JPH0669453B2 - Ｃｔ装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明はCT装置に関し、更に詳しくは、Ｒ−Ｒ（Rotate
−Rotate）方式CTスキャナによって得られる画像におけ
るリング（環状）アーチファクトを修正する手段を含む
CT装置に関するものである。

（従来の技術と問題点） CTスキャナ設計者の目標は、すぐれた解像力を有し、ア
ーチファクトが実質的にみられない、明瞭でわかりやす
い画像を得ることにより、迅速に走査、診断が行われる
ようにすることである。走査中被検者が動くことによ
り、又患者の器官が動くことによって生ずるアーチファ
クトを最小にするためにも、画像を迅速に得ることは、
重要である。時間を短くする他の利益は、その間の患者
の不便を減少させることができることである。

初期の頃のCT装置はＴ−Ｒ方式（直線運動と回転運動を
組合せた方式）を採用して単一ビームを使用していた。
これはＸ線管とと検出器とを患者の両側に互いに一定距
離に配置する。単一角位置から患者を横断するビームを
直進させ、検出されたＸ線ビームの強さが記録される。
次いでこの角位置を変え、患者が横切ってビームを再び
直進させる。そしてこの操作を繰り返す。この方法では
明らかに、各走査を完了するのに比較的長い時間（約５
分）を要する。後にファン状ビームの多数の検出器を使
用することによってこの時間を約10秒に短縮できるよう
になった。

CT装置発展の次の段階は走査中、平行直線運動を除くこ
とであった。これは、走査される物体の幅をおおうＸ線
のファン状ビーム内に比較的多数の検出器を使用するこ
とによって達成された。この方式では、放射線源と検出
器とが共に回転する（Ｒ／Ｒ方式CTスキャナ）。この結
果、走査時間は２〜10秒に短縮された。

再構成のための十分なデータを得るためには、僅か180
度（これに加えてファン形ビーム角）の回転でよいが、
小径の放射線源を使用することができて、しかも患者の
走査部が均一な厚さになるためには、ファン形ビームに
垂直な方向にビームが拡散するのを補正するため、回転
CTスキャナを走査当り360゜又はそれ以上の角度にわた
り回転させる。小径の放射線源を使用することにより、
よりシャープなコリメートビームが得られ、従って放射
線量を減少させる。更に、360゜の回転によってスキン
放射線量を減らすことができる。

しかし、Ｒ−Ｒ方式CTスキャナは初期の頃から、検出器
素子間の不均衡によって生ずるリングアーチファクトに
よって画像が不明瞭になっている。Ｒ−Ｒ方式スキャナ
の設計者はリングアーチファクトを発生しないようにす
るか、少なくとも発生を最少にするため多くの異なる複
雑なシステムを利用せざるをえなかった。（「CT扇形ビ
ームスキャナにおけるリングアーチファクトの防止」ジ
ー・コワルスキー著、IEEEトランスアクションズ・オン
・ニュークリア・サイエンス、NS25巻、第５号、1978年
10月発行及び米国特許第4,323,784号参照）。

リングアーチファクトの問題を解決するため、従来の方
法によれば特殊な、マッチした検出器群を使用するもの
がある。例えば、マッチした状態を維持するための回路
を有するガスイオン化検出器を使用する（例えば米国特
許第4,334,154号参照）。特殊な走査シーケンスも使用
されており、検出器のオンラインを測定し、補正するた
め走査時間内に複雑なキャリブレーションを行う。これ
ら提案にはそれぞれ固有の欠点がある。例えばガスイオ
ン化検出器は、ストッピングパワーが小さく、そのため
所定の映像の品質を確保するためにはＸ線量を増大する
必要がある。また特殊な走査シーンケンスは通常、パル
ス放射線源を必要とし、そのため高価な電源とＸ線管と
が必要である。更に、特殊な周期的キャリブレーション
を行うためにも検出器群を必要とし、システムの使用を
複雑化している。

従って、相互に不均衡な検出器群を有するＲ−Ｒ方式装
置を使用する場合、リングアーチファクトを消滅させる
比較的簡単で、安価な装置が待望されている。

（本発明の目的） 本発明の目的は、従って、Ｒ−Ｒ方式CTスキャナ画像に
おけるリングアーチファクトの発生を消滅させるか、少
なくとも発生を最少限におさえる新規なCT装置を得るに
ある。

（本発明の構成） Ｒ−Ｒ方式CTスキャナのように放射線源と検出器群とを
回転させて、CTスキャナによって生じた映像内に生ずる
リングアーチファクトの修正のための本発明装置は、下
記手段： イ．真画像と、検出器相互間の不均衡に由来するリング
アーチファクト画像、とを含むCT原画像を再構成する手
段； ロ．リングアーチファクト画像を決定する手段； ハ．原画像からリングアーチファクト画像を減算して、
実質的にリングアーチファクトのない真画像を得る手
段； からなる。

