JPH07213517A - X線ct装置 - Google Patents
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- JPH07213517A JPH07213517A JP6007831A JP783194A JPH07213517A JP H07213517 A JPH07213517 A JP H07213517A JP 6007831 A JP6007831 A JP 6007831A JP 783194 A JP783194 A JP 783194A JP H07213517 A JPH07213517 A JP H07213517A
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- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
ータ上で行い、散乱X線による画質劣化のリブアーチフ
ァクト等を除去する。 【構成】 画像診断装置の中に散乱線補正装置9を付加
する。補正装置9は逆対数変換した計測データを補正前
データメモリ13に格納し、感度補正と対数変換をした
計測データの投影データを専用メモリ14に格納し、加
算器15によって投影データの特定複数チャンネルのデ
ータの合計値を各投影角度毎に計算し、その値をパラメ
ータとしてテーブル読み出し器16にセットする。テー
ブル読み出し器16はセットされた値にしたがって補正
テーブルメモリ17により補正量を読み出し器16にセ
ットする。減算器18は補正前データメモリ13に格納
されている計測データから各投影角度毎に補正量を減算
し、その結果を補正データメモリ19に格納する。
Description
に被検体によって散乱される散乱X線による画像劣化を
軽減し、より正確なX線計測を行うことができるX線C
T装置に関するものである。
たX線ビームがファン状にコリメートされて被検体を透
過した時の減弱情報を、被検体後方に設けたX線検出器
で捕らえ、前記X線ビームとX線検出器との相対位置を
同一に保ちながら被検体軸の周りに回転させた時得られ
る情報をコンピュータ処理することによって断層X線像
として再構成する装置である。
を焦点とする円弧上に複数のX線検出素子を配置した、
いわゆる多チャンネル型X線検出器が用いられる。
た時、組織に吸収されて減弱するだけでなく、組織の構
成原子と相互作用の結果散乱を受ける。X線散乱には機
構の異なる、即ち干渉性のレイリー散乱と非干渉性のコ
ンプトン散乱が知られている。
の電子がX線光子の電場に同期して振動して光子を吸収
し、次にこの電子は同じ振動数の光子を輻射する。この
ため、散乱X線の波長は入射してきたX線と同じ波長と
なるため、入射X線と散乱X線との間で干渉を起こすこ
とになる。この干渉性を持つレイリー散乱は、コンプト
ン散乱に比較すると起こる確率は少ないが前方に鋭く飛
ぶ性質を持ち、低エネルギーX線が高原子番号物質に入
射するような場合は散乱線量全体に占める割合は大きく
なる。
さい外殻電子と衝突すれば、衝突された電子は光子のエ
ネルギーを全部吸収できずに、一部を光子として再放出
させ、残りの運動エネルギーで外に飛び出す。この現象
をコンプトン効果とよび、入射光子に対してエネルギー
を変えて再放射された光子を散乱光子(散乱X線)、衝
突で飛び出した電子をコンプトン電子あるいは反跳電子
という。入射するX線のエネルギーが高くなるに従っ
て、散乱線量全体に対してこのコンプトン散乱の割合が
大きくなる。
(計測パス)にある被検体の部分のX線の減弱を計測す
るが、被検体の他の部分から散乱X線があると、この計
測に誤差を生じることになる。散乱X線が入射すること
によりその検出素子の出力は大きくなり計測パス上の被
検体の減弱がみかけ上、小さくなるように測定される。
このような誤差が増えてくると、これらのデータを使っ
て再構成されたCT画像では分解能の低下が起こってく
る。特に濃度分解能と呼ばれる低コントラスト分解能の
低下が問題となる。その他、臨床的にはリブアーチファ
クトと呼ばれる肋骨の内側のCT値が沈み込み画像上に
黒い領域が現れたり、肝臓の中のCT値が場所によって
ばらつくといったことが生じてしまう。従って、精度の
高いX線断層像を得るには、散乱X線の影響を除去する
必要がある。
