JPH0661328B2

JPH0661328B2 - 再生像の視野外の物体に対するｃｔデータの補償方式

Info

Publication number: JPH0661328B2
Application number: JP15010990A
Authority: JP
Inventors: ケビン・フランクリン・キング
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1989-06-12
Filing date: 1990-06-11
Publication date: 1994-08-17
Anticipated expiration: 2009-08-17
Also published as: US5043890A; IL94627A; CA2010135A1; JPH0375045A; EP0403209A1

Description

【発明の詳細な説明】発明の背景この発明は計算機式断層写真法、特にＸ線減衰測定値か
ら医療用の像を発生するのに使われる計算機式断層写真
法（CT）スキャナに関する。

第１図に示す様に、人間の解剖学的な部分の像を発生す
る為に使われるCTスキャナは、患者テーブル10を持ち、
これはガントリー12の開口11の中に配置することが出来
る。高度にコリメートされたＸ線の源13が、開口11の片
側で、ガントリー12の中に取付けられ、１つ又は更に多
くの検出器14が開口の反対側に取付けられる。Ｘ線源13
及び検出器14は、患者を走査する間、開口11に沿って回
転させ、少なくとも180゜の回転範囲にわたる異なる多
数の角度から見たＸ線減衰測定値を求める。

患者の完全な走査は、Ｘ線源13及び検出器14の別々の角
度の向きで求められる１組のＸ線減衰測定値で構成され
る。この各々の１組の測定値が、業界では「ビューＰ
（View）」と呼ばれ、各組の測定値の結果が透過輪郭で
ある。第2A図に示す様に、各々のビューの１組の測定値
は、Ｘ線源13及び検出器14を、矢印15で示す様に、収集
の視野（ビューのフィールド）を横切る様に同時に並進
させることによって求めることが出来る。源13及び検出
器14が並進する時、患者を通抜ける一連のＸ線減衰の測
定を行ない、その結果得られる１組のデータが１つの角
度の向きに於けける透過輪郭となる。その後、源13及び
検出器14の角度の向きを（例えば１゜）変更し別のビュ
ーを収集する。各々の透過輪郭を収集する別の構成が第
2B図に示されている。この構成では、Ｘ線源13が扇形ビ
ームを発生し、それが患者を通過して、検出器配列14に
入射する。この配列にある各々の検出部14が別々の減衰
信号を発生し、全ての検出器14からの信号を別々に収集
して、所定の角度の向きに対する透過輪郭を発生する。
前に述べた構成と同じく、その後、Ｘ線源13及び検出器
配列14を異る角度の向きに回転し、次の透過輪郭を収集
する。

各々の透過輪郭用のデータを収集した時、信号をフィル
タにかけ、補正し、コンピュータ・メモリに記憶する為
にディジタル化する。こう云う工程が業界では包括的に
「予備処理」と呼ばれ、データが収集されている時に実
時間行なわれる。その後、収集された透過輪郭を使っ
て、再生視野に於ける各々の容積要素のＸ線減衰係数を
示す像を再生する。こう云う減衰係数が「CT数」と呼ば
れる整数に変換され、このCT数を使って、CRT表示装置
の対応する画素の輝度を制御する。こうして、患者を通
るスライス中の解剖学的な構造を示す像が発生される。

記憶されている透過輪郭から像を再生するには、かなり
の計算を必要とし、実時間で行なうことは出来ない。像
を再生する為に現在行なわれている方法は、業界ではフ
ィルタ補正逆投影方式と呼ばれ、この方式を使う時に必
要な計算時間は、１つには、各々のビュー又は透過輪郭
の間に収集される減衰データの量によって決定される。
特に、この方式に於けるフィルタ工程はフーリエ変換を
用いて実施され、この変換の計算時間は、透過輪郭の為
に収集されたデータの量の変化によって大幅に影響を受
けることがある。

第３図について説明すると、像を正しく再生するには、
各々のビューのＸ線減衰値が、開口11内にある全ての物
体を通ることが必要である。物体が収集された視野より
も大きければ、第３図の垂直向きのビューによって示す
様なある透過輪郭では、支持テーブル10により値が減衰
するが、第３図の水平向きのビューで示す様な他の透過
輪郭では、値が減衰しない。その結果、全ての透過輪郭
を逆投影して、再生された視野に於ける各々の容積要素
のCT数を決定する時、CT数が正確でなくなる。この精度
低下は表示像の中で背景の陰影として見られ、それは解
剖学的細部をぼかす程、輝度又は暗さを強めることがあ
る。

