JPH119582A - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents
Ｘ線コンピュータ断層撮影装置Info
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- JPH119582A JPH119582A JP9165837A JP16583797A JPH119582A JP H119582 A JPH119582 A JP H119582A JP 9165837 A JP9165837 A JP 9165837A JP 16583797 A JP16583797 A JP 16583797A JP H119582 A JPH119582 A JP H119582A
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- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】再構成可能な領域の拡大、コーン角の影響によ
る画質劣化の低減、そしてハーフ再構成に起因するノイ
ズ低減を図ったＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供す
ることを目的とする。 【解決手段】本発明のコーンビームＣＴにおける無縁Fe
ldkamp再構成はボクセルごとに最適なデータとなる焦点
角度のデータを逆投影して３次元再構成するようにし、
このため３次元逆投影する領域を焦点角度とボクセルの
座標に対応して決定する。また、逆投影角度を最適角度
よりもやや広げた境界領域での重み付け加算演算による
スムージング処理を施すことにより、逆投影する領域
（“彼岸”）と逆投影しない領域（“無円”の中）との
明瞭な境界に起因して起こるアーチファクトを低減す
る。
る画質劣化の低減、そしてハーフ再構成に起因するノイ
ズ低減を図ったＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供す
ることを目的とする。 【解決手段】本発明のコーンビームＣＴにおける無縁Fe
ldkamp再構成はボクセルごとに最適なデータとなる焦点
角度のデータを逆投影して３次元再構成するようにし、
このため３次元逆投影する領域を焦点角度とボクセルの
座標に対応して決定する。また、逆投影角度を最適角度
よりもやや広げた境界領域での重み付け加算演算による
スムージング処理を施すことにより、逆投影する領域
（“彼岸”）と逆投影しない領域（“無円”の中）との
明瞭な境界に起因して起こるアーチファクトを低減す
る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体に対しコー
ンビーム状のＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線の強
度データを測定し、当該測定データに基づく再構成演算
処理を行なうＸ線コンピュータ断層撮影装置（以下、
「ＣＴ」と略称する）に関する。
ンビーム状のＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線の強
度データを測定し、当該測定データに基づく再構成演算
処理を行なうＸ線コンピュータ断層撮影装置（以下、
「ＣＴ」と略称する）に関する。
【０００２】
（１）ファンビームＣＴとコーンビームＣＴ ファンビームＣＴは、ファンビーム（扇）状のＸ線を照
射するものであり、図１３（ａ）に示すように、検出素
子１００が一次元方向（チャンネル方向）に配列された
シングルスライス検出器１０１を備える。同図におい
て、ＦはＸ線焦点、αはファンビームのファン角を示し
ている。
射するものであり、図１３（ａ）に示すように、検出素
子１００が一次元方向（チャンネル方向）に配列された
シングルスライス検出器１０１を備える。同図におい
て、ＦはＸ線焦点、αはファンビームのファン角を示し
ている。
【０００３】コーンビームＣＴは、コーンビーム（四角
錐）状のＸ線を照射するものであり、図１３（ｂ）に示
すように、検出素子２００が列方向とチャンネル方向の
二次元方向に配列された面検出器２０１を備える。同図
において、βはコーン角を示している。検出素子２００
の列方向はＺ軸（被検体の体軸方向及びスライス方向）
に平行となっている。 （２）ファンビーム再構成 ファンビームＣＴにおける画像再構成は、例えば次のよ
うにして行われる。すなわち、被検体の周囲でＸ線管を
回転させながらＸ線を照射し、Ｘ線管に対向して配置さ
れる検出器で収集した透過Ｘ線強度を基に投影データを
得て、所定の補正処理を行なった後、コンボリューショ
ン・バックプロジェクション（ＣＢＰ：Convolution Ba
ckprojection、畳み込み・逆投影）法によって画像を再
構成する。
錐）状のＸ線を照射するものであり、図１３（ｂ）に示
すように、検出素子２００が列方向とチャンネル方向の
二次元方向に配列された面検出器２０１を備える。同図
において、βはコーン角を示している。検出素子２００
の列方向はＺ軸（被検体の体軸方向及びスライス方向）
に平行となっている。 （２）ファンビーム再構成 ファンビームＣＴにおける画像再構成は、例えば次のよ
うにして行われる。すなわち、被検体の周囲でＸ線管を
回転させながらＸ線を照射し、Ｘ線管に対向して配置さ
れる検出器で収集した透過Ｘ線強度を基に投影データを
得て、所定の補正処理を行なった後、コンボリューショ
ン・バックプロジェクション（ＣＢＰ：Convolution Ba
ckprojection、畳み込み・逆投影）法によって画像を再
構成する。
【０００４】図１４はＣＢＰ法による再構成処理の流れ
を示す図である。同図（ａ）において太矢印は被検体を
模式的に示している。ＣＢＰ法では、全角度での投影デ
ータを収集してその補正を行ない（同図（ｂ））、再構
成関数とのコンボリューション演算および全角度での逆
投影演算を行なう（同図（ｃ））。なお、同図（ｄ）は
ある角度での逆投影を示している。 （３）ファンビームにおけるハーフ再構成 画像再構成において、パラレルビームを用いる場合には
１８０°のデータが必要であるが、ファンビームを用い
る場合には１８０°＋ファン角のデータが必要である。
この場合、図１５に示すように焦点位置がＦｓからＦｅ
までの角度のデータを収集すれば良く、このように１８
０°＋ファン角のデータを用いて画像を再構成する方法
はハーフ再構成と称されている。ハーフ再構成は良く知
られている画像再構成法であるが、従来のハーフ再構成
では、焦点位置ＦｓからＦｅまでの個々の焦点角度で得
られたデータを逆投影するに際して、これを画像内の全
ピクセル（pixel ：画素）に対して行なうものとなって
いる。 （４）ＳＰＥＣＴ（核医学診断装置）におけるハーフ再
構成 核医学診断装置の一種であるＳＰＥＣＴ（Single Photo
n Emission ComputedTomography）においても、上述し
たＣＴのものと同様のファンビームにおけるハーフ再構
成法があるが、特に画像内のピクセルごとに最適な焦点
角度（逆投影角度と称する）Ｆｓ（pixel(r,θ））→Ｆ
ｅ（pixel(r,θ））を求めるハーフ再構成法（以下、
「無円法」と称する）が知られている。無円法について
は、参考文献１（「High spatial resolution reconstr
uction technique for SPECT usinga fan-beam collima
tor」,IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE,Vol.40,
No.4,August1993,pp.1149-1153,T.Ichihara,K.Nambu,N.
