JP4639331B2 - Cone beam CT system - Google Patents

Cone beam CT system Download PDF

Info

Publication number
JP4639331B2
JP4639331B2 JP2005014690A JP2005014690A JP4639331B2 JP 4639331 B2 JP4639331 B2 JP 4639331B2 JP 2005014690 A JP2005014690 A JP 2005014690A JP 2005014690 A JP2005014690 A JP 2005014690A JP 4639331 B2 JP4639331 B2 JP 4639331B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
cone beam
cone
correction coefficient
detector
correction
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.)
Active
Application number
JP2005014690A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2006198258A (en
Inventor
勉 五味
吉郎 越田
利明 宮地
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.)
Kanazawa University NUC
Original Assignee
Kanazawa University NUC
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 Kanazawa University NUC filed Critical Kanazawa University NUC
Priority to JP2005014690A priority Critical patent/JP4639331B2/en
Priority to PCT/JP2006/300874 priority patent/WO2006077980A1/en
Publication of JP2006198258A publication Critical patent/JP2006198258A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP4639331B2 publication Critical patent/JP4639331B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • 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]
    • 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
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4064—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis specially adapted for producing a particular type of beam
    • A61B6/4085—Cone-beams

Landscapes

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

Description

コーンビームＣＴ装置を用いて、三次元画像再構築をすることに関し、特にコーンビーム・アーチファクトを軽減することに関する。   The present invention relates to three-dimensional image reconstruction using a cone beam CT apparatus, and more particularly to reducing cone beam artifacts.

初期のＣＴ装置は、人体の二次元断面画像を形成するだけであったが、三次元の画像を作成することが望まれている。このため、様々な画像撮影のための方式が提案されてきた。その一つが、図１に示すようなコーンビームＣＴ装置である。図１において、コーンビームＣＴ装置１００は、コーンビーム１２０を発生するＸ線源１１０と大面積の平面（二次元）検出器１３０を対向して設置し、人体１４０の周りをＸ線源と二次元検出器とのペアを回転することで、コンピュータ（図示せず）による三次元画像再構築に必要な投影データの収集を行う。
さて、コーンビームＣＴ装置において、コーンビーム・アーチファクトが三次元画像再構築をする際に問題となっている。
ＣＴ画像の再構成を行うFeldKamp法（非特許文献１参照）は、厳密解型アルゴリズムを採用しているため、再構成画像の精度は一般的に高く、近年多列化が進むマルチスライスＣＴやコーンビームＣＴの画像再構成法に採用されている。しかし、Ｘ線源が回転する回転中心の再構成面以外で、体軸方向に離れた位置における再構成画像は、一般的にコーンビーム・アーチファクトの発生が大きくなることが知られている。（非特許文献２〜４参照）。今までに、このFeldKamp法をベースにして画質改善を図った方法が報告されている（非特許文献２，５〜７参照）。 Early CT devices only formed a two-dimensional cross-sectional image of the human body, but it is desired to create a three-dimensional image. For this reason, various methods for photographing images have been proposed. One of them is a cone beam CT apparatus as shown in FIG. In FIG. 1, a cone beam CT apparatus 100 has an X-ray source 110 that generates a cone beam 120 and a large-area planar (two-dimensional) detector 130 facing each other. By rotating a pair with a dimension detector, projection data necessary for three-dimensional image reconstruction by a computer (not shown) is collected.
In the cone beam CT apparatus, cone beam artifacts are a problem when three-dimensional image reconstruction is performed.
Since the FeldKamp method for reconstructing CT images (see Non-Patent Document 1) employs a strict solution algorithm, the accuracy of the reconstructed image is generally high, It is adopted for the image reconstruction method of cone beam CT. However, it is known that cone beams and artifacts are generally generated in a reconstructed image at a position apart in the body axis direction other than the reconstructed surface at the center of rotation where the X-ray source rotates. (See Non-Patent Documents 2 to 4). Up to now, methods for improving image quality based on the FeldKamp method have been reported (see Non-Patent Documents 2 to 7).

現在実用化されているＣＴの多くは、ヘリカル軌道方式を採用したマルチスライスＣＴであり、そのディテクタは１６列が主流になっている。近い将来、もっと多くのチャンネル数を採用したコーンビームＣＴの出現によって、胸部や腹部のように広範なスキャン範囲を必要とする部位に対して、シングルスキャンによる短時間でスキャンを行うことが主流になると思われる。
シングルスキャンによる、コーン角の大きなコーンビームＣＴを使用して、コーンビーム・アーチファクトを低減し、かつ広い撮影範囲で質の高い再構成画像を生成することができれば、臨床使用において非常に有用である。 Many CTs currently in practical use are multi-slice CTs that employ a helical orbital system, and 16 detectors are the mainstream. In the near future, with the emergence of cone beam CT that employs a larger number of channels, it will become the mainstream to scan in a short time with a single scan for parts that require a wide scan range such as the chest and abdomen. It seems to be.
If cone beam CT with a large cone angle by single scan can be used to reduce cone beam artifacts and generate high-quality reconstructed images over a wide imaging range, it is very useful in clinical use. .

