KR19990014762A - 컴퓨터 단층촬영 시스템용 운동 아티팩트 억제필터 - Google Patents

컴퓨터 단층촬영 시스템용 운동 아티팩트 억제필터 Download PDF

Info

Publication number
KR19990014762A
KR19990014762A KR1019970708105A KR19970708105A KR19990014762A KR 19990014762 A KR19990014762 A KR 19990014762A KR 1019970708105 A KR1019970708105 A KR 1019970708105A KR 19970708105 A KR19970708105 A KR 19970708105A KR 19990014762 A KR19990014762 A KR 19990014762A
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
projection
data
angle
artifact
filter
Prior art date
Application number
KR1019970708105A
Other languages
English (en)
Inventor
칭-민 라이
Original Assignee
토비 에취. 쿠스머
아날로그 코포레이션
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 토비 에취. 쿠스머, 아날로그 코포레이션 filed Critical 토비 에취. 쿠스머
Publication of KR19990014762A publication Critical patent/KR19990014762A/ko

Links

Classifications

    • 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]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1648—Ancillary equipment for scintillation cameras, e.g. reference markers, devices for removing motion artifacts, calibration devices

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

운동 아티팩트 필터(74)가 근사값의 프로젝션 데이타 신호(PDS)에 기초하여 환자의 움직임을 나타내는 신호를 발생하기 위한 고역필터(322)를 포함한다. 운동 보정신호(MCA)는 그 관련된 프로젝션 데이타 신호(PDS, PAR)로 부터 고주파 신호(HF)의 부분(328, 330, EX, W, ERR)를 감산(332)하므로서 발생된다. 이들 부분(328, 330, EX, W, ERR)은 프로젝션 각도가 시작각도에 근접할 때에 증가하고 중간각도에 근접할 때에 감소한다.

