JPH10248837A - X線ct装置 - Google Patents
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- JPH10248837A JPH10248837A JP9060985A JP6098597A JPH10248837A JP H10248837 A JPH10248837 A JP H10248837A JP 9060985 A JP9060985 A JP 9060985A JP 6098597 A JP6098597 A JP 6098597A JP H10248837 A JPH10248837 A JP H10248837A
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Abstract
提供する。 【解決手段】 画像再構成部31は、補間処理部33
と、所望のスライス位置のデータをフィルタ補正逆投影
法により画像再構成するフィルタ補正逆投影部35と、
補間処理部33およびフィルタ補正逆投影部35に共通
に使用されるメモリ37と、パラメータ等を記憶する情
報記憶部39とを備えている。補間処理部33は、収集
データ記憶装置29に記憶されたデータのうち、スライ
ス方向のある範囲に含まれる各データに対する重み係数
を前記範囲の大きさ及びそのデータのサンプリング位置
に基づいて決定することにより、数学的に正しいフィル
タ処理を高速に実行する。
Description
り、特に、ヘリカルスキャンにより得られたデータをス
ライス方向にフィルタ処理することにより、画像のノイ
ズを減少させることができるX線CT装置に関する。
ム)を発生するX線焦点と、ファン状あるいは直線状に
多数のチャンネル、例えば1000チャンネルの検出素
子を1列に並べた検出器とを有するシングルスライスC
Tが主流である。
回転させ、被検体を通過したX線強度のデータ(投影デ
ータと称する)を収集する。1回転で例えば1000回
投影データを収集し、このデータを基に後述の方法で画
像再構成する。尚、1回のデータ収集を1ビュー、1ビ
ューにおける1検出素子のデータを1ビーム、1ビュー
における全ビーム(全検出素子のデータ)をまとめて実
データと称する。
第1のスキャン方式は、コンベンショナルスキャンであ
る。図6(a)に示すように目的とする断面、例えば断
面Aの周囲を1回転させるスキャン方式である。複数の
断面、例えば断面Aと断面Bの画像を得たい場合は、図
6(a)に示すように、まず断面Aの周囲を1回転しな
がらデータを収集し、その後、被検体を載せた寝台、あ
るいはX線焦点101と検出器103を移動して断面B
と回転面を合わせる。その後、断面Aと同様に被検体の
周囲を1回転しながらデータを収集する。従って、撮影
範囲が被検体の体軸方向(Z軸方向)に広い場合、目的
とする断面が多い場合には撮影時間が長くなる。
である。図6(b)に示すように、X線焦点と検出器を
連続的に回転させながらその回転と同期させて寝台を被
検体の対軸方向に移動させてデータを収集するスキャン
方式である。X線焦点101の軌跡が被検体周囲をらせ
ん状にスキャンする。このスキャン方式によると広範囲
を高速にスキャンできる。
面がコンベンショナルスキャンでスキャンする断面A,
Bに相当し、Z軸方向は被検体の対軸方向であり、シン
グルスライスCTではスライス方向と称される方向であ
る。
構成 X線CT装置の画像再構成を簡単に説明する。コンベン
ショナルスキャンの場合は以下の3ステップから成る。
は、通常360°、180°+ファン角等である。この
投影データを検出器103の感度、X線強度等、種々の
要因を考慮して補正し、生データを得る。
算 それぞれの角度の生データと再構成関数をコンボリュー
ションする。
のX線の通過パス上の全画素(ピクセル)に加算する。
この逆投影演算を必要な角度だけ繰り返すと、元の断面
の画像が再構成される。
キャンとヘリカルスキャンの状態を横から見たのが図8
である。横軸をスライス(Z軸)方向、横軸を回転位相
(角度)とし、各データのサンプリング位置を矢印で結
んで表している。以下、このような図をスキャン図と称
する。
は、前述の[1] に相当する、目的とするスライス面で必
要な360°のデータが収集されており、前述のように
[1]〜[3] のステップによる画像再構成ができる。
ンでは、らせん状スキャンであるために目的とするスラ
イス面においては1ビューしか収集されていない。そこ