Feldkamp, L. A., Davis, L. C., Kress, J. W., "Practical cone-beam algorithm" J. Opt. Soc. Am. A1 612-619 (1984)Feldkamp, L. A., Davis, L. C., Kress, J. W., "Practical cone-beam algorithm" J. Opt. Soc. Am. A1 612-619 (1984) Turbell, H, "Cone-beam reconstruction using filtered backprojection" Linkoping Studies in Science and Technology, Thesis (2001)Turbell, H, "Cone-beam reconstruction using filtered backprojection" Linkoping Studies in Science and Technology, Thesis (2001) Wang, G., Lin, T-H., Cheng, P-C., Shinozaki D. M., "A general cone-beam reconstruction algorithm" IEEE Trans. Med. Imaging 12 486-496 (1993)Wang, G., Lin, T-H., Cheng, P-C., Shinozaki D. M., "A general cone-beam reconstruction algorithm" IEEE Trans. Med. Imaging 12 486-496 (1993) Zeng, G. L., Gullberg, G. T., "A cone-beam tomography algorithm for orthogonal circle-and-line orbit" Phys. Med. Biol. 37 563-577 (1992)Zeng, G. L., Gullberg, G. T., "A cone-beam tomography algorithm for orthogonal circle-and-line orbit" Phys. Med. Biol. 37 563-577 (1992) Grass, M., Kohler, T., Proksa, R., "3D cone-beam CT reconstruction for circular trajectories" Phys. Med. Biol. 45 329-347 (2000)Grass, M., Kohler, T., Proksa, R., "3D cone-beam CT reconstruction for circular trajectories" Phys. Med. Biol. 45 329-347 (2000) Grass, M., Kohler, T., Proksa, R., "Angular weighted hybrid cone-beam CT reconstruction for circular trajectories" Phys. Med. Biol. 46 1595-1610 (2001)Grass, M., Kohler, T., Proksa, R., "Angular weighted hybrid cone-beam CT reconstruction for circular trajectories" Phys. Med. Biol. 46 1595-1610 (2001) Tang, X., Ning, R., Conover, D., "Cone beam volume CT image artifacts caused by defective cells in x-ray flat panel imagers and the artifact removal using a wavelet-analysis-based algorithm" Med. Phys. 28 812-825 (2001)Tang, X., Ning, R., Conover, D., "Cone beam volume CT image artifacts caused by defective cells in x-ray flat panel imagers and the artifact removal using a wavelet-analysis-based algorithm" Med. Phys. 28 812-825 (2001)

本発明の目的は、シングルスキャン方式によるコーンビームＣＴにおいて、新たにコーンビーム・アーチファクトを低減した画像再構築処理を提供することである。   An object of the present invention is to provide an image reconstruction process in which cone beam artifacts are newly reduced in cone beam CT by a single scan method.

この目的を達成するために、本発明は、シングルスキャン・コーンビームの投影データから画像を再構成するコーンビームＣＴ装置において、コーンビームを発生するＸ線源及び二次元検出器と、前記Ｘ線源と前記二次元検出器の対を対象物に対して相対的に回転させる回転装置と、前記二次元検出器からの各回転角ごとの投影データに対して、補正係数により補正する補正手段と、該補正係数により補正された投影データを三次元逆投影する画像手段とを備える。
前記補正手段で用いる補正係数は、回転角によって異なる重み付けを作成し、その重み付けを乗算することによって各投影データを補正するものであり、補正に使用する重み付けは、体軸方向に離れた位置での再構成に関しては小さく、逆に回転中心面に近い位置での再構成では大きくすること、そして、二次元検出器の各々の検出器チャンネルに対して、検出器中心では大きく、検出器の辺縁では小さくするように分配することが望ましい。 In order to achieve this object, the present invention relates to an X-ray source and a two-dimensional detector for generating a cone beam in a cone beam CT apparatus for reconstructing an image from projection data of a single scan cone beam, and the X-ray. A rotation device that rotates a pair of a source and the two-dimensional detector relative to an object, and a correction unit that corrects projection data for each rotation angle from the two-dimensional detector using a correction coefficient. And image means for three-dimensional backprojecting the projection data corrected by the correction coefficient.
The correction coefficient used in the correction means is to create different weights depending on the rotation angle, and to correct each projection data by multiplying the weights. The weights used for correction are at positions separated in the body axis direction. The reconstruction is small, and conversely, the reconstruction at a position close to the rotation center plane is large, and for each detector channel of the two-dimensional detector, It is desirable to distribute the edges to be small.

前記補正係数ωｉは、
（ここで、β：回転角，ｐｉ：係数，ｎ＝２）
で求められる。
また、検出器中心では大きく、検出器の辺縁では小さくするように分配すると、補正係数ωｉ２は
（ここで、γ：ファン角，j：コ-ン角）
とするとよい。 The correction coefficient ω i is
(Where β: rotation angle, p i : coefficient, n = 2)
Is required.
If the distribution is made so that it is large at the center of the detector and small at the edge of the detector, the correction coefficient ω i2 is
(Where γ is the fan angle, j is the cone angle)
It is good to do.

本発明のコーンビームＣＴ装置では、ＣＴ撮像におけるコーンビーム・アーチファクトを低減させ且つ、高画質な再構成画像を生成することができる。   The cone beam CT apparatus of the present invention can reduce cone beam artifacts in CT imaging and generate a high-quality reconstructed image.