Description

컴퓨터 단층촬영 시스템용 운동 아티팩트 억제필터
본 발명은 첨부도면에 의거하여 보다 상세히 설명하면 다음과 같다. 도면에서는 동일 또는 유사부분에 대하여 동일부호를 표시하였다.
도 1은 운동 아티팩트에 관련된 문제를 설명하는 CT 이미지 사진.
도 2는 본 발명에 따라 구성된 CT 시스템의 정면도.
도 3은 도 2에서 보인 운동 아티팩트 억제필터의 블럭 다이아그램.
도 4A-B는 부채꼴형 빔과 평행빔 프로젝션의 발생을 보인 설명도.
도 5A-B는 평행빔 프로젝션을 발생하기 위하여 본 발명에 따라 구성된 평행빔 변환기에 의하여 이용될 수 있는 한가지 방법을 보인 설명도.
도 6A-B는 설명을 위하여 0°와 180°로 각각 180°의 차이를 둔 프로젝션 각도에 대한 X-선 소오스와 검출기 사이의 공간관계를 보인 설명도.
도 7은 도 6A-B에서 보인 0°및 180°의 프로젝션 각도에서 검출기 어레이사이의 공간관계를 보인 설명도.
도 8A는 환자의 움직임이 없을 때에 수집된 평행빔 프로젝션의 여러 채널에서 예시적인 신호레벨을 보인 그래프.
도 8B는 환자의 움직임이 있을 때에 수집된 평행빔 프로젝션의 여러 채널에서 예시적인 신호레벨을 보인 그래프.
도 9는 본 발명에 따라 사용된 부채꼴형 빔 가중율의 한 형태를 보인 크기대 부채꼴형 빔 프로젝션 각도의 그래프.
도 10은 도 8B에서 보인 동일한 데이타를 보인 그래프로서 또한 본 발명에 따라 구성된 운동 아티팩트 억제필터가 운동 보정신호의 측정값을 발생하기 위하여 프로젝션 데이타 신호의 측정값으로부터 감산한 값을 보인 그래프.
도 11은 도 1에서 보인 이미지를 발생토록 사용된 동일한 데이타를 이용하여 발생되었으나 본 발명에 따라 구성된 운동 아티팩트 억제필터에 의하여 수정된 CT 이미지의 사진.
도 12는 미국특허출원 제08/587,468호에 기술된 형태인 링 억제필터와 줄무늬 억제필터를 포함하는 본 발명에 따라 구성된 CT 시스템의 신호처리부의 블럭 다이아그램.
본 발명은 예를 들어 환자의 CT 이미지를 발생토록 의료분야에 사용되는 컴퓨터 단층촬영(CT) 시스템에 관한 것이다. 특히 본 발명은 스캔중에 환자의 움직임에 의하여 원인이 되는 CT 이미지의 아티팩트를 감소시키기 위한 개선된 필터에 관한 것이다.
제 3 세대형의 컴퓨터 단층(CT) 시스템은 환상디스크의 직경방향 대향측에 각각 착설된 X-선 소오스와 X-선 검출기 시스템을 포함한다. 이 디스크는 갠트리 지지체 내에 회전 가능하게 착설되어 스캔중에 디스크가 회전축선을 중심으로 하여 연속회전 하는 동안에 X-선이 소오스로부터 디스크의 개방부 내에 놓인 대상체를 통하여 검출기 시스템 측으로 통과한다.
전형적으로 검출기 시스템은 초점 으로 불리는 점에 곡률 중심을 갖는 원의 원호형태로 단일 열이 되게 배치된 검출기 어레이를 포함하며 방사선이 X-선 소오스로부터 방사된다. X-선 소오스와 검출기 어레이는 이 소오스와 각 검출기 사이의 X-선 진로가 모두 디스크의 회전축선에 대하여 수직인 동일평면(이후부터 :슬라이스 평면 또는 스캔 평면 이라 함)내에 놓이도록 배치된다. X-선 진로는 점광원으로부터 방사되어 여러 각도로 검출기로 연장되므로 X-선 진로는 부채꼴을 이룬다. 따라서 모든 X-선 진로를 설명할 때에 부채꼴 빔 이라는 용어가 사용된다.
스캔중에 어느 한 측정 순간에 단일 검출기로 입사되는 X-선을 방사선 이라 하였으며, 각 검출기는 그 방사선의 강도를 나타내는 출력신호를 발생한다. 각 방사선은 그 진로 내에 있는 모든 질량에 의하여 부분적으로 감소되므로 각 검출기에 의하여 발생된 출력신호는 검출기와 X-선 소오스 사이에 놓인 모든 질량의 밀도(즉, 검출기의 해당 방사상 진로 내에 놓이는 질량의 밀도)를 나타낸다.
X-선 검출기에 의하여 발생된 출력신호는 CT 시스템의 신호처리부에 의하여 처리된다. 일반적으로 신호처리부는 신호대 잡음비를 개선하기 위하여 X-선 검출기에 의하여 발생된 출력신호를 여과하는 데이타 획득 시스템(DAS)을 포함한다. DAS에서 발생된 여과출력신호는 통상적으로 생 데이타 신호 라 한다. 통상적으로 신호처리부는 일련의 프로젝션 데이타 신호를 발생하여 각 프로젝션 데이타 신호가 해당 방사선 진로 내에 놓인 질량의 밀도를 나타내도록 생 데이타 신호를 대수적으로 처리한 프로젝션 필터를 포함한다. 어느 한 측정순간에 모든 프로젝션 데이타 신호의 집합을 통상적으로 프로젝션 또는 뷰우 라 한다. 단일 스캔중에 디스크가 회전하면 각 프로젝션이 디스크의 상이한 각도위치에서 발생되게 다수의 프로젝션이 발생된다. 어느 특정한 프로젝션에 해당하는 디스크 상의 소오스와 검출기 시스템의 각도배향이 프로젝션 각도로 불리어진다.
라돈 알고리즘(Radon algorithm)과 같은 잘 알려진 알고리즘을 이용하여 CT 이미지가 각 프로젝션 각도에서 수집된 모든 프로젝션 데이타로부터 발생된다. CT 이미지는 스캔평면을 따라 스캔되는 대상체의 2차원 슬라이스의 밀도를 나타낸다. 프로젝션 데이타 신호로부터 CT 이미지를 발생하는 방법은 필터 백 프로젝션(filtered back projection) 또는 CT 이미지가 프로젝션 데이타로부터 재구성된다 하여 재구성 방법으로 불리어진다. 통상적으로 신호처리부는 프로젝션 데이타 신호로부터 재구성된 CT 이미지를 발생하기 위한 백 프로젝터(back projector)를 포함한다.
CT 시스템의 한가지 문제점은 다양한 잡음 및 에러 소오스가 잠재적으로 재구성 CT 이미지에 대하여 잡음 또는 아티팩트의 원인이 되는 것이다. 따라서 CT 시스템은 전형적으로 신호대 잡음비를 개선하고 재구성 CT 이미지 내의 아티팩트의 존재를 줄이기 위하여 다수의 신호처리 기술을 이용한다.
불필요한 아티팩트가 재구성 CT 이미지 상에 나타나도록 하는 한가지 중요한 요소는 스캔중에 스캔되는 대상체의 운동, 즉 움직임에 관한 것이다. 사진촬영 분야에서 잘 알려진 바와 같이, 카메라의 조리개가 열렸을 때 피사체의 운동은 사진이 흐려지는 원인이 된다. 마찬가지로 CT 스캔중에 스캔되는 대상체의 운동은 CT 이미지에 아티팩트가 나타나도록 하는 바, 이상적으로는 주사되는 대상체가 스캔중에 움직임이 없이 고정되는 것도 좋다. 그러나, 환자가 CT 스캔의 대상이고 환자가 절대로 움직이지 않고 고정하여 있는 것이 어려우므로 짧은 시간이라 하여도 운동 아티팩트가 나타나 CT 이미지의 질을 떨어뜨린다. 더우기 사진촬영의 경우에 있어서 카메라 시계의 일부 움직임은 그 운동의 영역에서만 희미하게 나타날 것이다(예를 들어 피사체가 손을 움직이면 피사체의 손이 희미하게 나타나나 머리부분은 희미하게 나타나지 않을 것이다), 재구성 방법의 특성상 스캔중에 환자의 어느 한 부분의 움직임은 이러한 운동이 일어나는 부위 이외에 CT 이미지의 영역에 아티팩트가 나타나도록 한다. 따라서, 예를 들어 심장과 그 주위영역의 스캔중에 심장고동은 심장에 국한되지 않는 아티팩트가 CT 이미지의 이들 주위영역에 나타나도록 한다.
도 1은 운동 아티팩트에 관련된 문제점을 설명하는 것으로 사람의 흉부 내강과 심장의 재구성 CT 이미지의 예를 보인 것이다. 당해 분야의 전문가라면 쉽게 알 수 있는 바와 같이 도 1에서 보인 CT 이미지는 이미지의 해석에 방해가 되는 아티팩트를 포함하고 있으며 이들 아티팩트는 스캔중 심장의 운동이 원인이 된다.
운동 아티팩트는 두가지 상이한 형태로 분류될 수 있다. 제 1 형태는 180°로 분리된 프로젝션 각도를 갖는 프로젝션의 차이에 관련하고, 제 2 형태는 시작 과 종료 프로젝션 각도(즉, 시작 프로젝션 각도는 통상적으로 0°로 간주되고, 종료 프로젝션 각도는 360°로 간주된다)에서 프로젝션의 차이에 관련한다. 만약 스캔중에 환자의 움직임이 없는 경우에는 180°의 간격을 둔 두 프로젝션은 이들 양 프로젝션이 환자의 동일한 부유(중심 방사선, 즉 디스크의 등중심을 통과하는 방사전에 대한 검출기 어레이의 위치에 따라) 동일하거나 근접하게 나타나므로 통상적으로는 매우 유사하다(비록 X-선 소오스와 검출기의 상대위치가 바뀐다 하더라도). 그러나, 환자가 프로젝션 각도 θ의 제 1 프로젝션과 θ+180°의 프로젝션 각도의 제 2 프로젝션 사이로 이동하는 경우 이들 프로젝션은 환자의 뷰우가 상이한 자태로 나타날 것이다. 이러한 차이가 제 1 형태의 운동 아티팩트를 발생한다. 마찬가지로 환자가 시작 및 종료 프로젝션 각도에서 취하여진 프로젝션 사이로 이동하는 경우 비록 X-선 소오스와 검출기가 시작 및 종료 프로젝션 각도에서 동일한 위치에 있다 하여도 환자의 상이한 뷰우를 보일 것이다. 이러한 차이가 제 2 형태의 운동 아티팩트를 발생한다. 제 1 형태의 운동 아티팩트는 재구성된 CT 이미지 상에서 때로는 모자이크 패턴을 보이는 곡선줄무늬 모양으로 나타난다. 제 2 형태의 운동 아티팩트는 재구성된 CT 이미지에서 시작각도 프로젝션을 따라 음영이 나타나는 결과를 보인다. 일반적으로 운동 아티팩트의 정확한 모양은 운동영역의 크기, 장소 및 밀도와 운동의 속도와 진폭에 따라 달라진다.
종래기술의 운동 아티팩트 억제방법은 환자의 운동에 의하여 원인이 되는 고주파 성분을 제거하도록 프로젝션 데이타를 저역필터로 필터링하는 것이다. 이러한 필터링이 제 1 형태의 일부 운동 아티팩트를 효과적으로 억제할 수는 있으나 CT 이미지의 전체 해상도가 떨어지는 경향이 있다. 또한, 이러한 필터링은 제 2 형태의 운동 아티팩트를 억제하는데에는 효과적이지 못하다. 제 2 형태의 운동 아티팩트를 억제하는 종래의 방법은 통상적으로 데이타 페더링(date feathering) 이라 하며 오우버 스캔 또는 언더스캔 방식을 이용하나 이러한 방법으로 충분한 억제가 이루어지지는 아니하며 이들은 부가적인 프로젝션을 요구하고 공간해상도를 떨어뜨리며 신호대 잡음비를 감소시키는 것과 같은 다른 결점을 갖는다.
따라서 CT 이미지에서 운동 아티팩트를 감소시키기 위한 개선된 방법과 장치가 필요하다.
본 발명의 목적은 종래기술의 상기 언급된 문제점을 줄이거나 극복하는데 있다.
본 발명의 다른 목적은 개선된 운동 아티팩트 억제필터를 제공하는데 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 제 1 및 제 2 형태의 운동 아티팩트를 억제하기 위한 운동 아티팩트 필터를 제공하는데 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 제 2 형태의 운동 아티팩트를 제 1 형태의 운동 아티팩트의 일반화된 경우 처럼 처리하는 운동 아티팩트 필터를 제공하는데 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 환자의 움직임을 나타내는 고주파 신호를 발생하기 위한 고역필터를 포함하여 운동 아티팩트 필터를 제공하는데 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 환자의 움직임을 보다 정확히 나타내는 고주파 신호로부터 저주파 신호를 발생하기 위한 저역필터를 포함하는 운동 아티팩트 필터를 제공하는데 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 저주판 신호를 임계값에 비교하고 저주파 신호의 크기가 임계값 보다 작거나 같은 경우에 초과신호를 제로로 설정하며, 그렇지 않으면 저주판 신호가 임계값을 초과하는 양을 나타내도록 초과신호를 설정하므로서 저주파 신호로부터 초과신호를 발생하기 위한 임계값 장치를 제공하는데 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 에러신호에 일치하는 일련의 가중율을 발생하기 위한 신호가중함수 발생기를 포함하는 운동 아티팩트 필터를 제공하는데 있다. 여기에서 가중율은 이들에 관련된 프로젝션 각도가 시작 및 종료 프로젝션 각도에 접근할 때에 증가하고 이들의 관련된 프로젝션 각도가 시작 및 종류 프로젝션 각도의 중간인 프로젝션 각도에 접근할 때에 감소한다.
본 발명의 또 다른 목적은 관련된 초과신호와 가중율을 승산하여 발생되는 에러신호를 발생하기 위한 승산기를 포함하는 운동 아티팩트 필터를 제공하는데 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 해당 프로젝션 데이타 신호로부터 에러신호를 감산하여 운동 보정신호를 발생하기 위한 감산기를 포함하는 운동 아티팩트 필터를 제공하는데 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 반대 프로젝션 각도, 즉 180°차이를 보이는 프로젝션 각도에서 발생된 프로젝션 데이타 신호 사이의 보정값을 분할하는 운동 아티팩트 필터를 제공하는데 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 부채꼴형 빔 프로젝션을 평행한 빔 프로젝션으로 변환시키기 위한 평행빔 변환기를 포함하는 운동 아티팩트필터를 제공하는데 있다.
