JPH11239346A - Ｃｔイメージング - Google Patents

Ｃｔイメージング

Info

Publication number
JPH11239346A
JPH11239346A JP10336045A JP33604598A JPH11239346A JP H11239346 A JPH11239346 A JP H11239346A JP 10336045 A JP10336045 A JP 10336045A JP 33604598 A JP33604598 A JP 33604598A JP H11239346 A JPH11239346 A JP H11239346A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
data
image
data lines
electronic data
fan
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP10336045A
Other languages
English (en)
Inventor
Dominic J Heuscher
ジェイ ホイシャー ドミニク
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Philips Nuclear Medicine Inc
Original Assignee
Picker International Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Picker International Inc filed Critical Picker International Inc
Publication of JPH11239346A publication Critical patent/JPH11239346A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/428—Real-time
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S378/00—X-ray or gamma ray systems or devices
    • Y10S378/901—Computer tomography program or processor

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Mathematical Optimization (AREA)
  • Mathematical Analysis (AREA)
  • Pure & Applied Mathematics (AREA)
  • Algebra (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Image Analysis (AREA)
  • Image Processing (AREA)
  • Closed-Circuit Television Systems (AREA)

Abstract

(57)【要約】 【課題】 リアルタイム画像を生成する連続ＣＴスキャ
ナを提供する。 【解決手段】 検査領域を有する静止ガントリ部分と、
検査領域の周囲で連続回転する回転ガントリ部分と、検
査領域を通ずる複数の光線を有した扇形のＸ線ビームを
生成するＸ線源と、回転および静止ガントリ部分の一方
に取り付けられ、光線が検査領域を通過した後に、Ｘ線
源からの扇形のＸ線ビームの光線を受け取るように配置
され、検出された放射線をファンビームフォーマットの
複数のデータラインを含む電子データへ変換する、複数
の放射線検出器と、電子データをファンビームフォーマ
ットから平行ビームフォーマットへ補間するレビンプロ
セッサと、平行ビームフォーマットの電子データをコン
ボルブし、バックプロジェクトして、リアルタイムで検
査領域内の患者の画像表示を形成する、再構築プロセッ
サを備える。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明はＣＴイメージングに
関する。本発明は、リアルタイム連続ＣＴイメージング
と結び付けると特別の活用法が生まれ、その特定事例に
言及して説明することになる。しかしながら、本発明
は、その他の診断用画像形成装置に加え、その他のタイ
プのＣＴイメージング装置や技術と結び付けても応用で
きるものであると考えていただきたい。
【０００２】
【従来の技術】以前のＣＴスキャナは横切・回転型のも
のであった。即ち、放射線源とその反対側に配置された
放射線検出器が、患者の対向側の線形経路に沿って互い
に横切るというものである。検出器は、横切っている最
中に繰り返しサンプルされ、患者を通った平行光線を表
示する複数のデータ値を生成する。横切った後に、運び
台全体が２、３°回転され、放射線源と放射線検出器が
再び横切って第２のデータセットを生成する。１８０°
