JPH1176226A - 物体の画像データを作成するための方法およびシステム - Google Patents
物体の画像データを作成するための方法およびシステムInfo
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- JPH1176226A JPH1176226A JP10175233A JP17523398A JPH1176226A JP H1176226 A JPH1176226 A JP H1176226A JP 10175233 A JP10175233 A JP 10175233A JP 17523398 A JP17523398 A JP 17523398A JP H1176226 A JPH1176226 A JP H1176226A
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- 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
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
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- A61B6/4021—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 ＣＴ走査中に収集された投影データから物体
の高分解能の画像を作成するための方式を提供する。 【解決手段】 物体の周りを回転して検出器（１８）へ
向かってＸ線ビーム（１６）を投射するＸ線源（１４）
を持つガントリ（１２）を含むシステム（１０）におい
て、Ｘ線ビーム移動領域を識別して、該領域を複数の小
領域に分割する。各々が１つの小領域における検出器利
得を表すように各々の小領域に対して線形Ｑ−ＣＡＬベ
クトルが作成される。これらのＱ−ＣＡＬベクトルは画
像データを作成するために投影データに適用される。
の高分解能の画像を作成するための方式を提供する。 【解決手段】 物体の周りを回転して検出器（１８）へ
向かってＸ線ビーム（１６）を投射するＸ線源（１４）
を持つガントリ（１２）を含むシステム（１０）におい
て、Ｘ線ビーム移動領域を識別して、該領域を複数の小
領域に分割する。各々が１つの小領域における検出器利
得を表すように各々の小領域に対して線形Ｑ−ＣＡＬベ
クトルが作成される。これらのＱ−ＣＡＬベクトルは画
像データを作成するために投影データに適用される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は全般的にコンピュー
タ断層撮影（ＣＴ）イメージング、更に具体的に云え
ば、ＣＴスキャナで関心のある物体を走査することに関
する。
タ断層撮影（ＣＴ）イメージング、更に具体的に云え
ば、ＣＴスキャナで関心のある物体を走査することに関
する。
【０００２】
【発明の背景】少なくとも１つの既知のＣＴシステムの
形式では、Ｘ線源が扇形Ｘ線ビームを投射して、一般に
「イメージング平面」と呼ばれるデカルト座標系（直交
座標系）のＸ−Ｙ平面内に位置するようにコリメートさ
れる。Ｘ線ビームは患者のようなイメージングすべき物
体を通過する。Ｘ線ビームは、物体によって減衰させら
れた後、放射検出器アレイに入射する。検出器アレイが
受け取ったＸ線ビームの強度は、物体による減衰に関係
する。検出器アレイを構成する各々の検出器素子が、そ
の検出器の場所に於けるビーム減衰量の測定値である別
々の電気信号を発生する。全ての検出器からの減衰量測
定値を別々に収集して、透過分布図を作る。
形式では、Ｘ線源が扇形Ｘ線ビームを投射して、一般に
「イメージング平面」と呼ばれるデカルト座標系（直交
座標系）のＸ−Ｙ平面内に位置するようにコリメートさ
れる。Ｘ線ビームは患者のようなイメージングすべき物
体を通過する。Ｘ線ビームは、物体によって減衰させら
れた後、放射検出器アレイに入射する。検出器アレイが
受け取ったＸ線ビームの強度は、物体による減衰に関係
する。検出器アレイを構成する各々の検出器素子が、そ
の検出器の場所に於けるビーム減衰量の測定値である別
々の電気信号を発生する。全ての検出器からの減衰量測
定値を別々に収集して、透過分布図を作る。
【０００３】公知の第３世代のＣＴシステムでは、Ｘ線
源及び検出器アレイが、イメージング平面内でイメージ
ングすべき物体の周りをガントリと共に回転し、この
為、Ｘ線ビームが物体と交差する角度が絶えず変化す
る。ガントリーの１つの角度で検出器アレイから得られ
た１群のＸ線減衰量測定値すなわち投影データが「ビュ
ー（ｖｉｅｗ）」と呼ばれる。イメージングすべき物体
の「走査」は、Ｘ線源及び検出器の１回転の間のガント
リの相異なる角度で求められた１組のビューで構成され
る。軸方向走査（ａｘｉａｌ ｓｃａｎ）では、投影デ
ータが処理されて、物体を通る２次元スライスに対応す
る画像が構成される。典型的には、スライスの形状は変
えることが出来る。１組の投影データから画像を再構成
する１つの方法が、この分野では、フィルタ補正逆投影
法と呼ばれている。この方法は、走査からの減衰量測定
値を「ＣＴ数」又は「ハウンズフィールド単位」と呼ば
れる整数に変換し、それを使って陰極線管表示装置の対
応する画素の輝度を制御する。
源及び検出器アレイが、イメージング平面内でイメージ
ングすべき物体の周りをガントリと共に回転し、この
為、Ｘ線ビームが物体と交差する角度が絶えず変化す
る。ガントリーの１つの角度で検出器アレイから得られ
た１群のＸ線減衰量測定値すなわち投影データが「ビュ
ー（ｖｉｅｗ）」と呼ばれる。イメージングすべき物体
の「走査」は、Ｘ線源及び検出器の１回転の間のガント
リの相異なる角度で求められた１組のビューで構成され
る。軸方向走査（ａｘｉａｌ ｓｃａｎ）では、投影デ
ータが処理されて、物体を通る２次元スライスに対応す
る画像が構成される。典型的には、スライスの形状は変
えることが出来る。１組の投影データから画像を再構成
する１つの方法が、この分野では、フィルタ補正逆投影
法と呼ばれている。この方法は、走査からの減衰量測定
値を「ＣＴ数」又は「ハウンズフィールド単位」と呼ば
れる整数に変換し、それを使って陰極線管表示装置の対
応する画素の輝度を制御する。
【０００４】多数のスライスに対する全操作時間を短く
する為、「螺旋走査（ｈｅｌｉｃａｌ ｓｃａｎ）」が
実施されることがある。螺旋走査を実施するには、患者
を移動させながら、所定数のスライスに対するデータを
収集する。このような装置は１つの扇形Ｘ線ビームの螺
旋走査から１個の螺旋を作る。扇形Ｘ線ビームによって
作られた螺旋から得られる投影データを使用して、各々