Motomura ）、あるいは参考文献２（「ＳＰＥＣＴのか
かえる諸問題点と利点」、日本放射線技術学会雑誌、第
５０巻、第９号、P.1639-1650(P.318-329)、1994年9
月、市原 隆）の第４項「ファンビーム高解像再構成
法」（P.327orP.1648 ）において説明されている。
を示す図である。同図（ａ）において太矢印は被検体を
模式的に示している。ＣＢＰ法では、全角度での投影デ
ータを収集してその補正を行ない（同図（ｂ））、再構
成関数とのコンボリューション演算および全角度での逆
投影演算を行なう（同図（ｃ））。なお、同図（ｄ）は
ある角度での逆投影を示している。 （３）ファンビームにおけるハーフ再構成 画像再構成において、パラレルビームを用いる場合には
１８０°のデータが必要であるが、ファンビームを用い
る場合には１８０°＋ファン角のデータが必要である。
この場合、図１５に示すように焦点位置がＦｓからＦｅ
までの角度のデータを収集すれば良く、このように１８
０°＋ファン角のデータを用いて画像を再構成する方法
はハーフ再構成と称されている。ハーフ再構成は良く知
られている画像再構成法であるが、従来のハーフ再構成
では、焦点位置ＦｓからＦｅまでの個々の焦点角度で得
られたデータを逆投影するに際して、これを画像内の全
ピクセル（pixel ：画素）に対して行なうものとなって
いる。 （４）ＳＰＥＣＴ（核医学診断装置）におけるハーフ再
構成 核医学診断装置の一種であるＳＰＥＣＴ（Single Photo
n Emission ComputedTomography）においても、上述し
たＣＴのものと同様のファンビームにおけるハーフ再構
成法があるが、特に画像内のピクセルごとに最適な焦点
角度（逆投影角度と称する）Ｆｓ（pixel(r,θ））→Ｆ
ｅ（pixel(r,θ））を求めるハーフ再構成法（以下、
「無円法」と称する）が知られている。無円法について
は、参考文献１（「High spatial resolution reconstr
uction technique for SPECT usinga fan-beam collima
tor」,IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE,Vol.40,
No.4,August1993,pp.1149-1153,T.Ichihara,K.Nambu,N.
Motomura ）、あるいは参考文献２（「ＳＰＥＣＴのか
かえる諸問題点と利点」、日本放射線技術学会雑誌、第
５０巻、第９号、P.1639-1650(P.318-329)、1994年9
月、市原 隆）の第４項「ファンビーム高解像再構成
法」（P.327orP.1648 ）において説明されている。
【０００５】無円法においては、アーチファクトの低減
を図るべく、逆投影角度を最適角度よりもやや広げた境
界領域におけるスムージング処理が行われることもあ
る。 （５）コーンビーム再構成（Feldkamp再構成法）と再構
成可能な領域 コーンビーム再構成には種々の方法があるが、ファンビ
ーム再構成法におけるＣＢＰ法を発展させた、いわゆる
Feldkamp再構成と呼ばれる近似的な再構成法が代表的で
ある。 Feldkamp 再構成法については、参考文献３
（「Practical cone-beam algorithm 」,J.Opt.Soc.Am.
A,1,pp.612-619(1984) Feldkamp L.A.,DavisL.C.and Kr
ess J.W. ）に記載されている。
を図るべく、逆投影角度を最適角度よりもやや広げた境
界領域におけるスムージング処理が行われることもあ
る。 （５）コーンビーム再構成（Feldkamp再構成法）と再構
成可能な領域 コーンビーム再構成には種々の方法があるが、ファンビ
ーム再構成法におけるＣＢＰ法を発展させた、いわゆる
Feldkamp再構成と呼ばれる近似的な再構成法が代表的で
ある。 Feldkamp 再構成法については、参考文献３
（「Practical cone-beam algorithm 」,J.Opt.Soc.Am.