にわたって等しい角度間隔で複数の平行光線データのセ
ットが診断用画像に再構築される。不幸にも、この横切
・回転技術は非常に遅いものであった。横切・回転スキ
ャナを高速化する一つの技術は、放射線源と単一の検出
器とを、幅の狭いファン（扇）ビーム沿いに放射線を投
影する１つの放射線源と置換するとともに数個の検出器
を設けて、複数の平行光線データのセットが異なる角度
で同時に収集されるようにするというものである。この
方法では、数個のデータセットが同時に収集され得る。
これは幾分高速ではあるが、依然として非常に遅い。放
射線源と放射線検出器を横切らせるのではなく、放射線
源だけを回転させることができることが分かっている。
即ち、放射線源は、検査領域に及ぶデータのファンを投
影する。放射線検出器のアークは、検査領域を横切った
放射線を受け取る。放射線源は患者の周囲で回転され
る。第三の発生スキャナにおいては、検出器のアークは
放射線源とともに回転される。第四の発生スキャナにお
いては、静止検出器の完全なリングが提供される。いず
れのタイプにおいても、ファンビームデータセットは、
患者の周囲の非常に多数の頂点にてサンプルされる。そ
れら複数のファンのうちの、異なる角度向きのファンに
おける、異なる角度からのデータが、平行光線データセ
ットへ分類（ソート）される。平行光線データセットの
１つの完全なセットは、放射線源を１８０°＋ファン角
度だけ回転させることによって発生され得る。これは横
切・回転技術よりも非常に高速ではあるが、複数の光線
を平行光線データセットへ分類、若しくは、レビン（re
bin ）し、また、必要に応じて各データセット内の光線
をより平行にするべく補間するため、より大量のデータ
処理が必要とされた。データ収集時間はより高速となっ
たが画像処理はより遅くなった。平行ビーム再構築は、
加工作業の初期に正確な検出器の矯正と角度的ビューフ
ィルタリング（角度におけるビューのフィルタリング）
無しで実行されるとき、特に、限定数のビューしか収集
されないときに、レビン段階の不正確さによるものに加
えて、メモリや速度の制限によって、ほぼ諦められてい
る。
【０００３】データを平行光線データセットへ分類する
のではなく、ファンビームデータセットは、コンボルー
ション（convolution)（たたみこみ）やバックプロジェ
クション (backprojection）（バックグラウンドプロジ
ェクション（背景投写））によって画像表示へ直接的に
再構築され得ることが分かった。これらコンボルーショ
ンやバックプロジェクション技術は、レビン技術より
も、非常に少ない処理ハードウェアや時間しか必要とし
ないが、データ収集はより遅いものであった。特に、こ
のアルゴリズムは、データファンの頂点が、１８０°＋
ファン角度だけでなく、完全な３６０°に及ぶことを必
要とする。より最近では、データファンの頂点が１８０
°＋ファン角度だけしか必要としない、改良されたコン
ボルーションおよびバックプロジェクション技術が開発
された。今日、これらの技術は数ある中でも最も幅広く
用いられているＣＴ再構築アルゴリズムであるが、これ
らの技術はいまだに欠点を有している。特に、これらの
技術は、計算が複雑となることがあり、また、時間を浪
費することがある。
【０００４】それらが意図した使用については成功をお
さめたが、前述したＣＴスキャナおよび技術は、それら
ＣＴスキャナおよび技術をリアルタイムイメージングに
とっては不適当なものとする生まれつきの欠点を有して
いる。取り分け、データ収集とデータ処理技術との様々
な組み合わせは、あまりに多くの時間を浪費することか
ら、正確な連続画像更新をリアルタイムで行うことはで
きない。
【０００５】
【発明の概要】本発明の一つの態様によれば、リアルタ
イム画像を生成するための連続ＣＴスキャナが提供され
る。このスキャナは、検査領域を有する静止ガントリ部
分と、検査領域の周囲を連続回転する回転ガントリ部分
とを含む。画像形成Ｘ線源は回転ガントリ部分に取り付
けられており、検査領域を通じる複数の光線を有した扇
形のＸ線ビームを生成する。複数の放射線検出器が、回
転および静止ガントリ部分のうちの一方に取り付けられ
ている。放射線検出器は、それらの光線が検査領域を通
過した後に、扇形のＸ線ビームの光線を受け取るように
配置されている。複数の放射線検出器は、検出された放
射線を電子データへ変換する。この電子データはファン
ビームフォーマットの複数のデータ線を含む。レビンプ
ロセッサは、この電子データを、ファンビームフォーマ
ットから平行ビームフォーマットへ補間する。再構築プ
ロセッサは、その後、電子データを平行ビームフォーマ
ットで受け取って、それをコンボルブ（convolve）（た
たみこみ）しおよびバックプロジェクト（backproject
）（背景投写）し、検査領域内の患者の画像表示をリ
アルタイムで形成する。
【０００６】本発明の他の態様によれば、連続リアルタ
イム画像の生成方法が提供される。この方法は、Ｘ線源
を検査領域の周囲で回転させることと、検査領域を通過