の所定のスライス内の画像を再構成することができる。
螺旋走査は、走査時間の減少に加えて、注入造影剤のよ
り良好な利用、任意の位置における画像再構成の改善、
三次元画像の改良のような他の利点を生じさせる。
する為、「螺旋走査（ｈｅｌｉｃａｌ ｓｃａｎ）」が
実施されることがある。螺旋走査を実施するには、患者
を移動させながら、所定数のスライスに対するデータを
収集する。このような装置は１つの扇形Ｘ線ビームの螺
旋走査から１個の螺旋を作る。扇形Ｘ線ビームによって
作られた螺旋から得られる投影データを使用して、各々
の所定のスライス内の画像を再構成することができる。
螺旋走査は、走査時間の減少に加えて、注入造影剤のよ
り良好な利用、任意の位置における画像再構成の改善、
三次元画像の改良のような他の利点を生じさせる。
【０００５】Ｘ線源は典型的には陽極および陰極を収容
した真空Ｘ線管を含む。陽極と陰極との間に高電圧を印
加することによって陰極からの電子が加速されて陽極の
焦点に衝突したときに、Ｘ線が発生される。Ｘ線は焦点
から一般的に円錐形のパターンで発散する。
した真空Ｘ線管を含む。陽極と陰極との間に高電圧を印
加することによって陰極からの電子が加速されて陽極の
焦点に衝突したときに、Ｘ線が発生される。Ｘ線は焦点
から一般的に円錐形のパターンで発散する。
【０００６】公知のＣＴシステムでは、走査動作中にＸ
線は中心はずれすることがあり、これは望ましくない。
例えば、Ｘ線源が加熱されると、陽極の熱膨張により焦
点が移動することがある。また、ガントリが回転してい
るとき、ガントリとＸ線源とにかかる機械的応力により
焦点が更に移動することがある。この焦点の移動は検出
器上のＸ線ビームをｚ軸に沿って移動させる。このよう
な移動は、典型的には、検出器の感度、例えば検出器の
利得が検出器にわたってｚ方向に変化するので、画像の
アーティファクトを生じさせる。
線は中心はずれすることがあり、これは望ましくない。
例えば、Ｘ線源が加熱されると、陽極の熱膨張により焦
点が移動することがある。また、ガントリが回転してい
るとき、ガントリとＸ線源とにかかる機械的応力により
焦点が更に移動することがある。この焦点の移動は検出
器上のＸ線ビームをｚ軸に沿って移動させる。このよう
な移動は、典型的には、検出器の感度、例えば検出器の
利得が検出器にわたってｚ方向に変化するので、画像の
アーティファクトを生じさせる。
【０００７】多くのＣＴシステムは、焦点移動を補正す
るためにｚ軸較正ベクトル（これは、しばしば「Ｑ−Ｃ
ＡＬベクトル」と称される）を利用する。これらのベク
トルは、典型的には、ｚ方向の検出器利得を表し、Ｘ線
ビームとその基準点との間の距離に従って投影データに
適用される。
るためにｚ軸較正ベクトル（これは、しばしば「Ｑ−Ｃ
ＡＬベクトル」と称される）を利用する。これらのベク
トルは、典型的には、ｚ方向の検出器利得を表し、Ｘ線
ビームとその基準点との間の距離に従って投影データに
適用される。
【０００８】例えば、Ｑ−ＣＡＬベクトルを決定する１
つの方法は、Ｘ線ビーム移動領域を識別し、線形近似を
使用して線形Ｑ−ＣＡＬベクトルを作成することを必要
とする。Ｘ線ビーム移動領域を識別するには、検出器上
の２つの位置で利得の読みを行う。具体的に述べると、
Ｘ線管が冷えているときのＸ線ビームの位置で利得の読
みが取られ、且つＸ線管が熱いときのＸ線ビームの位置
で利得の読みが取られる。これらの２つの位置の間で検
出器利得が線形関数であると仮定して、Ｑ−ＣＡＬベク
トルはそれが２つの位置の間の検出器感度の勾配を表す
ように作成される。ＣＴ走査中、Ｘ線ビーム位置が測定
され、投影の読みすなわち投影データがＱ−ＣＡＬベク
トルおよびＸ線ビームのその基準点からの距離に基づい
て調節される。
つの方法は、Ｘ線ビーム移動領域を識別し、線形近似を
使用して線形Ｑ−ＣＡＬベクトルを作成することを必要
とする。Ｘ線ビーム移動領域を識別するには、検出器上
の２つの位置で利得の読みを行う。具体的に述べると、
Ｘ線管が冷えているときのＸ線ビームの位置で利得の読
みが取られ、且つＸ線管が熱いときのＸ線ビームの位置
で利得の読みが取られる。これらの２つの位置の間で検
出器利得が線形関数であると仮定して、Ｑ−ＣＡＬベク
トルはそれが２つの位置の間の検出器感度の勾配を表す
ように作成される。ＣＴ走査中、Ｘ線ビーム位置が測定
され、投影の読みすなわち投影データがＱ−ＣＡＬベク
トルおよびＸ線ビームのその基準点からの距離に基づい
て調節される。
【０００９】線形Ｑ−ＣＡＬベクトルは、一般に小さな
Ｘ線ビーム移動に対しては有効であるが、大きなＸ線ビ
ーム移動に対しては有効ではない。具体的に述べると、
検出器利得は典型的には、検出器にわたって線形関数よ
りはむしろ湾曲関数に従って変化する。従って、大きな
Ｘ線ビーム移動領域に対して、線形Ｑ−ＣＡＬベクトル
は湾曲した検出器利得関数から実質的に異なっている。
Ｘ線ビーム移動に対しては有効であるが、大きなＸ線ビ
ーム移動に対しては有効ではない。具体的に述べると、
検出器利得は典型的には、検出器にわたって線形関数よ
りはむしろ湾曲関数に従って変化する。従って、大きな
Ｘ線ビーム移動領域に対して、線形Ｑ−ＣＡＬベクトル
は湾曲した検出器利得関数から実質的に異なっている。
【００１０】湾曲した検出器利得関数をよりよく近似す
るために、あるＣＴシステムでは二次またはそれより高
次のＱ−ＣＡＬベクトルを作成している。一般に、高次
のＱ−ＣＡＬベクトルは不安定なことがあり、場合によ
っては線形Ｑ−ＣＡＬベクトルよりも劣ることがある。
るために、あるＣＴシステムでは二次またはそれより高
次のＱ−ＣＡＬベクトルを作成している。一般に、高次
のＱ−ＣＡＬベクトルは不安定なことがあり、場合によ
っては線形Ｑ−ＣＡＬベクトルよりも劣ることがある。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】従って、検出器の小さ
な領域および大きな領域の両方にわたる焦点移動によっ
て引き起こされるアーティファクトを実質的に低減する
こが望ましい。また、既知のＣＴシステムのハードウエ
アおよびソフトウエアに重大な変更を行うことなくこの
ような改善された画像品質を提供することが望ましい。
な領域および大きな領域の両方にわたる焦点移動によっ
て引き起こされるアーティファクトを実質的に低減する
こが望ましい。また、既知のＣＴシステムのハードウエ
アおよびソフトウエアに重大な変更を行うことなくこの
ような改善された画像品質を提供することが望ましい。
【００１２】
【課題を解決するための手段】上記および他の目的を達
成するために、本発明の一面では、Ｑ−ＣＡＬアルゴリ
ズムを具現するＣＴシステムを提供する。具体的に述べ
ると、Ｘ線ビーム移動領域が識別されて、複数の小領域
