JPH10146334A - Ｃｔイメージング方法およびｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
Ｃｔイメージング方法およびｘ線ｃｔ装置Info
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- JPH10146334A JPH10146334A JP8310420A JP31042096A JPH10146334A JP H10146334 A JPH10146334 A JP H10146334A JP 8310420 A JP8310420 A JP 8310420A JP 31042096 A JP31042096 A JP 31042096A JP H10146334 A JPH10146334 A JP H10146334A
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- 238000013170 computed tomography imaging Methods 0.000 claims description 12
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 abstract 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 9
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- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
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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
- A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
- A61B6/582—Calibration
- A61B6/583—Calibration using calibration phantoms
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 ＣＴイメージ作成時のフィルタリング処理時
間を短縮する。基準ファントムを用いたプリスキャンを
不要にする。 【解決手段】 サイズの異なる複数の理想ファントムを
スキャンして得られるであろう理想プロジェクションデ
ータＲij,sをシミュレーションにより計算して保持して
おき、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファント
ムの理想プロジェクションデータＲij,sを選び出し（Ｂ
２）、被検体をスキャンして取得したプロジェクション
データProjijデータから減算し（Ｂ４）、差分プロジェ
クションデータＰ'rojijに対してフィルタリング処理
（Ｂ５〜Ｂ７）およびバックプロジェクション処理（Ｂ
８）を施す。 【効果】 低い周波数成分が差分プロジェクションデー
タに残らないため、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数
を減らしてもＣＴイメージ上にカッピングを生じないか
ら、計算時間を短縮できる。シミュレーションにより理
想プロジェクションデータを得るため、基準ファントム
を用いたプリスキャンが不要になる。
間を短縮する。基準ファントムを用いたプリスキャンを
不要にする。 【解決手段】 サイズの異なる複数の理想ファントムを
スキャンして得られるであろう理想プロジェクションデ
ータＲij,sをシミュレーションにより計算して保持して
おき、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファント
ムの理想プロジェクションデータＲij,sを選び出し（Ｂ
２）、被検体をスキャンして取得したプロジェクション
データProjijデータから減算し（Ｂ４）、差分プロジェ
クションデータＰ'rojijに対してフィルタリング処理
（Ｂ５〜Ｂ７）およびバックプロジェクション処理（Ｂ
８）を施す。 【効果】 低い周波数成分が差分プロジェクションデー
タに残らないため、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数
を減らしてもＣＴイメージ上にカッピングを生じないか
ら、計算時間を短縮できる。シミュレーションにより理
想プロジェクションデータを得るため、基準ファントム
を用いたプリスキャンが不要になる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ＣＴ（Ｃomputed
Ｔomography）イメージング方法およびＸ線ＣＴ装置
に関し、さらに詳しくは、計算時間を短縮できると共に
基準ファントム（phantom,fantom）を用いたプリスキャ
ンをユーザが行う必要がないＣＴイメージング方法およ
びＸ線ＣＴ装置に関する。
Ｔomography）イメージング方法およびＸ線ＣＴ装置
に関し、さらに詳しくは、計算時間を短縮できると共に
基準ファントム（phantom,fantom）を用いたプリスキャ