した複数の光線を有する扇形のＸ線ビームをＸ線源の回
転中に生成することと、を含む。扇形のＸ線ビームの光
線は、それらが検査領域を横切った後に受け取られる。
受け取られた光線は、ファンビームフォーマットを有す
る電子データへ変換され、その後、ファンビームフォー
マットから平行ビームフォーマットへ補間される。補間
された電子データを用いて、検査領域内の患者の画像表
示がリアルタイムで再構築され更新される。本発明を実
行する方法を、以下に一例として添付図面を参照しつつ
詳細に記述する。
【０００７】
【発明の実施の形態】図１を参照すれば明らかなよう
に、連続ＣＴスキャナ１０は、検査領域１４を定める静
止ガントリ部分１２を含む。回転ガントリ部分２０は、
検査領域１４の周囲で連続回転するように静止ガントリ
部分１２に取り付けられている。Ｘ線管のようなＸ線源
２２は、回転ガントリ部分２０が回転したときに放射線
のビーム２４が検査領域１４を通過するように回転ガン
トリ部分２０の上に配置されている。コリメータ・シャ
ッタ・アセンブリ２６は、放射線のビーム２４を細い扇
形のビームに形成したり、ビーム２４を選択的にゲート
で閉じたり開いたりする。また、扇形の放射線ビーム２
４は、Ｘ線源２２において電子的にゲートを閉じられた
り開かれたりすることもある。
【０００８】図示した第四の発生ＣＴスキャナでは、放
射線検出器２８のリングは、静止ガントリ部分１２上の
検査領域１４周囲の周辺に取り付けられている。また、
放射線検出器２８は、Ｘ線源２２の向かい側の検査領域
１４の側で、それらが扇形のＸ線ビーム２４によって定
められるアークに及ぶように、回転ガントリ部分２０に
取り付けられている。この形態にかかわらず、放射線検
出器２８は、Ｘ線源２２から発したＸ線放射線を、それ
が検査領域１４を横切った後に、受け取るように配置さ
れている。ソースファン幾何学構造（source fan geome
try)では、放射線源から発出する放射線に及ぶ検出器の
アークが、Ｘ線源２２が検査領域１４の後ろで回転した
ときに短時間間隔で同時にサンプルされて、ソースファ
ンビューを発生する。検出器ファン幾何学構造では、各
検出器が、Ｘ線源２２が検査領域１４の後ろで回転した
ときに非常に多数回サンプルされて、検出器ファンビュ
ーを発生する。Ｘ線源２２と放射線検出器２８各々との
間の経路は光線として示されている。
【０００９】放射線検出器２８は検出された放射線を電
子データに変換する。換言すれば、各放射線検出器は、
受け取った放射線の強度に比例する出力信号を生成す
る。任意であるが、基準検出器が、検査領域１４を横切
らなかった放射線を検出することもできる。この基準検
出器と各放射線検出器とによって受け取られた放射線の
大きさの間の差が、サンプルされた放射線のファンの対
応光線沿いの放射線減衰量の指示を与える。図示した第
四の発生スキャナの実施形態において、各ビュー、即
ち、データラインは、Ｘ線源２２が検査領域１４の後ろ
で回転したときに短時間にわたって検出器から収集され
た、放射線検出器２８の１つにおいてその頂点を有す
る、複数の光線から成る１つのファン（扇）を表示す
る。第三の発生スキャナでは、各ビュー、即ち、データ
ラインは、全ての検出器の同時サンプリングによって収
集された、Ｘ線源２２おいて頂点を有する複数の光線の
１つのファンを表示する。
【００１０】放射線検出器２８によって発生された電子
データはレビンプロセッサ３０に付与される。レビンプ
ロセッサ３０は、各データラインをそのファンビームフ
ォーマットから平行ビームフォーマットへ変換する。速
度と正確さのため、このプロセスは、３つのレビン作
業、即ち、レビンステップに分類される。即ち、角度的
ビューフィルタリング段階、データを不均一に離間され
た平行光線に分類する補間段階、および、不均一な光線
の間隔を矯正する最後の解釈段階である。レビンプロセ
ッサ３０は、初めに、第１のローリングバッファ３２中
へデータラインを受け取る。角度的ビューフィルタ３４
は、第１のローリングバッファ３２からデータラインを
検索し、それらをフィルタし、それらを予めセットされ
た第２のローリングバッファ３６の位置へ書き込む。更
に、データを第２のローリングバッファ３６へ書き込む
前に、なんらかの検出器に特別の矯正が行われてもよ
い。好ましくは、図２に示されているように、角度的ビ
ューフィルタは、複数のデータライン３８、例えば、３
〜５本のデータラインにわたって適用され、重み付けさ
れたその平均を発生する。この重み付けされた平均は、
中心に位置付けられた対称の非線形関数４０によって特
徴付けられる。更に、この段階では、関連ビューの減少
は、処理時間の減少にも貢献する。
【００１１】次に、補間器４２は、第２のローリングバ
ッファ３６に記憶されたデータを検索し、再び順序付け
し、様々なデータラインからの平行光線が互いにグルー
プ化される。任意であるが、データ処理時間を短くする
ため、データラインの数は、データラインを、例えば、
他のデータライン毎にスキップすることにより減少させ
ることができる。更に、この時点において、全ての放射