散乱X線をカットする。 (2)X線検知器の各チャンネル出力から入射した散乱
X線分の出力を差し引く。 のいずれかが採用されてきた。
ネルのX線検出面に平行なグリッドを設けること(例え
ば特開昭62−60539号、特開平4−336044
号)や、検出面前面にフィルタを設けること(例えば特
開昭63−40534号)が提案されている。 (2)の具体的な方法としては、散乱X線量を実測して
各チャンネルの出力から差し引く方法が一般的である。
散乱X線量を検出するための散乱X線検出器を複数個、
主X線検出器の前面に配置する構造(例えば特開昭63
−305846号、特開昭63−38438号、特開昭
63−40534号、特開平1−62126号)が開示
されている。また、X線検知器は主検出器のみとし、散
乱X線の計測時には各チャンネルの前にX線吸収用の鉛
ロッドを配置して信号X線のみをカットする方法(特開
昭62−261342号)も開示されている。
ては、特開平4−170942号がある。この方法は散
乱X線補正定数は第1投影角度における全chデータ総
和値の回帰直線y=ax+bより求めた空気用補正定数
と水ファントム用の補正定数を用意し、実際の補正では
Log変換後の計測データ全て(エアキャリブレーショ
ン用データ、ファントムキャリブレーション用データ、
被検体計測データ)に対してLog変換後の補正のため
の補正係数を乗算して散乱線量を補正する方法がとられ
ている。即ち、全て計測後Log値データに対しての補
正である。
いては、検知器に入射するX線をカットする前記(1)
の方法をとると、信号X線の入射強度も低下するのでS
/N比が悪くなり、結局良好なCT画像が得られないと
いう問題点がある。一方、散乱X線量を実測してデータ
から除去する前記(2)の方法のうち、散乱X線専用の
検知器を用いる方法については、次のような問題点があ
る。
置すると、X線検知器幅が厚くなって大型化し、実装上
困難を生ずる。これを解消するために主X線検知器の中
央部位におけるチャンネルのスライス方向に、主X線検
知器に隣接して小型の散乱X線検出器を配置して中央部
位における散乱X線量を測定し、周辺部位のチャンネル
における散乱X線量は広がり関数を利用して計算で求め
る方法も開示されている。
乱X線検出器(主に固体検出器)では、構造の相違に起
因する散乱量の検出感度差が生じて実用上利用困難であ
る。また、散乱X線検出器を主X線検出器の他に具備す
る装置では、散乱X線検出器を前面に配置する場合でも
同列に配置する場合でも、高価な検出器及び検出回路が
2重に必要とされるため、大幅なコストアップにつなが
るという問題点がある。
のみを用い、散乱X線計測時には信号X線を遮断するシ
ールドを用いる方法については、シールドの位置精度を
確保しながら操作する複雑な機能を装置に付加する必要
があるため、コストアップは避けられない。
変換後であり以下の如き問題がある。 (イ)、散乱定数Ca、Cw、Csを求める処理、散乱定
数Ca、Cwとその他のデータを利用しての水ファントム
のデータの散乱補正処理、散乱定数Ca、Csとその他の
データを利用しての生データの散乱補正処理、を必要と
している。このため、処理内容が増加し、コンピュータ
の負担が大となる。 (ロ)、(イ)の如き各種処理を行うことによって散乱
線の影響が除去できることもあるが、散乱線の発生とそ
の影響とは極めて複雑であり、我々の散乱線測定結果か
らでも被写体内部構造には依存しない事が多く、本手法
の様に計測値(減弱量に比例)に対応した補正手法では
完全な散乱線補正は困難である。
求めるやり方のもとで、コストアップすることなく該総
量としての散乱線量の算出の正確さをはかり、精度の高
い散乱X線処理を可能にするX線CT装置を提供するも
のである。
274171号)において、全チャンネル加算値に対応
する散乱X線補正量を与える補正関数により、散乱X線
補正を行うX線CT装置を提案した。この先願と本願発
明との共通点及び相異点を以下列挙する。 (1)、共通点。 リニア領域での散乱線補正量を求めている点は共通であ
る。且つこの補正量を求めるための加算値SjがLog
変換後の領域(吸収係数の領域)である点で共通であ
る。
ャンネル又は全チンネルの未満の複数チャンネルの加算
値を使っている。
の全チャンネル加算値を算出する。本願は各投影角毎
に、その投影角の1チャンネル又は全チャンネル未満の