本発明のシングルスキャンにおけるコーンビーム・アーチファクトを低減させるコンピュータによる画像再構成処理を構築するに当たって、まず、コーンビーム・アーチファクトの発生要因を調べた。このために、体軸方向の異なる位置に微小球体ファントムを配置してコンピュータ・シミュレーションを行った。その結果、投影データは、回転角の違いによって一定の周期関数として現される軌道に従い、投影されていることが確認された。   In constructing a computer image reconstruction process for reducing cone beam artifacts in a single scan according to the present invention, first, the causes of cone beam artifacts were investigated. For this purpose, a computer simulation was performed with microsphere phantoms arranged at different positions in the body axis direction. As a result, it was confirmed that the projection data was projected according to a trajectory expressed as a constant periodic function depending on the difference in rotation angle.

コーンビーム・アーチファクトが大きいほど、投影データの軌道が大きくなる傾向となった。これらコーンビーム・アーチファクトの発生要因を考慮して、図１に示したシングルスキャン・コーンビームＣＴ装置において、以下に示す再構成アルゴリズムによるコンピュータにおける再構成処理を構築した。
１）各回転角ごとの投影データに対して、重み付けを変える（非線形な重み付けの採用）。
２）補正係数は、検出器の各チャンネルデータに対して、検出器の中心付近では多く、辺縁付近では少なくなるような配分とする。
３）補正され投影データを三次元逆投影する。
以下に再構成アルゴリズムを詳しく説明する。 The larger the cone beam artifact, the larger the trajectory of the projection data. Considering the generation factors of these cone beam artifacts, a reconstruction process in a computer using the following reconstruction algorithm was constructed in the single scan cone beam CT apparatus shown in FIG.
1) Change the weighting of projection data for each rotation angle (adopting non-linear weighting).
2) The correction coefficient is distributed so as to increase in the vicinity of the center of the detector and decrease in the vicinity of the edge with respect to each channel data of the detector.
3) Three-dimensional backprojection of the corrected projection data.
The reconstruction algorithm will be described in detail below.

＜コンピュータ・シミュレーションに用いる数値ファントムの定義＞
ここで、コーンビーム・アーチファクトの発生要因の解析等に用いるコンピュータ・シミュレーションで, 数値ファントムの定義について説明する。
幾何学的な基準点は（ｘ，ｙ，ｚ）＝（０，０，０）であり、Ｚ軸の回りを回転する角度をΦ、Ｙ軸の周りを回転する角度をθとする。ゆえに、回転、変換される新しい幾何学的位置は以下の（１）式によって表される。形は円筒形（Cylinder）又は楕円体（Ellipsoid）の２つとする。
ｋは、Ｎ構成要素によって組み立てられる数値ファントムのｋ番目の構成要素を表す。変換操作に伴う移動：Ｔｒｌ（ｘｋ，ｙｋ，ｚｋ），縮尺：Ｓｃｌ（ａｋ，ｂｋ，ｃｋ），Ｙ軸回転：Ｒｏｔ（Ｙ，θｋ），Ｚ軸回転：Ｒｏｔ（Ｚ，θｋ）の個々の定義は以下の式によって表される。 <Definition of numerical phantom used for computer simulation>
Here, the definition of a numerical phantom will be explained by computer simulation used for analysis of the cause of cone beam artifacts.
The geometric reference point is (x, y, z) = (0, 0, 0), where Φ is an angle that rotates around the Z axis, and θ is an angle that rotates around the Y axis. Therefore, the new geometric position to be rotated and transformed is expressed by the following equation (1). There are two shapes, cylindrical or elliptical (Ellipsoid).
k represents the kth component of the numerical phantom assembled by the N component. Movement accompanying conversion operation: T rl (x k , y k , z k ), scale: S cl (a k , b k , c k ), Y axis rotation: R ot (Y, θ k ), Z axis rotation : Each definition of R ot (Z, θ k ) is expressed by the following equation.

移動（Translation)
縮尺（scaling)
Ｙ軸回転（rotation around Y-axis）
Ｚ軸回転（rotation around Z-axis）
Translation
Scaling
Y-axis rotation (rotation around Y-axis)
Z-axis rotation (rotation around Z-axis)

また、シミュレーションは、以下の表に示すパラメータの条件下で行う。
The simulation is performed under the parameters shown in the following table.

＜コーンビーム・アーチファクトの発生要因の解析＞
微小球体ファントムを用いて、シミュレーションを行い、コーンビーム・アーチファクトの発生要因を解析する。微小球体ファントムを使用する目的は、体軸（Ｚ軸）方向に離れた位置での再構成画像から発生するコーンビーム・アーチファクトが、どのような要因によって発生しているのかを解析するためである。図２に解析方法の概要を示す。
図２（ａ）は、図１に示したコーンビームＣＴ装置において、Ｘ線源１１０と二次元検出器１３０が体軸の周りを回転して、０度と、１８０度の回転角のときを示している。回転角０度のときは微小球体ファントム（ビーズ）の投影が平面検出器１３０上のａにあり、回転角１８０度のときは微小球体ファントム（ビーズ）の投影が平面検出器１３０’上のｂにあることを示している。図２（ｂ），（ｃ）は、回転角により、微小球体ファントムがどの検出器チャンネルで検出されるかを示している。 <Analysis of the cause of cone beam artifacts>
A simulation is performed using a microsphere phantom to analyze the causes of cone beam artifacts. The purpose of using the microsphere phantom is to analyze what causes the cone beam artifact generated from the reconstructed image at a position distant in the body axis (Z axis) direction. . FIG. 2 shows an outline of the analysis method.
FIG. 2A shows the cone beam CT apparatus shown in FIG. 1 when the X-ray source 110 and the two-dimensional detector 130 rotate around the body axis and have rotation angles of 0 degrees and 180 degrees. Show. When the rotation angle is 0 °, the projection of the microsphere phantom (bead) is on a on the flat detector 130, and when the rotation angle is 180 °, the projection of the microsphere phantom (bead) is b on the flat detector 130 ′. It shows that there is. FIGS. 2B and 2C show which detector channel the microsphere phantom is detected by the rotation angle.