ンをユーザが行う必要がないＣＴイメージング方法およ
びＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来のＣＴイメージング方法では、円筒
形容器に水を入れた基準ファントムを用いてプリスキャ
ンを行い、基準プロジェクションデータ（projection
data）を取得している。そして、被検体をスキャンして
取得したプロジェクションデータから前記基準プロジェ
クションデータを減算し、その減算後のデータに対して
フィルタリング処理およびバックプロジェクション処理
を施してＣＴイメージを作成している。
形容器に水を入れた基準ファントムを用いてプリスキャ
ンを行い、基準プロジェクションデータ（projection
data）を取得している。そして、被検体をスキャンして
取得したプロジェクションデータから前記基準プロジェ
クションデータを減算し、その減算後のデータに対して
フィルタリング処理およびバックプロジェクション処理
を施してＣＴイメージを作成している。
【０００３】次に、図９〜図１３を参照して、従来のＣ
Ｔイメージング方法について具体的に説明する。図９
は、プリスキャンの手順の一例を示すフロー図である。
ステップＣ１では、基準ファントムをスキャンしてロー
データ（raw data）を収集し、感度補正および対数演算
を施して、基準プロジェクションデータＫｉ（ｉ：検出
器チャネル番号）を得る。図１０に、基準プロジェクシ
ョンデータＫｉを模式的に示す。
Ｔイメージング方法について具体的に説明する。図９
は、プリスキャンの手順の一例を示すフロー図である。
ステップＣ１では、基準ファントムをスキャンしてロー
データ（raw data）を収集し、感度補正および対数演算
を施して、基準プロジェクションデータＫｉ（ｉ：検出
器チャネル番号）を得る。図１０に、基準プロジェクシ
ョンデータＫｉを模式的に示す。
【０００４】図１１は、本スキャンの手順の一例を示す
フロー図である。ステップＤ１では、被検体の周りにＸ
線管（またはＸ線管および検出器）を回転させて、異な
るビュー角度でのローデータを収集する。ステップＤ２
では、ローデータに対して感度補正および対数演算を施
して、プロジェクションデータProjij（ｉ：検出器チャ
ネル番号，ｊ：ビュー角度番号）を得る。図１２に、プ
ロジェクションデータProjijを模式的に示す。ステップ
Ｄ３では、プロジェクションデータProjijから基準プロ
ジェクションデータＫｉを減算し、差分プロジェクショ
ンデータＰ'rojijを算出する。図１３に、第１ビューの
差分プロジェクションデータＰ'roji1を模式的に示す。
フロー図である。ステップＤ１では、被検体の周りにＸ
線管（またはＸ線管および検出器）を回転させて、異な
るビュー角度でのローデータを収集する。ステップＤ２
では、ローデータに対して感度補正および対数演算を施
して、プロジェクションデータProjij（ｉ：検出器チャ
ネル番号，ｊ：ビュー角度番号）を得る。図１２に、プ
ロジェクションデータProjijを模式的に示す。ステップ
Ｄ３では、プロジェクションデータProjijから基準プロ
ジェクションデータＫｉを減算し、差分プロジェクショ
ンデータＰ'rojijを算出する。図１３に、第１ビューの
差分プロジェクションデータＰ'roji1を模式的に示す。
【０００５】ステップＤ４では、差分プロジェクション
データＰ'rojijに対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）を
施し、周波数領域データに変換する。ここで、ＦＦＴ点
数は、データ数（検出器チャネル数）より十分多い数２
の累乗数Ｎとする。例えば、データ数が１５００のと
き、ＦＦＴ点数Ｎは４０９６とする。ステップＤ５で
は、周波数領域データに対して再構成関数を乗算する。
ステップＤ６では、再構成関数を乗算した周波数領域デ
ータに対してＩＦＦＴ（逆高速フーリエ変換）を施し、
プロジェクションデータに戻す。ここで、ＩＦＦＴ点数
は、ＦＦＴ点数Ｎと同じである。なお、上記ステップＤ
４〜Ｄ６がフィルタリング処理である。
データＰ'rojijに対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）を
施し、周波数領域データに変換する。ここで、ＦＦＴ点
数は、データ数（検出器チャネル数）より十分多い数２
の累乗数Ｎとする。例えば、データ数が１５００のと
き、ＦＦＴ点数Ｎは４０９６とする。ステップＤ５で
は、周波数領域データに対して再構成関数を乗算する。
ステップＤ６では、再構成関数を乗算した周波数領域デ
ータに対してＩＦＦＴ（逆高速フーリエ変換）を施し、
プロジェクションデータに戻す。ここで、ＩＦＦＴ点数
は、ＦＦＴ点数Ｎと同じである。なお、上記ステップＤ
４〜Ｄ６がフィルタリング処理である。
【０００６】ステップＤ７では、プロジェクションデー
タに対してバックプロジェクション演算を施し、ＣＴイ
メージを作成する。ステップＤ８では、ＣＴイメージを
表示する。
タに対してバックプロジェクション演算を施し、ＣＴイ
メージを作成する。ステップＤ８では、ＣＴイメージを
表示する。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】上記従来のＣＴイメー