複数チャンネルの加算値を算出する。従って、360゜
スキャン又はハーフスキャンに相当する各1計測区間内
にあっては、先願は1個の加算値であるが、本願はその
1計測区間における全投影角数に相当する数の加算値が
得られる。
各1計測区間にあっては、全投影角すべてで且つ全チャ
ンネルすべてにわたって、唯1つの加算値を投影データ
から差分することで散乱X線の補正を行う。本願は、3
60゜スキャン又はハーフスキャンに相当する各1計測
区間にあっては、各投影角毎にその全チャンネルにわた
って1つの加算値を投影データから差分することで散乱
X線の補正を行う。
したX線の強度分布を検出する多チャンネルX線検出器
と、その検出された信号強度に対数変換を行う手段と、
その対数変換後の被検体の各投影角度j毎に、或る特定
の1チャンネルの値あるいは複数チャンネルの投影デー
タpro(i、j)の加算した値(以下、これらを加算
値Sjと定義する)を次式により算出する手段と、
投影角度) n1、n2:ある特定のチャンネルであり、n1<n2<N
(全チャンネル) 予め大きさの異なるいくつかの水、ポリエチレン、アク
リルなどの被検体のX線吸収係数に近い材質のX線透過
画像より決定した散乱X線補正量に係る係数A、Bと加
算値Sjの値より次式でリニア領域での散乱X線補正量
Csjを求める手段と、
タを逆対数変換して得た逆対数変換後の投影データにつ
いて、前記散乱X線補正量Csjを減算する散乱線補正手
段と、その補正後の計測データを対数変換して画像再構
成を行う手段と、より成るX線CT装置を開示する。
る多チャンネルX線検出器と、その検出された信号強度
に対数変換を行う手段と、その対数変換後の被検体の各
投影角度j毎に、或る特定の1チャンネルの値あるいは
複数チャンネルの投影データpro(i、j)の加算し
た値Sjを次式により算出する手段と、
投影角度) n1、n2:ある特定のチャンネルであり、n1<n2<N
(全チャンネル) 予め大きさの異なるいくつかの水、ポリエチレン、アク
リルなどの被検体のX線吸収係数に近い材質のX線透過
画像より決定した散乱X線補正量に係る係数A、Bと加
算値Sjの値よの次式でリニア領域での散乱X線補正量
Csjを求める手段と、
タを逆対数変換して得た逆対数変換後の投影データにつ
いて、前記散乱X線補正量Csjを減算する散乱線補正手
段と、その補正後の計測データを対数変換して画像再構
成を行う手段と、より成るX線CT装置を開示する。
て被検体計測パス長が異なることを考慮して行う散乱X
線補正は、簡略な手法で被検体の外形状を認識し、それ
に応じた最適な補正量を各投影角度毎に提供してくれ
る。
り説明する。図1は本発明のX線CT装置の一実施例の
処理フロー図である。X線計測から画像表示までの処理
フローについて説明すると、まずX線CT装置の計測条
件を設定し(フローF1)、ついでX線を被検体に曝射
してX線検出器にて計測を行う(フローF2)。次に前
処理として、計測結果に対して感度補正(フローF
3)、対数変換(フローF4)を行う。これによって吸
収係数が求まる。更に各チャンネルの減弱量に対するノ
ンリニア補正のためのファントムキャリブレーション
(フローF5)を行う。このファントムキャリブレーシ
ョンまでの処理によってX線検出器のチャンネルばらつ
きに起因する感度差及びノンリニア量の校正は完了す
る。更に計測データを逆対数変換(フローF6)して元
の計測データに戻し、散乱X線補正(フローF9)を行
う。この散乱X線補正を行うためには補正量Csを算出
する必要があるがこれについてはファントムキャリブレ
ーション後(フローF5)の各投影角度毎に検出器中央
100チャンネル加算値Sを算出(フローF7)し、こ
の加算値Sに対応したリニア領域における補正量Csを
補正関数から求める(フローF8)。この補正量Csを
逆対数変換した計測データから減算(フローF9)して
散乱X線の補正を行う。更に対数変換(フローF10)
を行い、再び吸収係数に変換し、画像再構成(フローF
11)を行った後、CT値補正(フローF12)を経
て、画像表示(フローF13)を行う。
線CT装置で測定している状態の概略正面図である。図
2において、X線管21の第i投影角(投影角度0゜)
及び第j投影角(投影角度90゜)でのX線ビームの腹
部断面を想定したファントム22を透過したX線の多チ
