JPH1033521A - X線ct装置 - Google Patents
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Abstract
行う場合に生じていた体動や臓器の動き、幾何学系の歪
みによるアーチファクトを抑制し、高解像度のCT画像
を得る。 【解決手段】1/4オフセット検出器を介して得られる
互いに180度の位相差をもった投影データを交互に配
列して高解像度の投影データを得、この高解像度の投影
データに基づいてCT画像を再構成するとともに、互い
に180度の位相差をもった投影データの差を示す対向
差分データであって、互いに180度の位相差をもった
前記対向差分データを交互に配列して高解像度の対向差
分データを得、この高解像度の対向差分データに基づい
て対向差分画像を再構成する。そして、前記対向差分画
像から高周波成分を示す歪み成分を抽出し、この抽出し
た歪み成分によって前記再構成したCT画像を補正し、
元のCT画像に含まれるアーチファクトの低減を図る。
Description
X線CT装置に係り、特にアーチファクトが少なく解像
度の高い画像再構成方法及びX線CT装置に関する。
は様々なアルゴリズムがあるが、現在最も一般的に用い
られているのは逆投影法である。また、逆投影法は、投
影データに高域強調フィルタを施すことによって逆投影
処理による画像のボケを抑制するが、周波数領域でのフ
ィルタ関数との乗算によって実施するフィルタ補正逆投
影法と、実空間でのコンボリューション処理によって実
施するコンボリューション逆投影法とがある。
成フィルタと呼ばれ、図4に示したようなラマチャンド
ラン(Ramachandran) やシェップとローガン(Shepp&Log
an)などのフィルタが一般的には用いられる。図5は従
来のフィルタ補正逆投影法の処理を示すフローチャート
である。同図に示すように、計測した投影データに検出
器の感度補正、線質補正、ビームハードニング補正、散
乱線補正、ログ変換などの前処理を施した後(ステップ
S10)、フィルタ補正処理によってあらかじめ逆投影
のボケを補正し(ステップS13)、逆投影処理によっ
て断層像を得る(ステップS14)。更に、断層像に対
して後処理として画像フィルタを施し、最終画像とする
場合もある(ステップS15)。このようにして得られ
た断層像の画像特性は、再構成フィルタの周波数特性に
依存するため、X線CT装置では各撮影部位に適した数
種類のフィルタ関数を搭載している。
は検出器の素子間隔が支配的で、それ以上の解像度は原
理的に困難であった。これに対し、従来から素子間隔で
決定される空間解像度を計測手法とアルゴリズムの改良
によって向上することが行われている。次に、従来の高
解像アルゴリズムについて説明する。
測の冗長性を上手く利用したもので、X線管と回転中心
とを結ぶ直線上から素子間隔の1/4だけオフセットさ
れた1/4オフセット検出器によって計測することによ
り、180度対向するデータのチャンネル方向サンプル
位置がちょうど間にくるようにする方法である。即ち、
図6(A)に示すように、チャンネル開き角±α、投影
角βとしたとき、ある角度のファンビーム投影A(投影
角β)の対向データは直線Bのようになる。あるチャン
ネル位置αi の対向データは直線B上では同じ黒丸
(●)に対応する。同様に、2つの白丸(○)の互いに
対向するデータを表す。
フセット検出器によって計測した場合、上記チャンネル
位置αi の対向データを考えると、−αi の位置はちょ
うど検出器の素子境界にあたる。これらの関係は全ての
チャンネル位置において同様であり、従って、1/4オ
フセット検出器の素子間隔の1/2の間隔でα方向にサ
ンプリングされたと同様になる。
1/4オフセット検出器の素子間隔を狭めた高精細デー
タを演算により求め(オーバーサンプリング)、それ以
後の処理において広帯域処理を施すものである。この2
つの技術は同時に用いる場合が最も効果がある。即ち、
オフセット計測によって得られた対向データから検出素
子の中間に位置するデータを求め広帯域処理する方法で
ある。
β)の対向内挿データを求めることを考えると、図7に
示したP(αi ,β)とP(αi+1 ,β)の中間にくる
対向内挿データは、1/4オフセット検出器の素子間隔
を△αとすると、1/2△αずれているため、P(αi
+△α/2,β)となる。従って、対向データ側は−(α