で前述の[1] の代わりに、収集した投影データを補正し
た生データをZ軸方向に補間して必要なデータを得た
後、前述の[2] 〜[3] を行う。シングルスライスCTに
おける代表的な補間方法は下記(a),(b)の2種類
である。
イス位置を挟み、かつ最も近い同位相の2ビューの実デ
ータをスライス面とサンプリング位置との距離の逆比で
線形補間する方法である。
面のZ座標)をZ=Z0 とすると、このスライス位置で
収集されたデータは位相0°における1ビューだけであ
る。そこで、例えば位相θのデータを得る場合にはスラ
イス位置の上側の実データ1と、下側の実データ2を選
択し、それぞれのデータをサンプリングしたZ座標と目
的のスライス位置Z0 の距離(Z座標)の逆比で線形補
間し、補間データを得る。これを必要な全位相分繰り返
す。
9(c)のように焦点が黒丸の位置にあるときに収集し
た実データの各々の検出素子へのビームは実線矢印のよ
うになっている。このとき、左側のビーム1と、X線焦
点が白丸の位置にあるときの点線のビームは、同じパス
を通過するビームである。この白丸からのビームを対向
ビームと称する。同様にビーム2と薄灰色からの点線の
ビーム、ビーム3と濃灰色からの点線のビームは同じパ
スを通過するビーム、対向ビームである。このように、
黒丸における全てのビームは対向するビームをもってい
る。
白丸、薄灰色、濃灰色の焦点位置のデータから抜き出し
て仮想的なデータ(対向データと称する)を形成し、こ
の実データと対向データで線形補間する方法が対向ビー
ム補間法である。
のサンプリング位置は図9(d)のように、ビーム毎
(チャンネル毎)に異なるが、以下では中心チャンネル
のサンプリング位置で代表させ、図9(b)のように点
線で表示する。尚、ヘリカルスキャンの補間方法には、
この他にも補間に非線形な関数を用いたもの等、幾つか
提案されている。
タのサンプリング位置の距離を補間間隔と称するが、補
間間隔は、360°補間法ではヘリカルピッチ相当、対
向ビーム補間法ではヘリカルピッチの1/2になり、対
向ビーム補間法の方が狭くなっている。ヘリカルスキャ
ンにおける実効スライス厚は、補間間隔が狭いほど薄く
なるので、対向ビーム補間法の方が薄くなる。
出器列を2列、4列、8列というように複数列備えるマ
ルチスライスCTが提案されている。図7(a)は、そ
れらをZ軸方向から見たもので、図中の円が有効視野F
OV(Field ofView )である。図7(b)は4列マル
チスライスCTをZ軸に垂直な方向からZ軸を含めて観
察したもので、X線焦点から検出器素子へ入射するX線
が回転中心を通過するときの(X線焦点から距離FCD
の)Z軸方向のビームの厚みを基本スライス厚Tとす
る。
ルスキャン マルチスライスCTにおけるヘリカルスキャンについて
は、特開平4-224736号公報に記載されている。マルチス
ライスCTにおけるヘリカルピッチHPは、前述のシン
グルスライスCTにおける基本ピッチの概念を拡張し、
検出器列数Nと基本スライス厚Tとの積、HP=N×
T、即ち、回転中心におけるトータルスライス厚と同じ
とされている。
割った値でヘリカルピッチを表現する。4列マルチスラ
イスの場合は、ピッチ4のヘリカルスキャンとなる。
転中心におけるトータルスライス厚より小さくし、かつ
先立つスキャンにおける検出器の軌跡と、新たなスキャ
ンにおける検出器の軌跡とが互いに重ならないように、
高密度なスキャンを行うこともできる。このようなスキ
ャンは、オーバーサンプリングスキャンと呼ばれてい
る。
置における従来のフィルタ補間法について説明する。
7のように、ビュー角β、チャンネル角γ、ファン角度
2×γm 、基本スライス厚Tを定義する。なお、ヘリカ
ルピッチHP、ピッチPは、図6(b)に示した定義を
使用する。
グ位置の式表現 シングルスライスCTにおいて、実データと対向データ
とは図9に示す関係となっているので、 r(β,γ):ビュー角β,チャンネル角γにおける実デ
ータのビーム zr(β):ビュー角β,チャンネル角γにおける実デー
タのスライス位置(z座標) t(β,γ):ビュー角β,チャンネル角γのビームに対
向する対向ビーム zt(β,γ):ビュー角β,チャンネル角γのビームに
対向する対向ビームのスライス位置(z座標) zs(β):ビュー角βにおけるX線焦点のZ座標 HP(=T×P):ヘリカルピッチ とすると、サンプリング位置zr,ztは下式で表され
る。
π)×HP 従って、実データのスライス位置は、チャンネル角に依