コーン角のない状態でのシングルスキャンでは、図２中の微小球体ファントムは、０度から３５９度の全ての回転角において、同一の検出器チャンネルに投影される。しかし、図２（ａ）（ｂ）に示すように、コーン角が存在すると、回転角０度と回転角１８０度では微小球体ファントムは同一の検出器チャンネルに投影されず、複数の検出器チャンネルに投影されることになる。回転角によって、どの検出器チャンネルに投影されるかを解析することによって、コーンビーム・アーチファクトの発生要因を解明することが可能となる。
図２（ａ），（ｂ）に示されるように、微小球体ファントムが投影される検出器チャンネルは、各回転角ごとに異なっており、回転中心から体軸（Ｚ軸）方向に離れていくほど、この格差（Ｌ）は大きくなる。図２（ｃ）に示すように、投影角“０度”から“３５９度”のシングルスキャンを行った場合、二次元検出器に投影されるチャンネルデータと、回転角の関係をプロットしていくと、一定の周期に従った軌道を描く現象が確認できる。 In a single scan with no cone angle, the microsphere phantom in FIG. 2 is projected onto the same detector channel at all rotation angles from 0 degrees to 359 degrees. However, as shown in FIGS. 2 (a) and 2 (b), if a cone angle exists, the microsphere phantom is not projected onto the same detector channel at a rotation angle of 0 ° and a rotation angle of 180 °, and a plurality of detector channels are used. Will be projected. By analyzing which detector channel is projected by the rotation angle, it is possible to elucidate the cause of the cone beam artifact.
As shown in FIGS. 2A and 2B, the detector channel on which the microsphere phantom is projected is different for each rotation angle, and moves away from the center of rotation in the body axis (Z-axis) direction. The disparity (L) becomes larger. As shown in FIG. 2C, when a single scan from the projection angle “0 degree” to “359 degree” is performed, the relationship between the channel data projected on the two-dimensional detector and the rotation angle is plotted. The phenomenon of drawing a trajectory according to a certain period can be confirmed.

ここでは、二つの異なるコーン角（28.0724度と36.8698度）によるコーンビームＣＴを想定して、異なる位置に配置された微小球体ファントムが、回転角の変化によって、どのようにして検出器チャンネルに投影されていくかについて調べた。図３にその結果を示す。ここで示した微小球体ファントムは表２に示すものを用いている。なお、μｋは、Ｘ線の吸収率を示す。
Here, assuming a cone beam CT with two different cone angles (28.0724 degrees and 36.8698 degrees), how microsphere phantoms arranged at different positions are projected onto the detector channel by changing the rotation angle Investigated what will be done. The result is shown in FIG. The microsphere phantom shown here uses the one shown in Table 2. Note that μ k represents the X-ray absorption rate.

図３（ａ），（ｂ）に示した結果から、コーン角が大きく、体軸方向に離れた位置になるほど、その軌道は大きくなる傾向になっていることがわかる。また、各々異なった位置における微小球体ファントムの再構成画像（Feldkamp法によって作成）も右側に示しているが、コーンビーム・アーチファクトの発生が大きくなるほど、軌道が大きくなっていることが確認できる。よって、これらの結果からコーンビーム・アーチファクトの発生は、
１）投影データは、一定の周期関数に従った軌道を描きながら、複数のチャンネルに投影される。
２）その軌道は体軸方向に向かって離れた位置、またはコーン角が拡がるほど大きくなる。
ということが主な要因になっていると考えることができる。 From the results shown in FIGS. 3 (a) and 3 (b), it can be seen that the trajectory tends to increase as the cone angle increases and the position in the body axis direction increases. Also, reconstructed images of microsphere phantoms at different positions (created by the Feldkamp method) are shown on the right side, and it can be confirmed that the orbit becomes larger as the generation of cone beam artifacts increases. Therefore, from these results, the generation of cone beam artifacts is
1) Projection data is projected on a plurality of channels while drawing a trajectory according to a constant periodic function.
2) The trajectory becomes larger as the position away from the body axis or the cone angle increases.
It can be considered that this is the main factor.