に分割される。次いで、各々の小領域に対して線形Ｑ−
ＣＡＬベクトルが作成されて、各々のベクトルが１つの
小領域における検出器利得を表すようにする。これらの
Ｑ−ＣＡＬベクトルは次いで、画像データを作成するた
めに投影データに適用される。
成するために、本発明の一面では、Ｑ−ＣＡＬアルゴリ
ズムを具現するＣＴシステムを提供する。具体的に述べ
ると、Ｘ線ビーム移動領域が識別されて、複数の小領域
に分割される。次いで、各々の小領域に対して線形Ｑ−
ＣＡＬベクトルが作成されて、各々のベクトルが１つの
小領域における検出器利得を表すようにする。これらの
Ｑ−ＣＡＬベクトルは次いで、画像データを作成するた
めに投影データに適用される。
【００１３】上記のＱ−ＣＡＬ補正アルゴリズムは、小
さな領域および大きな領域の両方にわたる焦点移動によ
って典型的に引き起こされるアーティファクトを低減す
ると信じられる。また、このようなアルゴリズムは二次
または高次のＱ−ＣＡＬベクトルを利用するよりも安定
であると信じられる。更に、このようなアルゴリズムは
既知のＣＴシステムのハードウエアおよびソフトウエア
に重大な変更を行うことなく改善された画像品質を提供
すると信じられる。
さな領域および大きな領域の両方にわたる焦点移動によ
って典型的に引き起こされるアーティファクトを低減す
ると信じられる。また、このようなアルゴリズムは二次
または高次のＱ−ＣＡＬベクトルを利用するよりも安定
であると信じられる。更に、このようなアルゴリズムは
既知のＣＴシステムのハードウエアおよびソフトウエア
に重大な変更を行うことなく改善された画像品質を提供
すると信じられる。
【００１４】
【発明の実施の形態】図１及び２には、「第３世代」の
ＣＴスキャナを表すガントリ１２を含むコンピュータ断
層撮影（ＣＴ）イメージング装置１０が示されている。
ガントリ１２はＸ線源１４を持ち、これが扇形のＸ線ビ
ーム１６を、ガントリ１２の反対側にある検出器アレイ
１８に向けて投射する。検出器アレイ１８は多数の検出
器素子２０によって形成されて、それらが一緒になっ
て、投射されて医療患者２２を通過したＸ線を検知す
る。各々の検出器素子２０が、入射するＸ線ビームの強
度、したがって患者２２を通過した時のＸ線ビームの減
衰量を表す電気信号を発生する。Ｘ線投影データを収集
する走査の間、ガントリ１２及びその上に取り付けられ
た部品が回転中心２４の周りを回転する。
ＣＴスキャナを表すガントリ１２を含むコンピュータ断
層撮影（ＣＴ）イメージング装置１０が示されている。
ガントリ１２はＸ線源１４を持ち、これが扇形のＸ線ビ
ーム１６を、ガントリ１２の反対側にある検出器アレイ
１８に向けて投射する。検出器アレイ１８は多数の検出
器素子２０によって形成されて、それらが一緒になっ
て、投射されて医療患者２２を通過したＸ線を検知す
る。各々の検出器素子２０が、入射するＸ線ビームの強
度、したがって患者２２を通過した時のＸ線ビームの減
衰量を表す電気信号を発生する。Ｘ線投影データを収集
する走査の間、ガントリ１２及びその上に取り付けられ
た部品が回転中心２４の周りを回転する。
【００１５】ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作
が、ＣＴ装置１０の制御機構２６によって制御される。
制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力及びタイミング信号
を供給するＸ線制御装置２８を含むと共に、カントリ１
２の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ制御
装置３０を含む。また制御機構２６内にあるデータ収集
装置（ＤＡＳ）３２が、検出器素子２０からのアナログ
・データを標本化し、この後の処理の為に、該データを
ディジタル信号に変換する。画像再構成装置３４が、Ｄ
ＡＳ３２から標本化されてディジタル化されたＸ線デー
タを受け取り、高速の画像再構成を実施する。再構成さ
れた画像がコンピュータ３６に対する入力として印加さ
れ、このコンピュータが大容量記憶装置３８に画像を記
憶する。
が、ＣＴ装置１０の制御機構２６によって制御される。
制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力及びタイミング信号
を供給するＸ線制御装置２８を含むと共に、カントリ１
２の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ制御
装置３０を含む。また制御機構２６内にあるデータ収集
装置（ＤＡＳ）３２が、検出器素子２０からのアナログ
・データを標本化し、この後の処理の為に、該データを
ディジタル信号に変換する。画像再構成装置３４が、Ｄ
ＡＳ３２から標本化されてディジタル化されたＸ線デー
タを受け取り、高速の画像再構成を実施する。再構成さ
れた画像がコンピュータ３６に対する入力として印加さ
れ、このコンピュータが大容量記憶装置３８に画像を記
憶する。
【００１６】コンピュータ３６は、キーボードを持つコ
ンソール４０を介して、オペレータからの指令及び走査
パラメータをも受け取る。付設された陰極線管表示装置
４２により、再生された画像並びにコンピュータ３６か
らのその他のデータをオペレータが観察することができ
る。オペレータから供給された指令及びパラメータをコ
ンピュータ３６で使って、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２
８及びガントリ・モータ制御装置３０に対する制御信号
及び情報を供給する。更に、コンピュータ３６は、ガン
トリ１２内で患者２２を位置決めする為に電動テーブル
４６を制御するテーブル・モータ制御装置４４を作動す
る。特に、テーブル４６は、ガントリ開口４８の中に患
者２２の部分を移動させる。
ンソール４０を介して、オペレータからの指令及び走査
パラメータをも受け取る。付設された陰極線管表示装置
４２により、再生された画像並びにコンピュータ３６か
らのその他のデータをオペレータが観察することができ
る。オペレータから供給された指令及びパラメータをコ
ンピュータ３６で使って、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２
８及びガントリ・モータ制御装置３０に対する制御信号
及び情報を供給する。更に、コンピュータ３６は、ガン
トリ１２内で患者２２を位置決めする為に電動テーブル
４６を制御するテーブル・モータ制御装置４４を作動す
る。特に、テーブル４６は、ガントリ開口４８の中に患
者２２の部分を移動させる。
【００１７】図３を参照して、Ｘ線源１４の動作につい
て説明すると、Ｘ線ビーム１６がＸ線源１４（図３には
示していない）の焦点５０から出てくる。Ｘ線ビーム１