ジング方法では、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数Ｎ
を減らすとイメージ上にカッピング（本来は均一なＣＴ
値になるべき領域であるにもかかわらず、その周辺部と
中央部でＣＴ値に差が生じて、円形領域の場合、あたか
もカップを置いたかのように見えるアーチファクト）を
生じるため、ＦＦＴ点数Ｎを十分多くする必要があっ
た。しかし、ＦＦＴ点数Ｎを十分多くすると、計算時間
が長くかかる問題点があった。また、基準ファントムを
用いたプリスキャンを行わねばならない問題点があっ
た。そこで、本発明の目的は、計算時間を短縮できると
共に基準ファントムを用いたプリスキャンを行う必要が
ないＣＴイメージング方法およびＸ線ＣＴ装置を提供す
ることにある。
ジング方法では、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数Ｎ
を減らすとイメージ上にカッピング（本来は均一なＣＴ
値になるべき領域であるにもかかわらず、その周辺部と
中央部でＣＴ値に差が生じて、円形領域の場合、あたか
もカップを置いたかのように見えるアーチファクト）を
生じるため、ＦＦＴ点数Ｎを十分多くする必要があっ
た。しかし、ＦＦＴ点数Ｎを十分多くすると、計算時間
が長くかかる問題点があった。また、基準ファントムを
用いたプリスキャンを行わねばならない問題点があっ
た。そこで、本発明の目的は、計算時間を短縮できると
共に基準ファントムを用いたプリスキャンを行う必要が
ないＣＴイメージング方法およびＸ線ＣＴ装置を提供す
ることにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、本発明
は、サイズの異なる複数の理想ファントムの理想データ
を保持しておき、被検体をスキャンしてデータを取得
し、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントム
の理想データを取り出して前記データから減算し、その
減算後のデータに対してフィルタリング処理およびバッ
クプロジェクション処理を施してＣＴイメージを作成す
ることを特徴とするＣＴイメージング方法を提供する。
本発明の発明者らが鋭意研究したところ、従来のＣＴイ
メージング方法においてフィルタリング処理でのＦＦＴ
点数Ｎを減らしたときにイメージ上にカッピングを生じ
る原因は、差分プロジェクションデータＰ'roji1（図１
３）に残る低い周波数成分の影響が無視できない程に大
きいためであり、そのような低い周波数成分が残る理由
は、被検体（略楕円形断面）と基準ファントム（円形断
面）のサイズの違いが大きいためであることを見出し
た。そこで、上記第１の観点のＣＴイメージング方法で
は、サイズの異なる複数の理想ファントムをスキャンし
て得られるであろう理想データをシミュレーションによ
り計算して保持しておき、被検体のサイズに最も近いサ
イズの理想ファントムの理想データを選び出して、被検
体をスキャンして取得したデータから減算するようにし
た。このように被検体とのサイズの違いが小さい理想フ
ァントムの理想データを用いれば、無視できない程に大
きい影響をもつ低い周波数成分が差分データに残ること
がなくなるため、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数を
減らしてもＣＴイメージ上にカッピングを生じなくな
る。よって、計算時間を短縮できるようになる。また、
シミュレーションにより理想データを算出すれば済むた
め、基準ファントムを用いたプリスキャンが不要にな
る。なお、水以外の物質の理想ファントムを想定しても
よい。この場合にＣＴ値を合わせるには、バックプロジ
ェクション処理の結果に一定値を加算すればよい（ＣＴ
値は水を基準にした値である）。
は、サイズの異なる複数の理想ファントムの理想データ
を保持しておき、被検体をスキャンしてデータを取得
し、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントム
の理想データを取り出して前記データから減算し、その
減算後のデータに対してフィルタリング処理およびバッ
クプロジェクション処理を施してＣＴイメージを作成す
ることを特徴とするＣＴイメージング方法を提供する。
本発明の発明者らが鋭意研究したところ、従来のＣＴイ
メージング方法においてフィルタリング処理でのＦＦＴ
点数Ｎを減らしたときにイメージ上にカッピングを生じ
る原因は、差分プロジェクションデータＰ'roji1（図１
３）に残る低い周波数成分の影響が無視できない程に大
きいためであり、そのような低い周波数成分が残る理由
は、被検体（略楕円形断面）と基準ファントム（円形断
面）のサイズの違いが大きいためであることを見出し
た。そこで、上記第１の観点のＣＴイメージング方法で
は、サイズの異なる複数の理想ファントムをスキャンし
て得られるであろう理想データをシミュレーションによ
り計算して保持しておき、被検体のサイズに最も近いサ
イズの理想ファントムの理想データを選び出して、被検
体をスキャンして取得したデータから減算するようにし
た。このように被検体とのサイズの違いが小さい理想フ
ァントムの理想データを用いれば、無視できない程に大
きい影響をもつ低い周波数成分が差分データに残ること
