JPH0799540B2

JPH0799540B2 - コンピユータによる写像再構成方法および装置

Info

Publication number: JPH0799540B2
Application number: JP60299800A
Authority: JP
Inventors: エム．カーバーマイケル; ジエイ．ブラネツトカール
Original assignee: ピカーインターナシヨナルインコーポレイテツド
Priority date: 1984-12-31
Filing date: 1985-12-28
Publication date: 1995-10-25
Anticipated expiration: 2010-10-25
Also published as: EP0195869A2; CA1233916A; EP0195869A3; JPS61182170A; US4674045A; DE3582589D1; EP0195869B1

Description

【発明の詳細な説明】（１）発明の技術分野本発明は、断面の像の再構成に関するものであり、更に
詳細に述べれば、コンピューター断層撮影走査装置のデ
ータ処理を行なうコンピューターによる写像再構成方法
および装置に関するものである。

（２）従来の技術断面写像のための再構成技術は、被検物の内部構造に関
する情報を発生するものとして周知である。これらの再
構成技術は、検出されたデータが当該断面を介して得ら
れる関数の線積分に対応するという事実を利用した、数
学の再構成アルゴリズムから得られたものである。これ
らの再構成アルゴリズムは、たたみ込み後方投影として
知られる方法で前記断面に渡り前記関数を割り当てる。

コンピューター断層撮影装置では、患者、すなわち被検
物の当該断面が、該断面を通るＸ線を方向づけるＸ線源
によつて、異なる方向から連続的に走査される。患者に
対し前記Ｘ線源の反対側に位置決めされた一つ以上の検
出器によつて、該患者をＸ線が通り抜けた後の該Ｘ線の
強さが読み取られる。異なる方向からの十分な強度測定
値が得られると、これらの強度読取値は、患者の断面の
減衰した像を再構成するのに利用することができる。

該磁気写像では、組織が強磁界内に置かれ、該組織内の
原子の磁気双極子を整列させる。勾配磁界が異なる方向
で重畳され、該磁界がパルス化されて、原子の磁気モー
メントを摂動させる。原子が前記摂動された状態から整
列された状態へと放射崩壊する際、該原子によつて該原
子構造の磁界特性が生成される。前記勾配磁界は、再構
成方法で処理することのできる種々の特性で前記組織内
の原子が放射崩壊するようにする。

その外に、前記写像再構成方法は、地質学および天文学
にも利用されている。例えば、地質学では、実際に掘削
して、露出された地球内部の構造を物理的に分析せずと
も該内部構造を識別することができる。

これらの写像再構成方法を利用して得られた情報の精度
を改善するため、種々の手続きが試みられてきた。コン
ピューター断層撮影の像質向上に利用される較正技術と
して、フアントムの走査および再構成技術がある。フア
ントムの構造は周知であるため、再構成された像が周知
の前記構造と比較され、再構成された像と前記既知構造
との不一致の原因が判定される。

コンピューター断層撮影（CT）走査装置の問題点は、CT
数が不正確なことである。異なる大きさの含水フアント
ムの再構成によつて、水のCT数は90CT数も減つてしま
う。像全体のCT数が、この量だけ上下に変化するわけで
ある。この不正確さは、検査を受ける対象物の大きさに
左右されるようである。

前記CTの再構成問題を解決するある数式では、空間領域
たたみ込み積分形式が取られ、次いで後方投影として先
行技術で周知の積分が行なわれる。前記合成は、Ｘ線検
出器から投影データを得ると共に、適当なたたみ込み核
でこのデータをたたみ込むことによつて、空間領域で直
接行なわれる。

この空間領域たたみ込みは、理論上、プラス／マイナス
無限大の極限に渡つて行なわれる。しかしながら、これ
まで患者は空間の有限領域を占めるものとされていたた
め、この積分は、患者の占める特定の当該領域に制限さ
れていた。

民生第四世代CT走査装置では、空間領域たたみ込み技術
よりもフーリエ変換技術を用いることが多い。これらの
最新の手続によると、データのフーリエ変換が行なわ
れ、この変換されたデータがフイルタ関数で乗算され、
次いで逆フーリエ変換が行なわれる。この解は、文献で
証明されている。例えば、ハーマンその他による1976年
Comp Biol Med, Permagon Press社刊「発散光線用たた
み込み再構成技術」を参照されたい。前記文献は、参考
文献としてここに組み込まれるものとする。