線検出器２８に共通のなんらかの矯正がこの時点で行わ
れてもよい。次に、平行データ光線の各グループ内にお
ける間隔を等しくするため、付加的な解釈ステップが採
られる。図３を参照し、続けて図１を参照する。ソース
ファン幾何学構造を示す図は、レビンプロセスを記述す
るのに有用である。Ｘ線源２２が検査領域１４周囲の軌
跡４４をたどったときに、そのＸ線源は、回転度数が増
す毎に、複数のソースファンビュー４６ａ−ｃを発生す
る。各ソースファンビュー４６ａ−ｃは、放射線検出器
２８ａ−ｒの配列によって受け取られ、その配列は、そ
れをファンビームフォーマットを有するデータラインへ
変換する。ソースファンビュー４６ａ−ｃは各々、複数
の光線から形成されており、これらの各光線は、個々の
放射線検出器２８ａ−２８ｒに対応する。例えば、ソー
スファンビュー４６ａは、放射線検出器２８ａ−２８ｌ
に対応する光線を含み、ソースファンビュー４６ｂは、
放射線検出器２８ｄ−２８ｏに対応する光線を含み、４
６ｃは検出器２８ｆ−２８ｒを含む。補間器４２は、デ
ータを再び順序付けし、各ファン４６ａ、４６ｂ、４６
ｃからの放射線検出器２８ｌ、２８ｉ、２８ｆに対応す
る平行光線４８ａ−ｃを互いにグループ化して、平行ビ
ームフォーマットを生成する。
【００１２】レビンプロセッサ３０によるファンビーム
フォーマットから平行ビームフォーマットへの変換後、
再構築プロセッサ５０は、検査領域１４内の患者の画像
表示を再構築し、それを例えばビデオモニタ６０のよう
な人間検査用ディスプレイ上で見ることができるように
する。再構築プロセッサ５０は、コンボルーション（た
たみこみ）、又は、フィルタ機能を用いてデータをコン
ボルブするコンボルバー５４を使用する。第四の発生ス
キャナ実施形態では、Ｘ線源２２が動くときに、各放射
線検出器２８は強度データを同時に発生する。この情報
の高速フローを受け入れるため、コンボルバー５４は、
好ましくは、幾つかのデータラインを同時にコンボルブ
するための複数のコンボルバーを含む。コンボルブされ
たデータは、このコンボルブされたデータを画像メモリ
５８へバックプロジェクトして電子画像表示を再構築す
るバックプロジェクター５６へ運搬される。
【００１３】リアルタイム画像表示を表示することに加
え、ビデオモニタ６０は、オペレータに装置の状態をリ
アルタイムで警告する適当なインジケータ、即ち、しる
し６２、６４を表示し、若しくは、明らかにする。例え
ば、適当なインジケータは、Ｘ線源２２を作動させるフ
ットペダルが付勢されているか、若しくは、付勢が解除
されているときにオペレータに警告を出す信号、及び／
又は、扇形の放射線ビーム２４がオン状態若しくはオフ
状態のときにオペレータに警告を出すインジケータを含
んでいる。いくつかの実例では、放射線ビーム２４は、
フットペダルが付勢されたときに直ちにはオン状態とな
らず、故に、しるしは二重の利点を有し得ることに注意
していただきたい。図４を参照するとともに続けて図１
を参照する。これらの図に示されているように、好まし
い実施形態（オプションＡ）では、非再帰的なバックプ
ロジェクション技術が使用される。コンボルブされたデ
ータは重み付けされて、１８０°バックプロジェクショ
ンバッファ７０に結合され、１８０°バックプロジェク
ションバッファは、画像マトリックス７２へバックプロ
ジェクトされ、画像マトリックスは、表示バッファ若し
くは画像メモリ５８へ転送される。この方法で、１８０
°のデータラインを表示するバックプロジェクトされた
画像が反復的に画像メモリ５８にロードされ、画像表示
のリアルタイム再構築が画像メモリ５８に連続的に記憶
される。この技術は、モーションアーティファクト（mo
tion artifacts）についてかなりの減少を伴って比較的
高い画質を提供する。なぜなら、１８０°離された全て
の重みが合計され、その一方で、データセットが各画像
について単一の１８０°バックプロジェクションデータ
セットへ結合される間は、重み付け関数は１８０°の範
囲を超えてテーパーされ（次第に減少され）、なんらか
の滑らかな形状を有し得るからである。更に、バックプ
ロジェクション時間は一定であり、また、新たな各画像
についての１８０°のビューをバックプロジェクトする
のに要する時間に制限される。
【００１４】他の好ましい実施形態（オプションＢ）で
は、再帰的なバックプロジェクション技術が使用され、
ここでは、更新画像はビューデータの差に基づく。１８
０°離されたデータのセット間の差が差分バッファ８０
へ重み付けされ、累積された画像マトリックスが、差分
バッファ８２のバックプロジェクションを用いて更新さ
れ、画像マトリックスは画像メモリ５８のディスプレイ
バッファに転送される。即ち、画像メモリ５８には、最
初に、最初の画像表示に対応する複数のバックプロジェ
クトされたデータライン、例えば１８０°、がロードさ
れる。その後、リアルタイム更新は、複数の新たに取得
されたデータライン、例えば、６０＋°分のデータライ
ンから、これらの新たに取得された複数のデータライン