がなくなるため、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数を
減らしてもＣＴイメージ上にカッピングを生じなくな
る。よって、計算時間を短縮できるようになる。また、
シミュレーションにより理想データを算出すれば済むた
め、基準ファントムを用いたプリスキャンが不要にな
る。なお、水以外の物質の理想ファントムを想定しても
よい。この場合にＣＴ値を合わせるには、バックプロジ
ェクション処理の結果に一定値を加算すればよい（ＣＴ
値は水を基準にした値である）。
【０００９】第２の観点では、本発明は、上記構成のＣ
Ｔイメージング方法において、楕円形断面の理想ファン
トムを想定したシミュレーションにより理想データを算
出することを特徴とするＣＴイメージング方法を提供す
る。Ｘ線ＣＴ装置から見れば、被検体（人体）の断面形
状は円形よりも楕円形に近い。そこで、上記第２の観点
のＣＴイメージング方法では、楕円形断面の理想ファン
トムを想定する。楕円形断面とすれば、円形断面とする
よりも、人体とのサイズの違いが小さくなり、無視でき
ない程に大きい影響をもつ低い周波数成分が差分プロジ
ェクションデータに残ることがなくなる。よって、上記
第１の観点で説明したように、計算時間を短縮できる。
なお、円形断面とすれば、低い周波数成分が差分プロジ
ェクションデータに残り、画質が低下するが、ビュー角
度を考慮しなくても済むから、理想データの量を少なく
できる。従って、画質の低下を許容できるなら、円形断
面の理想ファントムを想定してもよい。
Ｔイメージング方法において、楕円形断面の理想ファン
トムを想定したシミュレーションにより理想データを算
出することを特徴とするＣＴイメージング方法を提供す
る。Ｘ線ＣＴ装置から見れば、被検体（人体）の断面形
状は円形よりも楕円形に近い。そこで、上記第２の観点
のＣＴイメージング方法では、楕円形断面の理想ファン
トムを想定する。楕円形断面とすれば、円形断面とする
よりも、人体とのサイズの違いが小さくなり、無視でき
ない程に大きい影響をもつ低い周波数成分が差分プロジ
ェクションデータに残ることがなくなる。よって、上記
第１の観点で説明したように、計算時間を短縮できる。
なお、円形断面とすれば、低い周波数成分が差分プロジ
ェクションデータに残り、画質が低下するが、ビュー角
度を考慮しなくても済むから、理想データの量を少なく
できる。従って、画質の低下を許容できるなら、円形断
面の理想ファントムを想定してもよい。
【００１０】第３の観点では、本発明は、サイズの異な
る複数の理想ファントムをスキャンして得た理想データ
を保持する理想データ保持手段と、被検体をスキャンし
てデータを収集するスキャン手段と、前記保持している
理想データの中から被検体のサイズに最も近いサイズの
理想ファントムの理想データを選び出す理想データ選出
手段と、前記データから前記選び出した理想データを減
算する減算手段と、前記減算後のデータに対してフィル
タリング処理を施すフィルタリング処理手段と、前記フ
ィルタリング処理後のデータに対してバックプロジェク
ション処理を施すバックプロジェクション処理手段とを
具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。上
記第３の観点のＸ線ＣＴ装置によれば、上記第１の観点
によるＣＴイメージング方法を好適に実施できる。
る複数の理想ファントムをスキャンして得た理想データ
を保持する理想データ保持手段と、被検体をスキャンし
てデータを収集するスキャン手段と、前記保持している
理想データの中から被検体のサイズに最も近いサイズの
理想ファントムの理想データを選び出す理想データ選出
手段と、前記データから前記選び出した理想データを減
算する減算手段と、前記減算後のデータに対してフィル
タリング処理を施すフィルタリング処理手段と、前記フ
ィルタリング処理後のデータに対してバックプロジェク
ション処理を施すバックプロジェクション処理手段とを
具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。上
記第３の観点のＸ線ＣＴ装置によれば、上記第１の観点
によるＣＴイメージング方法を好適に実施できる。
【００１１】
【発明の実施の形態】以下、図に示す発明の実施の形態
により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これによ
り本発明が限定されるものではない。
により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これによ
り本発明が限定されるものではない。
【００１２】図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線
ＣＴ装置の構成図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、
操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガント
リ２０とを具備している。前記操作コンソール１は、操
作者の指示や情報などを受け付ける入力装置２と、スキ
ャン処理やフィルタリング処理やバックプロジェクショ
ン処理などを実行する中央処理装置３と、制御信号など