フーリエ変換されたデータのスケーリングに利用される
フイルタ関数は、空間計算に利用されるたたみ込みフイ
ルタのフーリエ変換である。前記たたみ込みフイルタの
フーリエ変換によつて、零で始まると共に、最大値に向
けて周波数と共に直線的に増分するランプ関数が生成さ
れる。前記ランプフイルタ関数は、冒頭の再構成技術で
用いられた空間領域たたみ込みフイルタのフーリエ変換
に基づいているので、このフイルタが、CT写像で時々起
きるCT数の不正確さの発生源と考えられたことはない。

本発明は、写像再構成用の新規のフイルタ関数を用い
て、先行技術による写像再構成に見られた数学上の不正
確さを解決するものである。前記新規のフイルタは、全
たたみ込みフイルタの連続フーリエ変換を利用するので
はなく、截頭空間領域たたみ込みフイルタを離散点で変
換することにより生成される。

（３）発明の概要本発明は、新規のフイルタ関数を利用して、先行技術に
よる種々のたたみ込み後方投影アルゴリズムにより再構
成された像の精度を改善するものである。

本発明によれば、まず、有限数の空間領域たたみ込みフ
イルタが、離散した点に定められ、CT適用に際し、CT走
査の角度範囲とCT観察で得られた減衰読取り値数とによ
り截頭離散たたみ込みフイルタが定められる。

ひとたび前記たたみ込みフイルタが定められると、截頭
たたみ込みフイルタの点アレイ上で離散フーリエ変換が
行なわれる。このことによつて、低い空間周波数のリツ
プルを有するランプフイルタ関数が生成される。この新
規のフイルタは、先行技術のフイルタと似ているが、低
周波のリツプルを有しており、特に非零DC値を有してい
る（空間ドメイン截頭離散たたみ込みフイルタの離散フ
ーリエ変換によつて、前記点アレイが空間周波数領域に
変換される）。

以上の点から明らかなように、本発明の目的は、改善さ
れた新規のフイルタリング方法を用いて写像能力を改善
することである。本発明の前記目的ならびにその他の目
的、および利点等については、添付の図面を参照してCT
装置における本発明の詳細な説明から、理解されよう。

（４）実施例まず、第１図は、患者の当該断面スライスの写像に利用
されるCT走査装置10を示すものである。前記CT装置10
は、可視コンソール14に結合された走査装置12と、計算
機16と、および前記走査装置12が制御ならびにデータ処
理に必要とする特別な電子回路17とによつて構成されて
いる。

前記走査装置12は、第四世代のCT走査装置であり、固定
した検出器アレー31が患者用開口18を取り囲んでいる。
写像中、患者は、寝台20上に位置決めされ、次いで患者
用開口18の内部へ、写像しようとする断面スライスが適
切に位置決めされるまで挿入される。走査装置の前面パ
ネル22は、走査装置のハウジングにヒンジ取付けされて
おり、該走査装置12の内部に接近できるよう該ハウジン
グから回動するようになつている。走査装置のハウジン
グは、一対の支持体26,28によつて支持されており、床
と平行に前記支持体を介して伸びる軸回りに傾けること
ができる。このようにして、垂直断面以外の患者の断面
が該患者を再位置決めせずに得られる。

CT走査装置12の側に図示された一連の副電子副装置30に
よつて、Ｘ線の発生に適した電圧が供給される。Ｘ線管
内では、高加速化された電子が管の陰極から陽極へ向け
られており、ほぼ150,000電子ボルトのエネルギーを有
する電子が前記陽極に突き当たり、Ｘ線を発生する。

CT走査装置では、前記の特殊電子回路17によつて、前記
走査装置12で検出された強度値が分析される。この特殊
電子回路17は、走査検出器の円形アレイ31から発生され
た出力パルスをカウントすると共に、Ｘ線管の動きを制
御して、この動きを前記出力信号の分析に従つて座標に
表わす。前記電子回路17に結合されたサービスモヂユー
ル34は、前記走査装置12が計算機16、または可視コンソ
ール14の助けを必要とせずに検査できるようにするもの
である。