本発明装置は、画像周囲が均一でない場合でも、リング
アーチファクトがない真画像を得るため、下記手段： イ．原画像をセクタに分割する手段； ロ．各セクタ内のリングアーチファクト画像を決定する
手段； ハ．各セクタに真画像を得るため、各セクタのリングア
ーチファクト画像を各セクタの原画像から減ずる手段； からなることを特徴とする。

例えば介在する器官に起因して、CT値が不均一である原
画像からアーチファクト画像を除去するため、本発明装
置によれば：ピクセル値ｐ（i,j）を有する原画像から
ｑ（i,j）のピクセル値を有するエッジ強調画像を計算
する。ここにｑ（i,j）＝Ａ・ｐ（i,j）＋B.avn〔ｐ
（i,j）〕＋C;AとＢは通常＋１と−１の間の定数； avn〔ｐ（i,j）〕は、（i,j）を中心とするｎ×ｎ個の
ピクセルの平均値である。

本発明の別の特徴は、画像を同軸リング域に分割するた
め、放射方向セクタに分割することである。また、セク
タ間のリング域の値を決定するため、平滑化機能を使用
する。

（本発明の説明） 本発明の目的は、Ｒ−Ｒ方式スキャナにおけるCT画像の
リングアーチファクトを除去することである。リングア
ーチファクトはスキャナに使用される検出器出力相互間
の差異によって生ずる。

本発明によれば、CT原画像が後述の図面に示されるリン
グ域Rm,Rm＋1,Rm−１などに分割される。このようなリ
ング域の数は検出器の数にほぼ対応しておりかくしてリ
ング域はリングアーチファクトに対応する。リング域は
更にセクタに分割されることが好ましく、かくしてCT画
像がRm,Snのアドレスで示される各域に分割される。本
発明は、リングアーチファクトを定量的に計算し、この
数値を画像から減算し、かくしてリングアーチファクト
のない画像を再構成することである。しかし、リングの
エッジ（境界部分）及びリング内が不均一であるため、
リングアーチファクトのCT値を計算することは極めて困
難である。リング内が均一でない理由は、介在する器管
のため画像各部のCT値の濃度が異なり、そのため、真画
像もリングアーチファクト画像も均一でないためであ
る。

この問題を解決するため、本発明によれば画像のエッジ
強調が行われ、それによりリングアーチファクトのCT値
を決定することが可能になる。より詳しくは、平均CT値
av（Rm,Sn）を決定する。エッジ強調ピクセルがそれぞ
れのリング域に含まれているため、平均CT値はあるしき
い値T1,T2内になければならない。夫々リングセクタ域
の全ピクセルの平均CT値がかくして決定される。

次の段階は、リングセクタ内ピクセルのリングアーチフ
ァクトのCT値を決定することであり、これは以下のアル
ゴリズムを用いて行われる： ｒ（Rm,Sn）＝av（Rm,Sn）−av ここにavはある域のエッジ強調ピクセルの平均CT値であ
る。次いでこのリングアーチファクト値を、画像のCT値
から減算して、リングアーチファクトのない画像を再構
成する。

これらのステップは、画像の全ピクセル値がしきい値T
1,T2になければならないことを前提とする。しきい値
は、介在する器官の強調エッジによりリング域の値を歪
めることのないように使用される。

（実施例） CTスキャナによって発生した画像を示す図面につき本発
明を説明する。画像は中心が同じである各部分に分割し
て示されているが、各部分は更に半径方向セクタに分割
される。

図面に、Ｒ−Ｒ方式CTスキャナによって生じた画像11を
示す。この画像のリングアーチファクト部分の値を決定
するため、画像を区域Rm,Rm＋1,Rm−１等のリング域に
分割する。実際には、リング式の数を少なくとも検出器
の数にあわせ、それによりリング域がリングアーチファ
クトに、より対応するようにする。

画像のリングアーチファクト周縁が均一でないため、リ
ング域の値の計算が困難である。また、介在する器官が
異なる密度又はCT値を有することも、リング域の値を決
定することを困難にする。

一般に、真画像もリングアーチファクトも均一でない。

リングアーチファクトを修正する好ましい方法は、介在
器官による非均一性を克服するため、まず、画像のエッ
ジ強調を行う。図面に、画素、即ちピクセルｐ（i,j）
のようなピクセルに分割される画像を矩形で示す。次い
で各ピクセル値ｐ（i,j）について、次の式によってエ
ッジ強調ピクセル値ｑ（i,j）を求める。