を撮影テーブル１０や走査ガントリ２０へ出力する制御
インタフェース４と、走査ガントリ２０で取得したデー
タを収集するデータ収集バッファ５と、画像などを表示
するＣＲＴ６と、理想データなどの各種のデータやプロ
グラムを記憶する記憶装置７とを具備している。前記撮
影テーブル１０は、被検体を乗せて体軸方向に移動させ
る。前記走査ガントリ２０は、ファンビーム方式のＸ線
管２１，コリメータ２２および検出器２３と、被検体の
体軸の回りにＸ線管２１や検出器２３などを回転させる
回転コントローラ２４と、Ｘ線照射のタイミングや強度
を調整するＸ線コントローラ２５と、データ収集部２６
とを具備している。
ＣＴ装置の構成図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、
操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガント
リ２０とを具備している。前記操作コンソール１は、操
作者の指示や情報などを受け付ける入力装置２と、スキ
ャン処理やフィルタリング処理やバックプロジェクショ
ン処理などを実行する中央処理装置３と、制御信号など
を撮影テーブル１０や走査ガントリ２０へ出力する制御
インタフェース４と、走査ガントリ２０で取得したデー
タを収集するデータ収集バッファ５と、画像などを表示
するＣＲＴ６と、理想データなどの各種のデータやプロ
グラムを記憶する記憶装置７とを具備している。前記撮
影テーブル１０は、被検体を乗せて体軸方向に移動させ
る。前記走査ガントリ２０は、ファンビーム方式のＸ線
管２１，コリメータ２２および検出器２３と、被検体の
体軸の回りにＸ線管２１や検出器２３などを回転させる
回転コントローラ２４と、Ｘ線照射のタイミングや強度
を調整するＸ線コントローラ２５と、データ収集部２６
とを具備している。
【００１３】図２は、理想データ作成処理を示すフロー
図である。この理想データ作成処理は、Ｘ線ＣＴ装置１
００のメーカーが行ってもよいし、ユーザが行ってもよ
い。メーカーが行う場合は、得られた理想データをユー
ザに供することになる。一方、ユーザが行う場合は、理
想データ作成処理のプログラムをメーカーからユーザに
供することになる。ステップＡ１では、サイズの異なる
断面楕円ファントムＰＨｓ（ｓ：サイズ番号）を想定し
たシミュレーションにより理想プロジェクションデータ
Ｒij,sを算出する。ファントムＰＨｓの物質は、水とす
る。図３に、シミュレーション上のＸ線管２１’と検出
器２３’と断面楕円ファントムＰＨｓとを概念的に示
す。また、図４に、第１ビューの理想プロジェクション
データＲi1,sを概念的に示す。Ｌｃは理想プロジェクシ
ョンデータＲi1,sの幅であり、Ｌｈは理想プロジェクシ
ョンデータＲi1,sの高さである。ステップＡ２では、理
想プロジェクションデータＲij,sを、その幅Ｌｃと高さ
Ｌｈと断面楕円ファントムＰＨｓのサイズ番号とに対応
付けて、理想ファイルに保存する。図５に、理想プロジ
ェクションデータＲij,sの幅Ｌｃと高さＬｈとサイズ番
号の対応テーブルを例示する。
図である。この理想データ作成処理は、Ｘ線ＣＴ装置１
００のメーカーが行ってもよいし、ユーザが行ってもよ
い。メーカーが行う場合は、得られた理想データをユー
ザに供することになる。一方、ユーザが行う場合は、理
想データ作成処理のプログラムをメーカーからユーザに
供することになる。ステップＡ１では、サイズの異なる
断面楕円ファントムＰＨｓ（ｓ：サイズ番号）を想定し
たシミュレーションにより理想プロジェクションデータ
Ｒij,sを算出する。ファントムＰＨｓの物質は、水とす
る。図３に、シミュレーション上のＸ線管２１’と検出
器２３’と断面楕円ファントムＰＨｓとを概念的に示
す。また、図４に、第１ビューの理想プロジェクション
データＲi1,sを概念的に示す。Ｌｃは理想プロジェクシ
ョンデータＲi1,sの幅であり、Ｌｈは理想プロジェクシ
ョンデータＲi1,sの高さである。ステップＡ２では、理
想プロジェクションデータＲij,sを、その幅Ｌｃと高さ
Ｌｈと断面楕円ファントムＰＨｓのサイズ番号とに対応
付けて、理想ファイルに保存する。図５に、理想プロジ
ェクションデータＲij,sの幅Ｌｃと高さＬｈとサイズ番
号の対応テーブルを例示する。
【００１４】図６は、本スキャンの手順の一例を示すフ
ロー図である。ステップＢ１では、被検体の周りにＸ線
管２１および検出器２３を回転させて、異なるビュー角
度でのローデータを収集する。ステップＢ２では、ロー
データに対して感度補正および対数演算を施して、プロ
ジェクションデータProjijを得る。図７に、第１ビュー
のプロジェクションデータProji1を模式的に示す。Ｌｃ
はプロジェクションデータProji1の幅であり、Ｌｈはプ
ロジェクションデータProji1の高さである。ステップＢ
３では、対応テーブル（図５）を調べて、第１ビューの
プロジェクションデータProji1の幅Ｌｃ，高さＬｈに等
しいものがあれば、そのサイズ番号に対応する理想プロ
ジェクションデータＲij,Sを理想ファイルから取り出
す。等しいものがなければ、プロジェクションデータPr
oji1の幅Ｌｃ，高さＬｈより大きく且つ最も近いものの
サイズ番号に対応する理想プロジェクションデータＲ
ij,Sを理想ファイルから取り出す。