A,1,pp.612-619(1984) Feldkamp L.A.,DavisL.C.and Kr
ess J.W. ）に記載されている。
【０００６】この方法で再構成可能な領域を３次元的に
考察すると、図１６のようになる。すなわちスライス方
向に次式（１）で決定されるＨの高さの円筒形の領域の
みが再構成可能である。
考察すると、図１６のようになる。すなわちスライス方
向に次式（１）で決定されるＨの高さの円筒形の領域の
みが再構成可能である。
【０００７】 Ｈ＝２×（ＦＣＤ−ｗ）・ｔａｎβ …（１） なお、図１７は、コーンビーム再構成におけるＦＯＶ
（Field of View ）を示す図であり、同図（ａ）はＦＯ
Ｖを横から見た図、同図（ｂ）はＦＯＶを上から見た図
である。 （６）コーンビーム再構成におけるハーフ再構成と再構
成可能な領域 ここで、上記（５）において述べたＣＢＰ法によるコー
ンビーム再構成と上記（３）において述べたハーフ再構
成とを組み合わせた場合を考える。この場合は、再構成
画像内のピクセルではなく再構成領域内のボクセル（vo
xel 、容素）を考慮し、再構成領域全体に対して同一焦
点角度のデータを利用するものとなるだけであり、再構
成可能な領域を表す円筒領域の高さＨは不変である。
（Field of View ）を示す図であり、同図（ａ）はＦＯ
Ｖを横から見た図、同図（ｂ）はＦＯＶを上から見た図
である。 （６）コーンビーム再構成におけるハーフ再構成と再構
成可能な領域 ここで、上記（５）において述べたＣＢＰ法によるコー
ンビーム再構成と上記（３）において述べたハーフ再構
成とを組み合わせた場合を考える。この場合は、再構成
画像内のピクセルではなく再構成領域内のボクセル（vo
xel 、容素）を考慮し、再構成領域全体に対して同一焦
点角度のデータを利用するものとなるだけであり、再構
成可能な領域を表す円筒領域の高さＨは不変である。
【０００８】
（１）再構成可能な領域の拡大 図５に示した再構成可能な領域（高さＨ）は小さく、無
駄な被爆が多いので、再構成可能な領域をより大きくす
ることが望まれている。 （２）コーン角の影響による画質劣化 前述のように、Feldkamp再構成法は近似的な再構成法で
あるので、コーン角（図５のβ）が大きくなると画質劣
化が顕著になるという問題点がある。 （３）ハーフ再構成のノイズ対策（Ｓ／Ｎ向上） ハーフ再構成を行なった場合、各ボクセルあるいはピク
セル当たりに逆投影されるデータ数は約半分になるの
で、Ｓ／Ｎが劣化してしまうという問題点がある。
駄な被爆が多いので、再構成可能な領域をより大きくす
ることが望まれている。 （２）コーン角の影響による画質劣化 前述のように、Feldkamp再構成法は近似的な再構成法で
あるので、コーン角（図５のβ）が大きくなると画質劣
化が顕著になるという問題点がある。 （３）ハーフ再構成のノイズ対策（Ｓ／Ｎ向上） ハーフ再構成を行なった場合、各ボクセルあるいはピク
セル当たりに逆投影されるデータ数は約半分になるの
で、Ｓ／Ｎが劣化してしまうという問題点がある。
【０００９】したがって本発明は、再構成可能な領域の
拡大、コーン角の影響による画質劣化の低減、そしてハ
ーフ再構成に起因するノイズ低減を図ったＸ線コンピュ
ータ断層撮影装置を提供することを目的とする。
拡大、コーン角の影響による画質劣化の低減、そしてハ
ーフ再構成に起因するノイズ低減を図ったＸ線コンピュ
ータ断層撮影装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決し目的を
達成するために本発明は次のように構成されている。す
なわち、本発明のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、面
検出器を有し、コーンビームデータを収集して３次元再
構成を行なうＸ線コンピュータ断層撮影装置において、
ボクセルごとに最適となる焦点角度のデータを３次元逆
投影すべく、焦点角度とボクセルの座標とに対応して前
記３次元逆投影する領域を決定する逆投影領域決定手段
を具備することを特徴とする。
達成するために本発明は次のように構成されている。す
なわち、本発明のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、面
検出器を有し、コーンビームデータを収集して３次元再
構成を行なうＸ線コンピュータ断層撮影装置において、
ボクセルごとに最適となる焦点角度のデータを３次元逆
投影すべく、焦点角度とボクセルの座標とに対応して前
記３次元逆投影する領域を決定する逆投影領域決定手段
を具備することを特徴とする。
【００１１】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照しながら本発明
の実施形態を説明する。 （第１実施形態）図１は本発明の第１実施形態に係るコ
ーンビームＣＴの構成を示すブロック図である。図１に
おいて、コーンビームＣＴ１０は、コーンビーム形状の
Ｘ線を照射するためのＸ線管２１と、このＸ線管２１に
対し図示しない被検体を挟んで対向配置される面検出器
２３とが一体で回転可能な如く架台２５に取り付けられ
ている。Ｘ線管２１には、Ｘ線制御装置１７からの制御
により高電圧発生装置１９において発生された高電圧が
供給される。またＸ線制御装置１７はシステム制御部１
１によって制御される。
の実施形態を説明する。 （第１実施形態）図１は本発明の第１実施形態に係るコ
ーンビームＣＴの構成を示すブロック図である。図１に
おいて、コーンビームＣＴ１０は、コーンビーム形状の
Ｘ線を照射するためのＸ線管２１と、このＸ線管２１に
対し図示しない被検体を挟んで対向配置される面検出器
２３とが一体で回転可能な如く架台２５に取り付けられ
ている。Ｘ線管２１には、Ｘ線制御装置１７からの制御
により高電圧発生装置１９において発生された高電圧が
供給される。またＸ線制御装置１７はシステム制御部１
１によって制御される。
【００１２】架台・寝台制御部１３は架台２５の図示し
ない架台回転部を制御することによりＸ線管２１及び面
検出器２３を回転駆動する一方、寝台移動部１５を制御
することにより被検体が載置される寝台１５ａをＺ軸方
向に移動させる。
ない架台回転部を制御することによりＸ線管２１及び面
検出器２３を回転駆動する一方、寝台移動部１５を制御
することにより被検体が載置される寝台１５ａをＺ軸方
向に移動させる。
【００１３】面検出器２３にはデータ収集部２７が接続