ｑ（i,j）＝Ａ・ｐ（i,j）＋Ｂ・avn〔ｐ（i,j）〕＋Ｃ ここにＡ及びＢは定数（それぞれ約＋１及び−１）であ
り、avn〔ｐ（i,j）〕は（i,j）に中心があるｎ×ｎピ
クセルの平均値があり、Ｃは通常零の定数である。

当業者によく知られているように、エッジ強調によって
種々の介在器官の境界が鋭利に画成される。このエッジ
強調画像は、Ａが＋1,Bが−１そしてＣが零の時、零の
値を有する大きな均一な区域によって特徴づけられる。

エッジ強調後、強調画像を使用して、リングアーチファ
クトを限定する。より詳しくいうと、このエッジ強調画
像を図面に示す区域Rm,Rm＋１及びRm−１のような同心
リング域に分割する。このリング区域はスキャナの回転
軸線に相当する点12を中心としている。

リングアーチファクト画像のCT値を決定する時、リング
域は均一ではないため、エッジ強調画像をリングアーチ
ファクトがより均一に近くなるセクタｎに更に分割す
る。このセクタ部はSn,Sn−１及びSn＋１のような半径
方向の扇形であることが好ましい。この方法では、各ピ
クセルを図面に示す（Rm,Sn）のような特定のリング区
域のセクタに指定する。ピクセルをリング区域のセクタ
に割当てるためには別の基準を使用してもよい。例え
ば、ピクセルの区域の大部分が特定のリングセクタにあ
る場合には、そのピクセルをこのセクタに割当てる。

エッジ強調画像のリング区域の各セクタ値は次のステッ
プにより計算する。

イ．各リング域セクタに属し、かつしきい値T1及びT2の
範囲内、即ちＣ＋T1＞ｑ（i,j）＞Ｃ−T2、であるすべ
てのエッジ強調ピクセルｑ（i,j）の平均CT値、av（Rm,
Sn）を決定；次いで ロ．下記アルゴリズムを使用して、リング域セクタ（R
m,Sn）内のすべてのピクセルに対し、値ｒ（Rm,Sn）の
ような、リング域セクタそれぞれにおけるピクセルの、
リングアーチファクト値ｒ（R,S）を決定する。

ｒ（Rm,Sn）＝av（Rm,Sn）−av ここにavはしきい値T1,T2内にあるエッジ強調画像の、
すべてのリング域セクタのような、ある限定された区域
におけるピクセルｑ（i,j）の平均値である。

しきい値は、介在器官の強調エッジがリング域の値を歪
曲しないように用いられる。

本発明の他の特徴は、修正値ｒ（Rm,Sn）を変形して、
セクタ間境界に近いピクセル、例えばセクタSnとSn−１
との境界に近いピクセル、がスムースに推移するように
することである。かくして、境界付近のこれ等ピクセル
のリングアーチファクト値は次のようになる。

ｂ（Rm）＝ｒ（Rm,Sn）／２＋ｒ（Rm,Sn−１）／２ ピクセルが他のセクタ境界線付近にない場合にはｂ（R
m）＝ｒ（Rm,Sn）になる。本発明の範囲内で他の平滑ア
ルゴリズムを使用することができることは理解されよ
う。

リング域Rmに属する原画像ｑ（i,j）の各ピクセルに関
し、新しいピクセル値が次のように計算される。

（i,j）＝ｐ（i,j）−ｂ（Rm）この値はリングアー
チファクトが実質的に存在しない、新しい画像を提供す
る。

軟質組織と骨、或いは空気との間に発生するような高い
エッジ値に起因して生じる問題を、更に除去するため、
エッジ強調する前に下記式によって原画像のCT値を修正
することができる。

t2＜ｐ（i,j）＜t2の場合 t2＜ｐ（i,j）＜t1の場合 ｐ^＊（i,j）＝ｐ（i,j） t2ｐ（i,j）の場合 ｐ^＊（i,j）＝t2 t1ｐ（i,j）の場合 ｐ^＊（i,j）＝t1 ここにｐ^＊は修正した画像のピクセル値である。

このようにして、画像からリングアーチファクトを実質
的に除去する新規で独特の手段が得られる。この手段
は、Ｒ−Ｒ方式CTスキャナに特に効果的である。

特定の手段について本発明を説明したが、本発明は特許
請求の範囲を逸脱することなく種々の変更を加えること
ができることが理解されよう。

【図面の簡単な説明】

図面は画像を同心部分に分割し、この同心部分を更に半
径方向のセクタに分割して示す図である。 図中、11は画像、12は回転軸心、ｍはリング域、ｎはセ
クタ、である。