＜新しい再構成アルゴリズム＞
上述したコーンビーム・アーチファクトの発生要因の解析結果から、コーンビーム・アーチファクトを低減するために、以下のコンピュータによる処理を提案する。
１）回転角によって異なる重み付けを作成し、その重み付けを乗算することによって各投影データを補正する。
２）補正に使用する重み付けは、体軸方向に離れた位置での再構成に関しては小さく、逆に回転中心面に近い位置での再構成では大きくするようにする。
３）算出した重み付けは、二次元検出器の各々の検出器チャンネルに対して、検出器中心では大きく、検出器の辺縁では小さくするように分配する。
４）補正された投影データを三次元逆投影して再構成画像を得る。 <New reconstruction algorithm>
In order to reduce cone beam artifacts based on the analysis results of the above-mentioned cone beam artifact generation factors, the following computer processing is proposed.
1) Different weights are created depending on the rotation angle, and each projection data is corrected by multiplying the weights.
2) The weight used for correction is small for reconstruction at positions distant in the body axis direction, and conversely, it is large for reconstruction at positions close to the rotation center plane.
3) The calculated weight is distributed to each detector channel of the two-dimensional detector so as to be large at the center of the detector and small at the edge of the detector.
4) Three-dimensional backprojection of the corrected projection data is performed to obtain a reconstructed image.

図２（ｃ），図３において、回転角をβ、各々の位置の微小球体ファントムにおける軌道をΓ（β）とすると、それぞれの軌道は二次の多項式を用いて近似的に式（６）のように表すことができる。ただし、ｐｉは係数、ｎ＝２とする。
2 (c) and 3, assuming that the rotation angle is β and the trajectory of the microsphere phantom at each position is Γ (β), each trajectory is approximately expressed by a quadratic polynomial (6). It can be expressed as Here, p i is a coefficient, and n = 2.

この式（６）で表される軌道Γ（β）の偏移が、最も大きい１８０度付近の投影データの重み付けを少なくするような補正係数を作成して、補正することによってコーンビーム・アーチファクトを低減することが可能になる。補正係数をωｉ（β）とすると、補正係数ωｉ（β）は式（６）の逆関数を求めればよいので、式（７）のように表すことができる。
By generating and correcting a correction coefficient that reduces the weighting of projection data around 180 degrees where the shift of the trajectory Γ (β) represented by the equation (6) is the largest, the cone beam artifact is corrected. It becomes possible to reduce. Assuming that the correction coefficient is ω i (β), the correction coefficient ω i (β) may be expressed as equation (7) because an inverse function of equation (6) may be obtained.

式（７）を使って、各微小球体ファントムの位置ごとにの補正係数（ωｉ（β））をプロットしたものが図４である。コーン角が大きく、体軸方向に離れた位置での再構成では、投影角ごとに補正係数ωｉ（β）を大きく変化させなければならない。ここで、式（７）で求めた補正係数は、全ての検出器チャンネルに対して同一の分配で補正するのではなく、ディテクタの中心付近のチャンネルデータに対しては分配を大きく、逆にディテクタの辺縁付近のチャンネルデータに対しては、分配を少なくするような補正を行う。ここでコーン角をｊ、ファン角をγとすると、回転角ごとに検出器での分配を考慮に入れた補正係数ωｉ2（β）は式（８）によって現される。
FIG. 4 is a plot of the correction coefficient (ω i (β)) for each position of each microsphere phantom using Equation (7). In reconstruction at a position where the cone angle is large and away from the body axis direction, the correction coefficient ω i (β) must be changed greatly for each projection angle. Here, the correction coefficient obtained by the equation (7) is not corrected with the same distribution for all detector channels, but the distribution is large for the channel data near the center of the detector, and conversely the detector. For the channel data in the vicinity of the edge, correction is performed so as to reduce distribution. Here, when the cone angle is j and the fan angle is γ, the correction coefficient ω i2 (β) taking into account the distribution at the detector for each rotation angle is expressed by the equation (8).

３６０度収集して得られた投影データＰＦ １ をそのまま逆投影すると再構成された画像はボケたものになってしまうので、そのボケを取り除くための再構成関数ｇＰ をconvolution積分した投影データＰＦ ２ は式（９）のようになる。
次に、ＰＦ ２ に今回開発を行った補正係数ωｉ２ (β)を乗算した投影デ-タＰＦ ３を算出する。
最終的に補正された投影データＰＦ ３を式（１１）に示すような三次元逆投影によって再構成を行い、再構成像ｆ（ｘ,ｙ,ｚ）を得る。
If the projection data P F 1 obtained by collecting 360 degrees is back-projected as it is, the reconstructed image will be blurred. Therefore, projection data obtained by convolution integration of the reconstruction function g P for removing the blur. P F 2 is as shown in Equation (9).
Next, projection data P F 3 obtained by multiplying P F 2 by the correction coefficient ω i2 (β) developed this time is calculated.
The finally corrected projection data P F 3 is reconstructed by three-dimensional backprojection as shown in Expression (11) to obtain a reconstructed image f (x, y, z).