されている。データ収集部２７は、システム制御部１１
による制御に従い、面検出器２３の検出器出力に基づい
て被検体の多方向からの投影データを得る。データ収集
部２７によって得られた投影データは画像再構成部３１
に送られるとともに、以降において説明する画像再構成
処理に供される。画像再構成部３１における再構成処理
によって得られた被検体の画像は表示部３３によって表
示される。
されている。データ収集部２７は、システム制御部１１
による制御に従い、面検出器２３の検出器出力に基づい
て被検体の多方向からの投影データを得る。データ収集
部２７によって得られた投影データは画像再構成部３１
に送られるとともに、以降において説明する画像再構成
処理に供される。画像再構成部３１における再構成処理
によって得られた被検体の画像は表示部３３によって表
示される。
【００１４】図２は、画像再構成部３１の詳細な構成を
示すブロック図である。画像再構成部３１は、制御装置
５０と、メモリ装置５１と、逆投影演算装置５４とによ
って構成されている。メモリ装置５１は、逆投影領域テ
ーブル５２、データ記憶部５３から成る。制御装置５０
は、メモリ装置５１のデータ記憶部５３から所要のデー
タを読み出し、コンボリューションなど所定の処理を行
なった後に逆投影演算装置５４に対して出力する。また
制御装置５０は、メモリ装置５１の逆投影領域テーブル
５２から該当するビューの逆投影領域テーブルを読み出
して逆投影演算装置５４に対し出力する。逆投影演算装
置５４は、制御装置５０から出力されたデータ及び逆投
影領域テーブルに従って、所定の領域への逆投影演算を
行なう。その演算結果はメモリ装置５１のデータ記憶部
５３に記憶される。
示すブロック図である。画像再構成部３１は、制御装置
５０と、メモリ装置５１と、逆投影演算装置５４とによ
って構成されている。メモリ装置５１は、逆投影領域テ
ーブル５２、データ記憶部５３から成る。制御装置５０
は、メモリ装置５１のデータ記憶部５３から所要のデー
タを読み出し、コンボリューションなど所定の処理を行
なった後に逆投影演算装置５４に対して出力する。また
制御装置５０は、メモリ装置５１の逆投影領域テーブル
５２から該当するビューの逆投影領域テーブルを読み出
して逆投影演算装置５４に対し出力する。逆投影演算装
置５４は、制御装置５０から出力されたデータ及び逆投
影領域テーブルに従って、所定の領域への逆投影演算を
行なう。その演算結果はメモリ装置５１のデータ記憶部
５３に記憶される。
【００１５】ここで、本発明の特徴点に係る無円Feldka
mp再構成法について説明する。先ず図３に示すように、
ある焦点位置Ｆから照射したビームの“質”を考えた場
合、ボクセルＡを通過するビームはコーン角が大きいの
で質が悪く、ボクセルＢを通過するビームはコーン角が
小さいので質が良い。ＳＰＥＣＴ装置におけるコリメー
タ精度によるデータの質の変化等とは原因が異なるがコ
ーンビームＣＴにおいても類似の結果となる。
mp再構成法について説明する。先ず図３に示すように、
ある焦点位置Ｆから照射したビームの“質”を考えた場
合、ボクセルＡを通過するビームはコーン角が大きいの
で質が悪く、ボクセルＢを通過するビームはコーン角が
小さいので質が良い。ＳＰＥＣＴ装置におけるコリメー
タ精度によるデータの質の変化等とは原因が異なるがコ
ーンビームＣＴにおいても類似の結果となる。
【００１６】そこで、図４（ａ）に示すように任意のボ
クセルＣに対してＦｓ（Ｃ）からＦｅ（Ｃ）までの焦点
から逆投影する。図４（ａ）はボクセルＣに対する最適
な投影角度を示している。
クセルＣに対してＦｓ（Ｃ）からＦｅ（Ｃ）までの焦点
から逆投影する。図４（ａ）はボクセルＣに対する最適
な投影角度を示している。
【００１７】これを任意の焦点位置から考えた場合、図
４（ｂ）に示すように焦点Ｆと回転中心Ｏとを結んだ線
分を直径とする円（“無円”と称する）と、その外側の
領域（“彼岸”と称する）を考え、当該焦点位置からの
データを“彼岸”に逆投影する。
４（ｂ）に示すように焦点Ｆと回転中心Ｏとを結んだ線
分を直径とする円（“無円”と称する）と、その外側の
領域（“彼岸”と称する）を考え、当該焦点位置からの
データを“彼岸”に逆投影する。
【００１８】再度、任意のボクセルＣから考えると、図
５に示すように、焦点ＦｓからＦｅまでの間にボクセル
Ｃは“彼岸”領域に含まれていることが分かる。この再
構成領域“彼岸”を三次元的に描くと図６に示す通りと
なる。
５に示すように、焦点ＦｓからＦｅまでの間にボクセル
Ｃは“彼岸”領域に含まれていることが分かる。この再
構成領域“彼岸”を三次元的に描くと図６に示す通りと
なる。
【００１９】結果として、図７に示すように、再構成可
能領域Ｈ（図１６参照）のほぼ倍になるようなＨ’を得
ることができる。このときＨ’は次式（２）によって表
される。
能領域Ｈ（図１６参照）のほぼ倍になるようなＨ’を得
ることができる。このときＨ’は次式（２）によって表
される。
【００２０】 Ｈ’＝２×ＦＣＤ・ｔａｎβ ＝ＦＣＤ／（ＦＣＤ−ｗ）×Ｈ …（２） さらに本実施形態では、逆投影角度を最適角度よりもや
や広げた境界領域での重み付け加算演算によるスムージ
ング処理を施す。これにより逆投影する領域（“彼
岸”）と逆投影しない領域（“無円”の中）との明瞭な
境界に起因して起こるアーチファクトを低減することが
できる。
や広げた境界領域での重み付け加算演算によるスムージ
ング処理を施す。これにより逆投影する領域（“彼
岸”）と逆投影しない領域（“無円”の中）との明瞭な
境界に起因して起こるアーチファクトを低減することが
できる。
【００２１】また、“無円”と称した逆投影境界領域を
真円形ではなく、図８（ｂ）又は（ｃ）に示すように楕
円形にし、データの質が余り変わらない領域には逆投影
を行なうように構成しても良い。
真円形ではなく、図８（ｂ）又は（ｃ）に示すように楕
円形にし、データの質が余り変わらない領域には逆投影
を行なうように構成しても良い。
【００２２】ここで、１回転→被写体移動→１回転の繰
り返しによるボリュームスキャンを行う場合を考える。
従来の３６０°のデータによる３次元再構成による場合
には、図９（ａ）に示すように１回の移動距離がＨにな
ってしまう。
り返しによるボリュームスキャンを行う場合を考える。
従来の３６０°のデータによる３次元再構成による場合
には、図９（ａ）に示すように１回の移動距離がＨにな
ってしまう。
【００２３】一方、本実施形態は、ボクセルごとに最適