から１８０°離れた従前の画像からの対応する複数のフ
リップされた（ひっくり返された）若しくは反転された
データラインを、減算することによって達成され、その
後、この差をバックプロジェクトする。再帰的更新は、
所定の用途について所望とされるなら、データラインの
角度を適当に増加させて、例えば、より頻繁な更新とし
て３０＋°間隔で、再び発生され得ることに注意しても
らいたい。極端には、１８０°離された個々のデータラ
インが減算され得る。更に、この実施形態は、バックプ
ロジェクションの直前に、１８０°離された複数のデー
タラインを減算するものとして記述されているが、この
差は、データが平行にされた後のバックプロジェクショ
ン前の処理におけるいずれの時点においても採り得るこ
とを理解していただきたい。例えば、平行データライン
に等間隔とする前である。とにかく、データラインが結
果としてバックプロジェクトされたときは、要するに、
バックプロジェクトされたものは１８０°離れたそれら
複数のデータラインの間の差である。
【００１５】他の好ましい実施形態（オプションＣ）で
は、画像データの差に基づいて画像を更新することを伴
う再帰的バックプロジェクション技術が使用される。デ
ータのセットがバッファ９０へ重み付けされ、このバッ
ファは、サブ画像９２としてバックプロジェクトされ、
１８０°離れたサブ画像が減算され、累積画像マトリッ
クスが更新され９４、この画像マトリックスが表示バッ
ファ、若しくは、画像メモリ５８へ転送される。この方
法では、画像メモリ５８に、複数のサブ画像から形成さ
れる最初の画像表示がロードされる。リアルタイム更新
は、複数のデータライン、例えば６０＋°、に対応する
サブ画像を、バックプロジェクトすることによって達成
される。従前に取得された更新サブ画像から１８０°離
されたバックプロジェクトされたサブ画像が、そこから
減算され、この差が全画像を更新するために適用され
る。前の再帰的技術と同じように、サブ画像を定める角
度的増分は、異なる使用に所望される性能に依存して変
更され得る。
【００１６】再帰的バックプロジェクションが使用され
る好ましい実施形態では、電子データを重み付けするこ
とによって、モーションアーティファクトを減少させる
事が可能である。これは、重み付け関数の終わりにテー
パー（次第に減少する）領域を有する本質的にユニティ
重み付けされた関数（essentially unity weighted fun
ction)を使用することによって達成される。即ち、例え
ば、各再帰に関連付けられたデータラインの付加的部分
は、その関数のテーパー領域下にあるそれら少数のデー
タラインであってもよい。テーパー領域におけるビュー
の数が小さい場合、再構築時間におけるインパクトは最
小であり、公式：バックプロジェクション時間における
％増加＝１００×（＃テーパーのための余分の（エクス
トラ）ビュー）／（＃更新の間のビュー）によって与え
られる。例えば、バックプロジェクション時間における
％増加＝１００×（＃テーパーのため１２°の余分物
（エクストラ））／（＃更新と更新の間の６０°）＝２
０％である。１００％までのテーパーを有するテーパー
重み付けを使用することができ、バックプロジェクショ
ン時間を２倍だけ増加させる。
【００１７】ここではリアルタイム再構築が、１８０°
を基礎としたデータ再構築を参照して示されているが、
このデータ再構築は、Ｘ線源２２の３６０°回転を基礎
としてもよい。即ち、この装置は、どのような数の特性
をも最適化するように構成され得る。例えば、ノイズの
減少を犠牲にして時間解像度を最適化することもできる
し、その逆もできる。更に、一様なノイズフィルタ操作
のために重み付け関数を最適化するような一様ノイズフ
ィルタが任意に使用される。また、他の変更は動的ズー
ム操作を含んでおり、ここでは、ビューのフィールドが
変更されたときに、コンボルーションカーネルとビュー
フィルタおよび補間器カーネルのうちの一方とが変更さ
れる。結局は、所望とするＣＴスキャンの使用に最も有
用な特別の特性を決定することが重要である。
【００１８】記述されたＣＴスキャナシステムは様々な
利点を有する。１つの利点は、リアルタイム連続ＣＴス
キャンに固有の時間解像度と待ち時間が達成されること
である。他の利点は、それによって、より簡易なバック
プロジェクションプロセスが使用され得ることであり、
リアルタイム再構築プロセッサのコストを画像精度を犠
牲にすることなく減少させることである。他の利点は、
他の再帰的な従来技術では観測されてしまったモーショ
ンアーティファクトが減少されることである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による連続ＣＴスキャナシステムの略
図。
【図２】本発明による角度的ビューフィルタによって与
えられた重み付け関数の典型例を示す図。
【図３】ファンビームフォーマットから平行ビームフォ
ーマットへのデータの補間を示す略図。
【図４】本発明の態様によるデータ処理を示すフローチ
ャート。