６はコリメータ５２によってコリメートされ、このコリ
メートされたＸ線ビーム１６がその中心にある扇形ビー
ム軸線５４に沿って検出器アレイ１８に向かって投射さ
れる。
て説明すると、Ｘ線ビーム１６がＸ線源１４（図３には
示していない）の焦点５０から出てくる。Ｘ線ビーム１
６はコリメータ５２によってコリメートされ、このコリ
メートされたＸ線ビーム１６がその中心にある扇形ビー
ム軸線５４に沿って検出器アレイ１８に向かって投射さ
れる。
【００１８】前に述べたように、走査動作中にＸ線は中
心はずれすることがあり、これは望ましくない。例え
ば、Ｘ線源が加熱されると、陽極の熱膨張により焦点が
移動することがある。また、ガントリが回転していると
き、ガントリとＸ線源とにかかる機械的応力により焦点
が更に移動することがある。この焦点の移動は検出器上
のＸ線ビームをｚ軸に沿って移動させる。
心はずれすることがあり、これは望ましくない。例え
ば、Ｘ線源が加熱されると、陽極の熱膨張により焦点が
移動することがある。また、ガントリが回転していると
き、ガントリとＸ線源とにかかる機械的応力により焦点
が更に移動することがある。この焦点の移動は検出器上
のＸ線ビームをｚ軸に沿って移動させる。
【００１９】図４は、典型的な検出器感度分布５６、す
なわち検出器１８上のＸ線ビーム位置に対して検出器素
子の利得を示す。図から明らかなように、検出器感度分
布５６はｚ方向に沿って一様ではない。特に、検出器利
得は検出器１８上のＸ線ビーム位置の関数である。検出
器分布５６に従って投影データを補正し損なった場合、
典型的には、画像アーティファクトが生じる。
なわち検出器１８上のＸ線ビーム位置に対して検出器素
子の利得を示す。図から明らかなように、検出器感度分
布５６はｚ方向に沿って一様ではない。特に、検出器利
得は検出器１８上のＸ線ビーム位置の関数である。検出
器分布５６に従って投影データを補正し損なった場合、
典型的には、画像アーティファクトが生じる。
【００２０】前に説明したように、既知のＣＴシステム
は、検出器のｚ軸分布の非一様性を克服するために線形
Ｑ−ＣＡＬ補正法を利用している。この補正法は、典型
的には、物体を走査する前に、検出器１８上の２つの位
置で利得の読みを行うことを必要とする。典型的には、
これらの位置は、Ｘ線管が冷えているときの検出器１８
上のＸ線ビーム１６の位置と、Ｘ線管が熱いときの検出
器１８上のＸ線ビーム１６の位置である。これらの２つ
の位置の間で検出器利得が線形関数であると仮定して、
Ｑ−ＣＡＬベクトルはそれが２つの位置の間の検出器感
度の勾配を表すように作成される。物体のＣＴ走査中、
検出器１８上のＸ線ビーム１６の位置が測定され、投影
の読みすなわち投影データがＱ−ＣＡＬベクトルおよび
Ｘ線ビーム１６のその基準点からの距離に基づいて調節
される。
は、検出器のｚ軸分布の非一様性を克服するために線形
Ｑ−ＣＡＬ補正法を利用している。この補正法は、典型
的には、物体を走査する前に、検出器１８上の２つの位
置で利得の読みを行うことを必要とする。典型的には、
これらの位置は、Ｘ線管が冷えているときの検出器１８
上のＸ線ビーム１６の位置と、Ｘ線管が熱いときの検出
器１８上のＸ線ビーム１６の位置である。これらの２つ
の位置の間で検出器利得が線形関数であると仮定して、
Ｑ−ＣＡＬベクトルはそれが２つの位置の間の検出器感
度の勾配を表すように作成される。物体のＣＴ走査中、
検出器１８上のＸ線ビーム１６の位置が測定され、投影
の読みすなわち投影データがＱ−ＣＡＬベクトルおよび
Ｘ線ビーム１６のその基準点からの距離に基づいて調節
される。
【００２１】図５は、感度分布５８を持つ検出器上の２
つの異なるＸ線ビーム移動領域に対して適用した公知の
線形Ｑ−ＣＡＬ推定を例示するグラフである。小さなＸ
線ビーム移動領域Ａ−Ｂの場合、第１の位置Ａで第１の
利得の読みが行われ、検出器上の第２の位置Ｂで第２の
利得の読みが行われる。位置ＡおよびＢの間で線形関数
を仮定して、Ｑ−ＣＡＬベクトルが位置ＡおよびＢの間
の検出器感度５８の勾配すなわち線ＡＢを表すように作
成される。小さなＸ線ビーム移動領域Ａ−Ｂに対して作
成されたＱ−ＣＡＬベクトルは位置ＡおよびＢの間の検
出器感度分布５８を緊密に近似しており、一般に他の小
さなＸ線ビーム移動領域に対して許容可能である。
つの異なるＸ線ビーム移動領域に対して適用した公知の
線形Ｑ−ＣＡＬ推定を例示するグラフである。小さなＸ
線ビーム移動領域Ａ−Ｂの場合、第１の位置Ａで第１の
利得の読みが行われ、検出器上の第２の位置Ｂで第２の
利得の読みが行われる。位置ＡおよびＢの間で線形関数
を仮定して、Ｑ−ＣＡＬベクトルが位置ＡおよびＢの間
の検出器感度５８の勾配すなわち線ＡＢを表すように作
成される。小さなＸ線ビーム移動領域Ａ−Ｂに対して作
成されたＱ−ＣＡＬベクトルは位置ＡおよびＢの間の検
出器感度分布５８を緊密に近似しており、一般に他の小
さなＸ線ビーム移動領域に対して許容可能である。
【００２２】しかしながら、公知の線形Ｑ−ＣＡＬ推定
は、大きなＸ線ビーム移動領域に対してはしばしば許容
できない。例えば、大きなＸ線ビーム移動領域Ａ−Ｃの
場合、第１の位置Ａで第１の利得の読みが行われ、検出
器上の第２の位置Ｃで第２の利得の読みが行われる。位
置ＡおよびＢの間で線形関数を仮定して、Ｑ−ＣＡＬベ
クトルが位置ＡおよびＣの間の検出器感度５８の勾配す
なわち線ＡＣを表すように作成される。大きなＸ線ビー
ム移動領域Ａ−Ｃに対して作成されたＱ−ＣＡＬベクト
ルは位置ＡおよびＣの間の検出器感度分布５８を緊密に
近似しない。現在まで、大きなＸ線ビーム移動領域、例
えば領域Ａ−Ｃに対して検出器感度分布５８を良好に近
似するためには、二次または高次のＱ−ＣＡＬ推定アル
ゴリズムが必要であると信じられていた。しかしなが
ら、前に説明したように、このような高次の推定アルゴ
リズムはしばしば不安定であり、ときには線形Ｑ−ＣＡ
Ｌ推定アルゴリズムよりも劣ることがある。
は、大きなＸ線ビーム移動領域に対してはしばしば許容
できない。例えば、大きなＸ線ビーム移動領域Ａ−Ｃの
場合、第１の位置Ａで第１の利得の読みが行われ、検出
器上の第２の位置Ｃで第２の利得の読みが行われる。位
置ＡおよびＢの間で線形関数を仮定して、Ｑ−ＣＡＬベ
クトルが位置ＡおよびＣの間の検出器感度５８の勾配す
なわち線ＡＣを表すように作成される。大きなＸ線ビー
ム移動領域Ａ−Ｃに対して作成されたＱ−ＣＡＬベクト
ルは位置ＡおよびＣの間の検出器感度分布５８を緊密に
近似しない。現在まで、大きなＸ線ビーム移動領域、例
えば領域Ａ−Ｃに対して検出器感度分布５８を良好に近
似するためには、二次または高次のＱ−ＣＡＬ推定アル
ゴリズムが必要であると信じられていた。しかしなが