なデータとなる焦点角度のデータを逆投影して３次元再
構成するものであり、このため３次元逆投影する領域を
焦点角度とボクセルの座標（ここでは２次元座標）に対
応して決定するようにしているので、図９（ｂ）に示す
ように、１回の移動距離をＨ’にすることが可能とな
り、高速に広範囲を撮影することが可能となる。
なデータとなる焦点角度のデータを逆投影して３次元再
構成するものであり、このため３次元逆投影する領域を
焦点角度とボクセルの座標（ここでは２次元座標）に対
応して決定するようにしているので、図９（ｂ）に示す
ように、１回の移動距離をＨ’にすることが可能とな
り、高速に広範囲を撮影することが可能となる。
【００２４】また、全ボクセルにわたって逆投影する焦
点角度が同じであっても、以下の条件下においては再構
成画像にいわゆる「ドーミング」が生じてしまう。 (1) 逆投影回数（ビュー数）がボクセルによって異なる
こと (2) 逆投影する際にコンボリューションデータに対し
て、焦点−ボクセル間の距離の２乗の逆比すなわち１／
（距離）2 を乗じること このようなドーミングによる画質劣化を低減するために
は、例えば円筒のように均一なファントムを予めスキャ
ンして再構成しておき、そのドーミングの程度から補正
係数を算出して再構成画像に乗じることにより、再構成
画像のボクセル値の信頼性を向上できる。
点角度が同じであっても、以下の条件下においては再構
成画像にいわゆる「ドーミング」が生じてしまう。 (1) 逆投影回数（ビュー数）がボクセルによって異なる
こと (2) 逆投影する際にコンボリューションデータに対し
て、焦点−ボクセル間の距離の２乗の逆比すなわち１／
（距離）2 を乗じること このようなドーミングによる画質劣化を低減するために
は、例えば円筒のように均一なファントムを予めスキャ
ンして再構成しておき、そのドーミングの程度から補正
係数を算出して再構成画像に乗じることにより、再構成
画像のボクセル値の信頼性を向上できる。
【００２５】以上説明したように、本実施形態に係るコ
ーンビームＣＴにおける無縁Feldkamp再構成によれば、
ボクセルごとに最適なデータとなる焦点角度のデータを
逆投影して３次元再構成するようにし、このため３次元
逆投影する領域を焦点角度とボクセルの座標（ここでは
２次元座標）に対応して決定するようにしているので、
１回の移動距離を拡大することができ、高速に広範囲を
撮影することが可能となる。
ーンビームＣＴにおける無縁Feldkamp再構成によれば、
ボクセルごとに最適なデータとなる焦点角度のデータを
逆投影して３次元再構成するようにし、このため３次元
逆投影する領域を焦点角度とボクセルの座標（ここでは
２次元座標）に対応して決定するようにしているので、
１回の移動距離を拡大することができ、高速に広範囲を
撮影することが可能となる。
【００２６】また、逆投影角度を最適角度よりもやや広
げた境界領域での重み付け加算演算によるスムージング
処理を施すことにより、逆投影する領域（“彼岸”）と
逆投影しない領域（“無円”の中）との明瞭な境界に起
因して起こるアーチファクトを低減することができる。
げた境界領域での重み付け加算演算によるスムージング
処理を施すことにより、逆投影する領域（“彼岸”）と
逆投影しない領域（“無円”の中）との明瞭な境界に起
因して起こるアーチファクトを低減することができる。
【００２７】なお、本実施形態の変形例として、ボクセ
ルごとではなく、ある領域ごとに逆投影する焦点角度を
設定するようにしても良い。また本実施形態において
は、ボリュームスキャンを行なうものとして説明した
が、ヘリカルスキャンを行なうように構成しても良い。
この場合、例えば上記Ｈ’をヘリカルピッチにする。
ルごとではなく、ある領域ごとに逆投影する焦点角度を
設定するようにしても良い。また本実施形態において
は、ボリュームスキャンを行なうものとして説明した
が、ヘリカルスキャンを行なうように構成しても良い。
この場合、例えば上記Ｈ’をヘリカルピッチにする。
【００２８】（第２実施形態）次に本発明の第２実施形
態を説明する。第２実施形態は、スライス方向に沿って
無円の形状を変形させ、３６０°領域と無円領域との切
り分けを行なうようにした装置に関する。当該コーンビ
ームＣＴシステムの最大コーン角βが余り大きくない場
合、中心付近の高さＨの領域を通常の３６０°分のデー
タで再構成しても画質は充分に良い。また、逆投影する
焦点角度は広い方が、つまり逆投影するデータ数が多い
方が画像のＳ／Ｎは向上する。
態を説明する。第２実施形態は、スライス方向に沿って
無円の形状を変形させ、３６０°領域と無円領域との切
り分けを行なうようにした装置に関する。当該コーンビ
ームＣＴシステムの最大コーン角βが余り大きくない場
合、中心付近の高さＨの領域を通常の３６０°分のデー
タで再構成しても画質は充分に良い。また、逆投影する
焦点角度は広い方が、つまり逆投影するデータ数が多い
方が画像のＳ／Ｎは向上する。
【００２９】図１６から明らかなように、図７に示した
再構成可能な領域のうち、中心付近の高さＨの領域は３
６０°のデータを使って３次元逆投影できる。そこで、
図１０（ａ）に示すように再構成可能な領域Ｈ’をスラ
イス方向に沿って２つの領域（領域Ａ，Ｂ）に分割し、
領域Ａについては３６０°のデータを用いた通常の３次
元構成を行ない、一方領域Ｂは第１実施形態において述
べたように、ボクセルごとに最適化した焦点角度の１８
０＋ファン角度のデータによる３次元再構成を行うよう
にする。このため、本実施形態では画像再構成部３１の
逆投影領域テーブル５２をＺ軸座標依存としている。
再構成可能な領域のうち、中心付近の高さＨの領域は３
６０°のデータを使って３次元逆投影できる。そこで、
図１０（ａ）に示すように再構成可能な領域Ｈ’をスラ
イス方向に沿って２つの領域（領域Ａ，Ｂ）に分割し、
領域Ａについては３６０°のデータを用いた通常の３次
元構成を行ない、一方領域Ｂは第１実施形態において述
べたように、ボクセルごとに最適化した焦点角度の１８
０＋ファン角度のデータによる３次元再構成を行うよう
にする。このため、本実施形態では画像再構成部３１の
逆投影領域テーブル５２をＺ軸座標依存としている。
【００３０】したがって、３次元逆投影する領域を焦点
角度とボクセルの座標（ここではＺ軸座標を含む３次元
座標）に対応して決定するようにしているので、再構成
領域を拡大できるとともにＳ／Ｎを向上させることがで
きる。
角度とボクセルの座標（ここではＺ軸座標を含む３次元