存しない。一方、対向データは、
ンネル角γの関数になっている。
の様子を示す図であり、横軸にチャンネル角γ、縦軸に
スライス位置(Z座標)を表したものである。あるスラ
イス位置Z=Z0のデータを補間するには、スライス位
置Z=Z0近傍の2つのデータを使って距離の逆比で内
挿補間する。例えば図10の場合、実データと対向デー
タとの距離dz1は、
距離dz2は、
γ)) ここで、 w(β,γ)=dz2(β)/dz1(β,γ) となる。従って、対向データと実データとの2点補間で
は、チャンネルごとにdz1を計算する必要がある。
キャンにおけるオーバーサンプリング トータルスライス厚よりヘリカルピッチを小さくしたオ
ーバーサンプリング・スキャン法によるヘリカルスキャ
ンでは、スライス方向のデータサンプリング・ピッチが
不均等になっている。例えば4列マルチスライスCTで
ピッチ2.5のヘリカルスキャンを行ったときの、中心
チャンネルのサンプリングを示すスキャン図は図11の
ようになっている。
のサンプリングの様子を表すと、図12のように複数の
検出器列のデータが複雑に組み合わさった状態が繰り返
されていることが判る。そのため、データのサンプリン
グの状態はチャンネル角γのみならず目的のスライス位
置とビュー角βにも対応して変化することになる。
る。図13は4列マルチスライスCTでのPitch=2.5 の
ヘリカルスキャンのスキャン図である。これは、位相θ
における目的とするスライス位置Z=Z0 近傍に想定し
たある範囲のデータd(1),d(2),…を抜き出
し、サンプリング位置通りに示したものである。リサン
プリング点数NはここではN=10とする。
の範囲にN個のリサンプリング点を考え、各リサンプリ
ング点におけるリサンプリングデータV-date(i)を、対
向ビーム補間法を用いて各リサンプリング点を挟む2つ
のデータd(j)とd(j+1)の線形内挿補間で得
る。
を、正規化された重みWU(i)で重み付け加算し、目
的のスライス位置Z0 における位相θのデータdate
(θ)を決定する。
めるための補間計算の回数が多くなる代わりに、目的と
するスライス位置とリサンプリングデータのサンプリン
グ位置の相対的位置が固定化されているので、予め重み
係数を正規化することが可能である。また、図13下図
のような用いるフィルタ形状を変えることによりスライ
ス方向の空間分解能を自由に変えることができる。
理方法について、3つの方式について説明する。あるビ
ュー角βのあるチャンネル角γのデータをフィルタ処理
する場合について説明する。以下の説明では簡単のため
実データと対向データとを区別せず、スライス方向にd
(1),d(2),d(3),…,d(k),…,d(n)という
n個のサンプリングデータが,z(1),z(2),z
(3),…,z(k),…,z(n)というスライス位置(Z
座標)で得られている。これをオリジナルデータと称す
る。
数(例えば10点程度)の等間隔のリサンプリングデー
タを得て、このリサンプリングデータに対して所定のフ
ィルタによる重み付け加算を行う方法である。
ータd(k)とd(k+1)と、そのスライス位置(Z座
標)z(k),z(k+1)とから、これらのオリジナルデ
ータのZ座標間にあるリサンプリング点zr2(j)(z
(k)≦zr2(j)≦z(k+1))のリサンプリング点デー
タdr2(j)は、
タを下式によって重み付け加算することによって、目的
とするフィルタ処理の結果が得られる。
タのZ座標z(k)とリサンプリング点のZ座標zr2
(j)との関係を図14に示す。
接フィルタの重み係数で重み付け加算する。計算は簡単
であるが、(a)のリサンプリング法と数学的に一致せ
ず、フィルタ効果がオリジナルデータのZ座標:z(k)
に依存することとなる。
(k)))/Σ(wb(z(k)−z0)) :wbはz(k)とz
0のみの関数 (c)リサンプリング法に基づく直接フィルタ法 オリジナルデータを直接重み係数wcにより重み付け加
算するが、このwcは、計算結果が(a)のリサンプリ
ング法と数学的に等価となるように、ODのZ座標分布
に合わせてフィルタの形であるwaに変形を施して得
る。
d(k−1)に基づく2点補間により得られるリサンプリ
ングデータを第m1から第m2のリサンプリングデータ
とし、また、オリジナルデータd(k+1)およびd(k)
に基づく2点補間により得られるリサンプリングデータ
を第n1から第n2のリサンプリングデータとした場
合、それぞれのリサンプリングデータは以下に示すよう
になる。