高速のCT走査は、高速データ処理計算機16の使用によつ
てのみ可能である。図示の、本実施例に適用された前記
計算機16は、３億２千万バイトのデイスク記憶容量を有
する32ビツトのパーキンエルマー社製ミニ・コンピュー
ターである。この計算機16によつてデータ処理が行なわ
れ、患者用開口を取り囲む複数の検出器から得られた強
度読取値により、患者のスライス内の減衰変化に関する
格子状の像が再構成される。前記選択された特定の計算
機は、断面像の密度を分析し、再構成するばかりでな
く、この情報を前記可視コンソール14上に表示する責任
も負つている。

第１図に図示された前記可視コンソール14は、CT装置を
作動する技術者用の第１の作業台36と、発生された像を
診断する責任者用の第２の作業台38とを備えている。第
１図には図示してないが、遠隔観察台を選択的に備え付
けることにより、患者を診断する人がオペレータと同じ
場所に居る必要はなくなる。

前記検出器アレイの各検出器は、フオトダイオードに結
合されたシンチレーシヨン結晶によつて構成されてい
る。動作に際し、Ｘ線管からのＸ線が前記シンチレーシ
ヨン結晶に衝突し、該結晶によつて前記Ｘ線が可視光に
変換され、該可視光は、次いで、前記フオトダイオード
の電流の流れに作用する。前記Ｘ線により生じた電流の
変化は、アナログ電流信号から、カウントされる一連の
パルスへと変換される。

前記フオトダイオードの電流の変化に応じてこれらのパ
ルスを発生する電子回路は、先行技術で周知のものであ
る。次いで、前記パルスがカウントされ、カウントされ
る時間で除算されて、所与の時間に前記検出器に衝突す
るＸ線の強さが表示される。このカウント動作を行なう
回路は、本出願人に譲渡された米国特許第4,052,620号
に開示されたものである。前記特許は参考文献として本
発明に組み込まれるものとする。前記走査装置に関する
更に詳細な説明が、本出願人による出願番号第441,903
号「計算機制御断層撮影検出方法および装置」で開示さ
れている。前記出願も参考文献として本発明に組み込ま
れるものとする。

Ｘ線検出段階50、パルス発生段階51、および強度判定段
階52が、CT方法を図解したフローチヤート（第２図）に
示してある。これら三段階50,51,52の次には、前記計算
機16におけるデータの対数取得、および該データの記憶
54が続く。前記強度データの対数によつて、Ｘ線が受け
た減衰に比例するデータが生成される。

CT方法におけるそれ以後の段階は、前記計算機16によつ
て行なわれる。該計算機によつて、まず、前記データに
関する一連の較正および補正計算56が行なわれる。これ
らの計算は、CT作動サイクル中に得られたデータに基づ
いて行なわれる。前記計算は、電子回路における検出器
の感度、利得、およびオフセツトの変化を考慮して行な
われる。

前記計算が完了すると、各検出器からの全データを本発
明により定められたフイルタによつてフイルタリングす
るデジタルフイルタリング段階58が行なわれる。前記フ
イルタリング方法は、データのフオワード高速フーリエ
変換を行なう段階と、前記変換されたデータを空間周波
数領域フイルタ（第３図参照）で乗算する段階と、およ
びフイルタリングされたデータを生成するため逆高速フ
ーリエ交換を行なう段階とによつて構成されている。

CT方法における次の段階では、作動していない検出器に
対するフイルタリングされたデータに、有効なデータを
供給する検出器からのフイルタリングされたデータに基
づいた段階64のデータが割り当てられる。最後に、作動
検出器、および不作動検出器双方からの全データが、記
憶装置へと後方投影（66）され、検査中特定の患者のス
ライス像を発生する。この後方投影法が完遂されると、
前記データは再び記憶され、前記スライスの画像を前記
可視コンソール14上に写像する（68）際利用される。

次に第４図では、フイルタ関数を生ずるコンピューター
の前記段階を要約したフローチヤートが示してある。こ
のフイルタ関数は記憶され、前記第２図のフローチヤー
トの段階58のうちの一段階における変換されたデータの
乗算に必要となると、アクセスされる。