i +△α/2)となり、ちょうど1/4オフセット検出器
の素子中心となって、α方向のサンプル位置と一致す
る。
ることは少ないため、β方向の補間処理によって対向デ
ータが算出できる。この処理を全チャンネルにわたって
実施し、図8に示すように0度データP1と、180度
データP2とから1/4オフセット検出器の1/2ピッ
チの対向内挿データ(高解像データ)Pを得ることがで
きる。このように1/4オフセット検出器を用いた場
合、分解能に重要なチャンネル方向の補間処理無しに対
向内挿データPを算出することができるため、より効果
的となる。
ぶ。対向ビーム内挿法によって実効的に空間解像度が約
25%向上できることが知られている。図9はファンビ
ーム直接逆投影の場合の高解像処理を示すフローチャー
トであり、図5に示したフローチャートと比較して上述
した対向ビーム内挿処理(ステップS12)が追加され
ている。また、図10は平行ビームアレンジメント(並
べ替え)逆投影の場合の高解像処理を示すフローチャー
トであり、図5に示したフローチャートと比較して平行
ビーム変換処理(ステップS11)及び対向ビーム内挿
処理(ステップS12)が追加されている。
ーム内挿処理により高解像化を図ることができるが、1
80度対向するデータは、時間的にも1/2スキャン時
間程度のずれ(位相差)があり、体動や臓器の動き(心
拍、呼吸や腸の蠕動運動など)により、本来得られるデ
ータと一致しないことが起こりうる。また、実際の計測
においては焦点から検出素子に向かって広がりをもった
領域の計測であり、正確に一致させるのは困難である。
特に、頭部など細かい骨のある断面においては両者の矛
盾による段差が生じる場合もある。更に、X線CT装置
の画像再構成処理で最も一般的なフィルタ補正逆投影法
においては、高域強調型のフィルタを施すため両者の間
の誤差が強調され、再構成画像上にストリーク状アーチ
ファクトやモワレなどが発生する。また、X線源の焦点
は温度変化によって位置ずれが生じることがあり、計測
幾何学系のひずみによって同様のストリーク状アーチフ
ァクトやモワレが生じる場合がある。
し、精度の高いデータを得るために薄いスライスで計測
する場合があるが、この場合にはX線の利用効率が低下
し画像ノイズが著しく増加するためコントラスト差のな
い病変を観察するには適さず、高解像アルゴリズムを施
した場合には特に画像ノイズも強調されるなどの問題点
があった。
もので、1/4オフセット検出器を用いた高解像処理に
伴って現れるおそれがあるアーチファクトを抑制するこ
とができる画像再構成方法及びX線CT装置を提供する
ことを目的とする。
するために、互いに対向するX線管と1/4オフセット
検出器を有し、仮想の軸を中心にして回転するスキャナ
部と、前記1/4オフセット検出器を介して得られる互
いに180度の位相差をもった投影データの差を示す対
向差分データを求める対向差分データ算出手段と、前記
180度の位相差をもった投影データを交互に配列し、
前記オフセット検出器の1/2ピッチの高解像度のデー
タを得るとともに、互いに180度の位相差をもった前
記対向差分データを交互に配列し、高解像度の対向差分
データを得る対向ビーム内挿処理手段と、前記スキャナ
部の各回転位置毎に得られる多方向の前記高解像度の投
影データに基づいてCT画像を再構成するとともに、多
方向の前記高解像度の対向差分データに基づいて対向差
分画像を再構成する画像再構成演算手段と、前記対向差
分画像のうちの歪み成分を弁別する歪み成分弁別手段
と、前記再構成されたCT画像を前記歪み成分によって
補正する補正手段とを備えたことを特徴としている。即
ち、互いに180度の位相差をもった投影データ間の差
分を求め、この対向差分データに基づいて対向差分画像
を再構成するとともに、この再構成した対向差分画像か
らアーチフアクトの原因となる歪み成分を弁別し、この
弁別した歪み成分を前記高解像処理にて再構成された元
のCT画像に作用させるとによって、アーチフアクトが
少なく分解能も十分な画像を再構成するようにしてい
る。
対向するX線管と1/4オフセット検出器を有し、仮想
の軸を中心にして回転するスキャナ部と、前記1/4オ
フセット検出器を介して得られる互いに180度の位相
差をもった投影データを交互に配列し、前記1/4オフ
セット検出器の1/2ピッチの高解像度のデータを得る
対向ビーム内挿処理手段と、前記前記1/4オフセット