ら、前に説明したように、このような高次の推定アルゴ
リズムはしばしば不安定であり、ときには線形Ｑ−ＣＡ
Ｌ推定アルゴリズムよりも劣ることがある。
【００２３】本発明の一実施態様によれば、小さなＸ線
ビーム移動領域および大きなＸ線ビーム移動領域の両方
に対して検出器感度分布を近似するために区分的Ｑ−Ｃ
ＡＬ補正アルゴリズムが利用される。本発明の補正アル
ゴリズムは特定の画像再構成アルゴリズムを対象とする
ものではなく、それに限定されるものでもない。むし
ろ、本発明の補正アルゴリズムは多くの異なる螺旋再構
成アルゴリズムや軸方向再構成アルゴリズムに関連して
用いることが出来る。また、本発明の補正アルゴリズム
をときどき第３世代のＣＴシステムに関して説明する
が、このアルゴリズムは第４世代のＣＴシステムを含め
て他の多くの形式のＣＴシステムにも実施することが出
来る。更に、一実施態様では、補正アルゴリズムはコン
ピュータ３６で具現され、例えば大容量記憶装置３８に
記憶されているデータを処理する。もちろん、代わりの
他の多くの具現化も可能である。
ビーム移動領域および大きなＸ線ビーム移動領域の両方
に対して検出器感度分布を近似するために区分的Ｑ−Ｃ
ＡＬ補正アルゴリズムが利用される。本発明の補正アル
ゴリズムは特定の画像再構成アルゴリズムを対象とする
ものではなく、それに限定されるものでもない。むし
ろ、本発明の補正アルゴリズムは多くの異なる螺旋再構
成アルゴリズムや軸方向再構成アルゴリズムに関連して
用いることが出来る。また、本発明の補正アルゴリズム
をときどき第３世代のＣＴシステムに関して説明する
が、このアルゴリズムは第４世代のＣＴシステムを含め
て他の多くの形式のＣＴシステムにも実施することが出
来る。更に、一実施態様では、補正アルゴリズムはコン
ピュータ３６で具現され、例えば大容量記憶装置３８に
記憶されているデータを処理する。もちろん、代わりの
他の多くの具現化も可能である。
【００２４】本発明の一実施態様によれば、Ｘ線ビーム
移動領域が識別されて、複数の小領域に分割される。次
いで、各々の小領域に対して線形Ｑ−ＣＡＬベクトルが
作成されて、各々のベクトルが１つの小領域における検
出器利得を表すようにする。具体的に述べると、Ｘ線ビ
ーム移動領域全体を唯１つの単位として取り扱う代わり
に、このような領域を複数の小領域に分割して、各々の
小領域に対して線形Ｑ−ＣＡＬ補正が実施される。
移動領域が識別されて、複数の小領域に分割される。次
いで、各々の小領域に対して線形Ｑ−ＣＡＬベクトルが
作成されて、各々のベクトルが１つの小領域における検
出器利得を表すようにする。具体的に述べると、Ｘ線ビ
ーム移動領域全体を唯１つの単位として取り扱う代わり
に、このような領域を複数の小領域に分割して、各々の
小領域に対して線形Ｑ−ＣＡＬ補正が実施される。
【００２５】図６は、本発明の一実施態様による区分的
Ｑ−ＣＡＬ推定を、感度分布６０を持つ検出器上の大き
なＸ線ビーム移動領域Ａ−Ｃに適用した例を示すグラフ
である。第１の位置Ａ、例えばＸ線管が冷えているとき
の検出器１８上のＸ線ビーム１６の位置で、第１の利得
の読みが行われる。第２の位置Ｃで、例えばＸ線管が熱
いときの検出器１８上のＸ線ビーム１６の位置で、第２
の利得の読みが行われる。領域Ａ−Ｃは実質的にＸ線ビ
ーム移動領域を定める。
Ｑ−ＣＡＬ推定を、感度分布６０を持つ検出器上の大き
なＸ線ビーム移動領域Ａ−Ｃに適用した例を示すグラフ
である。第１の位置Ａ、例えばＸ線管が冷えているとき
の検出器１８上のＸ線ビーム１６の位置で、第１の利得
の読みが行われる。第２の位置Ｃで、例えばＸ線管が熱
いときの検出器１８上のＸ線ビーム１６の位置で、第２
の利得の読みが行われる。領域Ａ−Ｃは実質的にＸ線ビ
ーム移動領域を定める。
【００２６】領域Ａ−Ｃは、第１の位置Ａと第２の位置
Ｃとの間にある第３の位置Ｂでだ３の読みを行うことに
より、２つの小領域に分割される。従って、領域Ａ−Ｃ
は第１の小領域Ａ−Ｂと第２の小領域Ｂ−Ｃとに分割さ
れる。もちろん、領域Ａ−Ｃは３つ、４つまたはそれ以
上の小領域に分割してもよい。
Ｃとの間にある第３の位置Ｂでだ３の読みを行うことに
より、２つの小領域に分割される。従って、領域Ａ−Ｃ
は第１の小領域Ａ−Ｂと第２の小領域Ｂ−Ｃとに分割さ
れる。もちろん、領域Ａ−Ｃは３つ、４つまたはそれ以
上の小領域に分割してもよい。
【００２７】各々の小領域Ａ−ＢおよびＢ−Ｃ内で線形
Ｑ−ＣＡＬ推定が実施されて、小領域Ａ−ＢおよびＢ−
Ｃ内の感度分布をそれぞれ実質的に近似するＱ−ＣＡＬ
ベクトルが作成される。例えば、第１の小領域Ａ−Ｂの
場合、位置ＡおよびＢの間で線形関数が仮定されて、位
置ＡおよびＢの間の検出器感度の勾配を表す第１のＱ−
ＣＡＬベクトルが作成される。第１のＱ−ＣＡＬベクト
ルすなわち線ＡＢは位置ＡおよびＢの間の検出器感度分
布６０を緊密に近似する。同様に、第２の小領域Ｂ−Ｃ
の場合、位置ＢおよびＣの間で線形関数が仮定されて、
位置ＢおよびＣの間の検出器感度の勾配を表す第２のＱ
−ＣＡＬベクトルが作成される。第２のＱ−ＣＡＬベク
トルすなわち線ＢＣは位置ＢおよびＣの間の検出器感度
分布（破線）を緊密に近似する。
Ｑ−ＣＡＬ推定が実施されて、小領域Ａ−ＢおよびＢ−
Ｃ内の感度分布をそれぞれ実質的に近似するＱ−ＣＡＬ
ベクトルが作成される。例えば、第１の小領域Ａ−Ｂの
場合、位置ＡおよびＢの間で線形関数が仮定されて、位
置ＡおよびＢの間の検出器感度の勾配を表す第１のＱ−
ＣＡＬベクトルが作成される。第１のＱ−ＣＡＬベクト
ルすなわち線ＡＢは位置ＡおよびＢの間の検出器感度分
布６０を緊密に近似する。同様に、第２の小領域Ｂ−Ｃ
の場合、位置ＢおよびＣの間で線形関数が仮定されて、
位置ＢおよびＣの間の検出器感度の勾配を表す第２のＱ
−ＣＡＬベクトルが作成される。第２のＱ−ＣＡＬベク
トルすなわち線ＢＣは位置ＢおよびＣの間の検出器感度
分布（破線）を緊密に近似する。
【００２８】ＣＴ走査中、第１および第２のＱ−ＣＡＬ
ベクトルは、画像を作成するために、Ｘ線ビームの位置
に従って、検出器で得られた投影データに適用される。
例えば、第１のＱ−ＣＡＬベクトルは、Ｘ線ビームが小
領域Ａ−Ｂ内に位置しているときに得られた投影データ
に適用され、また第２のＱ−ＣＡＬベクトルは、Ｘ線ビ
ームが小領域Ｂ−Ｃ内に位置しているときに得られた投
影データに適用される。
ベクトルは、画像を作成するために、Ｘ線ビームの位置
に従って、検出器で得られた投影データに適用される。
例えば、第１のＱ−ＣＡＬベクトルは、Ｘ線ビームが小
領域Ａ−Ｂ内に位置しているときに得られた投影データ
に適用され、また第２のＱ−ＣＡＬベクトルは、Ｘ線ビ
ームが小領域Ｂ−Ｃ内に位置しているときに得られた投
影データに適用される。
【００２９】小領域Ａ−ＢおよびＢ−Ｃ内の連続性は、
