加重している請求項1に記載の装置。
- 前記加重手段は、w1+w2=1として、加重値w1及びw2により前記第1及び第2の強度信号を加重している請求項1に記載の装置。
- 前記第1及び第2のX線に関連するビーム軸線は、2πラジアンだけ隔たっている請求項1に記載の装置。
- 撮像されるべき物体の像を発生する方法であって、
前記撮像されるべき物体をビーム軸線に沿って通過した後のX線ビームに対応する複数のX線に関連する強度信号を発生する工程であって、前記X線ビームは、並進軸線を横切って中心コーン軸線の周りにX線角度で発散している経路に沿った複数のX線を含んでおり、前記ビーム軸線は、前記並進軸線の周りの複数のビーム角度にわたって回転する、前記強度信号を発生する工程と、
前記撮像されるべき物体の少なくとも1つの容積要素が第1のビーム角度で第1のX線により照射されると共に第2のビーム角度で第2のX線により照射されるような投影の組を求めるように、前記複数のビーム角度にわたって前記ビーム軸線が回転する間に前記撮像されるべき物体をX線源に対して並進軸線に沿って並進させる工程であって、前記第1のX線及び前記第2のX線は、2πラジアンの整数倍だけ異なるビーム角度に関連している、並進させる工程と、
再生する前に、前記第1及び第2のX線に関連する強度信号を加重する工程と、
前記第1及び第2のX線からの加重された前記強度信号から断層写真像を再生する工程と、
前記断層写真像を表示する工程とを備えた撮像されるべき物体の像を発生する方法。 - 前記加重する工程は、前記X線角度の関数である加重値により前記第1及び第2の強度信号を加重する請求項5に記載の方法。
- 前記加重する工程は、w1+w2=1として、加重値w1及びw2により前記第1及び第2の強度信号を加重する請求項5に記載の方法。
- 前記並進させる工程は、前記第1及び第2のX線に関連するビーム軸線を2πラジアンだけ隔てる請求項7に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US08/151,456 US5469486A (en) | 1992-08-07 | 1993-11-08 | Projection domain reconstruction method for helical scanning computed tomography apparatus with multi-column detector array employing overlapping beams |
US151456 | 1993-11-08 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH07194590A JPH07194590A (ja) | 1995-08-01 |
JP3682308B2 true JP3682308B2 (ja) | 2005-08-10 |
Family
ID=22538848
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP27166094A Expired - Fee Related JP3682308B2 (ja) | 1993-11-08 | 1994-11-07 | 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 |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5469486A (ja) |
JP (1) | JP3682308B2 (ja) |
DE (1) | DE4438988A1 (ja) |
IL (1) | IL111480A (ja) |
Families Citing this family (23)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH0810251A (ja) * | 1994-06-28 | 1996-01-16 | Hitachi Medical Corp | X線断層撮影方法および装置 |
DE19545291A1 (de) * | 1995-02-27 | 1996-08-29 | Klein Hans Martin | Spiral-Felddetektor-Computertomograph |
JP2914891B2 (ja) * | 1995-07-05 | 1999-07-05 | 株式会社東芝 | X線コンピュータ断層撮影装置 |
US5606585A (en) * | 1995-12-21 | 1997-02-25 | General Electric Company | Methods and apparatus for multislice helical image reconstruction in a computer tomography system |
JP4163767B2 (ja) * | 1996-05-02 | 2008-10-08 | シーメンス アクチエンゲゼルシヤフト | コンピュータ断層撮影装置の画像再構成方法 |
DE19711963C2 (de) * | 1996-05-02 | 2000-04-13 | Siemens Ag | Verfahren zur Bildrekonstruktion bei einem Computertomographen |
DE19623271C2 (de) * | 1996-05-31 | 2002-06-13 | Peter Maas | Verfahren zur dreidimensionalen Computertomographie |
DE19626095C2 (de) * | 1996-06-28 | 2001-02-08 | Siemens Ag | Computertomograph |
US5708691A (en) * | 1996-07-05 | 1998-01-13 | Kabushiki Kaisha Toshiba | X-ray computed tomographic imaging device and x-ray computed tomographic method |
IL119033A0 (en) * | 1996-08-07 | 1996-11-14 | Elscint Ltd | Multi-slice detector array |
US5802134A (en) * | 1997-04-09 | 1998-09-01 | Analogic Corporation | Nutating slice CT image reconstruction apparatus and method |
US6298112B1 (en) * | 1998-07-01 | 2001-10-02 | Ge Medical Systems Global Technology Co. Llc | Methods and apparatus for helical multi-frame image reconstruction in a computed tomography fluoro system including data communications over a network |
US6038278A (en) * | 1998-07-01 | 2000-03-14 | Hsieh; Jiang | Method and apparatus for helical multi-frame image reconstruction in a computed tomography fluoro system |