이들 목적과 다른 목적들이 개선된 아티팩트 억제필터에 의하여 제공된다. 필터는 대향 프로젝션 쌍을 제공하기 위하여 180N°의 차이를 보이는 프로젝션 각도를 포함하는 각 다수의 프로젝션 각도에서 프로젝션을 발생하는 CT 시스템에 사용될 수 있다. 여기에서 N은 1 이상의 정수이다. 각 프로젝션은 다수의 프로젝션 데이타 신호의 측정값을 포함하며, 각 측정값은 하나의 프로젝션 각도에서 CT 시스템의 검출기와 X-선 소오스 사이의 공간을 점유하는 모든 질량의 밀도를 나타낸다. 전형적으로 이러한 공간은 원추형이거나 원주형일 수 있다. 운동 아티팩트 필터는 아티팩트 에러가 프로젝션 사이에 존재하는지의 여부를 결정하기 위하여 대향된 쌍의 프로젝션을 베교하기 위한 장치를 포함한다. 대향된 프로젝션으로부터의 측정값 사이의 차이가 사전에 결정된 임계값을 초과하는 경우 필터는 측정값을 조절하여 아티팩트 에러를 보상한다. 본 발명의 다른 관점에 따라서, 필터는 프로젝션 각도의 함수인 양으로 측정값을 조절하는 바, 이러한 함수는 프로젝션 각도가 시작각도에 접근하고 프로젝션 각도가 종료각도에 접근할 때 증가하며, 또한 이러한 함수는 프로젝션 각도가 시작 및 종료각도의 중간각도에 접근할 때에 감소한다.
본 발명의 다른 목적과 잇점들이 본 발명의 최상 모우드를 간단히 설명하는 방법으로 여러 실시형태가 도시되고 설명된 다음의 설명으로부터 당해 기술분야에 전문가라면 명백하게 될 것이다. 잘 알 수 있는 바와 같이, 본 발명은 본 발명의 범위를 벗어남이 없이 다른 실시형태의 구성이 가능하고 상세부분이 여러 관점에서 수정될 수 있다. 따라서, 첨부도면과 상세한 설명들은 단순히 설명을 위한 것일 뿐 어떠한 제한을 두고자 한 것은 아니고, 본 발명의 범위는 청구범위에서 한정된다.
도 2는 본 발명의 원리가 적용된 예시적인 컴퓨터 단층촬영(CT) 시스템, 즉 스캐너(40)를 보인 것이다. 스캐너(40)는 X-선 소오스(42)와 디스크(46)에 착설된 검출기의 어레이로 구성되는 검출기 조립체(44)를 포함한다. 소오스(42)와 검출기 조립체(44)는 CT 스캔중에 디스크(46)의 중앙개방부를 통하여 연장된 대상체(50)의 둘레를 회전토록 하고 X-선이 통과하고 스캔중에 어떠한 질량의 밀도가 측정되는 이미지 필드(60)를 한정하기 위하여 회전축선(48)(도 2에서 보인 도면에 수직으로 연장됨)을 중심으로 하여 회전된다. 이러한 이미지 필드는 일반적으로 (1) 회전축선(48)과 X-선이 통과하는 이미지 평면의 교차점에서 등중심으로 중심을 가지고,(2) 소오스(42)의 X-선 초점이 이동하는 주연을 갖은 원으로 한정된다. 대상체(50)는 환자의 머리나 몸통의 일부일 수 있다. 소오스(42)는 스캐닝 평면(회전축선 48에 수직임) 내에서 연속 부채꼴형의 X-선 빔(52)을 방사하며 이들은 대상체(50)를 통과한 후에 조립체(44)의 검출기에 의하여 감지된다. 산란광선이 검출기에 의하여 감지되는 것을 방지하기 위하여 대상체(50)와 검출기 조립체(44) 사이에 산란방지판(54)의 어레이가 배치되는 것이 좋다. 우선 실시형태에 있어서, 검출기의 수는 384개이고 48°의 원호에 연장되어 있다. 그러나 이러한 검출기의 수와 각도는 달라질 수 있다. 알루미늄과 같은 경량물질로 되어 있는 디스크(46)는 개방프레임의 구조이어서 대상체(50)가 디스크의 개방부를 통하여 배치될 수 있다. 대상체(50)는 예를 들어 X-선이 투과할 수 있는 테이블(56) 상에 지지된다.
검출기 조립체(44)에 의하여 발생된 출력신호는 일련의 원데이타 신호를 발생하는 DAS(70)(블럭 다이아그램 형태로 도시됨)에 인가된다. 원데이타 신호는 일련의 프로젝션 데이타 신호를 발생하는 프로젝션 필터(72)에 인가된다. 디스크(46)가 회전할 때에 프로젝션 데이타 신호는 많은 프로젝션 각도로부터 프로젝션 데이타를 제공토록 사용된다. 프로젝션 데이타 신호는 재구성 CT 이미지에서 운동 아티팩트를 감소시킬 수 있도록 본 발명에 따라 프로젝션 데이타 신호를 필터링 하는 운동 아티팩트 억제필터(74)에 인가된다. 운동 아티팩트 억제필터(74)에 의하여 발생된 출력신호는 이를 운동 보정 프로젝션 데이타 신호 또는 간단히 운동 보정 신호 라 하며 이는 운동 보정신호로 부터 CT 이미지를 발생하는 백 프로젝션(back projector)(76)에 인가된다. 백 프로젝터(76)는 백 프로젝션을 위하여 잘 알려진 회선 핵으로 데이타를 회선시키기 위한 회선필터(도시하지 않았음)를 포함한다.
스캐너(40)는 다중채널 장치이고, 각 채널의 데이타는 하나의 검출기 출력신호와 이에 해당하는 원 데이타, 프로젝션 데이타와, 운동 보정신호를 포함한다. 각 채널에서, 이들 각 신호는 각 프로젝션 각도에서 발생된다. 본문에 사용된 채널 이라는 용어는 검출기로부터 발생되어 여러 기술된 성분을 통하여 처리되는 신호의 경로를 나타내는 것으로 비록 필수적인 것은 아니나 여러채널이 공통 신호경로의 적어도 일부를 공유할 수 있으며 예를 들어 이들 채널이 공통요소를 공유하는 것으로 이해될 수 있다. 예를 들어, 공통요소 또는 요소들이 검출기 조립체를 구성하는 여러 서브셋트의 각 검출기의 출력을 처리하도록 사용되는 경우, 멀티플렉서가 공통요소 또는 요소들을 통하여 각 서브셋트의 신호를 처리토록 사용될 수 있다.
이후 상세히 설명되는 바와 같이, 프로젝션 필터(72)에 의하여 발생된 프로젝션 데이타 신호보다는 운동 아티팩트 억제필터(74)에 의하여 발생된 운동 보정신호를 이용하므로서, 백 프로젝터(76)는 적은 수의 운동 아티팩트만을 갖는 개선된 CT 이미지를 발생할 수 있고 이로써 선명도가 개선된다. 좋기로는 운동 아티팩트 필터(74)가 비선형 필터이고 이 필터(74)는 해상도가 현저히 저하됨이 없이 CT 이미지에서 제 1 및 제 2 형태의 운동 아티팩트를 억제한다.
도 3은 본 발명에 따라 구성된 운동 아티팩트 억제필터(74)의 한 실시형태의 블럭 다이아그램을 보인 것이다. 이 필터(74)는 프로젝션 필터(72)에 의하여 발생된 프로젝션 데이타 신호를 수신하고 이로부터 운동 보정신호를 발생하여 백프로젝터(76)에 인가한다. 운동 아티팩트 억제필터(74)는 평행빔 변환기(310), 운동 보상 필터(320)와 보간필터(340)를 포함한다. 평행빔 변환기(310)는 프로젝션 필터(72)에 의하여 발생된 프로젝션 데이타 신호를 수신하여 이로부터 일련의 평행빔 신호를 발생한다. 병렬빔 신호는 운동 보상필터(320)에 인가되며 이 필터는 운동 보정 신호를 발생하고, 이 신호가 보간필터(340)에 의하여 백 프로젝터(76)에 인가된다.
평행빔 변환기(310)는 재정리 변환기(312)와 인터리브 변환기(314)를 포함한다. 재정리 변환기(312)는 프로젝션 데이타 신호를 수신하여 이로부터 일련의 재정리된 신호를 발생한다. 재정리된 신호는 인터리브 변환기(314)에 인가되고 이 변환기는 이 신호로부터 평행빔 신호를 발생한다. ,프로젝션 필터(72)에 의하여 발생된 프로젝션은 모든 프로젝션이 부채꼴형 빔(52)(도 2에서 보임)을 이용하여 발생되므로 부채꼴형 빔 데이타로서 간주될 수 있다. 평행빔 변환기(310)는 평행빔 프로젝션을 형성하기 위하여 프로젝션을 다시 발생한다.
단일 360°스캔중(즉, 디스크이 1회전중) 프로젝션 필터(72)에 의하여 발생된 프로젝션 데이타의 측정값은 다음 등식(1)에서 보인 바와 같은 행렬식 PDS에서 체계화 된다.
PDS 행렬식에서 각 요소 PDS(i, θ)는 θ와 동일한 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 대한 i번째 채널에서의 프로젝션 데이타 신호의 측정값을 나타낸다. 등식(1)에서, N은 스캐너(40)의 채널수를 나타내고 1 스캔은 360°회전을 포함하는 것으로 간주된다. 상기 언급된 바와 같이, 우선 실시형태에서 어레이(44)의 검출기는 384개 이므로 우선 실시형태에서 스캐너(40)의 채널수는 384개이고 N은 384와 같다. Δθ는 연속 프로젝션 사이에서 디스크(46)의 회전양을 나타낸다(즉, Δθ는 연속 프로젝션 사이에서 프로젝션 각도의 각도증분이다). 우선 실시형태에서, 디스크(46)는 각 프로젝션 사이에서회전하고 스캐너(40)가 단일 360° 스캔시에 2880개의 프로젝션을 발생하여(즉, 360°의 각 1°당 8개의 프로젝션을 발생한다) 우선 실시형태에서 Δθ는 0.125°이다. PDS 행렬식의 각 행은 단일 프로젝션 각도에서 수집된 프로젝션 데이타 신호의 모든 측정값을 나타내며, 우선 실시형태에서 PDS 행렬식의 행은 2880개이다. PDS 행렬식의 각 열은 단일 스캔중 하나의 채널에서 수집된 프로젝션 데이타 신호의 모든 측정값을 나타내며, 우선 실시형태에서 PDS 행렬식의 열은 384개이다. PDS 행렬식은 최초 행이 최종 행의 연속인 순환특성을 갖는다. 즉, PDS(i, o)와 PDS(i, 360)는 동일 각도위치로부터 발생된 신호이다. 비록 본문에서는 단일 360°스캔이 기술되어 있으나, 본 발명은 미국특허출원 제 08/191,428호 X-ray Tomognaphy System for and Method of Improving the Quality of a Scanned Image 에 기술된 2분해 스캔과 같이 360°이외의 스캔이 이루어질 수 있도록 하는데 이용될 수 있다.
도 4A는 환자(50)의 단면의 단일 프로젝션 뷰우의 일부를 형성하는 일련의 레이(rays)(410)를 보이고 있다. 각 레이는 X-선 소오스(42)로부터 방사되며, 이 소오스는 점광원이고, 레이(410)는 평행하지 않아 그 결과의 프로젝션은 부채꼴형 빔 프로젝션이다. PDS 행렬식의 각 행은 단일 부채꼴형 빔 프로젝션중에 발생된 데이타 신호와 일치한다. 재정리 변환기(312)는 프로젝션 데이타 신호를 다시 체계화하여 각 재체계화된 프로젝션이 도 4B에서 보인 레이(420)와 같이 일련의 평행한 레이로 구성된다.
도 5A-B는 재체계화된 프로젝션을 발생하기 위하여 재정리 변환기(312)에 의하여 사용되는 한가지 우선방법을 보인 것이다. 도 5A-B는 두 연속 프로젝션 뷰우중에 X-선 소오스(42)와 검출기 어레이(44)의 위치를 보인 것이다. 스캔중에 X-선 소오스(42)와 검출기 어레이(44)는 원(520)의 중심(510)을 중심으로 하여 시계반대 방향으로 회전한다. 도 5A에서 보인 제 1 프로젝션 중에 레이(530)가 검출기(44:4)에 입사된다(즉, 어레이 44의 4번째 검출기가 도면에서 보인 바와 같이 좌측단을 형성한다). 도 5B에서 보인 다음 프로젝션 중에 레이(532)가 검출기(44:3)에 입사된다(즉, 어레이 44의 3번째 검출기가 도면에서 보인 바와 같이 좌측단을 형성한다). 우선 실시형태에 있어서, 검출기 사이의 공간은 연속 프로젝션의 발생 사이에서 회전양에 맞추어져 있어 레이(530)가 이로부터 약간 벗어나 있나 레이(532)에 대하여 평행하다. 우선 실시형태에 있어서, 이러한 기본적인 관계는 모든 검출기에 대하여 정확히 적용되므로 연속 프로젝션 중 인접한 검출기에 입사되는 어떠한 두레이는 평행하게 되고 비록 평행한 레이 사이의 간격이 달라질 수 있으나 서로 약간 벗어나 있게 된다. 상기 언급된 바와 같이, 우선 실시형태에서 Δθ는 0.125°이므로, 우선 실시형태에서 어레이(44)의 각 검출기는 인접한 검출기로부터 0.125°만큼 간격을 두고 있다. 도 3의 재정리 변환기(312)는 데이타를 재정리하여 다시 체계화된 프로젝션을 발생토록 이러한 기본관계를 이용한다.
좋기로는 재정리 변환기(312)가 재정리 신호의 행렬식 RE를 구성토록 PDS 행렬식을 다시 체계화 하므로서 RE 행렬식의 각 행은 평행한 빔에 의하여 형성된 프로젝션과 등가이다. 재정리 변환기(312)는 RE 행렬식을 발생하여 RE 행렬식의 각 요소 RE(i, θ)가 i와 θ의 모든 값에 대하여 다음 등식에 따라서 선택된다.
RE(i, θ) = PDS(i, [i-j][Δθ]+θ)(2)
여기에서 j번째 채널을 회전디스크의 등중심을 통과하는 중심 레이에 가장 근접한 검출기를 포함하는 채널이다. RE 행렬식의 각 요소 RE(i, θ)는 θ의 평행빔 프로젝션 각도에 대하여 i번째 채널에서 재정리된 신호의 측정값을 나타낸다.
도 3의 재정리 필터(312)는 각 채널에 대하여 인접한 평행빔 프로젝션 각도의 프로젝션 데이타 신호를 평균하기 위한 저역필터를 포함할 수 있다. 이는 각 행 사이의 큰 각도간격 dθ를 갖는 소수의 행을 갖는 평균화된, 즉 데시메이팅된 평행빔 행렬식 RE(i, θ)를 발생한다. 이러한 방법으로 RE 행렬식을 데시메이팅(decimating) 하는 목적은 이후의 작업에 소요되는 계산을 줄이는데 있으나 최종적으로 재구성된 이미지를 생성을 위한 정보는 부족하게 된다.
인터리브 변환기(314)(도 3에서 보임)는 재정리된 신호를 수신하여 이들로부터 평행빔 신호를 발생한다. 인터리브 변환기(314)는 보다 조밀한 데이타 값을 얻기 위하여 180°의 간격을 둔 평행빔 프로젝션을 조합한다. 도 6A와 도 6B는 0°와 180°의 프로젝션 각도에 대한 X-선 소오스(42), 환자(50)의 단면과 검출기 어레이(44) 사이의 공간관계를 보인 것이다. 설명을 위한 도 6A-B에서, 검출기 어레이(44)는 7개의 검출기를 갖는 것으로 도시되어 있으며 제 4 채널(44:4)의 검출기가 검출기 어레이(44)의 중심이 된다. 상기 언급된 바와 같이, 우선 실시형태에 있어서, 실제로는 검출기 어레이(44)가 384개의 검출기를 가지나 설명을 위하여 이 실시형태에서 검출기는 7개인 것으로 설명될 것이다. 우선 실시형태에 있어서 검출기 어레이(44)는 디스크(46)의 등중심(610)으로 부터 약간 치우져 있어 소오스(42)의 초점과 등중심(610)을 연결하는 라인(634)은 검출기(44:4), 즉 디스크의 등중심을 통과하는 중심 레이에 가장 근접한 검출기의 중심과 교차하지 아니한다. 실제로 어레이는 보다 조밀한 데이타 값을 얻기 위하여 제 1 회전중에 획득된 데이타와 상이한 부가 데이타를 획득하기 위하여 제 2 회전중에 X-선 소오스와 검출기의 완전한 1회전 후에 이동될 수 잇다. 이러한 검출기 시스템의 구성이 1994년 2월 3일자 출원되어 본원 출원인에게 양도된 미국특허출원 제08/191,428호 X-RAY TOMOGRAPHY SYSTEM FOR AND METHOD OF IMPROVING THE QUALITY OF A SCANNED IMAGE(대리인 사건번호 ANA-044)에 상세히 기술되어 있다.