第３の位置Ｂが両方の小領域Ａ−ＢおよびＢ−Ｃに対す
る基準点として使用されるので、実質的に保証される。
更に、線形Ｑ−ＣＡＬ補正が各々の小領域Ａ−Ｂおよび
Ｂ−Ｃ内で実施されるので、区分的Ｑ−ＣＡＬ補正アル
ゴリズムでは、二次または高次のＱ−ＣＡＬアルゴリズ
ムの場合に生じるような安定性の問題は起こらないと信
じられる。
第３の位置Ｂが両方の小領域Ａ−ＢおよびＢ−Ｃに対す
る基準点として使用されるので、実質的に保証される。
更に、線形Ｑ−ＣＡＬ補正が各々の小領域Ａ−Ｂおよび
Ｂ−Ｃ内で実施されるので、区分的Ｑ−ＣＡＬ補正アル
ゴリズムでは、二次または高次のＱ−ＣＡＬアルゴリズ
ムの場合に生じるような安定性の問題は起こらないと信
じられる。
【００３０】Ｘ線ビーム移動領域Ａ−Ｃにわたって検出
器感度分布６０を更に良好に近似するために補間区分的
Ｑ−ＣＡＬ補正（ＩＰＱ）アルゴリズムを使用し得る。
具体的に述べると、小領域Ａ−ＢおよびＢ−Ｃ内の検出
器感度をそれぞれ良好に近似するために各々の小領域Ａ
−ＢおよびＢ−Ｃにおける線形Ｑ−ＣＡＬ推定ベクトル
に加えて補正項が付加される。第１の小領域Ａ−Ｂに関
して説明すると、第１の小領域Ａ−Ｂに対する検出器感
度分布６０は、小領域Ａ−Ｂに対する線形Ｑ−ＣＡＬ推
定値（例えば線ＡＢ）と隣の小領域Ｂ−Ｃに対する線形
Ｑ−ＣＡＬ推定値の延長分（例えば位置ＢおよびＣ’の
間の線）との間にある。補正項は、隣の小領域Ｂ−Ｃに
対する線形Ｑ−ＣＡＬ推定値の延長分（これは、単に線
ＢＣの延長線である）を利用して決定されて、小領域Ａ
−Ｂに対する区分的Ｑ−ＣＡＬ推定値に加えられる。
器感度分布６０を更に良好に近似するために補間区分的
Ｑ−ＣＡＬ補正（ＩＰＱ）アルゴリズムを使用し得る。
具体的に述べると、小領域Ａ−ＢおよびＢ−Ｃ内の検出
器感度をそれぞれ良好に近似するために各々の小領域Ａ
−ＢおよびＢ−Ｃにおける線形Ｑ−ＣＡＬ推定ベクトル
に加えて補正項が付加される。第１の小領域Ａ−Ｂに関
して説明すると、第１の小領域Ａ−Ｂに対する検出器感
度分布６０は、小領域Ａ−Ｂに対する線形Ｑ−ＣＡＬ推
定値（例えば線ＡＢ）と隣の小領域Ｂ−Ｃに対する線形
Ｑ−ＣＡＬ推定値の延長分（例えば位置ＢおよびＣ’の
間の線）との間にある。補正項は、隣の小領域Ｂ−Ｃに
対する線形Ｑ−ＣＡＬ推定値の延長分（これは、単に線
ＢＣの延長線である）を利用して決定されて、小領域Ａ
−Ｂに対する区分的Ｑ−ＣＡＬ推定値に加えられる。
【００３１】同様に、第２の小領域Ｂ−Ｃに関しては、
第２の小領域Ｂ−Ｃに対する検出器感度分布６０は、小
領域Ｂ−Ｃに対する線形Ｑ−ＣＡＬ推定値（例えば線Ｂ
Ｃ）と隣の小領域Ａ−Ｂに対する線形Ｑ−ＣＡＬ推定値
の延長分（例えば位置ＢおよびＡ’の間の線）との間に
ある。補正項は、隣の小領域Ａ−Ｂに対する線形Ｑ−Ｃ
ＡＬ推定値の延長分（これは、単に線ＡＢの延長線であ
る）を利用して決定されて、小領域Ｂ−Ｃに対する区分
的Ｑ−ＣＡＬ推定値に加えられる。
第２の小領域Ｂ−Ｃに対する検出器感度分布６０は、小
領域Ｂ−Ｃに対する線形Ｑ−ＣＡＬ推定値（例えば線Ｂ
Ｃ）と隣の小領域Ａ−Ｂに対する線形Ｑ−ＣＡＬ推定値
の延長分（例えば位置ＢおよびＡ’の間の線）との間に
ある。補正項は、隣の小領域Ａ−Ｂに対する線形Ｑ−Ｃ
ＡＬ推定値の延長分（これは、単に線ＡＢの延長線であ
る）を利用して決定されて、小領域Ｂ−Ｃに対する区分
的Ｑ−ＣＡＬ推定値に加えられる。
【００３２】補正項は、次の条件を満足するように選択
される。すなわち、位置Ａ、ＢおよびＣにおいて、補正
項はゼロであり、またＸ線ビーム移動領域Ａ−Ｃにおい
て実質的に連続であることである。このような条件は、
推定値が各々の位置Ａ、ＢおよびＣにおける真の検出器
感度分布６０に等しいことを実質的に保証する。補正項
は大容量記憶装置３８またはコンピュータ３６のメモリ
に記憶することが出来る。
される。すなわち、位置Ａ、ＢおよびＣにおいて、補正
項はゼロであり、またＸ線ビーム移動領域Ａ−Ｃにおい
て実質的に連続であることである。このような条件は、
推定値が各々の位置Ａ、ＢおよびＣにおける真の検出器
感度分布６０に等しいことを実質的に保証する。補正項
は大容量記憶装置３８またはコンピュータ３６のメモリ
に記憶することが出来る。
【００３３】特定の一例として、図７に、ｚ軸に沿って
４つの小領域ＳＲ0 、ＳＲ1 、ＳＲ 2 およびＳＲ3 に分
割した検出器６２の絵画的線図を示す。小領域ＳＲ0 は
位置ｚ0 と位置ｚ1 との間に延在し、小領域ＳＲ1 は位
置ｚ1 と位置ｚ2 との間に延在し、小領域ＳＲ2 は位置
ｚ2 と位置ｚ3 との間に延在し、小領域ＳＲ3 は位置ｚ
3 と位置ｚ4 との間に延在する。位置ｚ2 は検出器６２
のほぼ中心にあり、小領域ＳＲ1 およびＳＲ2 の各々は
検出器６２の中心部分のほぼ１ｍｍにわたって延在し、
従って検出器６２に沿ったほぼ２ｍｍのＸ線ビーム移動
をカバーする。が小領域ＳＲ1 に基づいた位置ｚにおけ
る検出器分布の区分的Ｑ−ＣＡＬ推定値、例えば線Ａ−
Ａ’（図６）を表し、Ｑ2 （ｚ）が小領域ＳＲ2 に基づ
いた位置ｚにおける検出器分布の区分的Ｑ−ＣＡＬ推定
値、例えば線Ｃ−Ｃ’（図６）を表しているとすると、
ＩＰＱは次式によって表すことが出来る。
４つの小領域ＳＲ0 、ＳＲ1 、ＳＲ 2 およびＳＲ3 に分
割した検出器６２の絵画的線図を示す。小領域ＳＲ0 は
位置ｚ0 と位置ｚ1 との間に延在し、小領域ＳＲ1 は位
置ｚ1 と位置ｚ2 との間に延在し、小領域ＳＲ2 は位置
ｚ2 と位置ｚ3 との間に延在し、小領域ＳＲ3 は位置ｚ
3 と位置ｚ4 との間に延在する。位置ｚ2 は検出器６２
のほぼ中心にあり、小領域ＳＲ1 およびＳＲ2 の各々は
検出器６２の中心部分のほぼ１ｍｍにわたって延在し、
従って検出器６２に沿ったほぼ２ｍｍのＸ線ビーム移動
をカバーする。が小領域ＳＲ1 に基づいた位置ｚにおけ
る検出器分布の区分的Ｑ−ＣＡＬ推定値、例えば線Ａ−
Ａ’（図６）を表し、Ｑ2 （ｚ）が小領域ＳＲ2 に基づ
いた位置ｚにおける検出器分布の区分的Ｑ−ＣＡＬ推定
値、例えば線Ｃ−Ｃ’（図６）を表しているとすると、
ＩＰＱは次式によって表すことが出来る。
【００３４】
【数３】 ここで、ｚmxは小領域Ｒx の中心を表し、βはスケーリ
ング定数であり、Δ1 ＝Ｑ2（ｚm1）−Ｑ1（ｚm1）であ
り、Δ2 ＝Ｑ1（ｚm2）−Ｑ2（ｚm2）である。
ング定数であり、Δ1 ＝Ｑ2（ｚm1）−Ｑ1（ｚm1）であ
り、Δ2 ＝Ｑ1（ｚm2）−Ｑ2（ｚm2）である。
【００３５】一実施態様によれば、スケーリング定数β
＝０．３である。もちろん、スケーリング定数βは０．
３以外の値であってよい。従って、補正項は小領域ＳＲ
1 およびＳＲ2 に対する区分的Ｑ−ＣＡＬ推定値に加え