のリサンプリング法と等価な結果を得るためには、
ついて求め、下式で直接重み付け加算すればよい。
雑な計算式になる。
も、有限のリサンプリング点を想定すると、そのリサン
プリング点の位置に依存して各々の重み係数w1が変動
するので、依然として複雑な計算式には変わりがない。
従来のリサンプリング法では、計算量が多くなり、所望
のフィルタを施した画像を得るまでに長時間を要すると
いう問題点があった。
母である実データと対向データとの距離は、チャンネル
とビューとに依存して変化するので、重み係数w1の計
算時にわり算を毎回実行する必要が生じることも計算時
間を長くする要因である。
く、高速に計算を行うことができるが、オリジナルデー
タの位置とフィルタ後の求めるデータの位置との相対的
な位置関係によってフィルタ効果が全く異なり、数学的
に正しくないフィルタリングとなるという問題点があっ
た。
データが収集されたサンプリングピッチが不均等であ
り、領域Aにおいてサンプリング数が多くなっているケ
ースでは、フィルタ結果に対する領域Aのデータの比重
が大きくなってしまう。
ィルタ法は、数学的に正しいフィルタリング結果が比較
的高速に得ることができるが、重み係数w1の計算式が
非常に複雑となるという問題点があった。また、スライ
ス方向のサンプリング情報を失わないためにリサンプリ
ング点を増加させると、さらにその計算が複雑になって
しまう。
的に正しいフィルタ補間を単純な計算式で実行でき、ス
ライス方向のサンプリング情報を失わないフィルタ処理
を、高速に実行することが可能なX線CT装置を提供す
ることである。
に本発明は、被検体に向けてX線ビームを曝射するX線
ビーム発生源と、このX線ビーム発生源から曝射された
X線ビームを検出する検出器列を有するX線検出手段
と、前記被検体が載置される寝台をこの被検体の体軸方
向に移動させる寝台移動手段と、を備えて成り、前記X
線ビーム発生源を被検体の回りに回転させながらX線ビ
ームを曝射させるとともに、被検体を体軸方向に移動さ
せて、被検体を螺旋状にスキャンするX線CT装置にお
いて、前記螺旋状スキャンにより得られた複数のデータ
のうち、スライス方向のある範囲に含まれる第1のデー
タ群に対して所定のフィルタ形状に従って重み付け加算
を行う際に、前記第1のデータ群の各データに対する重
み係数を前記範囲の大きさ及びそのデータのサンプリン
グ位置に基づいて決定することを要旨とするX線CT装
置である。
算は、前記第1のデータ群から第1の重み付け加算によ
り第2のデータ群を得るリサンプリング処理と、第2の
データ群に対して前記所定のフィルタ形状により第2の
重み付け加算を行うフィルタ処理とを想定し、前記第2
のデータ群をスライス方向に無限小ピッチで並ぶ無数の
データ群として前記重み付け加算の重み係数を計算する
ことができる。
ルタ形状は、矩形とすることができる。
施の形態を詳細に説明する。図1は、本発明に係るX線
CT装置の概略構成を示すシステム構成図である。同図
において、第1実施形態のX線CT装置10は、システ
ム制御部11と、架台・寝台制御部13と、寝台移動部
15と、X線制御装置17と、高電圧発生装置19と、
X線ビーム発生源21と、検出器23と、回転架台25
と、データ収集部27と、収集データ記憶装置29と、
画像再構成部31と、表示部41とを有している。
装置を用いて入力されたスライス厚、回転速度等のヘリ
カルスキャン条件の内、回転速度とスライス厚とファン
角等を架台・寝台制御信号として架台・寝台制御部13
に対して出力する。また、システム制御部11は、X線
ビーム発生を制御するX線ビーム発生制御信号をX線制
御装置17に対して出力する。
の検出のタイミングを示す検出制御信号をデータ収集部
27に対して出力する。また、システム制御部11は、
データ収集のためのデータ収集制御信号をデータ収集部
27に対して出力する。さらに、システム制御部11
は、補間方法やフィルタ形状等を示す制御信号を画像再
構成部31に対して出力する。
11により出力された架台、寝台制御信号を基に回転架
台25を回転させると共に、寝台移動信号を寝台移動部
15に対して出力する。寝台移動部15は、架台・寝台
制御部13により出力された寝台移動信号を基に、回転
架台25の1回転当たりの寝台15aの移動量を求め、
この移動量で寝台15aを移動させる。
により出力されたX線ビーム発生制御信号を基に、高電
圧発生装置19による高電圧発生のタイミングを制御す
る。高電圧発生装置19は、X線ビームを曝射させるた