＜新しい再構成アルゴリズムの評価＞
新しい再構成アルゴリズムの評価には、微小球体ファントム（表２参照）と胸部ファントム（下に示す表３参照）を使って行った。また、コーン角の違いによる補正効果も調べるため、異なるコーン角（28.0724度と36.8698度）による影響についても検討した。
まず、ビーズ球ファントムに対して、Feldkamp法(FDK)と新しい画像再構成アルゴリズム（correction（+））の比較した結果を図５に示し、その水平方向のプロファイルを図６、垂直方向のプロファイルを図７に示す。それぞれの図において、（ａ）コーン角２８．０７２４度と（ｂ）コーン角３６．８６９８度とを示している。 <Evaluation of new reconstruction algorithm>
The new reconstruction algorithm was evaluated using a microsphere phantom (see Table 2) and a chest phantom (see Table 3 below). We also examined the effect of different cone angles (28.0724 degrees and 36.8698 degrees) in order to investigate the correction effect due to the difference in cone angles.
First, the comparison result of Feldkamp method (FDK) and new image reconstruction algorithm (correction (+)) is shown in Fig. 5 for the bead sphere phantom, and the horizontal profile is shown in Fig. 6 and the vertical profile is shown in Fig. 5. As shown in FIG. In each figure, (a) cone angle 28.0724 degrees and (b) cone angle 36.8698 degrees are shown.

胸部ファントムに対して、Feldkamp法(FDK)と本補正アルゴリズム（correction（+））の比較した結果を図８（コーン角２８．０７２４），図９（コーン角３６．８６９８）に示し、その水平方向のプロファイルを図１０，図１１に示す。なお、胸部ファントムについては、表３を参照されたい。なお、図８，図９において、Ｚ軸上の２点（（ａ）ｚ＝０．６８，（ｂ）ｚ＝０．７８）における断面を示している。
FIG. 8 (cone angle 28.0724) and FIG. 9 (cone angle 36.8698) show the comparison results of the Feldkamp method (FDK) and this correction algorithm (correction (+)) for the chest phantom. The directional profile is shown in FIGS. See Table 3 for the chest phantom. 8 and 9, cross sections at two points on the Z axis ((a) z = 0.68, (b) z = 0.78) are shown.

また、胸部ファントムにおいては、雑音も評価するために再構成画像の中心付近と辺縁に５０×５０ピクセルの関心領域（ＲＯＩ）ＳＤ１，ＳＤ２を設定して、その標準偏差を比較した。その標準偏差の比較結果を図１２に示す。
上述の図５〜図１２の結果から、新しい画像再構成アルゴリズムによって、コーンビーム・アーチファクトが低減されているのが確認できる。特に再構成画像におけるField of View（ＦＯＶ）の辺縁付近での補正効果が最も大きかった。また、コーン角が拡がった条件下においても、コーンビーム・アーチファクトが低減されていることが確認できた。 In the chest phantom, in order to evaluate noise, 50 × 50 pixel regions of interest (ROI) SD1 and SD2 were set near the center and the edge of the reconstructed image, and their standard deviations were compared. The comparison result of the standard deviation is shown in FIG.
From the results of FIGS. 5 to 12 described above, it can be confirmed that cone beam artifacts are reduced by the new image reconstruction algorithm. In particular, the correction effect near the edge of Field of View (FOV) in the reconstructed image was the largest. It was also confirmed that cone beam artifacts were reduced even under conditions where the cone angle was widened.

さて、上述した新しい画像再構成アルゴリズムは、近い将来実用化になると予想されるシングルスキャン方式を用いたコーンビームＣＴの新たな再構成方法として提案したものである。
現在主流のマルチディテクタＣＴを用いたヘリカル方式のスキャンでは、ヘリカル・アーチファクトに加えてコーンビーム・アーチファクトが加わった再構成画像になる。検出器のサイズも２０ｍｍから３２ｍｍが主流であり、スキャン範囲の長い胸部や腹部などの撮影には３０秒程度の息止め時間を要しているのが現状である。この傾向は、スライス厚が薄く且つ低ヘリカルピッチになるほど大きな影響を受けることになる。高画質な再構成画像を得ようとするならば、これらの撮影パラメータの選択は避けられないものとなる。 The new image reconstruction algorithm described above has been proposed as a new reconstruction method for cone beam CT using a single scan method that is expected to be put into practical use in the near future.
In the helical scan using the currently mainstream multi-detector CT, a reconstructed image is obtained by adding cone beam artifacts in addition to helical artifacts. The size of the detector is mainly 20 mm to 32 mm, and the present situation is that a breath holding time of about 30 seconds is required for photographing the chest and abdomen with a long scanning range. This tendency is greatly affected as the slice thickness becomes thinner and the helical pitch becomes lower. If it is intended to obtain a high-quality reconstructed image, the selection of these imaging parameters is inevitable.

新しい画像再構成アルゴリズムは、このような諸問題を解決するために、臨床での実用化を目的として開発を行った。従来、コーンビームＣＴの再構成アルゴリズムには、Feldkamp法を基本とした再構成法を採用している。しかしながら、コーンビーム・アーチファクトは、体軸方向に離れた位置での再構成になるほど、その影響は大きくなるという課題がある。本アルゴリズムはこのような問題点を解決すべく開発を行った。その開発コンセプトは、ヘリカル方式を使わないシングルスキャン方式によるコーンビームＣＴを基本として、広角なコーンビームになった条件下においても、コーンビーム・アーチファクトの発生を抑制し、体軸方向に対し回転中心から離れた位置での再構成においても、高画質な画像を提供できるアルゴリズムを開発することである。   A new image reconstruction algorithm has been developed for the purpose of practical use in order to solve these problems. Conventionally, a reconstruction method based on the Feldkamp method has been adopted as a reconstruction algorithm for cone beam CT. However, the cone beam artifact has a problem that its influence increases as the reconstruction is performed at a position away from the body axis. This algorithm was developed to solve such problems. Its development concept is based on a single-scan cone beam CT that does not use a helical method, and even under conditions of wide-angle cone beams, it suppresses the occurrence of cone beam artifacts and is centered around the body axis. It is to develop an algorithm that can provide a high-quality image even in reconstruction at a position away from the object.