Claims (10)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 リアルタイム画像を生成する連続ＣＴス
    キャナにおいて、 検査領域（１４）を有する静止ガントリ部分（１２）
    と、 検査領域（１４）の周囲で連続回転する回転ガントリ部
    分（２０）と、 回転ガントリ部分（２０）に取り付けられ、検査領域
    （１４）を通ずる複数の光線を有した扇形のＸ線（２
    ４）ビームを生成する画像生成用Ｘ線源（２２）と、 回転および静止ガントリ部分（２０、１２）の一方に取
    り付けられ、光線が検査領域（１４）を通過した後に前
    記画像生成用Ｘ線源（２２）からの扇形のＸ線ビーム
    （２４）の光線を受け取るように配置されており、検出
    された放射線を、ファンビームフォーマットの複数のデ
    ータラインを含む電子データへ変換する、複数の放射線
    検出器（２８）と、 電子データをファンビームフォーマットから平行ビーム
    フォーマットへ補間するレビンプロセッサ（３０）と、 平行ビームフォーマットの電子データをコンボルブし、
    バックプロジェクトして、リアルタイムで検査領域（１
    ４）内の患者の画像表示を形成する、再構築プロセッサ
    （５０）と、を備えることを特徴とするスキャナ。
  2. 【請求項２】 放射線検出器（２８）によって発生され
    た電子データを記憶する第１のローリングバッファ（３
    ２）と、電子データをフィルタする角度的ビューフィル
    タ（３４）と、第２のローリングバッファ（３６）とを
    更に有し、前記角度的ビューフィルタ（３４）は、前記
    第１のローリングバッファ（３２）から電子データを検
    索し、電子データをフィルタし、このフィルタされた電
    子データを、フィルタされた電子データを記憶する第２
    のローリングバッファ（３６）の予めセットされた場所
    に書き込んで、レビンプロセッサ（３０）が、第２のロ
    ーリングバッファ（３６）に記憶されたフィルタされた
    電子データを平行ビームフォーマットへの補間のために
    検索するようにした、請求項１記載のスキャナ。
  3. 【請求項３】 前記再構築プロセッサ（５０）は、画像
    メモリ（５８）に記憶された、複数のバックプロジェク
    トされたデータラインから最初の画像表示を形成し、こ
    の最初の画像表示を反復的に更新してリアルタイム画像
    表示を達成する、請求項１又は２記載のスキャナ。
  4. 【請求項４】 前記再構築プロセッサ（５０）は、前記
    最初の画像表示を、新しい完全な画像に対応する複数の
    データラインのバックプロジェクションを用いて前記画
    像メモリ（５８）を反復的に再ロードすることによって
    更新する、請求項３記載のスキャナ。
  5. 【請求項５】 前記最初の画像表示は、複数のデータラ
    インに対応する複数のサブ画像から形成されており、更
    新は、新たなサブ画像を反復的にバックプロジェクト
    し、新たなサブ画像から１８０°離された従前にバック
    プロジェクトされたサブ画像を減算し、その差を画像メ
    モリ（５８）に重ねることによって達成される、請求項
    ３又は４記載のスキャナ。
  6. 【請求項６】 更新は、現在取得されている複数のデー
    タラインと、ここから１８０°離され且つ反転された従
    前に取得された対応する複数のデータラインとの間の差
    を採って、この差を画像メモリ中へバックプロジェクト
    することにより達成される、請求項３乃至５のいずれか
    １項に記載のスキャナ。
  7. 【請求項７】 連続リアルタイム画像を生成する方法に
    おいて、 Ｘ線源を検査領域の周囲で回転させる段階、 前記Ｘ線源の回転中に検査領域を通過する複数の光線を
    有した扇形のＸ線ビームを生成する段階、 前記扇形のＸ線ビームの光線をそれらの光線が検査領域
    を横切った後に受け取る段階、 前記光線をファンビームフォーマットを有する電子デー
    タに変換する段階、 前記電子データをファンビームフォーマットから平行ビ
    ームフォーマットへ補間する段階、 前記補間された電子データを用いて検査領域内の患者の
    画像表示をリアルタイムで再構築し更新する段階、を備
    えることを特徴とする方法。
  8. 【請求項８】 前記再構築し更新する段階は、補間され
    た電子データをコンボルブし、コンボルブされたデータ
    をバックプロジェクトして、画像表示をリアルタイムで
    再構築し更新する、請求項７記載の方法。
  9. 【請求項９】 前記補間する段階は、受け取った光線に
    対応するデータラインにわたって角度的ビューフィルタ
    リングする段階と、前記受け取った互いに平行な光線に
    対応するデータラインを、それらの間の間隔が均一では
    ない複数のグループに分類する段階と、前記グループ内
    の間隔が等しくなるように調整する段階と、を備える請
    求項７又は８記載の方法。
  10. 【請求項１０】 データラインを角度的ビューフィルタ
    リングする前に、それらのデータラインは第１のローリ
    ングバッファに記憶され、データラインを角度的ビュー
    フィルタリングした後に、それらのデータラインは第２
    のローリングバッファに記憶される、請求項９記載の方
    法。
JP10336045A 1997-11-26 1998-11-26 Ｃｔイメージング Pending JPH11239346A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/979996 1997-11-26
US08/979,996 US6078639A (en) 1997-11-26 1997-11-26 Real time continuous CT imaging