ロー図である。ステップＢ１では、被検体の周りにＸ線
管２１および検出器２３を回転させて、異なるビュー角
度でのローデータを収集する。ステップＢ２では、ロー
データに対して感度補正および対数演算を施して、プロ
ジェクションデータProjijを得る。図７に、第１ビュー
のプロジェクションデータProji1を模式的に示す。Ｌｃ
はプロジェクションデータProji1の幅であり、Ｌｈはプ
ロジェクションデータProji1の高さである。ステップＢ
３では、対応テーブル（図５）を調べて、第１ビューの
プロジェクションデータProji1の幅Ｌｃ，高さＬｈに等
しいものがあれば、そのサイズ番号に対応する理想プロ
ジェクションデータＲij,Sを理想ファイルから取り出
す。等しいものがなければ、プロジェクションデータPr
oji1の幅Ｌｃ，高さＬｈより大きく且つ最も近いものの
サイズ番号に対応する理想プロジェクションデータＲ
ij,Sを理想ファイルから取り出す。
【００１５】ステップＢ４では、前記取り出した理想プ
ロジェクションデータＲij,Sをプロジェクションデータ
Projijから減算し、差分プロジェクションデータＰ'roj
ijを算出する。図８に、第１ビューの差分プロジェクシ
ョンデータＰ'roji1を模式的に示す。図８と図９を比較
すれば判るように、図８の差分プロジェクションデータ
Ｐ'roji1には低い周波数成分がほとんど残っていない。
ロジェクションデータＲij,Sをプロジェクションデータ
Projijから減算し、差分プロジェクションデータＰ'roj
ijを算出する。図８に、第１ビューの差分プロジェクシ
ョンデータＰ'roji1を模式的に示す。図８と図９を比較
すれば判るように、図８の差分プロジェクションデータ
Ｐ'roji1には低い周波数成分がほとんど残っていない。
【００１６】ステップＢ５では、差分プロジェクション
データＰ'rojijに対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）を
施し、周波数領域データに変換する。ここで、ＦＦＴ点
数は、データ数（検出器チャネル数）より多い２の累乗
数Ｎ／２とする。例えば、データ数が１５００のとき、
ＦＦＴ点数Ｎは２０４８とする（従来の半分）。ステッ
プＢ６では、周波数領域データに対して再構成関数を乗
算する。ステップＢ７では、再構成関数を乗算した周波
数領域データに対してＩＦＦＴ（逆高速フーリエ変換）
を施し、プロジェクションデータに戻す。ここで、ＩＦ
ＦＴ点数は、ＦＦＴ点数Ｎ／２と同じである。なお、上
記ステップＢ５〜Ｂ７がフィルタリング処理である。
データＰ'rojijに対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）を
施し、周波数領域データに変換する。ここで、ＦＦＴ点
数は、データ数（検出器チャネル数）より多い２の累乗
数Ｎ／２とする。例えば、データ数が１５００のとき、
ＦＦＴ点数Ｎは２０４８とする（従来の半分）。ステッ
プＢ６では、周波数領域データに対して再構成関数を乗
算する。ステップＢ７では、再構成関数を乗算した周波
数領域データに対してＩＦＦＴ（逆高速フーリエ変換）
を施し、プロジェクションデータに戻す。ここで、ＩＦ
ＦＴ点数は、ＦＦＴ点数Ｎ／２と同じである。なお、上
記ステップＢ５〜Ｂ７がフィルタリング処理である。
【００１７】ステップＢ８では、プロジェクションデー
タに対してバックプロジェクション演算を施し、ＣＴイ
メージを作成する。ステップＢ９では、ＣＴイメージを
表示する。
タに対してバックプロジェクション演算を施し、ＣＴイ
メージを作成する。ステップＢ９では、ＣＴイメージを
表示する。
【００１８】以上のＸ線ＣＴ装置１００によれば、サイ
ズの異なる複数の理想ファントムをスキャンして得られ
るであろう理想プロジェクションデータＲij,sをシミュ
レーションにより計算して保持しておき、被検体のサイ
ズに最も近いサイズの理想ファントムの理想プロジェク
ションデータＲij,sを選び出して、被検体をスキャンし
て取得したプロジェクションデータProjijデータから減
算するから、無視できない程に大きい影響をもつ低い周
波数成分が差分プロジェクションデータＰ'rojijに残る
ことがない。このため、フィルタリング処理（ステップ
Ｂ５〜Ｂ７）でのＦＦＴ点数を従来の半分に減らしても
ＣＴイメージ上にカッピングを生じなくなる。よって、
計算時間を短縮できる。また、シミュレーションにより
理想プロジェクションデータＲij,sを算出するため、基
準ファントムを用いたプリスキャンが不要になる。
ズの異なる複数の理想ファントムをスキャンして得られ
るであろう理想プロジェクションデータＲij,sをシミュ
レーションにより計算して保持しておき、被検体のサイ
ズに最も近いサイズの理想ファントムの理想プロジェク
ションデータＲij,sを選び出して、被検体をスキャンし
て取得したプロジェクションデータProjijデータから減
算するから、無視できない程に大きい影響をもつ低い周
波数成分が差分プロジェクションデータＰ'rojijに残る
ことがない。このため、フィルタリング処理（ステップ
Ｂ５〜Ｂ７）でのＦＦＴ点数を従来の半分に減らしても
ＣＴイメージ上にカッピングを生じなくなる。よって、
計算時間を短縮できる。また、シミュレーションにより