勿論、この問題に対する解決策は、開口11内にある物体
全体が収集データの視野の中にある様に保証することで
ある。例えば、患者の頭を作像する時、米国特許第4,40
0,820号に記載されている様な頭保持体15を用い、テー
ブル10の端から伸ばし、頭の輪郭と密接に追述する様に
する。頭保持体15は患者を支持しているが、どの角度で
も視野内に包み込まれるように必要な視野の寸法を目立
って増加させるものではない。

都合の悪いことに、全ての物体を視野に局限することが
出来ない場合が多くある。例えば、外傷のある患者では
頭保持体を使うことが出来ないことがあり、この場合、
テーブル10を支持の為に使わなければならないし、それ
が開口11の中に入る。こう云う場合、その結果、像の品
質が劣化するのを我慢するか、再生像を作るのに使われ
る収集データの視野を拡大しなければらないが、そうす
れば計算時間が長くなる。

発明の要約この発明は像を再生するのに使われる透過輪郭用のデー
タを補償する方法、更に具体的に云えば、再生用の視野
の外側にある影響を帳消しにする様に透過輪郭用のデー
タを変更する方法に関する。この方法は、再生用の視野
の外側にある物体を含む視野から透過輪郭用のデータを
収集し、再生用の視野の中にある中心の透過輪郭用のデ
ータを畳込み積分の核と畳込み積分することによって、
透過輪郭用のデータにフィルタ作用を加え、再生用視野
の外側にある周辺の透過輪郭用データを畳込み積分の核
と別々に畳込み積分し、フィルタにかけた周辺の透過輪
郭用データをフィルタにかけた中心の透過輪郭用のデー
タに加算することによって、フィルタにかけた透過輪郭
用データを補償し、補償済みのフィルタにかけた透過輪
郭用データを使って像を再生する工程を含む。

この発明の全般的な目的は、像再生の計算時間を目立っ
て長くせずに、再生像のビューの外側にある物体に対す
るCTデータを補償することである。データ収集の視野
は、必要に応じて全ての物体を含む様に増大する。その
結果得られる透過輪郭は、像の再生に必要な減衰値を含
む中心領域と、再生像の視野の外側にある減衰値を含む
周辺領域とを含む。中心領域は、所望の畳込み積分の核
を用いて、普通の様なフィルタ作用にかけ、周辺領域
は、同じ畳込み積分の核を使うが、時間のかゝるフーリ
エ変換を使わないで済む簡略にした手順を用いて、別々
にフィルタ作用にかける。その後、フィルタにかけられ
た中心領域のデータは、フィルタにかけられた周辺領域
のデータを用いて補償し、再生像の視野の外側にある物
体の影響を帳消しにする。計算時間は長くなるが、その
増加は、普通の方法で透過輪郭全体にフィルタ作用をか
けるのに要する時間の増加の僅かな端数である。

この発明の上記並びにその他の目的及び利点は、以下の
説明から明らかになろう。

次にこの発明の好ましい実施例を示した図面について説
明する。然し、この実施例は必ずしもこの発明の範囲全
体を表わすものではなく、この発明の範囲を解釈するに
あたって特許請求の範囲を参照されたい。

好ましい実施例の説明第５図について説明すると、CT装置の動作が、コンピュ
ータ・プロセッサ26及びディスク・メモリ27を含むプロ
グラム式データを処理装置25によって制御される。ディ
スク・メモリ27が、コンピュータ・プロセッサ26が患者
の走査及び像の再生と表示に使うプログラムを記憶して
いる。更にこれは、収集されたデータと再生像データと
をも短期的に記憶する。コンピュータ・プロセッサが、
図示の様に、装置の他の素子と接続するのに適した入力
及び出力ポートを持つ汎用ミニコンピュータを含む。更
にそれぞれが米国特第4,494,141号に記載される様な配
列プロセッサを含む。

コンピュータ・プロセッサ26の出力ポートがＸ線制御回
路28に接続され、この回路がＸ線管13を制御する。Ｘ線
管13の高圧及びその陰極電流は、正しい線量が得られる
様に制御される。高圧及び陰極電流はオペレータによっ
て選ばれる。このオペレータが、所望の値をオペレータ
・コンソール30から入力し、コンピュータ・プロセッサ
26はその走査計画に従ってＸ線を発生する様に指示す
る。