Claims (9)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】Ｒ−Ｒ方式CTスキャナによって得られる被
   検対象画像におけるリングアーチファクトの修正手段を
   含むCT装置であって、 （イ）リングアーチファクトが含まれない真画像とリン
   グアーチファクト画像からなる原画像を再構成する手
   段； （ロ）下記手段によりリングアーチファクト画像を決定
   し； （ｉ）ピクセル値ｐ（i,j）を有する原画像から下記式
   を用いてｑ（i,j）のピクセル値を有するエッジ強調画
   像を計算する手段； ｑ（i,j）＝Ａ・ｐ（i,j）＋Ｂ・avn〔Ｐ（i,j）〕＋Ｃ ここで、Ａ及びＢが通常約＋１及び−１の定数であり、
   ｐ（i,j）がピクセル（i,j）のもとのCT値であり、avn
   〔ｐ（i,j）〕が（i,j）を中心とするｎ×ｎ個のピクセ
   ルの平均値であり、Ｃは通常０である。 （ii）エッジ強調画像を、スキャナの回転軸心に対応す
   る原画像の点を中心とする同軸リング状域に分割する手
   段； （iii）画像を同軸リング域に分割する前記手段（ii）
   において、エッジ強調画像の夫々ピクセルを、リングア
   ーチファクトに対応する同軸リング状域に割当てる手
   段； （iv）Ｃ＋T1＞ｑ（i,j）＞Ｃ−T2のしきい値の範囲内
   にあってそれぞれの同軸リング域におけるエッジ強調画
   像のピクセルの平均CT値av（Rm）を決定し、夫々リング
   域のピクセルに対してリングアーチファクト値ｒ（Rm）
   を ｒ（Rm）＝av（Rm）−avの式により決定する手段； ここで、avは画像の限定された域におけるピクセルｑ
   （i,j）の平均CT値であり、T1,T2はしきい値であり、Rm
   はリング域に関するアドレスである。 （ハ）夫々リング域のリングアーチファクト値を、対応
   するリング域の原画像のピクセル値から夫々減算し、そ
   れによりリングアーチファクトのない画像を得る手段； からなる修正手段を含むCT装置。
2. 【請求項２】高いエッジ値を避けるため、原画像を修正
   する手段を含む請求項１記載のCT装置。
3. 【請求項３】上記原画像修正手段が、下記式により修正
   画像を得ることからなる請求項２記載のCT装置。 t2＜ｐ（i,j）＜t1の場合、ｐ^＊（i,j）＝ｐ（i,j）＜t
   1 t2ｐ（i,j）の場合、ｐ^＊（i,j）＝t2, t1ｐ（i,j）の場合、ｐ^＊（i,j）＝t1、 ここで、ｐ^＊（i,j）は修正画像のピクセル値である。
4. 【請求項４】エッジ強調画像を特定域に分割する前記請
   求項１の手段（ii）において、同軸リング域をそれぞれ
   更にセクタに分割し、夫々セクタのリングアーチファク
   ト値を計算し、これらの値を同じセクタの原画像のピク
   セル値から減算することにより、リングアーチファクト
   のない画像を得る請求項１記載のCT装置。
5. 【請求項５】請求項４記載のCT装置であって、 Ｃ＋T1＞ｑ（i,j）＞Ｃ−T2のしきい値の範囲内にあっ
   てそれぞれの同軸リング域におけるエッジ強調画像のピ
   クセルの平均CT値av（Rm,Sn）を決定し、夫々リング域
   のピクセルに対してリングアーチファクト値ｒ（Rm,S
   n）をｒ（Rm,Sn）＝av（Rm,Sn）−avの式により決定す
   る手段を含むCT装置。 ここで、avは画像の限定された域におけるピクセルｑ
   （i,j）の平均CT値であり、T1,T2はしきい値であり、R
   m,Snはリング域及びセクタに関するアドレスである。
6. 【請求項６】請求項４記載の装置であって、 （イ）リングアーチファクト画像のそれぞれのピクセル
   の修正値ｒ（Rm,Sn）を得る手段； （ロ）前記ピクセルが他のセクタとの境界に近い時に値
   が平滑に推移するように前記修正値ｒ（Rm,Sn）が ｂ（Rm）＝ｒ（Rm,Sn）／２＋ｒ（Rm,Sn−１）／２にな
   るように変更する手段：を含むCT装置。
7. 【請求項７】下記式によるピクセルｐ（i,j）から、リ
   ングアーチファクトのない真画像を得ることを含む請求
   項６記載のCT装置； （i,j）＝ｐ（i,j）−ｂ（Rm） ここでｐ（i,j）は原画像のピクセルである。
8. 【請求項８】前記セクタに近似するピクセルに平滑機能
   を使用する手段を有する請求項４記載のCT装置。
9. 【請求項９】高いエッジ値を避けるため、エッジ強調処
   理の前に、原画像を修正する手段を含む請求項４記載の
   CT装置。