特に、体軸方向から離れた位置での再構成画像において、Field of View（ＦＯＶ）辺縁でコーンビーム・アーチファクトの低減効果が有効である。
臨床的に考察すると、新しい画像再構成アルゴリズムを使用することによって、検出器サイズが３００ｍｍから４００ｍｍ程度のフラット型検出器でスキャンを行っても、コーンビーム・アーチファクトの低減された、高画質な再構成画像を生成することが可能になる。胸部や腹部などの撮影範囲の長いスキャンにおいて、短時間且つ高画質な再構成画像を提供可能な再構成アルゴリズムとして、臨床的にも実用可能な方法として用いることができる。 In particular, in a reconstructed image at a position away from the body axis direction, a cone beam artifact reduction effect is effective at the field of view (FOV) edge.
From a clinical point of view, by using a new image reconstruction algorithm, high quality reconstruction with reduced cone beam artifacts is possible even when scanning with a flat detector with a detector size of about 300 mm to 400 mm. A configuration image can be generated. In a scan with a long imaging range such as the chest and abdomen, it can be used as a method that can be used clinically as a reconstruction algorithm that can provide a reconstructed image with high image quality in a short time.

コーンビームＣＴ装置の概要を示す図である。It is a figure which shows the outline | summary of a cone beam CT apparatus. コーンビーム・アーチファクトの発生要因について説明する図である。It is a figure explaining the generation | occurrence | production factor of a cone beam artifact. 回転角の違いによって, 微小球体ファントムの投影像が検出器のどのチャンネルに投影されるかを示した図である。It is the figure which showed on which channel of a detector the projection image of a microsphere phantom is projected by the difference in rotation angle. 微小球体ファントムの位置ごとに補正係数（ωｉ（β））をプロットした図を示す。The figure which plotted the correction coefficient ((omega) i ((beta))) for every position of the microsphere phantom is shown. ビーズ球のFeldkamp法(FDK)と新しい画像再構成アルゴリズム（correction（+））の比較した結果を示す図である。It is a figure which shows the comparison result of Feldkamp method (FDK) of a bead sphere, and a new image reconstruction algorithm (correction (+)). 図５の水平方向のプロファイルを示す図である。It is a figure which shows the profile of the horizontal direction of FIG. 図５の垂直方向のプロファイルを示す図である。It is a figure which shows the profile of the perpendicular direction of FIG. コーン角２８．０７２４の、胸部ファントムに対する、Feldkamp法(FDK)と本補正アルゴリズム（correction（+））の比較した結果を示す図である（Ｚ軸上の２点）。It is a figure which shows the result of having compared the Feldkamp method (FDK) and this correction algorithm (correction (+)) with respect to the chest phantom of the cone angle 28.0724 (two points on a Z-axis). コーン角３６．８６９８の胸部ファントムに対する、Feldkamp法(FDK)と本補正アルゴリズム（correction（+））の比較した結果を示す図である（Ｚ軸上の２点）。It is a figure which shows the result of having compared the Feldkamp method (FDK) and this correction algorithm (correction (+)) with respect to the chest phantom of cone angle 36.8698 (two points on a Z-axis). 図８，９のＺ軸上の位置（ｚ＝０．６８）における水平方向のプロファイルを示す図である。It is a figure which shows the profile of the horizontal direction in the position (z = 0.68) on the Z-axis of FIG. 図８，９のＺ軸上の位置（ｚ＝０．７８）における水平方向のプロファイルを示す図である。It is a figure which shows the profile of the horizontal direction in the position (z = 0.78) on the Z-axis of FIG. 関心領域（ＲＯＩ）の標準偏差を示す図である。It is a figure which shows the standard deviation of a region of interest (ROI).

Claims (5)