めの高電圧をX線制御部17からの制御信号に従ってX
線ビーム発生源21に供給する。
19から供給された高電圧によってX線ビームを曝射す
る。検出器23は、X線ビーム発生源21から曝射さ
れ、被検体を透過したX線ビームを検出する。
検出器23とを保持する。また、回転架台25は、図示
しない架台回転機構により、X線ビーム発生源21と検
出器23との中間点を通る回転軸を中心にして回転され
る。
出されたX線ビーム(実際には検出信号)を、システム
制御部11により出力されたデータ収集制御信号に対応
させて収集する。
27によって収集されたX線ビーム検出信号を記憶し、
必要に応じて画像再構成部31へ供給する。
29に記憶されたデータに基づいて所望のスライス位置
のデータを補間により計算し、この補間結果を使用して
画像を再構成するものである。
ム補間などの補間処理および所望のスライス位置近傍の
データにフィルタ処理を施して所望のスライス位置のデ
ータを得る補間処理部33と、所望のスライス位置のデ
ータをフィルタ補正逆投影法により画像再構成するフィ
ルタ補正逆投影部35と、補間処理部33およびフィル
タ補正逆投影部35に共通に使用されるメモリ37と、
パラメータ等を記憶する情報記憶部39とを備えてい
る。
構成された画像を図示しないモニタ上に表示する。
補間処理動作の第1の実施形態を説明する。第1の実施
形態において、フィルタの形状は、フィルタ幅FWに含
まれる区間の重み係数が一様でかつフィルタ幅FWに含
まれない区間の重み係数が0である矩形フィルタとす
る。そして、オリジナルデータに対し無限小のサンプリ
ングピッチによる無数のリサンプリング点を想定し、重
み付け加算(Σ)を積分(∫)に変換して計算する。
は、次の(1)から(5)に記載する手順により行われ
る。
11から目的とするスライス位置Zc、フィルタ処理に
用いられるフィルタ形状(矩形)、フィルタ幅(FW)
などの情報を入力する。
イス位置Zcにおいて、フィルタ幅FWのフィルタ処理
を行うために必要な複数のオリジナルデータ、d1、d
2、…、d9のサンプリング位置(Z座標)情報、z
1、z2、…、z9を決定し、そのデータが収集データ
記憶装置29に記憶されているデータアドレスadr
1,adr2,…,adr9を発生させる。このサンプ
リング位置情報は、テーブルのような情報記憶部39か
ら入力してもよい。データ数は、9として説明したが、
これに限定されない。
adr1,adr2,…,adr9に従って、データを
読み込む。対向データの生成が必要な場合には、必要な
実データを読み込んで、所定の重み付け加算によって対
向データを生成する。
に従う補間処理により補間データdata(Zc)を得て、
フィルタ補正逆投影部35に補間データを渡す。
ルタ補正逆投影法によって画像再構成を行い、表示部4
1に出力する。
る。スライス方向に図2に示すようなサンプリングが得
られているものとする。データd1〜d9を分類し、フ
ィルタ幅FWの両端の外側のデータd1およびd9と、
フィルタ幅FWの内側でかつ境界に最も近いデータd2
およびd8と、その内側のデータd3〜d7と、それぞ
れの場合について説明する。
は、仮想的なリサンプリング点がZ2とZ3との間にあ
るcase-Aと、Z3とZ4との間にあるcase-Bの2つの
場合に分けられる。変数tとsとによって、 case-Aの
2点補間の重み係数はt/(Z3−Z2)、 case-Bの
ときは[1−s/(Z4−Z3)]で表される。従っ
て、各々を該当する区間だけ積分し、この積分結果をフ
ィルタ幅FWで割って正規化すればw3が求められる。
これを式(1)に示す。
〜w7は、変数tとsの基準点(ゼロ点)をずらして考
えればよいので、式(2)となる。
(3)が得られる。
(4)が得られる。
正規化してあるので、その総和は、次の式(5)に示す
ように1となる。
ルタ形状が矩形の場合のフィルタ処理で、スライス位置
Z=Zcにおける補間データd(Zc)は、次の式
(6)によって得られる。
80°+2γm)の範囲について繰り返して補間データ
を得る。これらの補間データを使用してフィルタ補正逆
投影部35は、フィルタ補正逆投影法によって画像再構
成を行い、表示部41に出力する。
では、無限小のピッチで並ぶ無数のリサンプリング点を
想定し、積分式によって直接フィルタ処理の重み係数を
決定したので、数学的に正しくフィルタ形状を反映した
補間を高速に行うことができ、短時間で高画質な再構成
画像を得ることができる。