도 7은 0°와180°의 프로젝션 각도에서 검출기 어레이(44) 사이의 공간관계와 3개의 검출기에 입사되는 레이(710)(712)(714)를 보인 것이다. 어레이(44)와 디스크(46)의 등중심 사이의 오프셋트 때문에 0°의 프로젝션 각도에서 검출기 어레이(44)는 180′에서의 검출기 어레이(44)로부터 치우쳐 있다. 따라서 180°의 프로젝션 각도에서 6번째 채널 검출기(44:6)에 입사되는 레이(710)는 0°의 프로젝션 각도에서 각각 검출기(44:2)(44:3)에 입사되는 레이(712)(714) 사이에 놓인다. 이예에서, 검출기(44:6)는 중심 레이를 한정하는 중심 검출기로서 간주될 수 있으며 검출기(44:2)(44:3)는 중심레이에 대하여 대향되게 인접하여 배치된 레이를 한정하는 대향-인접 검출기로서 간주될 수 있다. 각 프로젝션 각도에서, 각 검출기는 환자의 일부분의 밀도를 측정하며, 일반적으로 대향-인접된 검출기에 의하여 측정된 부분은 다른 검출기에 의하여 측정된 부분보다 중심 검출기에 의하여 측정된 부분에 더 근접한다(예를 들어, 0°의 프로젝션 각도에서 검출기 44:2와 44:3에 의하여 측정된 부분은 180°의 프로젝션 각도에서 검출기 44:5와 44:7에 의하여 측정된 부분보다는 180°의 프로젝션 각도에서 검출기 44:6에 의하여 측정된 부분에 더 근접한다). 180°간격을 둔 어떠한 두 프로젝션은 보다 조밀한 단일셋트의 프로젝션 데이타를 형성하기 위하여 중심과 대향-인접 검출기 사이의 이러한 관계를 이용하여 인터리브될 수 있다. 실제로 일부 스캔에 있어서, 상기 언급된 미국특허출원 제08/191,428호에 기술된 형태의 두 회전스캔과 같이, 180N(여기에서 N은 1이상의 정수이다)의 간격을 둔 어떠한 두 프로젝션이 이러한 관계를 이용하여 인터리브될 수 있다. 최초 360°에 대한 검출기 오프셋트와 제 2 회전의 시프트의 경우에 있어서, 모두 서로 인터리브된 각 180°마다 하나씩 4개 셋트의 평행한 레이를 얻을 수 있다. 예를 들어 도 7에서 보인 배열에서 이러한 인터리브된 프로젝션의 하나는 양[RE(1, 0), RE(7, 180), RE(2, 0), RE(6, 180), RE(3, 0), RE(5, 180), RE(4, 0), RE(4, 180), RE(5, 0), RE(3, 180), RE(6, 0), RE(2, 180), RE(7, 0), RE(1, 180)]으로 구성된다. 여기에서 RE(i, θ)는 θ의 프로젝션 각도에서 i번째 채널의 검출기로부터 발생된 재정리신호이다. 인터리브 변환기(314)는 일련의 조밀한 프로젝션 데이타 셋트를 형성토록 이러한 방법으로 재정리신호를 인터리브한다.
인터리브 변환기(314)(도 3에서 보임)는 평행빔 신호의 측정값의 행렬식 PAR를 발생하며, PAR 행렬식의 각 요소 PAR(i, θ)는 θ와 동일한 평행빔 프로젝션 각도에 대한 i번째 채널에서의 평행빔 신호의 측정값이다. PAR 행렬식의 구조는 다음 등식(3)으로 나타낸다.
등식 (3)에서 보인 바와 같이, PAR 행렬식은 PDS 행렬식 보다 열이 두배이고 행은 반이다. 따라서 PAR 행렬식의 각 열은 PDS 행렬식의 행의 데이타의 두배를 갖는 평행빔 프레젝션을 나타낸다. 이와 같이 각 평행빔 프로젝션은 부채꼴형 빔 프로젝션의 채널보다 두배의 채널을 갖는 것임을 알 수 있다. PDS 행렬식과는 약간 다르게 PAR 행렬식은 최종 행의 역순으로 제 1 행에 연속하는 주기특성을 갖는다. 즉 PAR(0, 180)과 PAR(2N-1, 0)은 동일한 각도 위치로부터 발생된 신호이고 PAR(1, 180)과 PAR(2N-1, 0) 및 그 이외의 것들도 마찬가지이다. 우선 실시형태에서 인터리브 변환기(314)는 i 와 θ의 모든 값에 대하여 다음 등식 (4)의 셋트에 따른 PAR 행렬식의 요소를 발생한다.
PAR(2i, θ) = RE(i, θ)
PAR(2i+1, θ)= RE(N-1-i, θ+180)(4)
0≤i≤N
잘 알려진 바와 같이, 부채꼴형 빔 데이타를 평행빔 데이타로 변환시키는 변환기(310)와 같은 평행빔 변환기가 필터(340)(도 3에 도시됨)과 같은 보간필터에 연결된다. 그러나, 보간필터는 인터리브 변환기(314)에 이어 곧 바로 배치된다. 상기 언급된 바와 같이, 일반적으로 검출기는 각 검출기의 X-선 소오스에 대한 각 변위가 모든 검출기에 대하여 동일하게 구성되고 배치되어 있으므로 변환된 평행빔의 폭은 서로 동일하지 않다. 따라서 PAR 행렬식의 각 행(즉, 각 평행빔 프로젝션)은 서로 일정한 간격을 두지 않은 데이타 포인트를 포함한다. 차라리 각 프로젝션의 등중심 중앙 가까이의 값을 나타내는 요소들은 각 프로젝션의 변부 가까이의 값을 나타내는 요소보다 더 간격을 두고 있다. 보간필터는 데이타를 보간하고 각 프로젝션의 값을 나타내는 모든 요소들이 동일한 간격을 유지하는 새로운 행렬식의 평행빔 데이타를 발생한다. 우선 실시형태에 있어서, 보간필터(340)는 데이타를 보간하고 등간격의 요소들을 포함하는 프로젝션을 발생토록 공지된 기술을 이용하나, 필터(340)는 인터리브 변환기(314)에 이어 곧 바로 배치되기 보다는 도 3에서 보인 바와 같이 운동 보상필터(320) 이후에 배치되는 것이 좋다. 그러나, 본 발명은 보상필터(340)가 인터리브 변환기(314)의 직후에 배치되고 필터(340)의 출력이 운동 보상필터(320)의 입력에 연결되는 경우에도 마찬가지로 결과를 가져올 것이다. 후자에 대하여서는 이후 상세히 설명된다.
또한, 잘 알려진 바와 같이, 부채꼴형 빔 데이타를 평행빔 데이타로 변환시킴에 있어서는 약간의 회전이 도입되어 0°의 평행빔 프로젝션 각도가 0°의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도와 정확히 일치하지 아니한다. 만약 보정치 않으며, 이러한 회전은 수평으로부터 약간 회전된 재구성 이미지를 발생하는 결과를 가져온다. 일반적으로 등식(2)에 사용된 중심검출기 j가 등중심을 통하여 초점으로부터 통과하는 라인과 정확히 중심이 맞추어지지 않으므로 이러한 회전이 도입된다. 회전량은보다는 작으며 백-프로젝션(72)에 의하여 잘 알려진 기술을 이용하여 보정되거나 간단히 무시될 수도 있다.
도 8A-B는 환자의 움직임에 관련된 문제를 설명하는 PAR 행렬식의 한 행의 일부분에서 상대 데이터값을 보인 그래프이다. 도 8A는 환자의 움직임이 없을 때에 수집된 데이타를 나타내고 도 8B는 스캔중에 환자의 움직임이 있을 때에 수집된 데이타를 보인 것이다. 도 8A-B에서 0°, 180° 및 360° 부근에서 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당하는 인터리브된 데이타 포인트가 삼각형, 원 및 X표로 표시되어 있다. 인터리브된 채널에 대하여서는 그 결과에 따라 번호를 표시하였으나 이들 데이타값을 검출하는데 사용된 실제의 검출기는 인접하지 아니한다(예를 들어 채널 15와 17은 채널 16으로부터 대향 인접한 채널이다). 도 8A-B에 있어서, 채널 번호 21(즉, i=21)로 보인 데이타 포인트는 정확히 180°인 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당한다. 채널(21)의 좌측에 대하여 원으로 표시된 데이타 포인트는 180°보다 약간 큰 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당하며(예를 들어, 채널 19는 180+dθ에 해당하고 채널 17은 180+2dθ에 해당한다), 채널(21)의 우측에 대하여 원으로 표시된 데이타 포인트는 180° 보다 약간 작은 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당한다. 채널번호 20에 대하여 보인 데이타 포인트는 정확히 360-dθ°의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당하고 채널(20)의 좌측에 대하여 X표로 표시된 데이타 포인트는 360°보다 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당한다. 마찬가지로 채널번호 22에 대하여 보인 데이타 포인트 0°의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당하며 채널(22)의 우측에 대하여 삼각형으로 보인 데이타 포인트는 0°보다 큰 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당한다.
도 8A는 스캔중에 환자의 움직임이 없을 때에 수집된 프로젝션 데이타의 한예를 보인 것이다. 도 8A에서 보인 데이타는 완만하게 변화하는 환자의 밀도형태를 보인 것이다. 도 8B는 스캔중에 환자의 움직임이 있을 때 수집된 프로젝션 데이타의 예를 보인 것이다. 일반적으로, 0°부근의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당하는 데이타 포인트는 180°부근위 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당하는 데이타 포인트로부터 벗어나 있다. 마찬가지로 180°부근의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당하는 데이타 포인트는 360° 부근의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당하는 데이타 포인트로부터 벗어나 있다. 끝으로, 0° 부근의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당하는 데이타 포인트 360°부근의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 해당하는 데이타 포인트로부터 보다 현저히 벗어나 있다. 도 8B에서 보인 바와 같은 데이타를 보인 것은 두가지 다른 형태의 운동 아티팩트의 이해를 돕기 위한 것이다. 제 1 형태는 180°의 간격을 둔 어떠한 두 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에서 수집된 데이타 사이의 오프셋트에 관련하며, 이러한 형태의 오프셋트의 예가 채널(34)와 채널(35)의 데이타 포인트 사이의 오프셋트를 예로 들어 도 8B에 도시되어 있다. 제 2 형태는 시작 및 종료각도에서 수집된 데이타 사이의 오프셋트에 관련한 것으로, 이러한 형태의 오프셋트의 예각 채널(20)(22)의 데이타 포인트 사이의 오프셋트를 예로 들어 도 8B에 도시되어 있다. 이후 상세히 설명되는 바와 같이, 운동 보상필터(320)(도 3에 도시됨)는 CT 이미지의 해상도를 크게 떨어뜨리지 아니하고 양 형태의 아티팩트를 효과적으로 감소시킨다.
다시 도 3에서, 운동 보상필터(320)는 평행빔 변환기(310)로부터 평행빔 신호를 수신하여 운동 보정신호를 발생하며 이 신호는 보간필터(340)의 입력에 인가된다. 운동 보상필터(320)는 고역필터(322), 저역필터(324), 임계값 변환기(326), 가중율 발생기(328), 신호 승산기(330) 및 신호 감산기(332)를 포함한다. 이후 보다 상세히 설명되는 바와 같이 평행빔 신호가 고역필터(322)와, 감산기(332)의 정 입력에 인가된다. 고역필터(322)는 평행빔 신호로부터 그리고 이에 응답하는 일련의 고주파 신호를 발생한다. 고주파 신호는 저역필터(324)의 입력에 인가되며 이 필터는 이러한 고주파 신호로부터 일련의 저주파 신호를 발생한다. 저주파 신호는 임계값 변환기(326)에 인가되며 이 변환기는 이로부터 일련의 초과신호를 발생한다. 초과신호는 신호 승산기(330)의 일측 입력에 인가되고, 가중율 발생기(328)는 신호 승산기(330)의 타측입력으로 인가되는 일련의 평행빔 가중율을 발생한다. 신호 승산기(330)는 감산기(332)의 부입력으로 인가되는 일련의 에러신호를 발생하기 위하여 평행빔 가중율을 해당 초과신호에 승산한다. 감산기(332)는 운동 보정신호를 발생하기 위하여 해당 평행빔 신호로부터 에러신호를 감산한다.