られるが、小領域ＳＲ0 およびＳＲ3 に対する区分的Ｑ
−ＣＡＬ推定値には補正値は加えられない。もちろん、
多くの異なる式すなわちＩＰＯアルゴリズムが上記の条
件を満足することが出来、補正項は小領域ＳＲ0 、ＳＲ
1 、ＳＲ2 およびＳＲ3 の内のより少ない小領域または
より多い小領域に加え得る。
＝０．３である。もちろん、スケーリング定数βは０．
３以外の値であってよい。従って、補正項は小領域ＳＲ
1 およびＳＲ2 に対する区分的Ｑ−ＣＡＬ推定値に加え
られるが、小領域ＳＲ0 およびＳＲ3 に対する区分的Ｑ
−ＣＡＬ推定値には補正値は加えられない。もちろん、
多くの異なる式すなわちＩＰＯアルゴリズムが上記の条
件を満足することが出来、補正項は小領域ＳＲ0 、ＳＲ
1 、ＳＲ2 およびＳＲ3 の内のより少ない小領域または
より多い小領域に加え得る。
【００３６】上述した区分的Ｑ−ＣＡＬ補正アルゴリズ
ムおよびＩＰＱアルゴリズムは大きなおよび小さな領域
の両方にわたる焦点移動によって典型的に引き起こされ
るアーティファクトを低減すると信じられる。また、こ
ようなアルゴリズムは二次または高次のＱ−ＣＡＬベク
トルを利用するよりも一層安定であると信じられる。更
に、このようなアルゴリズムは既知のＣＴシステムのハ
ードウエアおよびソフトウエアに重大な変更を行うこと
なく画像品質を改善すると信じられる。
ムおよびＩＰＱアルゴリズムは大きなおよび小さな領域
の両方にわたる焦点移動によって典型的に引き起こされ
るアーティファクトを低減すると信じられる。また、こ
ようなアルゴリズムは二次または高次のＱ−ＣＡＬベク
トルを利用するよりも一層安定であると信じられる。更
に、このようなアルゴリズムは既知のＣＴシステムのハ
ードウエアおよびソフトウエアに重大な変更を行うこと
なく画像品質を改善すると信じられる。
【００３７】また更に、このようなアルゴリズムは、ガ
ントリが劣化した検出器を含んでいる場合でも、画像品
質を改善し易くすると信じられる。特に、劣化した検出
器は典型的には劣化のない検出器よりもｚ方向にずっと
大きい感度変動を有し、これは典型的には公知のＱ−Ｃ
ＡＬの有効性を低減する。しかし、上述の区分的Ｑ−Ｃ
ＡＬ補正アルゴリズムおよびＩＰＱアルゴリズムはこの
ような敏感さを克服すると信じられる。
ントリが劣化した検出器を含んでいる場合でも、画像品
質を改善し易くすると信じられる。特に、劣化した検出
器は典型的には劣化のない検出器よりもｚ方向にずっと
大きい感度変動を有し、これは典型的には公知のＱ−Ｃ
ＡＬの有効性を低減する。しかし、上述の区分的Ｑ−Ｃ
ＡＬ補正アルゴリズムおよびＩＰＱアルゴリズムはこの
ような敏感さを克服すると信じられる。
【００３８】本発明の上記の種々の実施態様から、本発
明の目的がが達成されたことが明らかであろう。本発明
を細部について例示し説明したが、これらは例示の目的
で開示されたものであって、本発明をそれらに限定する
ものではないことを理解されたい。例えば、上記のＣＴ
システムはＸ線源および検出器がガントリと共に回転す
る第３世代のシステムであるが、多重スライスシステム
や、電子ビームシステムや、検出器がリング状の不動の
検出器であってＸ線源がガントリと共に回転する第４世
代のシステムを含む他の多くのＣＴシステムも使用し得
る。更に、補正アルゴリズムをほぼ凹形の検出器感度分
布について説明したが、このような補正アルゴリズムは
ほぼ凸形の検出器感度分布を含めて他の検出器感度分布
についても実施することが出来る。従って、本発明の精
神および範囲は特許請求の範囲によって限定されるべき
である。
明の目的がが達成されたことが明らかであろう。本発明
を細部について例示し説明したが、これらは例示の目的
で開示されたものであって、本発明をそれらに限定する
ものではないことを理解されたい。例えば、上記のＣＴ
システムはＸ線源および検出器がガントリと共に回転す
る第３世代のシステムであるが、多重スライスシステム
や、電子ビームシステムや、検出器がリング状の不動の
検出器であってＸ線源がガントリと共に回転する第４世
代のシステムを含む他の多くのＣＴシステムも使用し得
る。更に、補正アルゴリズムをほぼ凹形の検出器感度分
布について説明したが、このような補正アルゴリズムは
ほぼ凸形の検出器感度分布を含めて他の検出器感度分布
についても実施することが出来る。従って、本発明の精
神および範囲は特許請求の範囲によって限定されるべき
である。
【図１】ＣＴシステムの絵画的斜視図である。
【図２】図１に示したシステムの簡略ブロック図であ
る。
る。
【図３】ＣＴシステムのコリメータを持つ部分の簡略側
面図である。
面図である。
【図４】典型的な検出器感度分布を示すグラフである。
【図５】２つの異なるＸ線ビーム移動領域に対して適用
した公知の線形Ｑ−ＣＡＬ推定を例示するグラフであ
る。
した公知の線形Ｑ−ＣＡＬ推定を例示するグラフであ
る。
【図６】本発明の一実施態様による大きなＸ線ビーム移
動に対する区分的Ｑ−ＣＡＬ推定を例示するグラフであ
る。
動に対する区分的Ｑ−ＣＡＬ推定を例示するグラフであ
る。
【図７】本発明の一実施態様に従って複数の小領域に分
割されたＸ線ビーム移動領域の絵画的線図である。
割されたＸ線ビーム移動領域の絵画的線図である。
１０ ＣＴシステム １２ ガントリ １４ Ｘ線源 １６ Ｘ線ビーム １８ 検出器アレイ ２０ 検出器素子 ２６ 制御機構 ２８ Ｘ線制御装置 ３０ ガントリ・モータ制御装置 ３２ データ取得装置 ３４ 画像再構成装置 ３６ コンピュータ ３８ 大容量記憶装置 ４０ コンソール ４２ 陰極線管表示装置 ４４ テーブル・モータ制御装置 ４６ 電動テーブル ５０ 焦点 ５２ コリメータ ５４ 扇形Ｘ線ビーム軸線
Claims (18)
- 【請求項１】 検出器へ向かってＸ線ビームを投射する
ためのＸ線管を含むＸ線源を持つガントリを備えている
コンピュータ断層撮影システムによって物体を走査し
て、該物体の画像データを作成するための方法におい
て、 Ｘ線ビーム移動領域を識別するステップ、 前記Ｘ線ビーム移動領域を少なくとも２つの小領域に分
割するステップ、 前記小領域の少なくとも１つに対してＱ−ＣＡＬベクト
ルを作成するステップ、を含んでいることを特徴とする
画像データ作成方法。 - 【請求項２】 前記小領域の少なくとも１つに対してＱ
−ＣＡＬベクトルを作成する前記ステップが、線形Ｑ−
ＣＡＬベクトルを作成するステップよりなる請求項１記
載の画像データ作成方法。 - 【請求項３】 前記Ｘ線ビーム移動領域が２つの小領域
に分割される請求項１記載の画像データ作成方法。 - 【請求項４】 前記小領域の各々に対してＱ−ＣＡＬベ
クトルが作成される請求項１記載の画像データ作成方
法。 - 【請求項５】 更に、前記Ｑ−ＣＡＬベクトルの少なく