座標）に対応して決定するようにしているので、再構成
領域を拡大できるとともにＳ／Ｎを向上させることがで
きる。
【００３１】なお、上述のように領域ＡとＢで再構成可
能領域を厳密に２分割せず、図１１あるいは図１２に示
すようにＺ座標に従って無円形状（境界）をなめらかに
変化させても良い。
能領域を厳密に２分割せず、図１１あるいは図１２に示
すようにＺ座標に従って無円形状（境界）をなめらかに
変化させても良い。
【００３２】また、領域Ｂでは図１０（ｂ）に示すよう
にＺ座標に従って無円形状を変化させ、領域Ａは３６０
°のデータを使って逆投影しても良い。なお、第２実施
形態においても、第１実施形態で述べたように、三次元
逆投影する領域の境界をやや広げ、境界近傍のデータに
スムージングを施すようにしても良い。
にＺ座標に従って無円形状を変化させ、領域Ａは３６０
°のデータを使って逆投影しても良い。なお、第２実施
形態においても、第１実施形態で述べたように、三次元
逆投影する領域の境界をやや広げ、境界近傍のデータに
スムージングを施すようにしても良い。
【００３３】（第３実施形態）次に本発明の第３実施形
態を説明する。第３実施形態は２回のスキャンで得られ
る無円領域を重ねて重みづけ加算するようにした装置に
関する。第２実施形態において説明したように、領域Ａ
で３６０°のデータを用いた逆投影を行なう場合、領域
ＡとＢとの境界においてＳ／Ｎの差が生じる。
態を説明する。第３実施形態は２回のスキャンで得られ
る無円領域を重ねて重みづけ加算するようにした装置に
関する。第２実施形態において説明したように、領域Ａ
で３６０°のデータを用いた逆投影を行なう場合、領域
ＡとＢとの境界においてＳ／Ｎの差が生じる。
【００３４】そこで、図９（ｃ）に示すように１回の移
動距離をあえてＨよりも大きく且つＨ’よりも小さく、
例えばＨ”とする。このとき再構成領域は、Ｆ（ｋ）お
よびＦ（ｋ＋１）によるスキャンで得られる３６０°の
データで再構成される領域Ａ（ｋ）およびＡ（ｋ＋１）
と、Ｆ（ｋ）およびＦ（ｋ＋１）によるスキャンで得ら
れるデータであって第２実施形態の方法で再構成される
領域Ｂ（ｋ）およびＢ（ｋ＋１）と、２つのスキャンで
重複する領域Ｃ（ｋ，ｋ＋１）に分類される。
動距離をあえてＨよりも大きく且つＨ’よりも小さく、
例えばＨ”とする。このとき再構成領域は、Ｆ（ｋ）お
よびＦ（ｋ＋１）によるスキャンで得られる３６０°の
データで再構成される領域Ａ（ｋ）およびＡ（ｋ＋１）
と、Ｆ（ｋ）およびＦ（ｋ＋１）によるスキャンで得ら
れるデータであって第２実施形態の方法で再構成される
領域Ｂ（ｋ）およびＢ（ｋ＋１）と、２つのスキャンで
重複する領域Ｃ（ｋ，ｋ＋１）に分類される。
【００３５】ここで、領域Ｃ（ｋ，ｋ＋１）では、Ｆ
（ｋ）のスキャンで得られるデータを第２実施形態の無
円法を用いて逆投影した結果と、Ｆ（ｋ＋１）のスキャ
ンで得られるデータを同様に逆投影したデータとを、Ｚ
座標に依存した重みで重みづけ加算して再構成する。重
みづけ加算は、必要な焦点角度分の逆投影演算を行った
データ（すなわちボクセルデータ）の加算でも良いし、
１つの焦点角度（１ビュー）の逆投影演算のデータの加
算でも良く、またはコーン角の差を無視し、逆投影演算
前のコンボリューションデータの加算であっても良い。
（ｋ）のスキャンで得られるデータを第２実施形態の無
円法を用いて逆投影した結果と、Ｆ（ｋ＋１）のスキャ
ンで得られるデータを同様に逆投影したデータとを、Ｚ
座標に依存した重みで重みづけ加算して再構成する。重
みづけ加算は、必要な焦点角度分の逆投影演算を行った
データ（すなわちボクセルデータ）の加算でも良いし、
１つの焦点角度（１ビュー）の逆投影演算のデータの加
算でも良く、またはコーン角の差を無視し、逆投影演算
前のコンボリューションデータの加算であっても良い。
【００３６】本実施形態の変形例として、重み付け加算
の際の重みを一定値あるいはＺ座標依存ではなく、焦点
角度依存にする、あるいはボクセルごとで可変とする、
など適宜変更可能である。
の際の重みを一定値あるいはＺ座標依存ではなく、焦点
角度依存にする、あるいはボクセルごとで可変とする、
など適宜変更可能である。
【００３７】このような第３実施形態によれば、再構成
可能な領域を重ね合わせる、すなわちボクセルごとある
いは領域ごとに最適化した焦点角度の２回転分のデータ
を逆投影するようにしているので、ハーフ再構成に起因
するＳ／Ｎの劣化を抑えることができる。
可能な領域を重ね合わせる、すなわちボクセルごとある
いは領域ごとに最適化した焦点角度の２回転分のデータ
を逆投影するようにしているので、ハーフ再構成に起因
するＳ／Ｎの劣化を抑えることができる。
【００３８】なお、本発明は上述した実施形態に限定さ
れず種々変形して実施可能である。例えば、３次元逆投
影領域の決定にあたっては、本発明の手法を用いた上
で、実際の逆投影演算を下記のいずれか、あるいは他の
方法と組み合わせて良い。 ［１］“センタリング面を用いた逆投影法” ［２］“直接逆投影法” ［３］“コーンパラ変換による逆投影法” あるいは、１ビューの２次元投影データをスライス方向
にコンボリューションした後に３次元逆投影するなど、
Feldkamp再構成を応用した、逆投影演算を用いたさまざ
まな３次元再構成法が知られており、本発明は少なくと
も逆投影演算を用いる種々の３次元画像再構成法に対し
て適用可能であり、Feldkamp再構成法に限定されるもの
ではない。また、本発明はＣＴのみに限定されず、ＳＰ
ＥＣＴ、ＰＥＴなど種々のモダリィティにも適用可能で
ある。
れず種々変形して実施可能である。例えば、３次元逆投
影領域の決定にあたっては、本発明の手法を用いた上
で、実際の逆投影演算を下記のいずれか、あるいは他の
方法と組み合わせて良い。 ［１］“センタリング面を用いた逆投影法” ［２］“直接逆投影法” ［３］“コーンパラ変換による逆投影法” あるいは、１ビューの２次元投影データをスライス方向
にコンボリューションした後に３次元逆投影するなど、
Feldkamp再構成を応用した、逆投影演算を用いたさまざ
まな３次元再構成法が知られており、本発明は少なくと
も逆投影演算を用いる種々の３次元画像再構成法に対し
て適用可能であり、Feldkamp再構成法に限定されるもの
ではない。また、本発明はＣＴのみに限定されず、ＳＰ
ＥＣＴ、ＰＥＴなど種々のモダリィティにも適用可能で
ある。
【００３９】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば再