前に述べた様にＸ線は扇形に分散し、ガントリーの開口
11の反対側に取付けられた検出器14の配列がそれを受取
る。個別に852個のセル又は検出素子があり、その各々
が、Ｘ線管13を出て、開口11内に配置された患者を通る
直線通路を通る１本のＸ線を検査する。検出器配線14
は、その両端の各々に、源13からの減衰していないＸ線
を受取る一群の基準セルを含む。各々の検出素子で得ら
れた電流がアナログ電気信号として集められ、データ収
集装置31にあるＡ／Ｄ変換器によってディジタル数に変
換される。信号は、１番目の検出器から始まり、852番
目の検出器で終わる様に、逐次的にディジタル化され
る。全ての検出器からのディジタル化された測定値が完
全なビューである。米国特許第4,112,303号及び同第4,1
15,596号にはガントリー構造が詳しく説明されており、
米国特許第4,707,607号には検出器配列14が詳しく説明
されており、データ収集装置は米国特許第4,583,240号
に記載されている。ディジタル化された信号がコンピュ
ータ・プロセッサ26に入力される。

データ収集装置31からのディジタル化された減衰測定値
は、「暗」、不均一な検出セルの感度及び利得、並びに
走査全体にわたるＸ線ビーム強度の変動を補償する様
に、周知の形で予備処理される。その後、ビーム硬化の
補正とデータの対数数形式への変換が行われていて、各
々の測定値がＸ線ビームの減衰の線積分を表わす様にす
る。この予備処理は、走査を実施している時、実時間で
行なわれ、第６図で示す様に、各々のビューの減衰値32
が、２次元生データ配列33の１行に記憶される。破線34
で示す様に、各々の減衰データが、ある１つの角度で観
察した時の作像すべき物体の透過輪郭となる。

走査が完了した時、生データが配列33は各々の行に、１
つのビューからの透過輪郭34を記憶している。従って、
この配列33の一方の次元は、走査で収集されるビューの
数によって決定され、他方の次元は各々のビューで収集
される検出セル信号の数によって決定される。収集され
る検出セル信号の数が、収集される視野を決定し、この
発明では、この視野（ビューのフィールド）は再生像を
歪める惧れのあるガントリー開口11内の全ての物体を収
める位に大きくすべきある。好ましい実施例では、これ
は852個までの検出セル信号を含むことが出来るる。

生データ配列33にある減衰値から像を再生する前に、第
７図に示す様に、データは畳込み積分の核35のフィルタ
作用を受ける、又それによって修正される。周知の様
に、核35を用いた畳込み積分は、各々の透過輪郭が後で
逆投影されて像を再生する時、各点の周りのぼけがなく
なる様に、減衰データを修正する。畳込み積分の核関数
Ｋ（ｘ）はｘ＝０に対して対称的であり、ｘ＝０では１
の値を持ち、その両側の値は負である。この畳込み積分
工程は、生データ配列33にある各々の素子の周りの減衰
値と畳込み積分の核35の値との乗算と、その結果を加算
して第６図に示す処理済みデータ配列36を形成すること
ゝを要するから、非常計算量が大きい。この作用を実施
する為に普通使われる方法が、生データ配列33の各行を
フーリエ変換し、畳込み積分の核35をフーリエ変換し、
変換された２つの波形を乗算することである。その後、
逆フーリエ変換を実施して、処理済みデータ配列36を作
る。

この畳込み積分工程を行なうのに要する処理量は、処理
される視野の中に含まれる検出セル信号の数の関数とし
て、線形に増加するのではない。

そうではなく、フーリエ変換方法を用いて畳込み積分を
実施するのに要する時間は、Ｎを処理される検出セル信
号の数より大きいか又はそれに等しい最小の２のべき数
として、大体Nlog_２Ｎに比例する。例えば、512個又は
それより少ない数の検出セル信号を処理する時、Ｎ＝51
2である。他方、513個又は更に多くの検出セル信号を処
理する時、Ｎ＝1024であり、畳込み分の処理時間は大体
２倍になる。云い換えれば、検出処理信号の数を増やし
て、２のべき数の境界と交差すると、処理時間は大体２
倍になる。

この発明は、畳込み積分の積分処理時間を大幅に長くす
る様な２のべき数の境界との交差をせずに、収集用の広
い視野を持つ透過輪郭用データを処理する方法である。
この方法は、畳込み積分過程を実施する為に、コンピュ
ータ・プロセッサ26によって実行行されるプログラムに
よって実施される。次に、この方法を第９図のフローチ
ャート及び第8A図乃至第8D図のグラフについて説明す
る。