第４図のフローチヤートの最初の６段階110,112,114,11
5,116,117は、初期設定段階である。第１段階110では、
フイルタリングしようとするデータセツトの見本の大き
さに等しいPTSと称する変数が設定される。ある実施例
におけるこの見本の大きさは、第四世代走査装置での一
回の観察における多数の検出器の強度読取値に対応して
512点または1024点のいずれかとなつている。段階112で
は、FIELDと称する変数が、患者の走査フイールドの直
径に当るフイールドサイズと等しく設定される。次の段
階114では、変数ANGLEが、前記変数PTSおよびFIELDに基
づいて決定される。この角度は、ハーマンその他による
前記文献の267頁に記載された「湾曲検出器ストリツプ
の幾何学的形状」を参照して定められた角度αに相当す
る。前記文献に記載された湾曲検出器ストリツプのよう
な型式のデータを得るため、Syner-view1200型走査装置
からのデータは再送する必要がある。

前記フイルタ関数の発生に備えて、FILTER（Ｉ）と称す
るフィルタの関数を算出するための変数アレイが115か
ら零に初期化される。次の段階116,117,118,120,122,12
4は、截頭合成核を生ずる段階である。この核の対称を
成す半分のみが生成されるが、第１段階後のFILTER
（Ｉ）の全値は、Ｉの偶数値に対して零になることに注
目されたい。段階126および128では、二つの変数DPTS,Q
PTSが初期化され、次の段階130,132,134,136では、FILT
ERアレーの対称する中心点の回りに段階118,120,122お
よび124で生成されたデータを包み込むことによつてた
たみ込み核の対称を成す半分が生成される。

次の四段階138,140,142,144では、前記たたみ込み核が
截頭され、その範囲が、患者用開口内の当該領域の幾何
学的範囲に制限される。段階144の終わりにあたつて、
離散点の截頭された空間領域たたみ込み核が段階120の
式から生成される。これらの点は、当該領域外で零とな
るか、または段階120の式によつて定められるかのいず
れかとなる。これらは、先行技術でフイルタ関数を生ず
る際利用される連続したたたみ込み核とは異なる離散し
た点である。

次の段階146では、初期段階で定められた前記点の高速
フーリエ変換が行なわれ、第２図の段階58のうちの一段
階で利用された空間周波数領域フイルタが生成される。
第４図のフローチヤートのそれ以後の段階150,152,154,
156で、前記フーリエ変換されたデータの実成分からFIL
TERアレイが形成される。

このフイルタのグラフが第３図に表示してある。この表
示は、零で始まるランプ関数であつて、一定の傾斜で直
線的に増分する、先行技術によるフイルタ関数とは対称
的である。第３図は、また、有限値を零周波数にして低
い空間周波数リツプルを有するように見える新規の改良
されたフイルタ関数を示している。本発明のリップルを
有するランプフィルタは、周波数の増加に伴って、先行
技術の線形ランプフィルタ関数に対して、その振幅が交
互に大きく及び小さくなると共に、従来技術の線形ラン
プフィルタ関数からのピーク逸脱量が、周波数の増加に
伴って減少する。このことは、正規化されたフイルタ値
を表にして表わした次頁の表１に示してある。低周波数
に対して、第２欄のリツプルを有するランプフイルタ
は、直線的ランプフイルタの上下で振動する。前記二つ
のフイルタは高周波で一致するので、表１ではこれらフ
イルタ値の代表的な数フイルタ値のみが示してある。実
際に、これらの値は高周波で減衰され、高周波雑音によ
る影響を除去する。この高周波のロールオフは、CT技術
で周知のものである。

この新規のフイルタ関数を利用して、検出器からの変換
されたデータをスケーリング、または乗算することによ
り、フアントム像とぴつたり一致するCT像が生成され
る。前記新規のフイルタ関数を用いて生成された像は、
先行技術で見られた対称物の大きさに左右されるCT数の
不正確さを示さない。

以上、本発明を詳細に説明してきたが、前記たたみ込み
フイルタを構成する点の数、および該たたみ込みフイル
タの範囲を制限する変数は、CTの像質を最適化するよう
変更することができる。ある好適な方式では、フイルタ
値をコンピューターの記憶装置に記憶させ、コンピュー
ター16内の専用アレイプロセツサによつて実際のフイル
タリングを行なつている。本発明には、添付の特許請求
の精神または範囲内の本実施例に対する全ての修正、お
よび／あるいは改変も含まれることと理解されたい。