構成可能な領域の拡大、コーン角の影響による画質劣化
の低減、そしてハーフ再構成に起因するノイズ低減を図
ったＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供できる。
構成可能な領域の拡大、コーン角の影響による画質劣化
の低減、そしてハーフ再構成に起因するノイズ低減を図
ったＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供できる。
【図１】本発明の第１実施形態に係るコーンビームＣＴ
の概略構成を示すブロック図。
の概略構成を示すブロック図。
【図２】上記第１実施形態に係る画像再構成部の詳細構
成を示すブロック図。
成を示すブロック図。
【図３】上記第１実施形態に係るＸ線ビームのパスと同
一平面における個々のピクセル間の関係を示す図。
一平面における個々のピクセル間の関係を示す図。
【図４】上記第１実施形態に係るボクセルＣに対する最
適な逆投影角度を示す図。
適な逆投影角度を示す図。
【図５】上記第１実施形態に係る“無円”および“彼
岸”を示す図。
岸”を示す図。
【図６】上記第１実施形態に係る“彼岸”を三次元的に
示す図。
示す図。
【図７】上記第１実施形態に係る再構成可能領域を示す
図。
図。
【図８】上記第１実施形態に係る“無円”の形状の変形
例を示す図。
例を示す図。
【図９】上記第１実施形態に係るボリュームスキャンに
おける再構成可能領域を示す図。
おける再構成可能領域を示す図。
【図１０】本発明の第２実施形態に係る再構成可能領域
を示す図。
を示す図。
【図１１】上記第２実施形態に係る“無円”の形状の変
形例を示す図。
形例を示す図。
【図１２】上記第２実施形態に係る“無円”の形状の変
形例を示す図。
形例を示す図。
【図１３】本発明の従来例に係るファンビームＣＴの検
出器の構成を示す図。
出器の構成を示す図。
【図１４】本発明の従来例に係るＣＢＰ法による再構成
処理の流れを示す図。
処理の流れを示す図。
【図１５】本発明の従来例に係るハーフ再構成における
焦点角度を示す図。
焦点角度を示す図。
【図１６】本発明の従来例に係るFeldkamp再構成法にお
ける再構成可能領域を三次元的に示す図。
ける再構成可能領域を三次元的に示す図。
【図１７】本発明の従来例に係るコーンビーム再構成に
おけるＦＯＶを示す上面図及び側面図。
おけるＦＯＶを示す上面図及び側面図。
１０…コーンビームＣＴ １１…システム制御部 １３…架台・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線管 ２３…面検出器 ２５…架台 ２７…データ収集部 ３１…画像再構成部 ３３…表示部
Claims (6)
- 【請求項１】 面検出器を有し、コーンビームデータを
収集して３次元再構成を行なうＸ線コンピュータ断層撮
影装置において、 ボクセルごとに最適となる焦点角度のデータを３次元逆
投影すべく、焦点角度とボクセルの座標とに対応して前
記３次元逆投影する領域を決定する逆投影領域決定手段
を具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影
装置。 - 【請求項２】 前記逆投影領域決定手段は、３次元逆投
影する領域を焦点角度とボクセルの２次元座標とに対応
して決定することを特徴とする請求項１に記載のＸ線コ
ンピュータ断層撮影装置。 - 【請求項３】 前記逆投影領域決定手段は、３次元逆投
影する領域を焦点角度とボクセルの３次元座標とに対応
して決定することを特徴とする請求項１に記載のＸ線コ
ンピュータ断層撮影装置。 - 【請求項４】 ３次元逆投影する領域と、前記３次元逆
投影を行なわない領域との境界をスムージングする手段
をさらに具備することを特徴とする請求項１、２、又は
３に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 - 【請求項５】 ２回のスキャンによって得られる各々の
逆投影データを重みづけ加算する手段をさらに具備する
ことを特徴とする請求項１、２、３又は４に記載のＸ線
コンピュータ断層撮影装置。 - 【請求項６】 ヘリカルスキャンを行なって３次元再構
成を行なうＸ線コンピュータ断層撮影装置において、 ボクセルごとに最適となる焦点角度のデータを３次元逆
投影すべく、焦点角度とボクセルの座標とに対応して前
記３次元逆投影する領域を決定する逆投影領域決定手段
を具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影
装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16583797A JP3788846B2 (ja) | 1997-06-23 | 1997-06-23 | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16583797A JP3788846B2 (ja) | 1997-06-23 | 1997-06-23 | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH119582A true JPH119582A (ja) | 1999-01-19 |
| JP3788846B2 JP3788846B2 (ja) | 2006-06-21 |
Family
ID=15819949
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16583797A Expired - Fee Related JP3788846B2 (ja) | 1997-06-23 | 1997-06-23 | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3788846B2 (ja) |
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000262510A (ja) * | 1999-03-17 | 2000-09-26 | Toshiba Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2002045355A (ja) * | 2000-04-29 | 2002-02-12 | Koninkl Philips Electronics Nv | コンピュータ断層撮影方法 |