法は2点補間法を想定したが、これに限定されず、非線
形補間でもよいし、3点以上の線形あるいは非線形の補
間でもよい。
4列に限らず、1列でも何列でもよい。さらに、第4世
代のX線CT装置や第5世代のX線CT装置にも本発明
を適用できることは明らかである。
含まれるデータ数が少ない場合の重み係数について説明
する。
ータd2およびd3のZ座標しか含まれない場合を示
す。このときには、d1とd4を(b)の場合として式
(3)に従って重み係数を計算し、d2とd3を(c)
の場合として式(4)に従って計算すればよい。
データd2のZ座標しか含まれない場合を示す。このと
きには、d1とd3を(b)の場合として式(3)に従
い、d2は次の式(7)による。
も含まれない場合を示す。言い換えれば、2つのデータ
d1とd2との間にフィルタ幅FWが入る場合である。
このときには、単なる2点補間と同じになり、式(8)
および(9)で示される。
した第2の実施形態を説明する。第1の実施形態と異な
るのは、補間再構成の処理(4)だけであるので、重複
する説明は省略する。
ルタ形状が図4に示す二等辺三角形である場合、そのフ
ィルタ形状は、フィルタの中心Z座標(Zc)に対する
変位をdzとしたとき、次の式(10)により表現され
る。
ィルタ幅FWとフィルタの高さAとは次の式(11)の
関係を満たす。
式(10)は式(12)となる。
は、各データに対するそれぞれの重み係数は、 (a)d3、d4、d5の場合、次に示す式(13)な
いし(15)となる。
積分を計算した形で重み係数を記憶しておけば、高速な
フィルタ補間処理を行うことができる。djに対する重
み係数wjを示す一般式(15)も同様に、各データの
サンプリング位置の関数となる。
されて定義されている場合、一般的には、次に示す式
(16)ないし(20)によって重み係数を求めればよ
い。例えば、9個のオリジナルデータがフィルタ処理に
関係する場合、次に示すようになる。
施形態と同様である。すなわち、必要なビュー角(例え
ば、360°あるいは、180°+2γm)の範囲につ
いて繰り返して補間データを得て、これらの補間データ
を使用してフィルタ補正逆投影部35は、フィルタ補正
逆投影法によって画像再構成を行い、表示部41に出力
する。
のX線CT装置によるフィルタ補間法とを概念的に対比
した図である。リサンプリング法で用いる固定した形状
Wtを持つフィルタを、本発明では、原データの不均等
ピッチを反映したW(N)という変動フィルタに変換し
て、重み付け加算を行っている。
データおよびまたは対向データからなるオリジナルデー
タについて、スライス方向に所定の形状のフィルタを作
用させるフィルタ補間処理を行う際に、スライス方向の
ある範囲に含まれる第1のデータ群の各データに対する
重み係数を前記範囲の大きさ及びそのデータのサンプリ
ング位置に基づいて決定することにより、数学的に正し
いフィルタ処理を高速に実行することができ、データ収
集から再構成画像を表示するまでの時間を大幅に短縮す
るという効果を奏する。
ム構成図である。
d9のZ軸上の位置関係を説明するとともに、パラメー
タa,b,s,t,uを説明する図である。
合を説明する図である。
態を説明する図である。
るフィルタ補間法とを対比した図である。
ルスキャン(b)のそれぞれのデータ収集法を説明する
図である。
トリを示す図である。
ルスキャン(b)のそれぞれのデータ収集と再構成目的
のスライス位置との関係を説明する図である。
図である。
軸にチャンネル角γ、縦軸にスライス位置Zをとったサ
イノグラム上に示した図である。
チ2.5の高密度サンプリングの様子を示す図である。
チ2.5の高密度サンプリングにおけるビュー角βのサ
ンプリングの様子を示す図である。
の概念を説明する図である。
ス方向(Z軸方向)のデータサンプリングを説明する図
である。
を説明する図である。
台・寝台制御部、15…寝台移動部、17…X線制御装
置、19…高電圧発生装置、21…X線ビーム発生源、
23…検出器、25…回転架台、27…データ収集部2
7、29…収集データ記憶装置、31…画像再構成部、
33…補間処理部、35…フィルタ補正逆投影部、37
…メモリ、39…情報記憶部、41…表示部。
Claims (3)
- 【請求項1】 被検体に向けてX線ビームを曝射するX
線ビーム発生源と、 このX線ビーム発生源から曝射されたX線ビームを検出
する検出器列を有するX線検出手段と、 前記被検体が載置される寝台をこの被検体の体軸方向に