ャンネルX線検出器23の中央1チャンネルでの測定の
様子を説明するために中央1チャンネルの部分だけを抜
き出して描いた概略図を示す。
図3において、図2の計測結果の対数変換前の中央の1
チャンネルの測定データを投影角度方向に示したグラフ
を示す。図3によると散乱X線を含んだ通常測定データ
では、ファントム22の外形の楕円形に合わせてデータ
曲線が大きなうねりをもっており、更にこのうねりの上
にファントム内に存在する脊椎や肋骨を想定したテフロ
ンロッドによる減弱に対応した小さな凹凸が乗っている
のがみられる。しかし、一方このファントム22の散乱
X線だけを測定した散乱X線データ曲線はファントム2
2の楕円形に追従した緩やかな正弦波形を描いており、
脊椎や肋骨を想定したテフロンロッドの影響による小さ
な凹凸は全く見られない。
理由による。X線が一般に被検体(この場合ファントム
22)に入射すると各部分で散乱が起こるため検出器に
は検出素子の入射部から被検体を見込む全角度から散乱
線が入り込むことになる。しかし実際に検出素子に入射
する散乱X線は計測パス線上付近で発生する散乱X線が
その検出素子に入射する全散乱X線量のうちで占める割
合が大きいという性質があり、このため被検体が腹部等
のような楕円形などの形状をしていて投影角によって被
検体計測パス長(計測パス上で被検体を透過した長さ)
が変化する場合、被検体計測パス長に応じて散乱X線量
が変化するいう現象が見られる。即ち被検体が楕円形な
どの場合、楕円形の長径方向と短径方向では発生する散
乱X線量が異なるため投影角度によって散乱X線量が変
化する。
T装置で測定している状態の概略正面図である。図4に
おいて、X線管21の第i投影角(投影角度0゜)及び
第j投影角(投影角度45゜)での頭部断面想定のファ
ントム22を透過したX線の多チャンネルX線検出器2
3の中央1チャンネルの部分だけを抜き出して描いた概
略図を示す。
図5において、図4の計測結果の対数変換前の中央1チ
ャンネルでの測定データを投影角度方向に示したグラフ
を示す。図5によると散乱X線を含んだ通常測定データ
ではファントム22内のテフロンロッドによる影響が見
られる(第j投影角)が、散乱X線データの方にはこの
影響が見られる、ほぼ平坦になっている。このように被
検体(この場合ファントム22)計測パス長に応じて変
化する散乱X線量は、被検体計測パス上に存在する被検
体内の骨などの内部構造要因の影響を全く受けないとい
う現象も図3の現象と共に見られる。
乱X線は被検体内の構造要因に依存せず、被検体の外形
状、即ちX線の被検体計測パス長に依存していることが
分かる。このような現象が見られることを考慮して、散
乱X線量を求める方法としては計測によって取り込んだ
各投影角度毎の投影データから被検体内部構造要因によ
る影響を除去して被検体計測パス長にのみ依存したデー
タに直し、このデータから散乱X線量を推定することが
できる。そしてこの散乱X線量を補正量として被検体か
ら検出された投影データから減算することによって散乱
X線補正を行うことができる。ここで被検体計測パス長
の推定方法としては例えば計測パスの参照位置として検
出器中央チャンネル等での検出値を用い、そして被検体
内部構造要因の除去方法には次の図6に示す中央チャン
ネルの前後複数チャンネルでの検出値の合計処理を行う
ことによって図7に示す平滑化を図り、被検体内部構造
要因による影響を取り除くことができる。
の方法として、X線検出器中央複数チャンネル加算法を
説明するための中央100チャンネルでの測定状態の概
略正面図である。図6において、X線管21の第i投影
角(投影角度0゜)及び第j投影角(投影角度90゜)
でのX線ビームの腹部断面を想定したファントム22を
透過したX線の多チャンネルX線検出器23の中央10
0チャンネルでの合計値の測定の様子を説明するために
中央100チャンネルの部分だけを抜き出して描いた概
略図を示す。
図7において、図6の計測結果の対数変換前の検出器中
央複数100チャンネルの合計値データを投影角度方向
に示したグラフを示す。図7によると散乱X線を含んだ
通常測定データは平滑化されて、被検体内部構造要因に
よる影響が取り除かれており、このため散乱X線データ
曲線との相関を示している。そして、このような補正方
法は厳密な意味では正確ではないが被検体内の肋骨から