| JP2003102720A (ja) * | 2001-09-25 | 2003-04-08 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 画像生成方法およびｘ線ｃｔ装置 |
| JP2005065837A (ja) * | 2003-08-21 | 2005-03-17 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線ｃｔ装置、及びその制御方法 |
| US7154988B2 (en) | 2001-08-09 | 2006-12-26 | Kabushiki Kaisha Toshiba | X-ray computed tomographic imaging apparatus |
| JP2007252898A (ja) * | 2006-02-27 | 2007-10-04 | Toshiba Corp | 画像表示装置及びｘ線ｃｔ装置 |
| JP2013166018A (ja) * | 2007-07-25 | 2013-08-29 | Toshiba Corp | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 |
| JP2013166033A (ja) * | 2006-02-27 | 2013-08-29 | Toshiba Corp | 画像表示装置及びｘ線ｃｔ装置 |
| WO2013161443A1 (ja) * | 2012-04-24 | 2013-10-31 | 株式会社 日立メディコ | Ｘ線cｔ装置及び画像再構成方法 |
| WO2016129433A1 (ja) * | 2015-02-12 | 2016-08-18 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線ｃｔ装置、画像処理装置及び画像再構成方法 |
-
1997
- 1997-06-23 JP JP16583797A patent/JP3788846B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000262510A (ja) * | 1999-03-17 | 2000-09-26 | Toshiba Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
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| JP2003102720A (ja) * | 2001-09-25 | 2003-04-08 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 画像生成方法およびｘ線ｃｔ装置 |
| JP4642331B2 (ja) * | 2003-08-21 | 2011-03-02 | 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 | Ｘ線ｃｔ装置、及びその制御方法 |
| JP2005065837A (ja) * | 2003-08-21 | 2005-03-17 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線ｃｔ装置、及びその制御方法 |
| JP2013166033A (ja) * | 2006-02-27 | 2013-08-29 | Toshiba Corp | 画像表示装置及びｘ線ｃｔ装置 |
| JP2007252898A (ja) * | 2006-02-27 | 2007-10-04 | Toshiba Corp | 画像表示装置及びｘ線ｃｔ装置 |
| JP2016041387A (ja) * | 2006-02-27 | 2016-03-31 | 株式会社東芝 | 画像表示装置 |
| JP2013166018A (ja) * | 2007-07-25 | 2013-08-29 | Toshiba Corp | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 |
| WO2013161443A1 (ja) * | 2012-04-24 | 2013-10-31 | 株式会社 日立メディコ | Ｘ線cｔ装置及び画像再構成方法 |
| CN104039232A (zh) * | 2012-04-24 | 2014-09-10 | 株式会社日立医疗器械 | X射线ct装置及图像重构方法 |
| JPWO2013161443A1 (ja) * | 2012-04-24 | 2015-12-24 | 株式会社日立メディコ | Ｘ線ｃｔ装置及び画像再構成方法 |
| US9406121B2 (en) | 2012-04-24 | 2016-08-02 | Hitachi Medical Corporation | X-ray CT apparatus and image reconstruction method |
| CN104039232B (zh) * | 2012-04-24 | 2016-09-28 | 株式会社日立制作所 | X射线ct装置及图像重构方法 |
| WO2016129433A1 (ja) * | 2015-02-12 | 2016-08-18 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線ｃｔ装置、画像処理装置及び画像再構成方法 |
| JPWO2016129433A1 (ja) * | 2015-02-12 | 2017-11-24 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線ｃｔ装置、画像処理装置及び画像再構成方法 |
| US10398392B2 (en) | 2015-02-12 | 2019-09-03 | Hitachi, Ltd. | X-ray CT apparatus, image processing device and image reconstruction method |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3788846B2 (ja) | 2006-06-21 |
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