検出器を介して得られる互いに180度の位相差をもっ
た投影データの差を示す対向差分データの差を求める対
向差分データ算出手段と、前記対向差分データの位置の
うちの歪み成分を弁別する歪み成分弁別手段と、前記高
解像度の投影データを前記歪み成分によって補正する補
正手段と、前記補正手段によって補正された高解像度の
投影データに基づいてCT画像を再構成する画像再構成
演算手段とを備えたことを特徴としている。これによれ
ば、撮影データに直接歪み補正を施すことで、高解像再
構成演算を2回実行する必要がなくなり、大幅な演算時
間の短縮が可能になる。
を総称して「弁別」と定義することとする。
る画像再構成方法及びX線CT装置の好ましい実施の形
態について詳説する。図1は本発明に係るX線CT装置
の全体構成を示すブロック図である。同図に示すよう
に、このX線CT装置は、主としてCTスキャナ部1
0、寝台20、高電圧発生装置30及び画像処理装置4
0から構成されている。
2と1/4オフセット検出器14とが180度対向した
位置関係で配置され、これらの間に寝台20に載った被
検体22が設定される。そして、通常、操作卓31から
入力した指示により、CTスキャンに必要な制御信号が
画像処理装置40を介してスキャナ制御部32に加えら
れ、駆動部33を介してCTスキャナ部10の回転が制
御されるとともに、寝台20や高電圧発生装置30が制
御され、CTスキャンが行われる。即ち、スキャンが開
始されると、高電圧発生装置30から高電圧パルスがX
線管12に印加され、X線管12からX線線が被検体2
2のスキャン面に照射される。
たX線は、1/4オフセット検出器14によってその透
過X線量に対応した電気信号に変換され、プリアンプ3
4及びA/D変換器35を介して画像処理装置40に入
力される。画像処理装置40は、X線CT装置全体を制
御する中央処理装置(CPU)41、画像の再構成演算
を実行する画像再構成処理回路42、磁気ディスク4
3、インターフェース44、表示メモリ45等を有し、
これらはデータバス46に接続されている。
過データ(以下、投影データという)は、画像再構成処
理回路42によって後述する対向差分データの算出処
理、対向ビーム内挿処理、フィルタ補正処理、逆投影処
理、歪み成分抽出処理、及びCT画像の歪み成分による
補正処理等が行われ、アーチファクトの少ない高解像度
のCT画像が再構成される。再構成されたCT画像は、
データバス46を介して表示メモリ45に送られ、CR
Tモニタ36に表示され、また再表示等のために磁気デ
ィスク43に格納される。
内容について説明する。図2は本発明に係る画像再構成
方法の第1の実施の形態を示すフローチャートである。
同図において、計測した投影データの前処理を施した後
(ステップS10)、対向ビーム内挿処理(ステップS
12)、フィルタ補正処理(ステップS13)、及び逆
投影処理(ステップS14)からなるパス1は、図9に
示した従来の高解像処理の流れと同様で、高解像度のC
T画像I(x、y)を得る。
は、パス2及びステップS25を追加した。パス2は対
向差分データの算出処理(ステップS20)、対向ビー
ム内挿処理(ステップS21)、フィルタ補正処理(ス
テップS22)、逆投影処理(ステップS23)、及び
歪み成分抽出処理(ステップS24)からなる。まず、
対向差分データの算出処理(ステップS20)について
説明する。
内挿をするためのデータではなく、差分をとるために自
分自身と断層像上の透過線路を共通とするデータであ
る。即ち、あるX線ビームをP(αi 、β)としたと
き、P(−αi 、β+π+2αi)をα−β空間で補間
により求める。そして、両者の差分データQを対向差分
データとする。ここで対向差分データQは、次式とな
る。
ャンやダイナミックスキャンのように連続して計測して
いる場合は別のスキャン周期のデータを用いても良い
し、0〜2πの範囲を循環的に利用しても良い。全ての
α、βについてQを算出することにより、対向差分デー
タを得ることができるが、α、βを間引いたり、算出す
る範囲を限定することは可能だが、間引くことは補正効
果の点で望ましくない。
と180度データの対向差分データとから対向ビーム内
挿処理(ステップS21)を行う。このようにして対向
ビーム内挿法によって高解像処理された対向差分データ
を、フィルタ補正処理及び逆投影処理することによって