のアーチファクトの除去や肝臓からのCT値の一様性を
改善する上でかなり効果があると考えられる。このよう
に本方法は投影角度方向での散乱X線変化を考慮した投
影角度方向主体の散乱線補正法であり、こうした投影角
度によって被検体計測パス長が異なることを考慮して行
う散乱X線補正は、被検体の外形状を認識し、それに応
じた最適な補正量を各投影角度毎に提供してくれる。以
下にX線CT装置の装置構成及び各部分について図8、
図9により説明する。
画像診断装置を含むX線CT装置全体の構成を示す斜視
図である。図8において、このX線CT装置は高電圧発
生装置1、ガントリ2、患者テーブル3、画像診断装置
4から構成され、ガントリ2内には図2に示すような被
検体(患者)の所定部位を挟んで対向するX線管21と
多チャンネルX線検出器23が一体回転可能に内蔵され
る。
すブロック図である。図9において、この画像診断装置
4は磁気ディスク5、前処理装置6、中央制御装置7、
主メモリ8、再構成処理装置10、表示装置11及び高
速内部バス12より構成される。この構成で、磁気ディ
スク5は各種再構成画像データや各種補正処理後の生デ
ータを格納する記憶装置であり、前処理装置6は計測し
て得られた検出器出力データの検出素子感度ばらつき補
正(図1、F3)や対数変換(F4)あるいは逆対数変
換(F6)などの前処理を行う。
換を施した計測データを投影データ格納メモリ14に格
納し、それを逆対数変換した計測データを補正前データ
メモリ13に格納する。その投影データ格納メモリ14
から特定の複数チャンネルにわたるデータを読み出し加
算器15においてその総和を計算し、この値をパラメー
タとしてテーブル読み出し器16にセットする。このテ
ーブル読み出し器16はセットされた値にしたがって補
正テーブル(図11の関数をセットしたテーブル)メモ
リ17により散乱X線のリニア領域での補正量を読み出
して減算器18にセットする。この減算器18は補正前
データメモリ13に格納されている計測データから前記
セットされたリニア領域における補正量を減算し(F
9)、その結果を補正済データメモリ19に格納する。
この補正(済)データは再度前処理装置6によって対数
変換された(F10)後、主メモリ8あるいは磁気ディ
スク5に格納される。補正が完了したこの補正データは
画像再構成処理装置10によって画像再構成を行い(F
11)、CT値補正(F12)の後最終的な断層画像を
作成し、表示装置11によって画像表示する(F1
3)。尚中央制御装置7は主メモリ8に格納されたプロ
グラムにしたがって、前処理装置6、補正装置9、画像
再構成装置10などの高速内部バス12に接続されてい
る各装置の制御や装置間のデータ転送の管理を行う。次
に前記散乱X線補正の補正量の算出(F8)の方法につ
いて説明する。
いる円形水ファントム計測の散乱X線の強度分布図で、
ψ230mm〜ψ380mmまでの直径の異なる円形水
ファントムをガントリ開口中心に置いた時のX線検出器
に入射する散乱X線強度の対数変換前データの分布を示
している。図10において、横軸はX線検出器上のチャ
ンネル方向の位置を示し、縦軸はその位置での散乱X線
強度を示しており、その散乱X線強度は各ファントムと
もチャンネル中心部が小さく、周辺に行くほど大きくな
っている。またファントム径が大きくなるほど全体とし
て平均強度は弱くなる。これは散乱X線もファントム内
部でその強度が減弱するためであり、径の小さいファン
トムあるいは同じファントムでも計測パス長の短い周辺
部分の方が散乱X線強度は強くなるからである。このた
め散乱X線量の見積り補正量を決定するにはこのような
性質を考慮しなければならない。ここで正確な散乱X線
補正を行うためには散乱X線強度のチャンネル方向の分
布にしたがって補正量を決定すべきであるが、全チャン
ネルに同一補正量で散乱X線補正を行っても補正効果は
ほとんど劣化しない。これは散乱X線補正が計測時に検
出器出力が小さくなる被検体の中心部分に対して強くか
かり周辺では補正の影響が弱くなるためである。そこで
チャンネル方向の補正量は一定であるとして前述したよ
うに投影角度方向における散乱X線変化だけを考慮して
補正を行っている。このように本実施例ではチャンネル
方向補正量一定とし、この補正量としては中央100チ
ャンネルで測定した散乱X線量を用いている。次にこの