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH11239346A true JPH11239346A (ja) 1999-08-31

Family

ID=25527279

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP10336045A Pending JPH11239346A (ja) 1997-11-26 1998-11-26 Ｃｔイメージング

Country Status (4)

Country Link
US (1) US6078639A (ja)
EP (1) EP0919954B1 (ja)
JP (1) JPH11239346A (ja)
DE (1) DE69821082T2 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005144167A (ja) * 2003-11-11 2005-06-09 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc コンピュータ断層撮影イメージングシステムにおけるアーチファクトを低減するための方法及び装置

Families Citing this family (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6343108B1 (en) * 1999-06-18 2002-01-29 Philips Medical Systems (Cleveland), Inc. Cone beam scanner using oblique surface reconstructions
WO2002073174A2 (en) * 2001-03-12 2002-09-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Fast computed tomography method
EP1244058A1 (de) * 2001-03-22 2002-09-25 VAMP Verfahren und Apparate der Medizinischen Physik GmbH Computertomograph mit merkmalsgewichteter Bild-zu-Volumen Interpolation in Echtzeit
US7058440B2 (en) * 2001-06-28 2006-06-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Dynamic computed tomography imaging using positional state modeling
US20030072478A1 (en) * 2001-10-12 2003-04-17 Claus Bernhard Erich Hermann Reconstruction method for tomosynthesis
DE10155590A1 (de) * 2001-11-13 2003-05-15 Philips Corp Intellectual Pty Fluoroskopisches Computertomographie-Verfahren
US6775347B2 (en) * 2002-05-29 2004-08-10 Ge Medical Systems Global Technology Company Methods and apparatus for reconstructing an image of an object
US6754297B2 (en) * 2002-08-28 2004-06-22 Imaging3, Inc. Apparatus and method for three-dimensional real-time imaging system
JP4434698B2 (ja) * 2003-11-13 2010-03-17 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
US7583777B2 (en) 2004-07-21 2009-09-01 General Electric Company Method and apparatus for 3D reconstruction of images
DE102005012653A1 (de) * 2005-03-18 2006-10-05 Siemens Ag Verfahren und Computertomographie-Gerät zur Erstellung computertomographischer Aufnahmen von einem schlagenden Herzen eines Patienten
US20090274265A1 (en) * 2005-05-12 2009-11-05 Koninklijke Philips Electronics N. V. Continuous computer tomography performing super-short-scans and stronger weighting of most recent data
US8781558B2 (en) * 2011-11-07 2014-07-15 General Electric Company System and method of radiation dose targeting through ventilatory controlled anatomical positioning
CN103674979B (zh) * 2012-09-19 2016-12-21 同方威视技术股份有限公司 一种行李物品ct安检系统及其探测器装置
US9148940B2 (en) * 2012-12-13 2015-09-29 Carestream Health, Inc. Interposer mechanism for a retrofit digital X-ray detector and methods of using the same
US9757088B2 (en) * 2014-11-13 2017-09-12 Toshiba Medical Systems Corporation Detector apparatus for cone beam computed tomography
EP3552181B1 (en) 2016-12-06 2021-11-10 Koninklijke Philips N.V. Image noise estimation using alternating negation

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS522187A (en) * 1974-11-29 1977-01-08 Univ Leland Stanford Junior Method and device for taking threee dimensional body by transmissive radiation
JPS57134142A (en) * 1981-02-12 1982-08-19 Tokyo Shibaura Electric Co Computed tomography apparatus
JPS5878649A (ja) * 1981-10-31 1983-05-12 株式会社日立メデイコ Ｃｔ画像処理装置
JPS60179042A (ja) * 1984-02-27 1985-09-12 株式会社日立メデイコ Ｃｔ装置
JPS6198239A (ja) * 1984-10-18 1986-05-16 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
JPH04266744A (ja) * 1991-02-22 1992-09-22 Toshiba Corp コンピュータ断層撮影装置
JPH08196532A (ja) * 1995-01-31 1996-08-06 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JPH09510370A (ja) * 1993-12-20 1997-10-21 イメイトロン インコーポレイテッド ファン・ビーム・コンピュータ断層写真撮影式スキャナ・システムにおける円錐ビーム誤りを再入及び修正する方法