対向差分画像を得る(ステップS22、S23)。次
に、ステップS24における歪み成分抽出処理について
説明する。対向差分データを高解像再構成した対向差分
画像には、前述したような歪みを原因とし、原画像にも
含まれているモワレやストリーク状アーチファクトが含
まれている。しかし、実験的には被検体の情報も含まれ
ているため、全てを重み付け加算すると大幅な分解能低
下となる。本発明では更にフィルタ処理を施し、歪み成
分が支配的になると考えられる高域成分のみを抽出する
ことによって、歪み成分のみを取り出すことを特徴とし
ている。
像フィルタによって実現した。具体的には、ステップS
23の逆投影処理によって得られた対向差分画像IS
(x,y)にガウスフィルタなどで高域抑制して、元の
対向差分画像から高域抑制画像を差し引くことによっ
て、対向差分画像の高域成分のみを抽出した歪み画像I
D(x,y)を得るようにしている。これを式で表す
と、次式のようになる。
る(ステップS25)。ここで、Cは補正効果を抑制す
る重み係数で0<C≦1とした。実験的にはC=0.5
程度で良好な結果となる。
の実施の形態について、図3に示すフローチャートを参
照しながら説明する。上記第1の実施の形態では、歪み
成分を重み付け加算することによって歪みを補正した
が、高解像再構成を2回実行する必要があるため、演算
時間的にCTシステムに搭載するのは困難な場合があ
る。第2の実施の形態では、投影データに直接歪み補正
を施すことで大幅な演算時間の短縮を可能とした。
テップS12)と、フィルタ補正処理(ステップS1
3)との間に、対向差分データの算出処理(ステップS
30)、歪み成分抽出処理(ステップS31)、及び重
み付け投影加算処理(ステップS32)が追加されてい
る。即ち、第2の実施の形態では、ステップS12で作
成された対向内挿データから対向差分データを算出する
(ステップS30)。即ち、対向内挿データは、図8に
示したように、0度データと180度対向データが交互
に並んでいる。そこで、チャンネル番号m、投影番号n
として対向内挿データP(m,n)に対して次式の処理
を行うことにより、対向差分データδ(m,n)を求め
ることができる。
データδ(m,n)から次式に示すように歪み成分PD
(m,n)を抽出する(ステップS31)。
数である。
ら重み付けした上記歪み成分PD(m,n)を差し引くこと
によって、歪み成分が除去された対向内挿データK
(m,n)を得る(ステップS32)。これを式で表す
と、次式のようになる。
4オフセット検出器の1/2の間隔の高精細データであ
り、且つフィルタ補正処理によって高域強調されるが、
歪み成分が抑制されているため、逆投影処理後のCT画
像は、アーチファクトの少ない高品位の高解像画像とな
る。
出処理をコンボリューションによって実施したが、周波
数空間で低域通過、高域通過、帯域通過などのフィルタ
処理によって実施することも可能である。また、第2の
実施の形態においては、対向差分データを算出する最も
簡便な手法を示したが、1/4オフセット検出器の1/
2の間隔の0度データと180度対向データをあらかじ
め求めて、より精密に差分データを算出しても良い。ま
た、偶数チャンネルは0度データの平均値を用いるため
に対向差分データの算出精度が悪い。そこで、歪み成分
を交互に利用する(偶数チャンネルには補正を施さな
い)などの改良も考えられる。また、本処理による分解
能の低下は補正係数Cによって制御可能であり、アーチ
ファクトの抑制効果が充分な場合でも数%程度の分解能
低下である。
を抽出した歪み成分を再構成された元のCT画像に作用
させることによって、アーチフアクトが少なく分解能も
十分な画像を再構成することを説明したが、前記高域成
分を積極的に除去するために前記高域成分を強調して歪
み成分を取り出して、この取り出した歪み成分を再構成
された元のCT画像に作用させることにより、さらに高
解像度のCT画像を得ることに寄与できる。
/4オフセット検出器を用いた高解像処理と、体動や臓
器の動き、幾何学系の歪み等とによって生じるアーチフ
ァクトを抑制し、アーチファクトが少なく分解能も十分
なCT画像を再構成することができ、これにより診断能
の向上を図ることができる。
示すブロック図である。
施の形態を説明するためのに用いたフローチャートであ
る。
施の形態を説明するためのに用いたフローチャートであ
る。
的なフィルタ関数の周波数特性を示す図である。