畳込み積分は、畳込み積分の核35を用いて、生データ配
列33にある各行のデータ（即ち、透過輪郭）に対して実
施する。第8A図に一番よく示されているが、収集された
データが、618個までの別々の素子又は減衰値を有する
透過輪郭を作る。これらが512個の素子からなる中心領
域50と、夫々53個までの素子からなる２つの周辺領域5
0,52とに分割される。第９図のブロック53で示す様に、
畳込み積分過程の最初の工程は、透過輪郭の512個の素
子からなる中心領域50の普通の畳込み積分を実施するこ
とである。

即ち、中心領域50に対してフーリエ変換を行ない、変換
された畳込み積分に結果を乗じ、その和に逆フーリエ変
換を行なう。512個の素子の結果が、処理済みデータ配
列36（第６図）の対応する行に記憶され、この畳込み積
分データ54の見取図が第8B図に示されている。このデー
タを使って像を再生すると、周辺領域51,52に入ってい
る減衰値を考慮しないことによって、陰影効果が生ず
る。過程の残りは、周辺領域51,52を考慮に入れる様
に、処理済みの中心領域のデータ54を補正することであ
る。勿論、618素子の透過輪郭全体の畳込み積分を工程5
3で普通の様に行うことが出来るが、前に述べた様に２
のべき数の境界と交差し、処理時間が２倍近くになる。

第8A図に戻って、ｘ_１及びＸ_２を周辺領域51の境界と
し、ｘ_３及びｘ_４を周辺領域52の境界とする。周辺領域
51の減衰データが任意の点ｘに於ける透過輪郭全体の畳
込み積分に対して次に示す項の寄与を持つ。

こゝでｋ（ｘ）畳込み積分の核、Ｐ（ｘ′）は透過輪
郭、ｘ′は２つの関数の積を、畳込み積分過程で、加算
する点を表わすダミー変数である。

畳込み積分の核Ｋ（ｘ−ｘ′）を任意の点x0を中心とす
るテーラー級数に展開するとＫ（ｘ−ｘ′）＝Ｋ（ｘ−ｘ_０）＋（ｘ_０−ｘ′）Ｋ′（ｘ−ｘ_０）＋……（２）こゝでＫ′はＫの１次微分である。

この展開式を式（１）に代入すると式（３）の第２項はｘ_０を次の様に選ぶことによって除
くことが出来る。

式（４）は、周辺領域51の塊の中心の場所を見付ける為
の式である。従って、第１次近似で、畳込み積分過程に
寄与する式（３）の唯一の項は次の通りである。

この項は、周辺領域51にある全ての減衰値の積分に、周
辺領域51の塊の中心に置いた畳込み積分の核を乗じたも
のである。従って、周辺領域51,52の各々53個の減衰値
の組全体は、この領域の塊の中心にある１個の値に置換
えることが出来る。このことが第8C図で夫々矢印55,56
によって示されている。これらの矢印は、夫々周辺領域
51,52にある全ての減衰値の和に等しい１個の減衰値を
表わす。

第９図について説明すると、畳込み積分プログラムは、
ブロック57で示す様に、その前にある全ての減衰値を加
算することによって、各々の周辺領域51,52の積分を計
算する。その後、ブロック58で示す様に、式（４）で示
す通りに、各々の周辺領域51,52の塊の中心を計算す
る。次に、ブロック59で示す様に、畳込み積分の核35に
領域51の積分値を乗じて、周辺領域51の畳込み積分の第
１次近似を作る。周辺領域52に対しても同じ作用が行な
われる。ブロック60で示す様に、この様にして畳込み積
分した周辺領域は、その中心を塊の中心（ｘ_０）に等し
い分だけその中心から遠ざける向きに割出すことによ
り、畳込み積分された中心領域50に対する位置を占め
る。このことが第8D図に図示されており、畳込み積分し
た周辺領域51の中心インパルス57は中心領域の左側の距
離ｘ_０の所にあり、畳込み積分した周辺領域52の中心イ
ンパルス58は中心領域の右側にある。

各々の畳込み積分した周辺領域51,52の内、中心領域50
と重なる部分が、処理済みデータ配列36に記憶されてい
る畳込み積分した中心領域データ54に加算される。この
作用がブロック61で行われ、第8D図には陰影線を施した
領域62,63によって図示されている。勿論、実際には、
畳込み積分した周辺領域データは１次元の配列に記憶さ
れており、プログラムは中心の値から量ｘ_０だけ割出
す。この後、この配列内に残っている値が、中心領域の
左側の境界から開始して、処理済みデータ配列36の夫々
の値に加算される。右側に対しても同じ過程を繰返し
て、両方の周辺領域にある物体の効果について像データ
を補償する。