補正量を各投影角度に算出するための補正量決定の関数
(補正関数)について説明する。
の算出に用いる関数式による散乱X線補正量決定の関数
(補正関数)の曲線図で、対数変換後の検出器中央10
0チャンネル加算値Sと図10の各種サイズの円形水フ
ァントムにおけるリニア領域での散乱X線補正の適正補
正領域の関係を示した曲線図である。ここでリニア領域
とは、対数変換(図1のF4)して更に逆対数変換(図
1のF6)して得られた領域とのことであり、これはい
わゆる計測データ(感度補正やファントムキャリブレー
ション補正後の計測データを云う)そのものを扱ってい
ることを意味している。図で中央100チャンネル加算
値Sとの補正量の関係を用いたのは、前述したように被
検体内部構造要因を除去する平滑化処理を行うためであ
り、これを図で説明すると図3に見られるように平滑化
処理をしていない散乱X線を含んだ通常側測定データは
散乱X線データとの相関性が得にくいが、図6に見られ
るように散乱X線を含んだ通常側測定データを平滑化処
理を(中央100チャンネル加算)すると散乱X線デー
タとの相関性が期待できるようになることを意味してい
る。尚本実施例では加算チャンネル数を100とした
が、もちろん100でなくともよい。
らないが相関性は見られ、適当な関数を用いることによ
って対数変換後の中央100チャンネル加算値Sと適正
な散乱X線補正量の関係を表す曲線が得られる。この関
数式としては、指数関数またはべき乗関数などが適当で
あり、具体的に示すと、
であり、Csはリニア領域での散乱X線の補正量であ
る。この関係を示したのが図11である。任意Sについ
て適正補正量Csを得るためには式中の係数A、Bを決
定しなければならない。この係数の決定に当たっては実
験的に直径の異なるいくつかの円形水ファントムを計測
することによって、その点での適正補正量を得て、これ
らの点あるいは近傍を通るように係数を決定することが
できる。本実施例では図11のようにψ160mm、ψ
230mm、ψ305mm、ψ380mmの4種類の水
ファントムを使用している。この決定に当たっては数値
を対数変換してから最小2乗法などを用いることによっ
て得られたデータから自動決定することもできる。尚本
実施例では適正補正量を求めるために水ファントムを使
用したが水以外のポリエチレンやアクリル等を使用して
もよい。またここでの説明では逆対数変換処理(F6)
→散乱線補正処理(F9)→対数変換処理(F10)の
フローをファントムキャリブレーション処理(F5)後
のデータに対して行っているがファントムキャリブレー
ション処理(F5)や感度補正処理(F3)の前段階で
行うことも可能である。この場合は感度補正及びファン
トムキャリブレーションを行うデータとして散乱線補正
処理をした後のデータを使用することになる。更に本実
施例では加算チャンネル数を中央の100としたが、こ
れに限定されるものではない。即ち、一般化すれば、以
下となる。
量Csを、被検体の各投影角度j毎に、或る特定の1チ
ャンネルあるいは複数チャンネルの加算値Sjをその式
の変数とする次式により求め、この補正量Csjを被検体
計測データの各投影角度データj毎の全チャンネルに適
用する。
投影角度) n1、n2:ある特定のチャンネルであり、n1<n2<N
(全チャンネル) A、B大きさの違ういくつかの水、ポリエチレン、アク
リルなどの被検体のX線吸収係数に近い材質のファント
ムの画像より決定する値とする。
2)について具体的に説明する。(イ)、投影角度jで
の全チャンネル分の投影データ(図1のF5の出力)
を、 pro(1、j)、pro(2、j)、……pr
o(n、j)とする(但し、nはチャンネル総数値)。
このn個のデータからチャンネルn1〜n2の投影データ
pro(n1、j)、……pro(n2、j)の加算値S
jを求める。 Sj=pro(n1、j)+……+pro(n2、j) 加算値Sjに対応するリニア領域における補正量Csjを
(数11)により算出、又はメモリ17(図9)から読
み出す(図1のF8)。一方、前記投影データ(図1の
F5の出力)を逆対数変換(図1のF6)して下記に示
すリニア領域のデータに戻す。 D(1、j)、D(2、j)、……D(n、j) このリニア領域のデータから前記補正量Csjを下記のよ