DE19854947B4 (de) * | 1998-11-27 | 2005-01-05 | Siemens Ag | Verfahren zur Bildrekonstruktion für ein Spiral-CT-Gerät und Spiral-CT-Gerät zur Durchführung eines solchen Verfahrens |
DE19927953A1 (de) * | 1999-06-18 | 2001-01-11 | Siemens Ag | Röntgendiagnostikgerät |
US6256365B1 (en) * | 1999-08-16 | 2001-07-03 | Analogic Corporation | Apparatus and method for reconstruction of images in a computed tomography system using oblique slices |
DE19953613A1 (de) * | 1999-11-08 | 2001-05-17 | Siemens Ag | CT-Gerät sowie Verfahren zum Betrieb eines CT-Geräts |
US6339632B1 (en) | 1999-12-23 | 2002-01-15 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Multi slice single filtering helical weighting method and apparatus to use the same |
FR2819141B1 (fr) * | 2000-12-29 | 2008-10-24 | Chabunda Christophe Mwanza | Dispositif source produisant un double faisceau simultane des rayons x isospectraux |
WO2003051201A2 (en) * | 2001-12-14 | 2003-06-26 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Virtual spherical anode computed tomography |
US6597756B1 (en) * | 2002-06-19 | 2003-07-22 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Methods and apparatus for multi-slice image reconstruction |
FR2849250B1 (fr) * | 2002-12-23 | 2005-05-13 | Commissariat Energie Atomique | Procede de reconstruction d'une image radiographique par combinaison de vignettes se recouvrant |
WO2011094543A1 (en) * | 2010-01-28 | 2011-08-04 | Weinberg Medical Physics Llc | Reconstruction of linearly moving objects with intermittent x-ray sources |
Family Cites Families (15)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB1540099A (en) * | 1976-01-21 | 1979-02-07 | Emi Ltd | Radiography |
US4293912A (en) * | 1977-09-30 | 1981-10-06 | Technicare Corporation | Tomographic apparatus |
US4442489A (en) * | 1979-06-16 | 1984-04-10 | U.S. Philips Corporation | Device for computed tomography |
US4352021A (en) * | 1980-01-07 | 1982-09-28 | The Regents Of The University Of California | X-Ray transmission scanning system and method and electron beam X-ray scan tube for use therewith |
GB2088670B (en) * | 1980-11-26 | 1984-10-10 | Philips Nv | Radiation absorption distribution measurement in a part section of body |
US4888693A (en) * | 1987-04-01 | 1989-12-19 | General Electric Company | Method to obtain object boundary information in limited-angle computerized tomography |
US4965726A (en) * | 1988-10-20 | 1990-10-23 | Picker International, Inc. | CT scanner with segmented detector array |
IL90521A0 (en) * | 1989-06-04 | 1990-01-18 | Elscint Ltd | Dual slice scanner |
US5216601A (en) * | 1989-11-22 | 1993-06-01 | General Electric Company | Method for fan beam helical scanning using rebinning |
US5253171A (en) * | 1990-09-21 | 1993-10-12 | General Electric Company | Parallel processing method and apparatus based on the algebra reconstruction technique for reconstructing a three-dimensional computerized tomography (CT) image from cone beam projection data |
US5396528A (en) * | 1991-06-28 | 1995-03-07 | General Electric Company | Tomographic image reconstruction using cross-plane rays |
US5241576A (en) * | 1991-12-23 | 1993-08-31 | General Electric Company | Segmented detector containing sub-elements for separate measuring of a fan beam |