고역필터(322)는 중심 및 대향-인접 검출기의 그룹으로부터의 평행빔 신호를 비교(또는 고역 필터링) 하므로서 고주파 신호를 발생한다. 예를 들어 도 8B에서, 고주파 신호의 한 측정값은 대향-인접 채널(15)(17)(즉, 180° 부근의 부채꼴 빔 프로젝션 각도)에서 평행빔 신호의 측정값에 대하여 중심채널(16)(즉, 360°부근의 부채꼴 빔 프로젝션 각도)에서 평행빔 신호의 측정값을 비교하므로서 발생될 수 있다. 일반적으로, 스캔중에 환자가 움직이지 않는 경우 중심 검출기와 그 대향-인접검출기에 의하여 측정된 환자의 부분들은 인접하고 부분적으로 중첩된다. 따라서, 스캔중에 환자의 움직임이 없을 때에 하나의 고주파 신호를 발생토록 고역필터(322)에 의하여 비교되는 신호는 매우 유사하다. 그러나, 스캔중에 환자의 움직임이 있을 때에 중심검출기에 의하여 측정된 부분은 환자의 움직임에 의하여 결정되는 양 만큼 그 대향-인접 검출기에 의하여 측정된 부분으로부터 분리된다. 따라서, 환자가 스캔중에 움직일 때에 고역필터(322)에 의하여 비교된 신호는 현저히 상이할 수 있다. 이와 같이, 고역필터(322)는 중심 및 대향-인접 검출기로부터 신호 사이를 구별할 수 있도록 구성되어 고주파 신호가 환자의 움직임을 나타낼 수 있도록 하는 것이다. 도 8A-B에서 3개의 인접한 데이타 포인트의 각 그룹은 하나의 중심 검출기와 두개의 대향-인접 검출기를 포함하는 그룹으로부터의 측정값을 나타낸다, 고역필터(322)는 적어도 3개의 인접한 데이타 포인트의 그룹을 비교하므로서 고역필터(322)가 환자의 움직임에 대하여 감응한다.
고역필터(322)는 고주파 신호의 측정값이 행렬식 HF를 발생하며 HF행렬식의 각 요소 HF(i, θ)는 θ인 평행빔 프로젝션 각도에 대한 i번째 채널에서 고주파 신호의 측정값이다. 한 우선 실시형태에서, 고역필터(322)는 i와 θ의 모든 값에 대하여 다음 등식(5)로 보인 식에 따른 행렬식 HF의 각 요소 HF(i, θ)를 발생한다. 그러나, 당해 기술분야의 전문가라면 다른 필터가 사용될 수 있음을 알 것이다.
(5)
당해 기술분야의 전문가라면 잘 알 수 있는 바와 같이, 고역필터(322)의 구조는 인터리브 변환기(314)가 PAR 행렬식을 구성하므로 단순화 되어 PAR 행렬식의 모든 행에서 어떠한 3개의 인접한 요소들이 하나의 중심 검출기와 두개의 대향-인접 검출기로부터의 측정값을 포함하는 그룹을 형성한다.
저역필터(324)(도 3에서 보임)는 고주파 신호를 수신하고 이로부터 저주파 신호를 발생한다. 저역필터(324)는 여러 채널을 통하여 고주파 신호를 저역 필터링하므로서 저주파 신호를 발행한다. 평행빔 신호 상에서 환자 움직임의 효과는 여러 채널을 통하여 비교적 느리게 변화하므로 고주파 신호를 저역 필터링 하므로서 환자 움직임의 개선된 측정값을 제공한다.
도 3의 저역필터(324)는 저주파 신호의 측정값의 행력식 LF를 발생하며 이 LF행렬식의 각 요소 LF(i, θ)는 θ인 평행빔 프로젝션 각도에 대한 i번째 저주파 신호의 측정값이다. 한 우선 실시형태에서, 저역필터(324)는 i와 θ의 모든 값에 대하여 다음 등식(6)으로 보인 식에 따른 행렬식 LF의 각 요소 LF(i, θ)를 발생한다.
LF(i, θ)=AOHF(i, θ)+A1[HF(i-1, θ)+HF(i+1, θ)]+
A2[HF(i-2, θ)+HF(i+2, θ)](6)
여기에서, AO는 0, 3의 가중율과 같고, A1은 -0.25의 가중율과 같으며 A2는 0.1의 가중율과 같다. 그러나, 당해 기술분야의 전문가라면 가중율 AO, A1및 A2가 다른 값이 사용될 수 있고 또한 다른 필터가 사용될 수 있음을 알 수 있다. 우선 실시형태에 있어서, A1은 음수이고 A0와 A2는 양수이다. 그 이유는 등식(5)와 도 8B에서 보인 예시 데이타를 고려하면 이해될 수 있을 것이다. 만약 도 8B에서 보인 데이타가 등식(5)에 사용되는 경우, 예를 들어 채널(13)에 대한 고주파 신호의 측정값은 양수가 될 것이며, 채널(12)(14)에 대한 고주파 신호의 해당 측정값은 모두 음수가 될 것이다. 일반적으로 요소 HF(i, θ)는 i의 각 증분에 따라 부호가 바뀔 것이며, 따라서 여러 채널을 통한 고주파 신호를 적절히 평균하기 위하여 상수 A1의 부호는 상수 A0와 A2의 부호와 반대가 되어야 한다.
저주파 신호는 임계값 변환기(326)(도 3에 도시됨)에 인가되며, 이는 이 신호로부터 초과신호를 발생한다. 임계값 변환기(326)는 초과신호를 발생하므로서 각 초과신호는 그 해당 저주파 신호가 사전에 결정된 임계값 보다 얼마나 큰가 또는 작은가를 나타낸다. 임계값 변환기(326)는 초과신호의 측정값의 행렬식 EX를 발생하고 EX 행렬식의 각 요소 EX(i, θ)는 θ인 평행빔 프로젝션 각도에 대한 i번째 채널에서의 초과신호의 측정값이다. 한 우선 실시형태에서 임계값 변환기(326)는 i와 θ는 모든 값에 대하여 다음의 등식 (7)로 보인 식에 따른 행렬식 EX의 각 요소 EX(i, θ)를 발생한다.
여기에서, THR은 사전에 선택한 정상수 임계값이다. LF(i, θ)는 양수이거나 음수일 수 있으며, EX(i, θ)는 항상 LF(i, θ)의 극성에 따르며 EX(i, θ)의 크기는 임계값 상수 THR 만큼 LF(i, θ) 보다 작다. 해당 저주파 신호의 크기가 임계값 THR 보다 작을 때에 초과신호를 제로로 설정하므로서 운동 보상필터(320)가 저주파 신호의 작은 값을 환자의 움직임을 나타내는 것으로 해석하는 것을 방지한다. 이와같이 작은 값의 저주파 신호는 여러 채널을 통하여 보았을 때에 환자의 일반적인 밀도변화에 일치한다. 따라서, 임계값 THR은 환자의 움직임이 없는 경우에 통상적으로 발생된 저주파 신호 보다는 크게 선택되는 것이 좋으며 CT 이미지로부터 운동아티팩트를 충분히 효과적으로 제거할 수 있도록 작다. 환자의 상대 최대 프로젝션 값(즉, 프로젝션 데이타 신호의 최대값)이 전형적으로 5-10의 범위 일때에 임계값 THR의 한가지 우선하는 값은 0.01이다. 저주파 신호의 크기가 임계값 THR의 크기를 초과할 때에 해당하는 초과신호의 크기는 저주파 신호가 임계값을 초과하는 양과 같게 설정된다.
그리고, 초과신호가 승산기(330)의 일측입력에 인가되고 가중율 발생기(328)에 의하여 발생된 평행빔 가중율이 승산기(330)의 타측입력에 인가된다. 승산기(330)는 행당 평행빔 가중율을 각 초과신호에 승산함으로서 에러신호를 발생한다. 가중율 발생기(328)는 평행빔 가중율의 행렬식 Wpb행렬식의 각 요소 Wpb(i, θ)는 i번째 채널과 θ인 평행빔 프로젝션 각도에 대한 가중율이다. 승산기(330)는 에러신호의 측정값의 행렬식 ERR을 발생하고 ERR 행렬식의 각 요소 ERR(i, θ)는 θ인 평행빔 프로젝션 각도에 대한 i번째 채널에서 에러신호의 측정값이다. 승산기(330)는 i와 θ의 모든 값에 대하여 다음 등식(8)로 보인 식에 따른 요소 ERR(i, θ)를 발생한다.
ERR(i, θ)=[Wpb(i, θ)][EX(i, θ)](8)
그리고 감산기(322)는 해당 평행빔 신호로부터 에러신호를 감산하므로서 운동 보정신호를 발생한다. 감산기(322)는 운동 보정신호의 측정값의 행렬식 MCS를 발생하며 MCS 행렬식의 각 요소 MCS((i, θ)는 θ인 평행빔 프로젝션 각도에 대한 i 번째 채널에서 운동 보정신호의 측정값이다. 감산기(232)는 다음 등식(9)에서 보인 식에 따른 i 및 θ의 모든 값에 대한 요소 MCS((i, θ)를 발생한다.
MCS(i, θ)=PAR(i, θ)-ERR(i, θ)(9)
가중율 발생기(328)는 부채꼴형 빔 가중율의 행렬식 Wfb를 발생하며 각 요소 Wfb(θ)는 θ의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 대한 가중율이며, 부채꼴형 빔 행렬식 Wfb를 평행빔 행렬식 Wpb로 변환시키는 것이다. 비록 평행빔 가중율 Wpb의 값이 채널에 종속되나, 부채꼴 빔 가중율Wfb의 값은 채널에 종속되지 아니하고 다만 θ에 종속된다. 가중율 발생기(328)는 부채꼴 빔 가중율을 발생하므로서 다음 등식(10)이 식은 θ의 모든 값에 대하여 적합한 것이다.
1=Wfb(θ)+Wfb(θ+180)(10)
여기에서 θ는 부채꼴형 빔 프로젝션 각도를 나타낸다. 더우기 부채꼴형 빔 가중율은 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 0°와 360°에 접근할 때에 1의 값에 접근하고 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 180°에 접근할 때에 부채꼴형 빔 가중율은 제로의 값에 접근한다. 부채꼴형 가중율은 또한 0°와 180°사이 그리고 180°와 360°사이의 대부분 프로젝션 각도에 대하여 ½(즉, 0.5)과 같다. 도 9는 0°∼360° 범위의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 대한 가중율의 값을 보인 부채꼴형 빔 가중율의 한 우선 형태의 그래프이다. 부채꼴형 빔 가중율은 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 0°로부터 폭도로 증가할 때에 1의 값으로부터 ½(즉, 0.5)의 값으로 직선형으로 감속한다. 그리고 부채꼴형 빔 가중율은 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 폭도로부터 180-폭도로 증가할 때에는 ½(즉, 0.5)로 일정하게 유지된다. 또한 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 180-폭 도로부터 180°로 증가할 때에 부채꼴형 빔 가중율이 ½(즉, 0.5)로부터 제로로 직선형으로 감소한다. 그리고 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 180으로부터 180+폭도로 증가할 때에 부채꼴형 빔 가중율이 제로로부터 ½(즉, 0.5)로 증가한다. 그리고 부채꼴형 빔 가중율은부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 180+폭 도로부터 360+폭도로 증가할 때에 ½로 일정하게 유지된다. 또한 부채꼴형 프로젝션 각도가 360-폭 도로부터 360°로 증가할 때에 부채꼴형 빔 가중율이 ½로부터 1로 직선형으로 증가한다. 파라메타 폭은 부채꼴형 빔 가중율이 ½의 값으로부터 발산하는 부채꼴형 빔 프로젝션 각도를 결정한다. 이 파라메타에 대한 허용가능한 값의 범위는 오히려 넓다. 폭에 대한 하나의 우선하는 값은 35°이나 당해 기술분야의 전문가라면 잘 알 수 있는 바와 같이 폭 의 다른 값과 부채꼴형 빔 가중율의 다른 함수가 본 발명에 사용될 수 있다.
당해 기술분야에 전문가라면 잘 알 수 있는 바와 같이, 평행빔 가중율은 평행빔 변환기(310)와 유사한 변환기에 부채꼴형 빔 가중율을 인가하므로서 발생된다. 또한, 가중율 발생기(328)는 예를 들어 평행빔 가중율을 메모리에 저장하므로서 곧 바로 이들 평행빔 가중율을 발생할 수 있다.
만약 부채꼴형 빔 가중율 Wfb이 함수 F(θ)에 따라 발생되는 경우, 즉 Wfb(θ)=F(θ)인 경우(여기에서 F(θ)는 도 9에서 보인 그래프에 의하여 예로써 함수적으로 설명되어 있다), 짝수 채널에 대한 평행빔 가중율은 다음 등식(11)에 따라 i 및 θ의 모든 값에 대한 θ의 평행빔 각도에 대하여 발생된다.
Wpb(2i, θ)=F([i-j]Δθ+θ)(11)
여기에서 j는 등중심을 통하여 초점으로부터의 중심 레이에 교차하는 검출기에 해당하는 채널번호이다. 짝수채널에 대한 평행빔 가중율은 다음 등식(12)에 따라서 어떠한 평행빔 각도에 대하여 발생될 수 있다.
Wpb(2i, θ+kΔθ)=F([i-j]Δθ+θ+kΔθ)
.= F([i+k-j]Δθ+θ)(12)
.= Wpb(2[i+k],θ)
마찬가지로, 홀수채널에 대한 평행빔 가중율은 다음 등식 (13)에 따라 발생 될 수 있다.
Wpb(2i+1, θ)=F([N-1-i-j]Δθ+θ+180)(13)
등식 (13)은 다음 등식 (14)에서 보인 바와 같이 F(θ)의 항에서 다른 함수 G(θ)를 한정하므로서 단순화될 수 있다.
G(θ)=F([N-1]Δθ+180-θ
따라서 G([i+j]Δθ-θ)=F([N-1]Δθ+180-[i+j]Δθ+θ(14)
등식 (13)에 G(θ)를 대입하므로서 다음 등식 (15)에서 보인 바와 같이 홀수채널에 대한 평행빔 가중율의 간단한 형태를 얻는다.
Wpb(2i+1, θ)=G([i-j]Δθ+θ)(15)
홀수채널의 평행빔 가중율은 다음 등식 (16)에 따라서 어떠한 평행빔 각도에 대하여 발생될 수 있다.
Wpb(2i, θ+kΔθ)=G([i-j]Δθ+θ+kΔθ)
.= G([i+k-j]Δθ+θ)(16)
.= Gpb(2[i+k],θ)
등식 (12)(16)은 함수 F(θ)와 G(θ)의 항에서 모든 각도에 대한 평행빔 가중율을 발생하기 위한 간단한 형태를 제공한다. 가중율 발생기(328)는 메모리에 함수 F(θ)와 G(θ)에 저항하므로서, 평행빔 가중율을 발생할 수 있다. 등식 (12)(16)에 의하여 기술되는 바와 같이, 어떠한 채널에 대한 모든 가중율은 적당한 시작 어드레스에서 시작하고 메모리를 통하여 스콜링 하므로서 발생될 수 있다. 예를 들어 채널 2에 대한 가중율은 처음에 1과 같은 파라메타 i와 제로와 동일한 파라메타 k를 갖는 함수 F를 계산하고(Wpb(2, 0)에 대하여) 다른 모든 각도에 대한 가중율을 발생토록 k를 증분시키므로서 등식(12)를 이용하여 발생될 수 있다(2가 짝수이므로).