理想プロジェクションデータＲij,sを算出するため、基
準ファントムを用いたプリスキャンが不要になる。
【００１９】上記実施形態では、被検体のサイズに最も
近いサイズの理想ファントムの理想プロジェクションデ
ータＲij,sを選び出す際、第１ビューのプロジェクショ
ンデータProji1から幅Ｌｃ，高さＬｈを得たが、第１ビ
ューのＸ線管２１の角度でのスカウト画像から幅Ｌｃを
得ると共にそれと９０°異なる角度でのスカウト画像か
ら高さＬｈを得るようにしてもよい。
近いサイズの理想ファントムの理想プロジェクションデ
ータＲij,sを選び出す際、第１ビューのプロジェクショ
ンデータProji1から幅Ｌｃ，高さＬｈを得たが、第１ビ
ューのＸ線管２１の角度でのスカウト画像から幅Ｌｃを
得ると共にそれと９０°異なる角度でのスカウト画像か
ら高さＬｈを得るようにしてもよい。
【００２０】
【発明の効果】本発明のＣＴイメージング方法およびＸ
線ＣＴ装置によれば、サイズの異なる複数の理想ファン
トムをスキャンして得られるであろう理想データをシミ
ュレーションにより計算して保持しておき、被検体のサ
イズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを
選び出して、被検体をスキャンして取得したデータから
減算するようにしたから、無視できない程に大きい影響
をもつ低い周波数成分が差分データに残ることがなくな
るため、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数を減らして
もＣＴイメージ上にカッピングを生じなくなる。よっ
て、計算時間を短縮できるようになる。また、シミュレ
ーションにより理想データを算出すれば済むため、基準
ファントムを用いたプリスキャンが不要になる。
線ＣＴ装置によれば、サイズの異なる複数の理想ファン
トムをスキャンして得られるであろう理想データをシミ
ュレーションにより計算して保持しておき、被検体のサ
イズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを
選び出して、被検体をスキャンして取得したデータから
減算するようにしたから、無視できない程に大きい影響
をもつ低い周波数成分が差分データに残ることがなくな
るため、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数を減らして
もＣＴイメージ上にカッピングを生じなくなる。よっ
て、計算時間を短縮できるようになる。また、シミュレ
ーションにより理想データを算出すれば済むため、基準
ファントムを用いたプリスキャンが不要になる。
【図１】本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置を示
す構成図である。
す構成図である。
【図２】理想データ作成処理を示すフロー図である。
【図３】理想データを算出するシミュレーションの説明
図である。
図である。
【図４】第１ビューの理想プロジェクションデータの説
明図である。
明図である。
【図５】理想プロジェクションデータの幅，高さ，サイ
ズ番号の対応テーブルの例示図である。
ズ番号の対応テーブルの例示図である。
【図６】図１のＸ線ＣＴ装置による本スキャン処理を示
すフロー図である。
すフロー図である。
【図７】第１ビューのプロジェクションデータの説明図
である。
である。
【図８】第１ビューの差分プロジェクションデータの説
明図である。
明図である。
【図９】従来のプリスキャン処理の一例のフロー図であ
る。
る。
【図１０】基準プロジェクションデータの説明図であ
る。
る。
【図１１】従来のＸ線ＣＴ装置による本スキャン処理を
示すフロー図である。
示すフロー図である。
【図１２】第１ビューのプロジェクションデータの説明
図である。
図である。
【図１３】従来の第１ビューの差分プロジェクションデ
ータの説明図である。
ータの説明図である。
１００ Ｘ線ＣＴ装置 ２ 入力装置 ３ 中央処理装置 ７ 記憶装置 １０ 撮影テーブル ２０ 走査ガントリ ２１ Ｘ線管 ２３ 検出器
Claims (3)
- 【請求項１】 サイズの異なる複数の理想ファントムの
理想データを保持しておき、被検体をスキャンしてデー
タを取得し、被検体のサイズに最も近いサイズの理想フ
ァントムの理想データを取り出して前記データから減算
し、その減算後のデータに対してフィルタリング処理お
よびバックプロジェクション処理を施してＣＴイメージ
を作成することを特徴とするＣＴイメージング方法。 - 【請求項２】 請求項１に記載のＣＴイメージング方法
において、楕円形断面の理想ファントムを想定したシミ
ュレーションにより理想データを算出することを特徴と
するＣＴイメージング方法。 - 【請求項３】 サイズの異なる複数の理想ファントムの
理想データを保持する理想データ保持手段と、被検体を
スキャンしてデータを収集するスキャン手段と、前記保
持している理想データの中から被検体のサイズに最も近
いサイズの理想ファントムの理想データを選び出す理想
データ選出手段と、前記データから前記選び出した理想
データを減算する減算手段と、前記減算後のデータに対
してフィルタリング処理を施すフィルタリング処理手段
と、前記フィルタリング処理後のデータに対してバック