判定ブロック65で示す様に、畳込み積分プログラムはル
ープ状に戻って、生データ配列33にある各々の透過輪郭
を処理し、こうして完全な処理済みデータ配列36を作
る。この後、処理済みデータ配列を使って、逆投影方式
を利用して、普通の様に像を再生する。

この発明はCT装置により、再生像を歪みの惧れのある全
ての物体を含む広い視野にわたって、データを収集する
ことが出来る様にする。再生像の視野は一層小さいが、
一層広い収集した視野内にある物体の影響を考慮に入れ
る様に、像データが補償されている。この補償は、フー
リエ変換工程を用いた時の２のべき数の境界との交差に
よる処理時間の不釣合な延長を伴わず達成される。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明を用いることが出来るCT装置の斜視
図、第2A図及び第2B図は第１図のCT装置に使うことが出
来る２種類の走査方式を示す略図、第３図は第2B図の走
査方式の略図で、視野の外側にある物体によって生ずる
問題を例示する図、第４図は第１図のCT装置内での患者
の部分的な斜視図、第５図の第１図のCT装置のブロック
図、第６図は第１図のCT装置によって収集され且つ処理
されるデータを示すグラフ、第７図は第６図のデータの
処理に使われる畳込み積分の核を示すグラフ、第8A図乃
至第8D図は収集されたデータがこの発明によってどの様
に処理されるかを示すグラフ、第９図はこの発明を実施
する為に第１図のCT装置によって実行される畳込み積分
プログラムのフローチャートである。［主な符号の説明］ 34:透過輪郭、 35:畳込み積分の核、 50:中心領域、 51,52:周辺領域、 62,63:推定値。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】CT装置を用いて像を再生する方法に於て、
（ａ）１組の透過輪郭を収集し、各々の透過輪郭は、再
生しようとする像の視野に対応する中心領域に１組の減
衰値を持つと共に、前記中心領域の両側にある周辺領域
に配置された減衰値の組を持っており、（ｂ）収集され
た１組の透過輪郭中の各々の透過輪郭の中心領域を畳込
み積分の核と畳込み積分して処理済みデータを発生し、
（ｃ）各周辺領域にある減衰値の和に等しい１個の減衰
値を畳込積分の核に乗じることにより、周辺領域にある
減衰値の組の畳込み積分を推定し、（ｄ）該推定値を前
記処理済みデータに加算することにより前記処理済みデ
ータを補償して、補償済み処理済みデータを発生し、
（ｅ）該補償済み処理済みデータを逆投影することによ
って像を再生する各段階を含むことを特徴とする方法。
【請求項２】周辺領域にある各組の減衰値の畳込み積分
が、周辺領域の塊の中心にあって、該周辺領域にある全
ての減衰値の和に等しい振幅を持つ１個の減衰値に畳込
み積分の核を乗ずることによって推定される請求項１記
載の方法。
【請求項３】各々の周辺領域にある減衰値の推定された
畳込み積分が、推定された減衰値の配列であり、推定さ
れた減衰値の選ばれたものが、処理済みデータの要素に
加算される請求項２記載の方法。
【請求項４】CT装置を用いて像を再生する装置に於て、
（ａ）１組の透過輪郭を収集する手段であって、各々の
透過輪郭が、再生しようとする像の視野に対応する中心
領域に１組の減衰値を持つと共に、前記中心領域の両側
にある周辺領域に配置された減衰値の組を持っている手
段と、（ｂ）収集された１組の透過輪郭中の各々の透過
輪郭の中心領域を畳込み積分の核と畳込み積分して処理
済みデータを発生する手段と、（ｃ）各周辺領域にある
減衰値の和に等しい１個の減衰値を畳込み積分の核に乗
じることにより、周辺領域にある減衰値の畳込み積分を
推定する手段と、（ｄ）該推定値を前記処理済みデータ
に加算することにより前記処理済みデータを補償して、
補償済み処理済みデータを発生する手段と、（ｅ）該補
償済み処理済みデータを逆投影することによって像を再
生する手段とを含むことを特徴とする装置。
【請求項５】周辺領域にある各組の減衰値の畳込み積分
が、周辺領域の塊の中心にあって、該周辺領域にある全
ての減衰値の和に等しい振幅を持つ１個の減衰値に畳込
み積分の核を乗ずることによって推定される請求項４記
載の装置。
【請求項６】各々の周辺領域にある減衰値の推定された
畳込み積分が、推定された減衰値の配列であり、推定さ
れた減衰値の選ばれたものが、処理済みデータの要素に
加算される請求項５記載の装置。