도 10은 운동 보정신호의 발생을 설명하는 그래프이다. 도 10에서, X표, 원 및 삼각형은 도 8B에서 보인 바와 같은 동일한 데이타 포인트를 보이고 있으며 180°부근에서 부채꼴형 빔 프로젝션 각도를 갖는 모든 데이타 포인트(즉, 원으로 표시된 데이타 포인트)가 라인(1000)으로 연결된 상태로 도시되어 있다. 도 10에서, 화살표는 운동 보정신호를 발생토록 평행빔 신호로부터 감산된 에러신호의 크기와 부호를 나타낸다. 이와 같이, 각 평행빔 프로젝션에서 대부분의 데이타에 대하여 설명된 바와 같이, 가중율은 ½이다(즉, 시작 및 종료 프로젝션 각도로부터 멀고 또한 180°의 중간 프로젝션 각도로부터 먼 모든 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 대하여). 등식 (8)(9)로부터 보인 바와 같이, 가중율이 ½일 때에 보정량은 180°의 간격을 둔 부채꼴형 빔 프로젝션 각도로부터의 데이타 포인트 사이로 균일하게 나누어 진다. 이것이 도 10에서 채널(34)(35)로 설명되고 있다. 채널(34)에 대한 운동 보정신호의 측정 값은 채널(34)에 대한 평행빔 신호의 측정값을 감소시키므로서 발생되고 채널(35)에 대한 운동 보정신호의 측정값은 채널(35)에 대한 평행빔 신호의 측정값을 증가시키므로서 발생된다. 환언컨데, 채널(34)(35)에 대한 운동 보정 신호의 측정값을 화살표(1010)(1012)으로 표시된 바와 같이 상대측을 향하는 이들 채널에 대한 프로젝션 데이타 신호의 측정값을 이동시키므로서 발생된다. 채널(34)(35)에 대한 가중율은 모두 동일하므로(½이다), 화살표(1010)(1012)의 크기는 거의 동일하고 이들 데이타 포인트에 인가된 보정량은 채널 사이에 균등분할된다.
반대로, 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 제로, 180°또는 360°에 가까울 때에, 가중율은 ½과 같지 않으며 보정량이 인접한 채널 사이에 균등하게 분할되지 아니한다. 이것에 도 10에서 채널(24)(25)로 설명되고 있다. 채널(24)에 대한 평행빔 가중율이 1에 근접하고 채널(25)에 대한 평행빔 가중율이 제로에 근접하므로 이들 채널에서 대부분의 보정량이 채널(24)의 데이타에 인가되고(비교적 큰 화살표1014로 보인 바와 같이) 비교적 적은 보정량이 채널(25)의 데이타에 인가된다(비교적 작은 화살표 1016으로 보인 바와 같이). 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 180°에 근접할 때에 해당 가중율은 제로로 직선형으로 감소하여 180°로부터의 데이타에 보정량이 인가되지 아니한다. 마찬가지로, 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 제로 또는 360°에 근접할 때에 가중율은 1로 직선형으로 증가하여 모든 보정량이 이들 각도로부터의 데이타에 인가된다. 이와 같은 방법으로 가중율을 변화시키므로서, 운동 보상필터(320)는 양 형태의 운동 아티팩트에 대한 보상이 이루어지도록 하며 제 1 형태의 아티팩트의 일반화된 경우와 같이 제 2 형태의 아티팩트를 처리한다.
당해 기술분야에 전문가라면 잘 알 수 있는 바와 같이, 도 10은 축척에 맞게 도시되지는 않았으며 단순히 설명을 위하여 보인 것이다. 예를 들어 도 10에서, 가중율은 채널(22)에서 1의 값으로부터 채널(34)의 ½의 값까지 감소하는 것으로 도시되어 있다. 우선 실시형태에서, 1로부터 ½로 감소하는 가중율에 대하여 보다 많은 채널이 선정되어 있으며, 가중율이 채널(22)에 대하여 1일 때에 가중율은 채널(80)의 부근에 이르기까지 ½의 값으로 감소되지 아니한다. 마찬가지로 채널의 수에 대하여서도 ½로부터 제조로 변화하는 가중율에 대하여 선정되어 있다.
따라서 운동 보상필터(320)(도 3에서 보임)는 인접한 채널(도 10에 도시된 바와 같이)의 평행빔 신호 사이의 오프셋트를 감소시키므로서 운동 아티팩트를 보상한다. 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 제로, 180°및 360°에 가까울 때에 대부분 또는 모든 보정량이 한 채널에 인가된다(즉, 오프셋트는 0°의 데이타를 180°의 데이타 측으로 이동시키고 360°의 데이타를 180°의 데이타 측으로 이동시켜 감소되며, 180°의 데이타는 이동되지 않거나 다만 약간 이동될 뿐이다). 다른 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 대하여 필터(320)는 인접한 채널 사이의 보정량을 분할한다(즉, 필터 320은 대향된 부채꼴형 빔 프로젝션 각도로부터의 데이타를 상대측을 향하여 이동시키므로서 오프셋트를 감소시킨다).
도 9에서 보인 바와 같이 채널위치의 함수로서 부채꼴 빔 가중율이 선호되는 반면에 본 발명에 따라서는 다른 가중율 함수가 사용될 수 있다. 가중율이 등식(10)으로 보인 식을 만족시키는 한 제 1 형태의 운동 아티팩트가 보정될 것이다. θ의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 대한 가중율이 1이고 θ+180°의 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에 대한 가중율이 제로인 극단의 경우라 하더라도 운동 아티팩트가 보정된다. 그러나, 재구성 CT 이미지 제로의 가중율을 갖는 프로젝션 중에 배치된 환자와 보다 근접하게 유사할 것이다. 제 2 형태의 운동 아티팩트는 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 제로로부터 180°의 범위일 때에 가중율을 1로부터 제로로 완만하게 변화시키고 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 180° -360°의 범위일 때에 제로로부터 1로 가중율을 완만하게 변화시키므로서 보정된다. 도 9가 구분적 선형함수로서 가중율을 보이고 있으나 당해 기술분야에 점문가라면 비선형 함수와 같은 다른 함수가 가중율에 대하여 사용될 수 있음을 이해할 것이다.
이와 같이 운동 아티팩트 필터(74)는 0°인 시작 프로젝션 각도(즉, 제 1 프로젝션이 0°인 부채꼴형 빔 프로젝션 각도에서 발생된다)와 360°인 종료 프로젝션 각도에 관련하여 설명되었다. 당해 기술분야에 전문가라면 0°의 방향은 임의의 방향이고 제 1 프로젝션이 0°에서 발생되지 않는 것을 이해할 것이다. 이와 같은 경우에 있어서, 시작 프로젝션 각도는 제 1 프로젝션이 발생되는 각도이고, 종료 프로젝션 각도는 360° 스캔의 경우 시작각도로부터 떨어져 있는 360°이며, 가중율은 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 시작 및 종료 프로젝션 각도에 접근할 때에 이들이 1에 가깝고 부채꼴형 빔 프로젝션 각도가 시작각도로부터 떨어져 있는 180°인 중간각도에 접근할 때에 가중율이 제로에 가깝게 발생된다. 더욱이, 당해 기술분야의 전문가라면 시작 및 종료 프로젝션 각도가 360° 스캔의 경우 360°의 간격을 두고 있으므로 종료 프로젝션 각도에 접근하는 것은 시작 프로젝션 각도에 접근하는 것과 동일함을 알 수 있을 것이다. 시작 프로젝션 각도가 0°가 아닐 때에 부채꼴형 빔 가중율은 시작 프로젝션 각도와 동일한 양만큼 도 9에서 보인 곡선을 이동하여 발생된다.
운동 아티팩트 필터(74)의 비선형 특성에 의하여, 그리고 특정한 임계값 변환기(326)에서, 필터(74)는 CT 이미지의 해상도를 떨어뜨림이 없이 운동 아티팩트의 존재를 감소시킨다. 해상도는 환자 움직임의 일부영역에서 감소될 수 있으나, 해상도는 다른 영역에서 보존된다(따라서, 예를 들어 흉강의 CT 이미지에서 박동심장의 해상도는 심장의 운동에 의하여 감소될 수 있으나, CT 이미지의 다른 영역에서 해상도는 보존될 것이다). 더우기, 임계값 변환기(326)는 저주파 신호의 크기가 임계값을 초과하지 않을 때에 제로와 동일한 초과신호를 설정하므로 스캔중 환자의 움직임이 없는 경우, 필터(320)는 프로젝션 데이타에 보정율을 인가하지 아니한다. 따라서, 필터(320)는 스캔중 환자의 움직임이 없는 경우 CT 이미지에 영향을 주지 않는다. 이는 스캔중 환자의 어떠한 움직임의 여부에 관계없이 프로젝션 데이타를 저역 필터링 하므로서 CT 이미지의 해상도를 떨어뜨리는 종래기술의 운동 아티팩트 필터와 대조적인 것이다.
운동 아티팩트 필터(74)는 운동 아티팩트를 억제하는데 유용한 것으로 설명되었다. 그러나, 운동 아티팩트필터(74)는 대향된 프로젝션 뷰우(즉, 180°의 간격을 둔 프로젝션)사이에 진폭의 불일치를 보이는 경향이 있는 어떠한 소오스에 의한 아티팩트를 억제하는데 실제로 유용하다. 예를 들어 부채꼴형 빔(52)(도 2에서 보임)의 강도가 균일하지 않은 경우, 대향된 프로젝션 각도로부터의 프로젝션은 환자의 움직임이 없는 경우에도 진폭의 불일치성을 내포하게 된다. 이러한 불일치성은 CT 이미지에 아티팩트를 발생하는 경향을 보이며, 필터(74)가 이러한 아티팩트를 효과적으로 억제한다.
도 11은 도 1에서 보인 CT 이미지를 재구성하는데 사용되었던 동일 데이타를 이용하여 재구성된 CT 이미지이다. 그러나, 도 11에서 프로젝션 데이타 신호는 먼저 운동아티팩트 필터(74)를 이용하여 처리되었다. 이러한 이미지의 발생을 위하여 운동아티팩트 필터(74)는 0.01의 임계값을 사용하였다. 도 11에서 보인 이미지는 도 1에 보인 이미지보다 운동아티팩트의 수가 현저히 적고 선명도가 증가되었다.
운동 아티팩트 필터(74)는 프로젝션 필터(72)로부터 공급된 프로젝션 데이타 신호로부터 운동 보정신호를 발생하기 위한 CT 시스템에 이용하는 것에 관련하여 설명되었다. 그러나, 본 발명에 따라서 구성된 CT 시스템은 CT 이미지를 재구성 하기 전에 프로젝션 데이타 신호에 많은 다른 형태의 필터링을 적용할 수 있다. 도 12는 본 발명에 따라 구성된 우선형의 CT 시스템(1200)의 신호처리부를 보인 블럭다이아그램이다. 이 시스템(1200)은 운동 보상필터(320)에 부가하여 링 억제필터(1210)와 줄무늬 억제필터(1212)를 포함하고, 보간필터(340)가 도 3에서 보인 바와 같은 운동 아티팩트 필터의 일부로서가 아니라 줄무의 억제필터(1212)와 백 프로젝터(72) 사이에 배치된다. 링 억제필터(1210)와 줄무늬 억제필터(1212)는 상기 언급된 미국특허출원 제08/614,541호 RING SUPPRESSION FILTER FOR USE IN COMPUTED TOMOGRAPHY SYSTEMS와 제08/614,660호 SELF CALIBRATING RING SUPPRESSION FILTER FOR USE IN COMPUTED TOMOGRAPHY SYSTEMS, 그리고 미국특허출원 제08/587,468호 STREAK SUPPRESSION FILTER FOR USE IN COMPUTED TOMOGRAPHY SYSTEMS에 상세히 기술되어 있다. 이들 각각은 이들 출원에서 기술된 바와 같이 발생된 CT 이미지로부터 다른 형태의 아티팩트를 억제한다. 시스템(1200)의 우선 실시형태에 있어서, 프로젝션 필터(72)에 의하여 발생된 프로젝션 데이타 신호는 평행빔 신호를 발생하는 평행빔 변환기(310)에 인가된다. 평행빔 신호는 일련의 링-보상신호를 발행하는 링 억제필터(1210)에 인가된다. 링-보상신호는 운동 보상필터(320)에 인가되고 이 필터는 이로부터 운동 보정신호를 발생한다. 그리고 운동 보상신호가 일련의 줄무늬-보상신호를 발생하는 줄무의 억제필터(1212)에 인가된다. 그리고, 줄무늬-보상신호가 재구성 CT 이미지를 발생하는 보간필터(340)를 통하여 백 프로젝션 필터(76)에 인가된다.
시스템(1200)의 다른 실시형태에 있어서, 링 억제필터, 운동 보상필터 및 줄무늬 억제필터중 어느 하나 또는 두개가 생략될 수 있다. 그러나, 시스템(1200)의 우선 실시형태는 3개의 모든 필터(1210)(320)(1212)를 포함한다. 또 다른 실시형태에서 링 억제필터(1210)와/또는 줄무늬 억제필터(1212)가 평행빔 변환기(310)와 백 프로젝터(76) 사이가 아닌 프로젝션 필터(72)와 평행빔 변환기(310) 사이에 결합될 수 있다.
당해 기술분야의 전문가라면 잘 알 수 있는 바와 같이, 운동 아티팩트 필터(74)를 실현하는 방법은 여러가지로 다양하다. 예를 들어 운동 아티팩트 필터(74)의 각 구성요소는 불연속 구성요소를 이용하여 실현될 수 있으며, 또한 필터(74)의 하나 이상의 구성요소가 어레이 프로세서와 같은 디지탈 컴퓨터에서 운영되는 소프트웨어로서 실현될 수 있다. 또한 필터(74)는 디지탈 시스템으로서 기술되어 있고 여기에서 각 신호가 샘플링 되는 것으로 설명되었으나(예를 들어, 프로젝션 데이타 신호가 샘플링 되어 행렬식 PDS를 형성한다), 당해 기술분야의 전문가라면 이러한 필터(74)는 신호를 샘플링 하지 아니하고 이들을 연속신호로서 처리하는 구성요소를 이용하는 아날로그 필터로서 구성될 수도 있다. 더우기 평행빔 변환기(310)는 실제로 평행빔 신호를 발생하여 저장하거나, 또는 다른 실시형태에서, 평행빔 변환기(310)가 필터(74)로부터 생략될 수 있다. 이러한 실시형태에서 필터(74)는 평행빔 변환기(310)가 프로젝션 데이타 신호를 제공하기 위하여 이들 신호에 간단히 접근하므로서 마치 평행빔 변환기(310)가 포함되는 것으로 작용한다.
이와 같이, 이상의 운동 아티팩트 억제필터는 재구성 되는 CT 이미지로부터 상기 언급된 제 1 및 제 2 형태의 운동 아티팩트나 CT 스캔중 일어나는 강도변화에 의한 다른 아티팩트를 억제하는데 유용하다.
상기 장치는 본 발명의 범위를 벗어남이 없이 약간의 변경이 가능한 바, 상기 설명과 첨부된 도면에 포함된 모든 내용들은 단순히 설명을 위한 것이지 본 발명을 제한하고자 한 것은 아니다.

Claims (34)

  1. 이미지 필드 내에 배치된 어떠한 대상체의 일부의 이미지를 발생하기 위한 컴퓨터 단층촬영 시스템으로서, 이 시스템이 적어도 대향 쌍의 프로젝션을 제공토록 180N도 (여기에서 N은 1 이상의 정수)의 간격을 둔 프로젝션 각도를 포함하는 스캔의 다수의 프로젝션 각도에서 다수의 프로젝션으로부터 데이타를 발생하기 위한 스캐닝 수단을 포함하는 것에 있어서, 아티팩트 억제필터가 상기 각 대향 쌍의 프로젝션에 대하여 아티팩트 에러가 각 쌍의 두 프로젝션 사이에 존재하는지의 여부를 결정토록 대향된 프로젝션으로부터의 데이타를 비교하고 비교값이 상기 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상임을 나타내는 경우 그 지시를 제공하는 비교수단과, 비교수단이 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상임을 나타내는 경우 이러한 아티팩트 에러를 보상하기 위하여 대향된 프로젝션의 적어도 하나의 프로젝션에 대한 데이타를 조절하는 수단으로 구성됨을 특징으로 하는 컴퓨터 단층촬영 시스템.
  2. 제 1 항에 있어서, 데이타를 조절하기 위한 상기 수단이 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이하인 경우 데이타를 조절하지 않음을 특징으로 하는 시스템.
  3. 제 1 항에 있어서, 상기 스캐닝 수단이 상기 각 프로젝션에 대하여 상기 이미지 필드를 동하여 투사된 다수이 평행한 레이를 나타내는 다수의 신호를 발생하기 위한 수단을 포함하고, 대향된 프로젝션의 평행한 레이가 서로 동일하거나 상대측으로부터 이동된 진로를 따라 배치됨을 특징으로 하는 시스템.
  4. 제 3 항에 있어서, 대향된 프로젝션의 평행한 레이가 상태측으로부터 이동된 진로를 따라 배치되어 이들이 대향된 프로젝션의 해당 대향-인접 레이가 각 중심레이에 인접토록 각 프로젝션에 대한 다수의 중심레이를 생성토록 보간되고, 비교수단이 각 프로젝션에 대한 각 중심레이의 신호를 대향된 프로젝션의 대향-인접한 레이의 해당 신호와 비교하기 위한 수단과 비교값이 상기 신호 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상임을 나타내는 경우 그지시를 제공하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 시스템.
  5. 제 3 항에 있어서, 비교수단이 각 프로젝션에 대한 각 중심레이의 신호를 대향된 프로젝션의 대향-인접한 레이의 해당 신호와 비교하기 위한 수단과 각 프로젝션에 대한 각 중심레이의 신호와 대향-인접한 레이의 해당신호 사이의 차이를 결정하기 위한 수단을 포함하고, 대향된 프로젝션의 적어도 하나에 대한 데이타를 조절하기 위한 상기 수단이 차이가 사전에 결정된 임계값을 초과하는지의 여부를 결정하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 시스템.
  6. 제 5 항에 있어서, 대향된 프로젝션의 적어도 하나에 대한 데이타를 조절하기 위한 상기 수단이 차이가 사전에 결정된 임계값을 초과할 때에 대향된 프로젝션의 상기 데이타를 보정하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 시스템.
  7. 제 1 항에 있어서, 스캔이 시작 프로젝션 각도와 종료 프로젝션 각도의 특징이 있고, 대향된 프로젝션의 적어도 하나에 대한 데이타를 조절하기 위한 상기 수단의 아티팩트 에러를 보상토록 비교수단이 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상일 때에 스캔의 시작 및 종료 프로젝션 각도에 대하여 스캔의 프로젝션 각도의 함수로서 데이타의 양을 조절하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 시스템.
  8. 제 7 항에 있어서, 대향된 프로젝션의 적어도 하나에 대한 데이타를 조절하기 위한 상기 수단이 시작 프로젝션 각도의 시간과 종료 프로젝션 각도의 시간 사이에서 대상체의 움직임에 대한 보상값을 제공하기 위하여 시작 및 종료 프로젝션 각도 사이의 프로젝션 각도에 대한 것 보다는 시작 및 종료 프로젝션 각도와 이들 각도의 부근에서 프로젝션 각도에 대한 상기 데이타의 보다 큰 조절양을 제공토록 아티팩트 에러를 보상하기 위하여 비교수단이 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상일 때에 스캔의 시작 및 종료프로젝션 각도에 대하여 스캔의 프로젝션 각도의 함수로서 데이타의 양을 조절하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 시스템.
  9. 제 8 항에 있어서, 대향된 프로젝션 적어도 하나에 대한 데이타를 조절하기 위한 상기 수단이 이러한 프로젝션 각도에서 보상양을 최소화 하기 위하여 시작 및 종료 프로젝션 각도 사이의 중간인 프로젝션 각도에 대한 상기 데이타의 보다 작은 조절이 이루어지도록 아티팩트 에러를 보상하기 위하여 비교수단이 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상일 때에 스캔의 시작 및 종료 프로젝션 각도에 대하여 스캔의 프로젝션 각도의 함수로서 데이타의 양을 조절하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 시스템.
  10. 제 7 항에 있어서, 아티팩트 에러를 보상하기 위하여 비교수단이 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상일 때에 스캔의 시작 및 종료 프로젝션 각도에 대한 스캔의 프로젝션 각도의 함수로서 데이타의 양을 조절하기 위한 수단이 시작 및 종료 프로젝션 각도에서는 데이타 사이의 차이의 보다 큰 가중율을 제공하고 이들 사이의 프로젝션 각도에서 데이타 사이의 차이의 보다 작은 가중율을 제공하는 비선형 가중함수로 구성됨을 특징으로 하는 시스템.
  11. 제 10 항에 있어서, 비선형 가중함수가 다음과 같이 정의됨을 특징으로 하는 시스템.
    1=W(θ)+W(θ+180°)(여기에서 θ는 프로젝션 각도이다)
  12. 제 11 항에 있어서, θ가 시작각도이고 θ가 종료각도일 때에 W(θ)가 1임을 특징으로 하는 시스템.
  13. 제 12 항에 있어서, θ가 시작각도+180°일때에 W(θ)가 제로임을 특징으로 하는 시스템.
  14. 제 13 항에 있어서, W(θ)가 시작 및 종료각도 사이에서 θ의 과반수 값에 대하여 ½임을 특징으로 하는 시스템.
  15. 제 1 항에 있어서, 스캐닝 수단이 상기 각 프로젝션 각도에 대하여 부채꼴형 빔 프로젝션 데이타를 발생토록 대상체를 부채꼴형 빔으로 스캔하기 위한 수단과, 부채꼴형 빔 프로젝션 데이타를 상기 각 프로젝션 각도에 대한 평행 프로젝션 데이타로 변환시키기 위한 수단을 포함하고, 상기 비교수단이 상기 각 쌍의 대향된 프로젝션에 대하여 각 쌍의 두 프로젝션 사이에 아티팩트 에러가 존재하는지의 여부를 결정토록 대향된 프로젝션으로부터의 평행 프로젝션 데이타를 비교하고 비교값이 상기 평행 프로젝션 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상임을 나타내는 경우 그 지시를 제공하기 위한 수단과, 이러한 아티팩트 에러를 보상토록 비교수단이 평행 프로젝션 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상임을 나타내는 경우 대향된 프로젝션의 적어도 하나의 대한 평행 프로젝션 데이타를 조절하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 시스템.
  16. 제 15 항에 있어서, 스캔이 시작 프로젝션 각도와 종료 프로젝션 각도의 특징이 있고, 대향된 프로젝션의 적어도 하나에 대한 평행 프로젝션 데이타를 조절하기 위한 상기 수단이 이러한 아티팩트 에러를 보상하기 위하여 비교수단이 평행 프로젝션 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상임을 나타낼 때에 스캔의 시작 및 종료 프로젝션 각도에 대하여 스캔의 프로젝션 각도의 함수로서 데이타의 양을 조절하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 시스템.
  17. 제 16항에 있어서, 대향된 프로젝션의 적어도 하나에 대한 평행 프로젝션 데이타를 조절하기 위한 상기 수단이 시작 프로젝션 각도의 시간과의 종료 프로젝션 각도의 시간 사이에서 대상체의 움직임에 대한 보상값을 제공하기 위하여 시작 및 종료 프로젝션 각도 사이의 프로젝션 각도에 대한 것 보다는 시작 및 종료 프로젝션 각도와 이들 각도의 부근에서 프로젝션 각도에 대한 상기 평행 프로젝션 데이타의 보다 큰 조절양을 제공토록 아티팩트 에러를 보상하기 위하여 비교수단이 평행 프로젝션 데이타 사이의차이가 사전에 결정된 양 이상임을 나타낼 때에 스캔의 시작 및 종료 프로젝션 각도에 대하여 스캔의 프로젝션 각도의 함수로서 평행 프로젝션 데이타의 양을 조절하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 시스템.
  18. 제 17항에 있어서, 대향된 프로젝션의 적어도 하나에 대한 평행 프로젝션 데이타를 조절하기 위한 상기 수단이 이러한 프로젝션 각도에서 보상양을 최소화하기 위하여 시작 및 종료 프로젝션 각도 사이의 중간인 프로젝션 각도에 대한 상기 평행 프로젝션 데이타의 보다 작은 조절이 이루어지도록 아티팩트 에러를 보상하기 위하여 비교수단이 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상일 때에 스캔의 시작 및 종료 프로젝션 각도에 대하여 스캔의 프로젝션 각도의 함수로서 평행 프로젝션 데이타의 양을 조절하기 위한 수단을 포함함을 특징으로 하는 시스템.
  19. 제 18 항에 있어서, 아티팩트 에러를 보상하기 위하여 비교수단이 데이타 사이의 차이가 사전에 결정된 양 이상일 때에 스캔의 시작 및 종료 프로젝션 각도에 대한 스캔의 프로젝션 각도의 함수로서 데이타의 양을 조절하기 위한 수단이 시작 및 종료 프로젝션 각도에서는 데이타 사이의 차이의 보다 큰 가중율을 제공하고 이들 사이의 프로젝션 각도에서 데이타 사이의 차이의 보다 작은 가중율을 제공하는 비선형 가중함수로 구성됨을 특징으로 하는 시스템.
  20. 제 19 항에 있어서, 비선형 가중함수가 다음과 같이 정의됨을 특징으로 하는 시스템.
    1=W(θ)+W(θ+180°)(여기에서 θ는 프로젝션 각도이다)
  21. 대상체의 이미지를 발생하기 위한 컴퓨터 단층촬영 시스템으로서, 이 시스템이 다수의 프로젝션 각도에서 다수의 프로젝션을 발생하기 위한 스캐닝 수단을 포함하고, 각 프로젝션이 프로젝션과 관련된 측정시간 중에 해당 공간의 양을 점유하는 질량의 밀도를 나타내는 다수의 프로젝션 데이타 신호 측정값을 포함하는 것에 있어서, 아티팩트 억제필터가 상기 다수의 프로젝션 데이타 신호 측정값에 응답하여 다수의 고주파 신호 측정값을 발생하기 위한 고역필터 수단으로 구성되고, 상기 각 고주파 신호 측정값은 한 그룹의 프로젝션 데이타 신호 측정값의 함수이며, 각 그룹의 프로젝션 데이타 신호 측정값이 제 1 측정값과 제 2 측정값을 포함하고, 제 1 측정값과 관련된 양은 제 2 측정값과 관련된 양에 근접하며, 제 1 측정값이 제 1 프로젝션 각도에서 발생되고, 제 2 측정값이 제2 프로젝션 각도에서 발생하며, 또한 아티팩트 억제필터가 다수의 보정신호 측정값을발생하는 보정수단으로 구성되고, 각 보정신호 측정값은 관련된 프로젝션 데이타 신호 측정값의 하나와 관련된 고주파 신호 측정값의 하나를 가지며, 각 보정신호 측정값의 하나와 관련된 고주파 신호 측정값의 하나를 가지며, 각 보정신호 측정값은 그 관련된 고주파 신호 측정 값의 일부분 만큼 그 관련된 하나의 프로젝션 데이타 신호 측정값을 이동시켜 발생되고, 이 부분은 하나의 관련된 프로젝션 데이타 신호 측정값에 해당하는 프로젝션 각도가 시작각도에 근접할 때 증가하고, 이 부분은 해당 프로젝션 각도가 중간각도에 근접할 때 감소함을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  22. 제 21 항에 이어서, 시작각도가 180°만큼 중간각도로부터 간격을 두고 있음을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  23. 제 21 항에 있어서, 시작각도가 0°이고 중간각도가 180°임을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  24. 제 21 항에 있어서, 각 그룹의 프로젝션 신호 측정값이 제 3 측정값을 포함하고, 제 3 측정값과 관련된 양이 제 1 측정값에 관련된 양에 근접하며, 제 1 측정 값과 관련된 양이 제 2 및 제 3 측정값과 관련된 양 사이에 있음을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  25. 제 24 항에 있어서, 고역필터 수단이 각 고주파 신호 측정값을 발생하여 각 고주파 신호 측정값이 그 그룹의 제 1 측정값에 그 그룹의 제 2 및 제 3 측정값의 평균을 뺀 것과 같음을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  26. 제 24 항에 있어서, 각 그룹의 프로젝션 데이타 신호 측정값에서, 제 1 측정값에 해당하는 프로젝션 각도가 제 2 및 제 3 측정값 해당하는 프로젝션 각도로부터 벗어난 약 180°임을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  27. 제 21 항에 있어서, 다수의 저주파 신호 측정값을 발생하기 위한 저역필터 수단을 포함하고, 각 저주파 신호 측정값이 한 그룹의 고주파 신호 측정값을 저역 필터링 하여 발생됨을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  28. 제 27 항에 있어서, 다수의 저주파 신호 측정값에 응답하여 다수의 초과신호 측정값을 발생하기 위한 임계값 수단을 포함하고, 각 초과신호 측정값이 하나의 저주파 신호 측정값에 관련되며, 각 초과신호 측정값이 그 관련된 저주파 신호 측정값과 임계값 사이의 차이를 나타냄을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  29. 제 28 항에 있어서, 각 초과신호 측정값이 그 관련된 저주파 신호 측정값의 크기가 임계값의 크기보다 작은 경우 제로임을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  30. 제 29항에 있어서, 각 초과신호 측정값이 그 관련된 저주파 신호 측정값의 크기가 임계값의 크기를 초과할 때 그 관련된 저주파 신호 측정값에서 임계값을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  31. 제 28 항에 있어서, 다수의 가중율을 발생하기 위한 수단을 포함하고, 각 가중율이 하나의 프로젝션 데이타 신호 측정값에 관련되며, 가중율이 이들이 관련된 프로젝션 데이타 신호 측정값에 해당하는 프로젝션 각도가 시작각도에 근접할 때에 증가하고, 가중율이 이들의 관련된 프로젝션 데이타 신호 측정값에 해당하는 프로젝션 각도가 중간각도에 근접할 때에 감소함을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  32. 제 31 항에 있어서, 다수의 에러신호 측정값을 발생하기 위한 승산수단을 포함하고, 각 에러신호 측정값이 하나의 프로젝션 데이타 신호 측정값에 일치하며, 각 에러신호 측정값이 하나의 초과신호와 그 해당 프로젝션 데이타 신호 측정값과 관련된 가중율을 곱하여 발생됨을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  33. 제 32 항에 있어서, 다수의 운동 보정신호 측정값을 발생하기 위한 감산수단을 포함하고, 각 운동 보정신호 측정값이 그 해당 프로젝션 데이타 신호 측정값으로부터 하나의 에러신호 측정값을 빼므로서 발생됨을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
  34. 제 21 항에 있어서, 각 프로젝션이 평행빔 프로젝션임을 특징으로 하는 아티팩트 필터.
KR1019970708105A 1996-03-13 1997-02-25 컴퓨터 단층촬영 시스템용 운동 아티팩트 억제필터 KR19990014762A (ko)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/614,623 US5671263A (en) 1996-03-13 1996-03-13 Motion artifact suppression filter for use in computed tomography systems
US8/614,623 1996-03-13

Publications (1)

Publication Number Publication Date
KR19990014762A true KR19990014762A (ko) 1999-02-25

Family

ID=24462057

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1019970708105A KR19990014762A (ko) 1996-03-13 1997-02-25 컴퓨터 단층촬영 시스템용 운동 아티팩트 억제필터

Country Status (7)

Country Link
US (1) US5671263A (ko)
JP (1) JPH11505462A (ko)
KR (1) KR19990014762A (ko)
BR (1) BR9702090A (ko)
DE (1) DE19780211T1 (ko)
NL (1) NL1005515C2 (ko)
WO (1) WO1997033516A1 (ko)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100357742B1 (ko) * 2000-09-18 2002-10-25 한국전기연구원 평판 디지털 엑스-레이 검출기의 특성 오류 정정 방법
KR20180010942A (ko) * 2016-07-22 2018-01-31 주식회사바텍 움직임 보상에 기반한 ct 데이터 재구성 방법 및 장치

Families Citing this family (31)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19621387C1 (de) * 1996-05-28 1997-11-13 Siemens Ag Röntgenaufnahmeeinrichtung
EP0864999A3 (de) * 1997-03-13 1999-09-08 Philips Patentverwaltung GmbH Bildverarbeitungs-Verfahren für die medizinische Diagnostik
US5946371A (en) * 1997-12-08 1999-08-31 Analogic Corporation Method and apparatus for volumetric computed tomography scanning with offset symmetric or asymmetric detector system
US6233478B1 (en) 1998-09-28 2001-05-15 Advanced Research & Technology Institute Apparatus and method for constructing computed tomography image slices of an object undergoing cyclic motion
US6148058A (en) * 1998-10-23 2000-11-14 Analogic Corporation System and method for real time measurement of detector offset in rotating-patient CT scanner
JP4768899B2 (ja) * 1999-03-17 2011-09-07 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
US6480560B2 (en) * 2001-03-16 2002-11-12 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for motion gating using CT projection data
DE10123797B4 (de) * 2001-05-16 2006-10-19 Siemens Ag Verfahren zur Herstellung eines Bildes mit einem Computertomographen
DE10133524A1 (de) * 2001-07-11 2003-01-30 Bosch Gmbh Robert Verfahren und Vorrichtung zur Korrektur des Dynamikfehlers eines Sensors
US7333588B2 (en) * 2001-12-14 2008-02-19 Wisconsin Alumni Research Foundation Virtual spherical anode computed tomography
CN100518645C (zh) * 2003-09-29 2009-07-29 Ge医疗系统环球技术有限公司 图像重构、投影数据评价方法及计算x线体层照相装置
CN100592340C (zh) 2004-02-13 2010-02-24 皇家飞利浦电子股份有限公司 运动假影补偿
US7085342B2 (en) * 2004-04-22 2006-08-01 Canamet Canadian National Medical Technologies Inc Method for tracking motion phase of an object for correcting organ motion artifacts in X-ray CT systems
JP4498023B2 (ja) * 2004-06-15 2010-07-07 キヤノン株式会社 Ｘ線ｃｔ装置
WO2006029336A2 (en) * 2004-09-09 2006-03-16 The Regents Of The University Of Michigan Projection gating of x-ray ct scan
US7782998B2 (en) * 2004-12-21 2010-08-24 General Electric Company Method and apparatus for correcting motion in image reconstruction
US7298882B2 (en) * 2005-02-15 2007-11-20 Siemens Aktiengesellschaft Generalized measure of image quality in medical X-ray imaging
JP4820561B2 (ja) * 2005-03-14 2011-11-24 株式会社東芝 核医学診断装置
US7711170B2 (en) * 2005-05-10 2010-05-04 General Electric Company Method and system for filtering scan data
JP4777007B2 (ja) * 2005-08-03 2011-09-21 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
US7656990B2 (en) * 2006-09-19 2010-02-02 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Adaptive anisotropic filtering of projection data for computed tomography
US7542541B2 (en) * 2006-10-20 2009-06-02 General Electric Company View weighting methods and apparatus
US8355557B2 (en) * 2008-10-10 2013-01-15 Siemens Aktiengesellschaft System and method for decomposed temporal filtering for X-ray guided intervention application
DE102009004580A1 (de) * 2009-01-14 2010-07-15 Siemens Aktiengesellschaft Abtast- und Rekonstruktionsverfahren eines CT-Systems und CT-System
JP2012137460A (ja) * 2010-12-28 2012-07-19 Hitachi Ltd 放射線撮像装置及び画像処理方法
US8811707B2 (en) 2011-08-25 2014-08-19 General Electric Company System and method for distributed processing of tomographic images
US20130051644A1 (en) * 2011-08-29 2013-02-28 General Electric Company Method and apparatus for performing motion artifact reduction
KR101821046B1 (ko) 2016-07-13 2018-01-23 연세대학교 산학협력단 Ct 영상의 금속 인공물 측정 방법 및 장치, 금속 인공물 보정 결정 방법
FR3082650B1 (fr) * 2018-06-19 2021-08-27 Hera Mi Systeme et procede pour le traitement d'au moins une region polluante d'une image numerique d'un element expose a des rayons x
KR102435967B1 (ko) * 2018-09-05 2022-08-24 큐빅 센서 앤드 인스트루먼트 컴퍼니 리미티드 상이한 입경 입자상 물질의 질량 농도를 동시에 측정하는 방법 및 장치
JP7233251B2 (ja) * 2019-02-28 2023-03-06 キヤノン株式会社 情報処理装置、情報処理装置の制御方法及びプログラム

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4546260A (en) * 1983-06-30 1985-10-08 International Business Machines Corporation Alignment technique
US5229934A (en) * 1990-06-18 1993-07-20 Picker International, Inc. Post-processing technique for cleaning up streaks and artifacts in diagnostic images
US5416815A (en) * 1993-07-02 1995-05-16 General Electric Company Adaptive filter for reducing streaking artifacts in x-ray tomographic images
US5446799A (en) * 1993-11-01 1995-08-29 Picker International, Inc. CT Scanner with improved processing efficiency 180 degrees+ fan angle reconstruction system
US5473663A (en) * 1994-09-12 1995-12-05 General Electric Company Method for evaluating the performance of detectors in a computed tomography system
US5473656A (en) * 1994-09-15 1995-12-05 General Electric Company Computed tomography system with correction for z-axis detector non-uniformity

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100357742B1 (ko) * 2000-09-18 2002-10-25 한국전기연구원 평판 디지털 엑스-레이 검출기의 특성 오류 정정 방법
KR20180010942A (ko) * 2016-07-22 2018-01-31 주식회사바텍 움직임 보상에 기반한 ct 데이터 재구성 방법 및 장치

Also Published As

Publication number Publication date
JPH11505462A (ja) 1999-05-21
WO1997033516A1 (en) 1997-09-18
NL1005515A1 (nl) 1997-09-17
NL1005515C2 (nl) 1998-07-20
DE19780211T1 (de) 1999-07-08
BR9702090A (pt) 1999-02-02
US5671263A (en) 1997-09-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR19990014762A (ko) 컴퓨터 단층촬영 시스템용 운동 아티팩트 억제필터
US5262946A (en) Dynamic volume scanning for CT scanners
US5291402A (en) Helical scanning computed tomography apparatus
JP3609425B2 (ja) 非対称検出システムを備えたらせんコンピュータ断層撮影法
JP3660586B2 (ja) 非対称検出器によるハーフスキャンｃｔ復元
US7272429B2 (en) Methods and apparatus for facilitating a reduction in artifacts
US5128864A (en) Method for computing tomographic scans
US6937690B2 (en) Method for computed tomography of a periodically moving object to be examined, and a CT unit for carrying out this method
US7062009B2 (en) Helical interpolation for an asymmetric multi-slice scanner
JP5194095B2 (ja) 半撮影域のみをカバーする縮小サイズ検出器を利用するコンピュータ断層撮影システムに用いる装置及び方法
US5745542A (en) Ring suppression filter for use in computed tomography systems
EP0648468B1 (en) Computed tomographic imaging
US5825842A (en) X-ray computed tomographic imaging device and x-ray computed tomographic method
EP1113396B1 (en) Method and apparauts for multislice CT using partial scan
US5430785A (en) Detector channel gain calibration using focal spot wobble
US5841828A (en) Self calibrating ring suppression filter for use in computed tomography systems
JPH0442011B2 (ko)
JP2001515378A (ja) らせん走査ｃｔスキャナにおけるオンライン画像再構成
JPH11253435A (ja) コンピュ―タトモグラフ
US7809100B2 (en) Rebinning for computed tomography imaging
JP2000023966A (ja) 螺旋再構成アルゴリズム
JPH0799539B2 (ja) 放射線断層撮影装置
EP2433265B1 (en) Interpolation free fan-to-parallel beam rebinning
JP2000157531A (ja) らせんｃｔ装置の像再構成方法およびこの方法を実施するためのらせんｃｔ装置
JPH10290798A (ja) 投影データ測定方法および装置並びにｘ線ｃｔ装置

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
E701 Decision to grant or registration of patent right
NORF Unpaid initial registration fee