とも１つに対して補正項を加えるステップを含んでいる
請求項１記載の画像データ作成方法。 - 【請求項６】 前記Ｘ線ビーム移動領域を少なくとも２
つの小領域に分割する前記ステップが、前記Ｘ線ビーム
移動領域を４つの小領域に分割するステップよりなる請
求項１記載の画像データ作成方法。 - 【請求項７】 前記Ｑ−ＣＡＬベクトルが下記の式に従
って作成され、 【数１】 ここで、ｚmxは小領域Ｒx の中心を表し、βはスケーリ
ング定数であり、Δ1 ＝Ｑ2（ｚm1）−Ｑ1（ｚm1）であ
り、Δ2 ＝Ｑ1（ｚm2）−Ｑ2（ｚm2）である請求項６記
載の画像データ作成方法。 - 【請求項８】 前記Ｘ線ビーム移動領域を識別する前記
ステップが、第１の位置で第１の利得の読みを行うステ
ップ、および第２の位置で第２の利得の読みを行うステ
ップを有している請求項１記載の画像データ作成方法。 - 【請求項９】 前記第１の利得の読みは前記Ｘ線管が冷
えているときに行われ、且つ前記第２の利得の読みは前
記Ｘ線管が熱いときに行われる請求項８記載の画像デー
タ作成方法。 - 【請求項１０】 検出器へ向かってＸ線ビームを投射す
るためのＸ線管を含むＸ線源を持つガントリを備えてい
て、物体の画像データを作成するためのシステムにおい
て、 Ｘ線ビーム移動領域を識別し、前記Ｘ線ビーム移動領域
を少なくとも２つの小領域に分割し、前記小領域の少な
くとも１つに対してＱ−ＣＡＬベクトルを作成するよう
に構成されていることを特徴とする画像データ作成シス
テム。 - 【請求項１１】 前記小領域の少なくとも１つに対して
線形Ｑ−ＣＡＬベクトルを作成するように構成されてい
る請求項１０記載の画像データ作成システム。 - 【請求項１２】 前記Ｘ線ビーム移動領域を２つの小領
域に分割するように構成されている請求項１０記載の画
像データ作成システム。 - 【請求項１３】 前記小領域の各々に対してＱ−ＣＡＬ
ベクトルを作成するように構成されている請求項１０記
載の画像データ作成システム。 - 【請求項１４】 更に、前記Ｑ−ＣＡＬベクトルの少な
くとも１つに対して補正項を加えるように構成されてい
る請求項１０記載の画像データ作成システム。 - 【請求項１５】 前記Ｘ線ビーム移動領域を４つの小領
域に分割するように構成されている請求項１０記載の画
像データ作成システム。 - 【請求項１６】 前記Ｑ−ＣＡＬベクトルを下記の式に
従って作成するように構成されており、 【数２】 ここで、ｚmxは小領域Ｒx の中心を表し、βはスケーリ
ング定数であり、Δ1 ＝Ｑ2（ｚm1）−Ｑ1（ｚm1）であ
り、Δ2 ＝Ｑ1（ｚm2）−Ｑ2（ｚm2）である請求項１５
記載の画像データ作成システム。 - 【請求項１７】 前記Ｘ線ビーム移動領域を識別するた
め、第１の位置で第１の利得の読みを行い、第２の位置
で第２の利得の読みを行うように構成されている請求項
１０記載の画像データ作成システム。 - 【請求項１８】 前記第１の利得の読みは前記Ｘ線管が
冷えているときに行われ、且つ前記第２の利得の読みは
前記Ｘ線管が熱いときに行われる請求項１７記載の画像
データ作成システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/880,474 US5835559A (en) | 1997-06-23 | 1997-06-23 | Methods and apparatus for scanning an object in a computed tomography system |
| US08/880474 | 1997-06-23 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1176226A true JPH1176226A (ja) | 1999-03-23 |
Family
ID=25376365
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10175233A Withdrawn JPH1176226A (ja) | 1997-06-23 | 1998-06-23 | 物体の画像データを作成するための方法およびシステム |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5835559A (ja) |
| JP (1) | JPH1176226A (ja) |
| DE (1) | DE19827687A1 (ja) |
| IL (1) | IL124777A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE10003518A1 (de) * | 2000-01-27 | 2001-08-09 | Siemens Ag | CT-Gerät |
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| CN103565465B (zh) | 2013-10-30 | 2016-03-30 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种ct机焦点的修正方法与装置 |
| CN108078577B (zh) * | 2017-11-22 | 2020-10-16 | 上海奕瑞光电子科技股份有限公司 | 一种数字x射线放射系统、姿态检测方法以及姿态检测系统 |
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1998
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- 1998-06-23 JP JP10175233A patent/JPH1176226A/ja not_active Withdrawn
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE10003518A1 (de) * | 2000-01-27 | 2001-08-09 | Siemens Ag | CT-Gerät |
| DE10003518C2 (de) * | 2000-01-27 | 2003-02-13 | Siemens Ag | CT-Gerät |
Also Published As
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|---|---|
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| IL124777A (en) | 2003-02-12 |
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