シングルスキャン・コーンビームの投影データから画像を再構成するコーンビームＣＴ装置において、
コーンビームを発生するＸ線源及び二次元検出器と、
前記Ｘ線源と前記二次元検出器の対を対象物に対して相対的に回転させる回転装置と、
前記二次元検出器からの各回転角ごとの投影データに対して、補正係数により補正する補正手段と、
該補正係数により補正された投影データを三次元逆投影する画像手段とを備えることを特徴とするコーンビームＣＴ装置。 In a cone beam CT apparatus that reconstructs an image from projection data of a single scan cone beam,
An X-ray source and a two-dimensional detector for generating a cone beam;
A rotating device for rotating the pair of the X-ray source and the two-dimensional detector relative to an object;
Correction means for correcting the projection data for each rotation angle from the two-dimensional detector with a correction coefficient;
A cone beam CT apparatus comprising: image means for three-dimensional backprojecting projection data corrected by the correction coefficient. 請求項１に記載のコーンビームＣＴ装置において、
前記補正手段で用いる補正係数は、回転角によって異なる重み付けを作成し、その重み付けを乗算することによって各投影データを補正するものであり、補正に使用する重み付けは、体軸方向に離れた位置での再構成に関しては小さく、逆に回転中心面に近い位置での再構成では大きくするようにしたことを特徴とするコーンビームＣＴ装置。 The cone beam CT apparatus according to claim 1,
The correction coefficient used in the correction means is to create different weights depending on the rotation angle, and to correct each projection data by multiplying the weights. The weights used for correction are at positions separated in the body axis direction. The cone beam CT apparatus is characterized in that the reconstruction is small, and conversely, the reconstruction at a position close to the rotation center plane is large. 請求項２に記載のコーンビームＣＴ装置において、
前記補正係数は、前記二次元検出器の各々の検出器チャンネルに対して、前記二次元検出器中心では大きく、辺縁では小さくするように分配することを特徴とするコーンビームＣＴ装置。 The cone beam CT apparatus according to claim 2,
The cone beam CT apparatus is characterized in that the correction coefficient is distributed to each detector channel of the two-dimensional detector so as to be large at the center of the two-dimensional detector and small at the edge. 請求項２に記載のコーンビームＣＴ装置において、
前記補正係数ωｉは、
（ここで、β：回転角，ｐｉ：係数，ｎ＝２）
であることを特徴とするコーンビームＣＴ装置。 The cone beam CT apparatus according to claim 2,
The correction coefficient ω i is
(Where β: rotation angle, p i : coefficient, n = 2)
A cone beam CT apparatus characterized by the above. 請求項４に記載のコーンビームＣＴ装置において、
前記補正係数ωｉに対して、前記二次元検出器中心では大きく、辺縁では小さくするように分配した補正係数ωｉ2は、
（ここで、γ：ファン角，j：コ-ン角）
であることを特徴とするコーンビームＣＴ装置。
The cone beam CT apparatus according to claim 4,
The correction coefficient ω i2 distributed so as to be large at the center of the two-dimensional detector and small at the edge with respect to the correction coefficient ω i is:
(Where γ is the fan angle, j is the cone angle)
A cone beam CT apparatus characterized by the above.
JP2005014690A 2005-01-21 2005-01-21 Cone beam CT system Active JP4639331B2 (en)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2005014690A JP4639331B2 (en) 2005-01-21 2005-01-21 Cone beam CT system
PCT/JP2006/300874 WO2006077980A1 (en) 2005-01-21 2006-01-20 Cone beam ct device

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2005014690A JP4639331B2 (en) 2005-01-21 2005-01-21 Cone beam CT system

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2006198258A JP2006198258A (en) 2006-08-03
JP4639331B2 true JP4639331B2 (en) 2011-02-23

Family

ID=36692360

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2005014690A Active JP4639331B2 (en) 2005-01-21 2005-01-21 Cone beam CT system

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP4639331B2 (en)
WO (1) WO2006077980A1 (en)

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003225230A (en) * 2001-11-29 2003-08-12 Toshiba Corp Computer tomographing apparatus

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003225230A (en) * 2001-11-29 2003-08-12 Toshiba Corp Computer tomographing apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
JP2006198258A (en) 2006-08-03
WO2006077980A1 (en) 2006-07-27

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US9662084B2 (en) Method and apparatus for iteratively reconstructing tomographic images from electrocardiographic-gated projection data
US7903779B2 (en) Apparatus and method for reconstruction of volumetric images in a divergent scanning computed tomography system
JP5553959B2 (en) Analytical reconstruction method for multi-source IGCT data
JP5142664B2 (en) X-ray computed tomography system
US8284892B2 (en) System and method for image reconstruction
WO2004034908A1 (en) X-ray tomograph
US6917663B2 (en) Cone-beam reconstruction apparatus and computed tomography apparatus
US20080002806A1 (en) X-ray ct apparatus and x-ray ct imaging method
JP5641811B2 (en) Computed tomography equipment
WO2012055147A1 (en) Computed tomography (ct) image reconstruction method and apparatus
JP2011152255A (en) Reconstruction arithmetic unit, reconstruction arithmetic method, and x-ray ct apparatus
JP2007000348A (en) X-ray ct apparatus
JP2011092693A (en) X-ray computer tomography device and image processor
US6061423A (en) Fluoroscopy image reconstruction
JP4676641B2 (en) Method and apparatus for helical reconstruction of multi-slice CT scan
US8121246B2 (en) Radiographic apparatus and arithmetic processing program
Kalender et al. Spiral CT: medical use and potential industrial applications
JP4639331B2 (en) Cone beam CT system
US6999550B2 (en) Method and apparatus for obtaining data for reconstructing images of an object
Yang et al. FDK half-scan with a heuristic weighting scheme on a flat panel detector-based cone beam CT (FDKHSCW)
Hoppe et al. Accurate image reconstruction using real C-arm data from a Circle-plus-arc trajectory
JPH11347027A (en) X-ray computer tomographic imaging device
JP2006527618A (en) Computed tomography using surplus measurements
JP2007275125A (en) X-ray ct equipment and its x-ray ct image reconstruction method, and x-ray ct image photographic method
Yang et al. Novel reconstruction method of angle-limited backprojection (ALBP) for low-dose dental panoramic X-ray imaging

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20071206

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: 20101102

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

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150