うに差し引き、散乱線補正をする(図1のF9)。 D(1、j)−Csj D(2、j)−Csj : : D(n、j)−Csj この散乱線補正で得たデータを再び対数変換(図1のF
10)する。
を行って、下記の如き散乱線補正をする。 D(1、j+1)−Csj+1 D(2、j+1)−Csj+1 : : D(n、j+1)−Csj+1 この散乱線補正で得たデータを再び対数変換する。
ータをもとにして画像再構成を行う(図1のF11)。
が、任意の1チャンネルのデータそのものを利用しても
よい(数式的には、(数12)で示したようにn1=n2
の例が該当)。更に、n1〜n2の間の連続したチャンネ
ルの加算であってもよい。加算以外に偏差値や平均値を
利用する例もある。以下すべての投影角について同様の
処理を実行する。
リニア領域での散乱X線補正量を前述した補正処理に従
って補正を行うことで、計測データに取り込まれた散乱
X線の影響を除去することができ、この補正を行ったデ
ータを使用して画像再構成を行うことで良好な画質のC
T断層像が得られる効果がある。
状態の概略正面図である。
状態の概略正面図である。
央100チャンネルで測定している状態の概略図であ
る。
る。
である。
線図である。
Claims (2)
- 【請求項1】 被検体を透過したX線の強度分布を検出
する多チャンネルX線検出器と、 その検出された信号強度に対数変換を行う手段と、 その対数変換後の被検体の各投影角度j毎に、或る特定
の1チャンネルの値あるいは複数チャンネルの投影デー
タpro(i、j)の加算した値(以下、これらを加算
値Sjと定義する)を次式により算出する手段と、 【数1】 pro(i、j):投影データ(i:チャンネル、j:
投影角度) n1、n2:ある特定のチャンネルであり、n1<n2<N
(全チャンネル) 予め大きさの異なるいくつかの水、ポリエチレン、アク
リルなどの被検体のX線吸収係数に近い材質のX線透過
画像より決定した散乱X線補正量に係る係数A、Bと加
算値Sjの値より次式でリニア領域での散乱X線補正量
Csjを求める手段と、 【数2】 各投影角度j毎の全チャンネルの対数変換後の投影デー
タを逆対数変換して得た逆対数変換後の投影データにつ
いて、前記散乱X線補正量Csjを減算する散乱線補正手
段と、 その補正後の計測データを対数変換して画像再構成を行
う手段と、より成るX線CT装置。 - 【請求項2】 被検体を透過したX線の強度分布を検出
する多チャンネルX線検出器と、 その検出された信号強度に対数変換を行う手段と、 その対数変換後の被検体の各投影角度j毎に、或る特定
の1チャンネルの値あるいは複数チャンネルの投影デー
タpro(i、j)の加算した値Sjを次式により算出
する手段と、 【数3】 pro(i、j):投影データ(i:チャンネル、j:
投影角度) n1、n2:ある特定のチャンネルであり、n1<n2<N
(全チャンネル) 予め大きさの異なるいくつかの水、ポリエチレン、アク
リルなどの被検体のX線吸収係数に近い材質のX線透過
画像より決定した散乱X線補正量に係る係数A、Bと加
算値Sjの値よの次式でリニア領域での散乱X線補正量
Csjを求める手段と、 【数4】 各投影角度j毎の全チャンネルの対数変換後の投影デー
タを逆対数変換して得た逆対数変換後の投影データにつ
いて、前記散乱X線補正量Csjを減算する散乱線補正手
段と、その補正後の計測データを対数変換して画像再構
成を行う手段と、より成るX線CT装置。
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Cited By (9)
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US7190758B2 (en) | 2003-07-29 | 2007-03-13 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | X-ray CT system |
JP2007190358A (ja) * | 2005-12-21 | 2007-08-02 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X線減衰補正方法、画像生成装置、x線ct装置、及び画像生成方法 |