【図面の簡単な説明】

第１図はCT写像装置の斜視図であり、第２図はCT像の再
構成段階を要約したフローチヤートであり、第３図は先
行技術による直線的ランプフイルタ関数と、および該関
数と対称的な本発明による波状ランプフイルタ関数とを
示す図であり、かつ第４図は新規、かつ改良されたCTフ
イルタ関数の発生段階を示すフローチヤートである。図中、10はCT走査装置、12は走査装置、14は可視コンソ
ール、16はコンピューター、17は特殊電子回路、18は患
者用開口、20は寝台、22は走査装置前面パネル、26およ
び28は支持体、30は副電子装置、31は検出器アレイ、34
はサービスモヂユール、36および38はオペレーターおよ
び診断責任者用作業台、を夫々示す。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検物断面からデータを取得する工程と、
前記データを再構成アルゴリズムにしたがって改変し、
前記データの空間領域から空間周波数領域へ変換する工
程と、前記改変されたデータを前記空間周波数領域フィ
ルタでフィルタリングする工程と、前記フィルタリング
されたデータを空間領域に変換し戻し、被検物の当該領
域にわたって前記データを後方投影して、前記被検物断
面の画像を生成する工程とから成る、イメージング方法
において、前記空間周波数フィルタは、周波数の増加に
伴って、線形ランプフィルタ関数に対して、その振幅が
交互に大きく及び小さくなるような関数を有すると共
に、前記線形ランプフィルタ関数からのピーク逸脱量
が、周波数の増加に伴って減少するように構成したこと
を特徴とする、イメージング方法。
【請求項２】前記空間周波数フィルタ関数を、空間領域
たたみ込みフィルタ関数から、このたたみ込みフィルタ
関数の離散点をフーリエ変換することによって、得るこ
とを特徴とする、特許請求の範囲第１項記載のイメージ
ング方法。
【請求項３】前記空間周波数領域フィルタ関数が、周波
数ゼロにおいて、ゼロ以外の値を持つことを特徴とす
る、特許請求の範囲第２項記載のイメージング方法。
【請求項４】前記空間周波数領域フィルタ関数が、前記
フーリエ変換された空間領域たたみ込みフィルタ関数の
離散点の実成分から成ることを特徴とする、特許請求の
範囲第２項または第３項記載のイメージング方法。
【請求項５】前記データが、前記被検物の断面を透過し
た放射線の減衰値からなることを特徴とする、特許請求
の範囲第１〜４項のいずれか１項記載のイメージング方
法。
【請求項６】被検物の断面スライスのイメージング装置
であって、該スライス内部の構造に対応するデータを取
得する手段（12）、該データを空間領域から空間周波数
領域にフーリエ変換する手段（16）、前記変換されたデ
ータをフィルタリングする手段（16）、フィルタリング
されたデータに逆フーリエ変換する手段（16）、及び変
換されかつフルタリングされたデータを後方投影する手
段（16）から成る装置において、前記フィルタリング手
段（16）は、周波数の増加に伴って、線形ランプフィル
タ関数に対して、その振幅が交互に大きく及び小さくな
ると共に、前記線形ランプフィルタ関数からのピーク逸
脱量が、周波数の増加に伴って減少することを特徴とす
る、イメージング装置。
【請求項７】前記データ取得手段（12）は、アレー状に
密に配置した放射線検出器（31）、多数の位置から前記
被検物を介して前記検出器（31）に放射線を照射するよ
うに設けた放射線源、及び放射線が前記被検物により減
衰し、かつ前記検出器により検出された後に、放射線強
度データを記憶する手段（16）、から成ることを特徴と
する、特許請求の範囲第６項記載のイメージング装置。
【請求項８】前記検出器（31）は、前記被検物及びこの
被検物周囲の放射線源起動に対して、静止していること
を特徴とする、特許請求の範囲第７項記載のイメージン
グ装置。
【請求項９】フーリエ変換及びフィルターリング手段
（16）がアレープロセッサを持つコンピュータ（16）か
ら成ることを特徴とする、特許請求の範囲第６項または
第７項記載のイメージング装置。