移動させる寝台移動手段と、を備えて成り、 前記X線ビーム発生源を被検体の回りに回転させながら
X線ビームを曝射させるとともに、被検体を体軸方向に
移動させて、被検体を螺旋状にスキャンするX線CT装
置において、 前記螺旋状スキャンにより得られた複数のデータのう
ち、スライス方向のある範囲に含まれる第1のデータ群
に対して所定のフィルタ形状に従って重み付け加算を行
う際に、 前記第1のデータ群の各データに対する重み係数を前記
範囲の大きさ及びそのデータのサンプリング位置に基づ
いて決定することを特徴とするX線CT装置。 - 【請求項2】 前記重み付け加算は、前記第1のデータ
群から第1の重み付け加算により第2のデータ群を得る
リサンプリング処理と、第2のデータ群に対して前記所
定のフィルタ形状により第2の重み付け加算を行うフィ
ルタ処理とを想定し、前記第2のデータ群をスライス方
向に無限小ピッチで並ぶ無数のデータ群として前記重み
付け加算の重み係数を計算することを特徴とする請求項
1に記載のX線CT装置。 - 【請求項3】 前記所定のフィルタ形状は、矩形である
ことを特徴とする請求項1または請求項2に記載のX線
CT装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP9060985A JPH10248837A (ja) | 1997-03-14 | 1997-03-14 | X線ct装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP9060985A JPH10248837A (ja) | 1997-03-14 | 1997-03-14 | X線ct装置 |
Related Child Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2007104803A Division JP4190565B2 (ja) | 2007-04-12 | 2007-04-12 | X線ct装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH10248837A true JPH10248837A (ja) | 1998-09-22 |
Family
ID=13158248
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP9060985A Pending JPH10248837A (ja) | 1997-03-14 | 1997-03-14 | X線ct装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH10248837A (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2000237179A (ja) * | 1998-12-24 | 2000-09-05 | Hitachi Medical Corp | X線ct装置 |
JP2000262510A (ja) * | 1999-03-17 | 2000-09-26 | Toshiba Corp | X線ct装置 |
JP2002078702A (ja) * | 2000-09-06 | 2002-03-19 | Hitachi Medical Corp | 断層写真像作成方法及び断層写真像作成装置。 |
-
1997
- 1997-03-14 JP JP9060985A patent/JPH10248837A/ja active Pending
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2000237179A (ja) * | 1998-12-24 | 2000-09-05 | Hitachi Medical Corp | X線ct装置 |
JP4538119B2 (ja) * | 1998-12-24 | 2010-09-08 | 株式会社日立メディコ | X線ct装置 |
JP2000262510A (ja) * | 1999-03-17 | 2000-09-26 | Toshiba Corp | X線ct装置 |
JP2002078702A (ja) * | 2000-09-06 | 2002-03-19 | Hitachi Medical Corp | 断層写真像作成方法及び断層写真像作成装置。 |
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