CN100358471C (zh) * | 2003-09-19 | 2008-01-02 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 放射计算机断层摄像装置及断层图像数据生成方法 |
US7336759B2 (en) | 2005-03-01 | 2008-02-26 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Scattering compensating method and scattering measuring method |
US7334940B2 (en) | 2004-01-07 | 2008-02-26 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Scatter measurement method, scatter correction method, and X-ray CT apparatus |
JP2009106433A (ja) * | 2007-10-29 | 2009-05-21 | Hitachi Medical Corp | 放射線撮像装置 |
JP2012096111A (ja) * | 2005-12-21 | 2012-05-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 散乱線補正方法およびx線ct装置 |
JP2013013722A (ja) * | 2011-06-30 | 2013-01-24 | General Electric Co <Ge> | X線撮像における散乱補正の方法及びシステム |
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- 1994-01-27 JP JP00783194A patent/JP3426677B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7190758B2 (en) | 2003-07-29 | 2007-03-13 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | X-ray CT system |
CN100358471C (zh) * | 2003-09-19 | 2008-01-02 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 放射计算机断层摄像装置及断层图像数据生成方法 |
JP2005169068A (ja) * | 2003-11-20 | 2005-06-30 | Canon Inc | 放射線撮像装置、放射線撮像方法及び放射線撮像システム |
JP4533010B2 (ja) * | 2003-11-20 | 2010-08-25 | キヤノン株式会社 | 放射線撮像装置、放射線撮像方法及び放射線撮像システム |
US7334940B2 (en) | 2004-01-07 | 2008-02-26 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Scatter measurement method, scatter correction method, and X-ray CT apparatus |
US7336759B2 (en) | 2005-03-01 | 2008-02-26 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Scattering compensating method and scattering measuring method |
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JP2012096111A (ja) * | 2005-12-21 | 2012-05-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 散乱線補正方法およびx線ct装置 |
JP2009106433A (ja) * | 2007-10-29 | 2009-05-21 | Hitachi Medical Corp | 放射線撮像装置 |
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