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4580219A (en) * 1983-05-02 1986-04-01 General Electric Company Method for reducing image artifacts due to projection measurement inconsistencies
JPS61185256A (ja) * 1985-02-13 1986-08-18 株式会社日立メデイコ Ｘ線ｃｔ画像処理装置
US4707822A (en) * 1985-05-09 1987-11-17 Kabushiki Kaisha Toshiba Tomographic apparatus
JPH01119233A (ja) * 1987-10-30 1989-05-11 Yokogawa Medical Syst Ltd Ｘ線断層撮影装置
US5757951A (en) * 1994-12-20 1998-05-26 Picker International, Inc. Correction of off-focal radiation

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS522187A (en) * 1974-11-29 1977-01-08 Univ Leland Stanford Junior Method and device for taking threee dimensional body by transmissive radiation
JPS57134142A (en) * 1981-02-12 1982-08-19 Tokyo Shibaura Electric Co Computed tomography apparatus
JPS5878649A (ja) * 1981-10-31 1983-05-12 株式会社日立メデイコ Ｃｔ画像処理装置
JPS60179042A (ja) * 1984-02-27 1985-09-12 株式会社日立メデイコ Ｃｔ装置
JPS6198239A (ja) * 1984-10-18 1986-05-16 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
JPH04266744A (ja) * 1991-02-22 1992-09-22 Toshiba Corp コンピュータ断層撮影装置
JPH09510370A (ja) * 1993-12-20 1997-10-21 イメイトロン インコーポレイテッド ファン・ビーム・コンピュータ断層写真撮影式スキャナ・システムにおける円錐ビーム誤りを再入及び修正する方法
JPH08196532A (ja) * 1995-01-31 1996-08-06 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005144167A (ja) * 2003-11-11 2005-06-09 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc コンピュータ断層撮影イメージングシステムにおけるアーチファクトを低減するための方法及び装置
JP4508836B2 (ja) * 2003-11-11 2010-07-21 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー コンピュータ断層撮影イメージングシステムにおけるアーチファクトを低減するための方法及び装置

Also Published As

Publication number Publication date
EP0919954A1 (en) 1999-06-02
US6078639A (en) 2000-06-20
DE69821082T2 (de) 2004-11-25
EP0919954B1 (en) 2004-01-14
DE69821082D1 (de) 2004-02-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPH11239346A (ja) Ｃｔイメージング
JP2914891B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
US7903779B2 (en) Apparatus and method for reconstruction of volumetric images in a divergent scanning computed tomography system
US5253171A (en) Parallel processing method and apparatus based on the algebra reconstruction technique for reconstructing a three-dimensional computerized tomography (CT) image from cone beam projection data
US6078638A (en) Pixel grouping for filtering cone beam detector data during 3D image reconstruction
US8094910B2 (en) Method of reconstructing an image function from Radon data
JP5019193B2 (ja) スキャン対象に関するｃｔ画像内の再構成点における画像データ値を決定する再構成方法及びｘ線コンピュータ断層撮影装置
US5838756A (en) Radiation computed tomography apparatus
JP4714316B2 (ja) イメージ再構成
US8284892B2 (en) System and method for image reconstruction
US6990167B2 (en) Image reconstruction method for divergent beam scanner
US6201849B1 (en) Apparatus and method for reconstruction of volumetric images in a helical scanning cone-beam computed tomography system
JP3049558B2 (ja) Ｃｔスキャナによるイメージング装置の高速結合逆／順投影器
JPH08215188A (ja) 画像生成方法及び装置
JPH08509408A (ja) 円すい状ビームデータからの画像の再構成
US7154986B2 (en) Tilted gantry helical cone-beam Feldkamp reconstruction for multislice CT
JP2007527253A (ja) 冗長データを含むヘリカルコーンビーム・コンピュータ断層撮像法に対する正確な画像再構成システム及び方法
KR20040072466A (ko) 3차원 백 프로젝션 방법 및 ｘ-레이 ｃｔ 장치
JP2000126173A (ja) 円錐ビ―ムデ―タのための画像再構築
JP3913798B2 (ja) 画像再構成処理装置
JP3006722B2 (ja) コンピュータ断層撮影装置
JP4340347B2 (ja) バックプロジェクションを使用した像の再構成
JP3825492B2 (ja) 画像再構成処理装置及びｘ線ｃｔ装置
JP3950101B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP3490699B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置

Legal Events

Date Code Title Description
A711 Notification of change in applicant

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711

Effective date: 20040226

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20051125

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20071127

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20071203

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20080303

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20080306

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20080728

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20081117

A911 Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911

Effective date: 20081208

A912 Re-examination (zenchi) completed and case transferred to appeal board

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A912

Effective date: 20090227

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20101008

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20101014