すフローチャートである。
いに位相が180度異なる対向データの関係図である。
めに用いた図である。
めに用いた図である。
フローチャートである。
すフローチャートである。
Claims (3)
- 【請求項1】 互いに対向するX線管と1/4オフセッ
ト検出器を有し、仮想の軸を中心にして回転するスキャ
ナ部と、前記1/4オフセット検出器を介して得られる
互いに180度の位相差をもった投影データの差を示す
対向差分データを求める対向差分データ算出手段と、前
記180度の位相差をもった投影データを交互に配列
し、前記オフセット検出器の1/2ピッチの高解像度の
データを得るとともに、互いに180度の位相差をもっ
た前記対向差分データを交互に配列し、高解像度の対向
差分データを得る対向ビーム内挿処理手段と、前記スキ
ャナ部の各回転位置毎に得られる多方向の前記高解像度
の投影データに基づいてCT画像を再構成するととも
に、多方向の前記高解像度の対向差分データに基づいて
対向差分画像を再構成する画像再構成演算手段と、前記
対向差分画像のうちの歪み成分を弁別する歪み成分弁別
手段と、前記再構成されたCT画像を前記歪み成分によ
って補正する補正手段とを備えたことを特徴とするX線
CT装置。 - 【請求項2】 互いに対向するX線管と1/4オフセッ
ト検出器を有し、仮想の軸を中心にして回転するスキャ
ナ部と、前記1/4オフセット検出器を介して得られる
互いに180度の位相差をもった投影データを交互に配
列し、前記1/4オフセット検出器の1/2ピッチの高
解像度のデータを得る対向ビーム内挿処理手段と、前記
1/4オフセット検出器を介して得られる互いに180
度の位相差をもった投影データの差を示す対向差分デー
タの差を求める対向差分データ算出手段と、前記対向差
分データの位置のうちの歪み成分を弁別する歪み成分弁
別手段と、前記高解像度の投影データを前記歪み成分に
よって補正する補正手段と、前記補正手段によって補正
された高解像度の投影データに基づいてCT画像を再構
成する画像再構成演算手段とを備えたことを特徴とする
X線CT装置。 - 【請求項3】 前記歪み成分弁別手段は、入力データか
ら歪み成分を弁別するフィルタを有する請求項1または
請求項2のX線CT装置。
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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JP19361296A JP3557567B2 (ja) | 1996-07-23 | 1996-07-23 | X線ct装置 |
US08/897,530 US5987091A (en) | 1996-07-23 | 1997-07-21 | X-ray CT system |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP19361296A JP3557567B2 (ja) | 1996-07-23 | 1996-07-23 | X線ct装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
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JPH1033521A true JPH1033521A (ja) | 1998-02-10 |
JP3557567B2 JP3557567B2 (ja) | 2004-08-25 |
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JP19361296A Expired - Fee Related JP3557567B2 (ja) | 1996-07-23 | 1996-07-23 | X線ct装置 |
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Country | Link |
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US (1) | US5987091A (ja) |
JP (1) | JP3557567B2 (ja) |
Cited By (7)
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