プロジェクション処理を施すバックプロジェクション処
理手段とを具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP31042096A JP3673041B2 (ja) | 1996-11-21 | 1996-11-21 | Ｃｔイメージング方法およびｘ線ｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP31042096A JP3673041B2 (ja) | 1996-11-21 | 1996-11-21 | Ｃｔイメージング方法およびｘ線ｃｔ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10146334A true JPH10146334A (ja) | 1998-06-02 |
| JP3673041B2 JP3673041B2 (ja) | 2005-07-20 |
Family
ID=18005050
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP31042096A Expired - Fee Related JP3673041B2 (ja) | 1996-11-21 | 1996-11-21 | Ｃｔイメージング方法およびｘ線ｃｔ装置 |
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| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3673041B2 (ja) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001258875A (ja) * | 1999-11-29 | 2001-09-25 | General Electric Co <Ge> | 最適化データ取得によりｃｔ画質を最適化する方法及び装置 |
| JP2004305349A (ja) * | 2003-04-04 | 2004-11-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線ｃｔ装置における補正係数算出方法、ビームハードニング後処理方法およびｘ線ｃｔ装置 |
| CN1299647C (zh) * | 2003-04-03 | 2007-02-14 | Ge医药系统环球科技公司 | 图像重构的方法与装置和x射线计算层析照像成像装置 |
| US7190758B2 (en) | 2003-07-29 | 2007-03-13 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | X-ray CT system |
| JP2007190415A (ja) * | 2007-04-20 | 2007-08-02 | Ge Yokogawa Medical Systems Ltd | 管電流調節方法および装置並びにｘ線ｃｔ装置 |
| US7447295B2 (en) | 2005-10-24 | 2008-11-04 | Siemens Aktiengesellschaft | Method and tomography unit for the reconstruction of a tomographic display of an object |
| US9619902B2 (en) | 2011-07-19 | 2017-04-11 | Universiteit Antwerpen | Filter for tomographic reconstructions |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH07171145A (ja) * | 1993-12-20 | 1995-07-11 | Toshiba Corp | Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線ｃｔ装置用ファントム |
| JPH09154837A (ja) * | 1995-12-12 | 1997-06-17 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
-
1996
- 1996-11-21 JP JP31042096A patent/JP3673041B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| JP4648355B2 (ja) * | 2007-04-20 | 2011-03-09 | Ｇｅヘルスケア・ジャパン株式会社 | 管電流調節方法および装置並びにｘ線ｃｔ装置 |
| US9619902B2 (en) | 2011-07-19 | 2017-04-11 | Universiteit Antwerpen | Filter for tomographic reconstructions |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3673041B2 (ja) | 2005-07-20 |
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