US5377250A (en) * | 1992-08-07 | 1994-12-27 | General Electric Company | Reconstruction method for helical scanning computed tomography apparatus with multi-row detector array |
US5291402A (en) * | 1992-08-07 | 1994-03-01 | General Electric Company | Helical scanning computed tomography apparatus |
US5400377A (en) * | 1993-07-16 | 1995-03-21 | General Electric Company | Artifact reduction method for tomographic image reconstruction using cross-plane rays |
-
1993
- 1993-11-08 US US08/151,456 patent/US5469486A/en not_active Expired - Lifetime
-
1994
- 1994-10-31 DE DE4438988A patent/DE4438988A1/de not_active Ceased
- 1994-11-01 IL IL11148094A patent/IL111480A/en not_active IP Right Cessation
- 1994-11-07 JP JP27166094A patent/JP3682308B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE4438988A1 (de) | 1995-05-11 |
JPH07194590A (ja) | 1995-08-01 |
US5469486A (en) | 1995-11-21 |
IL111480A0 (en) | 1995-01-24 |
IL111480A (en) | 1998-10-30 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP3682308B2 (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 | |
US6937690B2 (en) | Method for computed tomography of a periodically moving object to be examined, and a CT unit for carrying out this method | |
US5291402A (en) | Helical scanning computed tomography apparatus | |
EP0426464B1 (en) | Computerized tomographic image reconstruction method for helical scanning | |
JP2758515B2 (ja) | 投影データを獲得する方法及びct装置 | |
EP1713392B1 (en) | Computed tomography imaging with pixel staggering and focal spot modulation | |
JP5376902B2 (ja) | コンピュータ断層撮影装置、再構成処理方法 | |
JPH0728862B2 (ja) | Ct装置 | |
US6904117B2 (en) | Tilted gantry helical cone-beam Feldkamp reconstruction for multislice CT | |
JP2001515378A (ja) | らせん走査ctスキャナにおけるオンライン画像再構成 | |
US6925141B2 (en) | Method for imaging in the computer tomography of a periodically moved object to be examined and CT device for carrying out the method | |
JPH0793924B2 (ja) | 平面と交差する輻射線を用いた断層像再生方式 | |
US7529335B2 (en) | Voxel-driven spiral reconstruction for cone-beam computer tomography | |
JP2001057976A (ja) | 立体画像再構成方法及び装置並びにctスキャナー | |
JP2006110342A (ja) | 傾斜円錐形ビームデータの再構成のための方法及び装置 | |
JPH08263638A (ja) | 物体の断層写真像を作成するシステム及び方法 | |
JPH10146331A (ja) | 対象物の関心ある領域の3次元コンピュータトモグラフ撮影のための走査及びデータ取得方法および装置 | |
JP2000037379A (ja) | Ct装置を用いて検査対象物の螺旋走査により得られた測定値から像を再構成するための方法およびこのような方法を実施するためのct装置 | |
US7215734B2 (en) | Method and system for three-dimensional reconstruction of images | |
JPH0661330B2 (ja) | 断層撮影像作成方法および装置 | |
JP3917684B2 (ja) | 物体の断層写真像を作成する方法及び装置 | |
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 | |
JPH10243941A (ja) | 画像再構成処理装置 | |
JP4025530B2 (ja) | X線ct装置 | |
US6154515A (en) | Computerized tomography reconstruction using shadow zone patching |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
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: 20050426 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20050523 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090527 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090527 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100527 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110527 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120527 Year of fee payment: 7 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130527 Year of fee payment: 8 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |