WO2005072613A1 - 断層撮影装置および方法 - Google Patents

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WO2005072613A1
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projection
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Taiga Goto
Osamu Miyazaki
Koichi Hirokawa
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Hitachi Medical Corporation
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    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
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    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
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    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4064—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis specially adapted for producing a particular type of beam
    • A61B6/4085—Cone-beams
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    • A61B6/027—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
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    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S378/00—X-ray or gamma ray systems or devices
    • Y10S378/901—Computer tomography program or processor

Definitions

  • the present invention provides a high-resolution tomographic image of a subject from projection data obtained from a radiation source and a radiation detector which are configured to be relatively movable in a circumferential direction and a body axis direction with respect to the subject.
  • the present invention relates to a tomographic apparatus and method for generating the tomographic image.
  • MDCT Multi Detector Row Computer Tomography
  • SDCT single-row detector X-ray computer tomography
  • FIG. 1 is a diagram showing the basic differences between a single-row detector X-ray computed tomography apparatus (SDCT) and a multi-row detector X-ray computed tomography apparatus (MDCT).
  • SDCT single-row detector X-ray computed tomography apparatus
  • MDCT multi-row detector X-ray computed tomography apparatus
  • the SDCT has a single row of X-ray detectors 11 for one X-ray source 10 as shown in Fig. 1 (A), and the MDCT has one X-ray source as shown in Fig. 1 (B).
  • a plurality of rows (eight rows in the figure) of X-ray detectors 12 are provided for 10.
  • each X-ray detector row has a different tilt angle in the direction of the orbital axis. Therefore, the dimensions of the projection data also increase to channels, rows, and tilt angles, and the image re-produced.
  • the construction method is complicated and diverse. Therefore, more precision is required, such as the weighted spiral correction backprojection method (two-dimensional reconstruction method) for MDCT, which requires high-speed operation, which is an improvement on the weighted spiral correction backprojection method used in SDCT.
  • Reconstruction algorithms in cases such as three-dimensional Radon transform and three-dimensional backprojection (three-dimensional reconstruction)
  • Various image reconstruction algorithms have been proposed!
  • the reconstruction time per slice of an image is as fast as several seconds to several tens of seconds.
  • image reconstruction can be performed in about 0.2 to 0.5 seconds per image slice by using dedicated hardware (DSP board or ASIC).
  • DSP board or ASIC dedicated hardware
  • the amount of memory required to generate one row of projection data from multiple rows of detectors and perform two-dimensional backprojection is about the same as that of SDCT, which is satisfactory in terms of cost. Therefore, this improved two-dimensional reconstruction method is commonly used in MDCT with two or four detector rows.
  • the weighted spiral correction backprojection method uses an algorithm that ignores the beam tilt (cone angle) in the circling direction of X-rays, the MDCT with 16 or more rows of detectors In these cases, the image quality is significantly degraded due to the influence of the cone angle, and the diagnostic accuracy of the tomographic apparatus is reduced. This limits the use of weighted spiral-corrected backprojection to MDCTs with about 2 to 8 rows of detectors that are relatively unaffected by cone angle!
  • the three-dimensional backprojection method is an approximate image reconstruction method, but is a relatively high-precision image reconstruction method in consideration of a cone angle.
  • the power is on the order of tens of minutes, and it is possible to perform calculations at higher speeds by using dedicated hardware, which is relatively fast and practical. Therefore, development is underway to realize MDCT equipped with this three-dimensional backprojection method.
  • One of the problems of the image reconstruction method using a high-precision three-dimensional backprojection method that accurately handles the cone angle is that the image reconstruction method compared to the two-dimensional backprojection method used in the conventional SDCT is used. This means that the amount of memory required for the configuration operation increases significantly.
  • the backprojection calculator reads data (projection data) necessary for backprojection also from a node disk, stores it in a high-speed memory (for example, cache memory), and executes backprojection processing using the data in the high-speed memory. ing.
  • the amount of memory required for one (one view) backprojection process is The number increases in proportion to the number of columns. For example, in the case of an MDCT having a detector of 128 columns, the required memory amount in the weighted spiral correction backprojection method is 128 times, that is, about 256 [Kbyte].
  • processing data amount As described above, as the required memory amount (processing data amount) increases, data cannot be stored in the high-speed memory inside the arithmetic unit, and the low-speed memory connected to the outside of the arithmetic unit cannot store data. It is necessary to temporarily store the processing data and perform the processing while replacing the data as needed. In this case, the processing speed depends on the data transmission speed between the high-speed memory and the low-speed memory, and the operation speed cannot be higher than the transmission speed, causing a delay in the operation time. In addition, even when dedicated hardware is created, a similar delay occurs depending on the data transmission speed. As described above, in order to obtain an operation speed higher than the transmission speed, the power required to increase the capacity of expensive high-speed memory has led to a significant increase in cost, and has been a favorable power.
  • Another problem of a high-precision image reconstruction method that correctly handles cone angles is that the computation time used in the conventional SDCT is longer than that of the two-dimensional backprojection method. is there.
  • backprojection is performed from a single-row virtual circular orbit image data that has been spiral-corrected by weighting the spiral orbit image data. No column address calculation was required.
  • the arithmetic expression of addressing applied to the three-dimensional back projection method of the present invention is not limited to the following expressions (1) and (6), and various arithmetic expressions can be applied.
  • x, y, and z are the coordinate positions of the bottom cell I in the image reconstruction area
  • ⁇ is the orbital position of the parallel beam
  • w, t, and v are the coordinate axes of the detector
  • w is the parallel beam.
  • T represents an axis in a direction perpendicular to the traveling direction (parallel beam channel direction)
  • V represents an axis in a direction of the detector orbit.
  • w, t, ⁇ is the parallel beam of ⁇ phase coordinate position
  • SOD indicates the distance between the radiation source and the center of rotation.
  • Z is
  • Z represents the position of the radiation source in the Z-axis direction, and Z represents the position of Z when the orbital phase of the radiation source is 0.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating the concept of an image reconstruction method of a single-row detector X-ray computed tomography apparatus (SDCT).
  • Figure 3 shows a multi-row detector X-ray computed tomography (M
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the concept of an image reconstruction method of (DCT).
  • DCT image reconstruction method
  • the addresses in the x and y directions of the reconstructed image 30 change linearly in the channel direction and non-linearly in the column direction.
  • the corresponding detector address also changes linearly in the channel direction.
  • the addressing is two-dimensional and the addressing is more complicated than the conventional image reconstruction method as shown in FIG. It has the disadvantage that the data processing required for the projection operation involves a large delay.
  • the addressing in the column direction in the three-dimensional backprojection method is a very complicated nonlinear function, and the difficulty in simplification by mathematical transformation is also a major cause of data processing delay.
  • a backprojection operation for projecting back to a two-dimensional or three-dimensional tomographic reconstruction region virtually set in the region of interest of the subject is performed by dividing the tomographic reconstruction region into divided regions.
  • a backprojection operation for projecting back to a two-dimensional or three-dimensional tomographic reconstruction region virtually set in the region of interest of the subject is performed by dividing the tomographic reconstruction region into divided regions.
  • By causing the computer to execute each time it is possible to sequentially perform the tomographic reconstruction calculation for each optimal area (divided area) in consideration of the cache size, thereby increasing the data reuse rate in the cache memory.
  • a tomography apparatus has been disclosed which reduces data access to memory, shortens the total data transfer time for tomographic reconstruction, and shortens the tomographic reconstruction calculation time.
  • An object of the present invention is to provide a tomography apparatus and method capable of suppressing the increase in the capacity of a high-speed memory and generating a high-quality tomographic image at a high speed without increasing the calculation cost.
  • One feature of the tomography apparatus is that a transmission line transmitted through a subject is detected by two-dimensionally arranged detecting means, and a region of interest of the subject is detected from the detected projection data.
  • the image reconstruction area of the subject is divided into a plurality of image data segment areas, and the image data is selected from the projection data detected by the detection means.
  • the tomographic apparatus divides the image reconstruction area into a plurality of small areas (image data segment areas) in order to reduce the amount of high-speed memory required for backprojection processing, and performs projection obtained by imaging.
  • the minimum required projection data segment area is extracted by backprojection calculation processing for each divided image data segment area from the data, and the image data of the small area is extracted using the extracted data of the projection data segment area.
  • the back projection calculation processing is executed for each segment area.
  • the view direction size of the projection data may be determined according to the high-speed memory capacity that can be used in the image reconstruction processing.
  • the image reconstruction region In order to reduce the complexity of the image reconstruction process, it is preferable to divide the image reconstruction region into small regions of the same size when dividing the image reconstruction region into image data segments.
  • the size of the projection data segment area in the view direction be one view.
  • Another feature of the tomography apparatus is the tomography apparatus having the above-mentioned feature, wherein the processing means sets the address of the detection means for the back-projected projection data to the image data.
  • the approximate calculation is performed by an interpolation process based on the addresses of the detection means at a plurality of representative points in the segment area. This is because in the backprojection processing for each image data segment, the address of the detection means at a limited number of representative points on the image data segment area is used using the address of the detection means on the extracted projection data segment. This is calculated by interpolation processing. Thereby, the address calculation of the detecting means in the back projection processing can be performed at high speed.
  • FIG. 1 is a view for explaining a basic configuration difference between a single-row detector X-ray computed tomography apparatus (SDCT) and a multi-row detector X-ray computed tomography apparatus (MDCT). .
  • SDCT single-row detector X-ray computed tomography apparatus
  • MDCT multi-row detector X-ray computed tomography apparatus
  • FIG. 2 is a diagram illustrating the concept of a back projection image reconstruction method in a single-row detector type X-ray computed tomography apparatus (SDCT).
  • SDCT single-row detector type X-ray computed tomography apparatus
  • FIG. 3 is a diagram illustrating the concept of a backprojection image reconstruction method in a multi-row detector X-ray computed tomography apparatus (MDCT).
  • MDCT multi-row detector X-ray computed tomography apparatus
  • FIG. 4 is a diagram showing an overall configuration of a multi-row detector X-ray computer tomography apparatus which is an embodiment of the tomography apparatus according to the present invention.
  • FIG. 5 is a view for explaining an example of dividing an image reconstruction area in the tomography apparatus of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a projection data segment cut out corresponding to an image data segment formed by dividing an image reconstruction area.
  • FIG. 7 is a diagram showing a flow of a process of extracting a projection data segment corresponding to an image data segment.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating the concept of the interpolation processing in step S86 in FIG. 7.
  • FIG. 4 is a diagram showing an overall configuration of a multi-row detector X-ray computed tomography apparatus as an embodiment of the tomography apparatus according to the present invention.
  • the scanning method of this multi-row detector type X-ray computed tomography apparatus is a rotation one bite one state one method (3rd generation).
  • This multi-row detector type X-ray computed tomography apparatus is roughly divided into a scanner 40, an operation unit 50, and a bed 60 on which the subject is placed and moved.
  • the scanner 40 includes a central controller 400, an X-ray controller 401, a high-voltage generator 402, a high-voltage switching unit 403, an X-ray generator 404, an X-ray detector 405, a preamplifier 406, and a scanner controller 407. , A scanner driving device 408, a collimator control device 409, a bed control device 410, a bed movement measuring device 411, and the like.
  • the operation unit 50 includes an input / output device 51 including a display device, an input device, a storage device, and the like, and an image reconstruction operation device. And an arithmetic unit 52 including an image processing device and an image processing device.
  • the input device is composed of a mouse, a keyboard, and the like, and is used to input information such as bed moving speed information, measurement of an image reconstruction position, and image reconstruction parameters.
  • the storage device stores such information.
  • the display device displays such information and various data such as reconstructed images.
  • the image reconstruction calculation device processes the projection data obtained from the multi-row detector, and the image processing device performs various processes on the reconstructed image and displays the processed image.
  • the central controller 400 controls the imaging conditions (such as bed moving speed, tube current, tube voltage, and slice position) and reconstruction parameters (region of interest, reconstructed image size, inverse Based on the instruction input for the projection phase width, reconstruction filter function, etc., control signals necessary for imaging are transmitted to the X-ray controller 401, the bed controller 410, and the scanner controller 407, and the imaging start signal is transmitted. Receiving starts shooting.
  • imaging conditions such as bed moving speed, tube current, tube voltage, and slice position
  • reconstruction parameters region of interest, reconstructed image size, inverse
  • control signals necessary for imaging are transmitted to the X-ray controller 401, the bed controller 410, and the scanner controller 407, and the imaging start signal is transmitted. Receiving starts shooting.
  • a control signal is sent from the X-ray control device 401 to the high-voltage generating device 402, and a high voltage is applied to the X-ray generating device 404 via the high-voltage switching unit 403, and the X-ray generating device 404
  • the X-rays emitted from are irradiated on the subject, and the transmitted light is incident on the X-ray detector 405.
  • a control signal is sent from the scanner control device 407 to the scanner drive device 408, and the X-ray generator 404, the X-ray detector 405, and the preamplifier 406 are controlled to orbit around the subject.
  • the irradiation area of the X-ray emitted from the X-ray generator 404 is controlled by a collimator 412 controlled by a collimator controller 409, and is absorbed (attenuated) by each tissue in the subject. And is detected by the X-ray detector 405.
  • the X-rays detected by the X-ray detector 405 are converted to current there, amplified by the preamplifier 406, and input to the arithmetic unit 52 of the operation unit 50 as a projection data signal.
  • the projection data signal input to the arithmetic unit 52 is subjected to image reconstruction processing by an image reconstruction arithmetic unit in the arithmetic unit 52. This reconstructed image is stored in a storage device in the input / output device 51, and is displayed on the display device of the input / output device 51 as a CT image.
  • the detection elements are arranged in a plurality of rows in the circumferential direction in comparison with the single row detector type CT, and as a whole, the single row detector type CT is used. Wider than CT A wide detector is realized.
  • the X-ray beam is orthogonal to the orbital axis.
  • the X-ray beam moves away from the midplane (center row) of the detector row. Have an inclination angle (cone angle) in the direction of the orbital axis.
  • FIG. 5 is a diagram showing an example of dividing an image reconstruction area in the tomography apparatus according to this embodiment.
  • M 2 mm m is an integer greater than or equal to 0
  • N 2 n n is an integer greater than or equal to 0
  • L 2 '1 is an integer greater than or equal to 0
  • the image reconstruction area By making such a determination, it is possible to divide the image reconstruction area into unit sizes of equal integers in the X, y, and z directions, and to divide each area in the image data segment 61-6p.
  • the processing complexity for access can be shared by the image data segments 61-6p, and the processing complexity can be reduced.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a projection data segment cut out corresponding to an image data segment.
  • the projection data input from the arithmetic unit 52 is converted into an image data segment 61 by a program stored in the image reconstruction arithmetic unit in the arithmetic unit 52.
  • — 63 Divide and extract the small projection data segments 71 — 73 required to reconstruct each and read or store them in high-speed memory. Then, it is stored in the high-speed memory by another program stored in the image reconstruction calculation device in the calculation device 52, and is subjected to back projection processing based on the projection data segments 71-73.
  • the projection data area is extracted as a rectangle for simplicity, but may be extracted as a polygon such as a rhombus or a parallelogram.
  • FIG. 7 is a diagram showing a flow of a process of extracting a projection data segment corresponding to an image data segment.
  • step S81 four corner points (p (xl, yl), p (x2, y2), p (x3, y3), ⁇ (x4, y4)) in the two-dimensional image data segment 61 (Rwl, chl), (rw2, ch2), (rw3, ch3), (rw4, ch4) (address on the detector of the X-ray passing through the four corner points) ) Is calculated by a program stored in the image reconstruction calculation device in the calculation device 52.
  • corner of 8 points (p (xl, yl, zl ), p (x2, y2, z2), - ⁇ ⁇ , ⁇ ( ⁇ 8, ⁇ 8, ⁇ 8)) corresponding to Calculate the detector address (rwl, chl), ' ⁇ ⁇ , ( ⁇ 8, ( ⁇ 8), respectively, for this projection data segment.
  • step S82 the maximum value and the minimum value (max rw, max_ch, min rw, min ch) among the four detector addresses calculated in step S81 are calculated.
  • the value of the detector address (1 ⁇ 1, (* 1), ( ⁇ 2, (; 112), (1 ⁇ 3 113), (1 ⁇ 4, (; 114). Can be calculated by comparing
  • step S83 In calc cut size () in step S83, based on the address of the detector calculated in step S82, the size (rw size, ch_size) of the projection data segment 71 in the column direction and the channel direction as shown in FIG. ) Is calculated. This size is the maximum and maximum / J of the detector address in step S82, and the value (max rw, max ch, min rw, min ch)
  • ch size max ch— min ch
  • calc-base-address () of step S84 a reference address (rw base, ch base) on the projection data of the projection data segment 71 shown in Fig. 6 is calculated. This address is the maximum and minimum values of the detector address in step S82.
  • step S85 cut_data (), the size of the projection data segment 71 (rw_size, ch_size ) And a reference address (rw_base, ch_base) to extract a projection data segment 71 from the projection data.
  • a predetermined fixed size that is sufficient to store the force projection data segment calculated in step S83 for the size of the projection data segment may be used.
  • FIG. 8 is a diagram showing the concept of the process in step S86. As shown in Fig. 8, four corner points (p (xl, yl), p (x2, y2), p (x3, y3), p (x4, y4) ), The detector address of the reconstructed pixel point P (x5, y5) is calculated by a linear interpolation process using a program stored in the image reconstruction arithmetic unit in the arithmetic unit 52 based on the detector address corresponding to . Specifically, four points in the corner
  • rw5 coeiH * rwl + coeil2 * rw2 + coeil3 * rw3 + coeif4 * rw4
  • ch5 coeiH * chl + coeff2 * ch2 + coefl3 * ch3 + coeir4 * ch4
  • coeffl, coeffi, coeffi3, and coeff4 are interpolation coefficients, and in the case of Lagrange interpolation, they are expressed as follows.
  • a tomographic apparatus using X-rays has been described as an example, but the present invention is not limited to this, and the present invention is also applicable to a tomographic apparatus using neutrons, positrons, gamma rays, and light. .
  • the scanning method is not limited to any of the first, second, third, and fourth generation methods.
  • a multi-tube CT with multiple X-ray sources and a force sword scan It can be used for CT and electron beam CT.
  • the detectors are shaped like a detector placed on a cylindrical surface centered on the X-ray source, a flat detector, a detector placed on a spherical surface centered on the X-ray source, and a cylinder centered on the orbit axis. It can be applied to any detector, such as a detector placed on the surface.
  • the present invention is not limited to a spiral orbit scan, but can be applied to a circular orbit scan.
  • the image reconstruction area is divided into the same number in the X direction and the y direction.
  • the present invention is not limited to this, and the image reconstruction area can be divided into different numbers in the X direction and the y direction.
  • the image reconstruction area was divided into rectangles in the x, y, z space, the image reconstruction area, which can be divided into polygons such as triangles and octagons, is harmed on polar coordinates. You may.
  • the projection data input to the arithmetic unit 52 may be displayed on the display device of the input / output device 51 together with the divided image data segment area by means of display. good. More specifically, a projected image of a subject lying down in front and Z or lateral force is displayed as a scanogram by joining the projection data, and a three-dimensional image reconstruction area is displayed on the scanogram. Is displayed, and how the set 3D image reconstruction area is divided into image data segments is displayed by drawing a dividing line in the 3D image reconstruction area represented by a rectangle or a square. You should be able to do it. Further, a means may be provided for enabling selection of an arbitrary image data segment area from the displayed scanogram via an input / output device from the outside.

Abstract

　披検体の画像再構成領域を複数の画像データセグメントに分割し、投影により得られた投影データの中から、画像データセグメント毎に逆投影の処理の際に必要な投影データセグメントを切り出し、切り出した投影データセグメントを使って画像データセグメント毎に逆投影処理する。また、逆投影処理で使用する投影データの検出器アドレスを該当の画像データセグメント領域内の限られた複数点の検出器アドレスから補間処理により得る。その結果、少ない高速メモリを用いて断層撮影像を高画質で高速に生成可能な装置が実現する。

Description

明 細 書
断層撮影装置および方法
技術分野
[0001] 本発明は、被検体に対し周回方向及び体軸方向に相対的に移動可能に構成され た放射線源及び放射線検出器から得られた投影データから被検体の高精細な断層 撮影像を生成する断層撮影装置および方法に関する。
背景技術
[0002] 近年、周回軸方向に複数の検出器列を配置した多例検出器型 X線コンピュータ断 層撮景装（Multi Detector Row Computer Tomography,以下 MDCTと称す）が登場し た。この MDCTは、周回軸方向に単一の検出器を配置した単一列検出器型 X線コ ンピュータ断層撮景装置（Single Detector Row Computer Tomography,以下 SDCT と称す)に比べ、周回軸方向に検出素子列を複数配列したことによって幅の広い検出 器を具備することができるので、一度に広範囲の撮影領域をカバーすることができる 。また、 MDCTは、より速い速度で被検体を相対移動させることにより、撮影時間を 短縮でき、呼吸などの体動に起因する体動アーチファクトを低減することができ、周 回軸方向の分解能を大幅に向上させることが可能である。図 1は、単一列検出器型 X線コンピュータ断層撮影装置 (SDCT)と多列検出器型 X線コンピュータ断層撮影 装置（MDCT)との基本的な構成の違いを示す図である。 SDCTは、図 1 (A)に示す ように 1個の X線源 10に対して単一列の X線検出器 11を備え、 MDCTは、図 1 (B) 示すように 1個の X線源 10に対して複数列（図では 8列）の X線検出器 12を備えて ヽ る。
[0003] この MDCTの場合は、 X線検出器列毎に周回軸方向に異なる傾斜角度を有するこ とになるので、その投影データの次元もチャンネル、列、傾斜角度と、増加し、画像再 構成法も複雑、多様ィ匕しているのが現状である。そこで、 SDCTで使用されている重 み付け螺旋補正逆投影法を改良した高速演算の必要な MDCT用重み付け螺旋補 正逆投影法 (二次元再構成法)をはじめとして、より精度の要求される場合の再構成 アルゴリズムとして三次元ラドン変換法や三次元逆投影法 (三次元再構成法)などの 様々な画像再構成アルゴリズムが提案されて!、る。
[0004] これら画像再構成法のうち、二次元画像再構成法である重み付け螺旋補正逆投影 法では、画像 1スライス当りの再構成時間が数秒カゝら数十秒程度と高速である。実際 の装置では専用のハードウェア（DSPボードや ASIC)を用いることにより画像 1スライ ス当り 0.2— 0.5秒程度で画像再構成が可能である。また、複数列の検出器から 1列分 の投影データを生成し、二次元逆投影するために必要なメモリ量は SDCTと同程度 であり、コスト的にも十分満足できるものである。従って、 2列、 4列などの検出器列を 備えた MDCTでは、この改良された二次元再構成法が一般的に使用されている。
[0005] し力しながら、重み付け螺旋補正逆投影法では、 X線の周回方向へのビーム傾斜（ コーン角）を無視したアルゴリズムとなっているため、 16列以上の検出器を備えた M DCT等では、このコーン角の影響によって画質が著しく劣化し断層撮影装置の診断 精度を低下させている。このために、コーン角の影響の比較的少ない 2— 8列程度の 検出器を備えた MDCTに重み付け螺旋補正逆投影法の使用が限定されて!、る。
[0006] 最近は、検出器列数が多くなり、広いコーン角を有する MDCTにおける高精度な 画像再構成法の研究が広く行われている。そのうち、三次元ラドン変換法は、厳密な 画像再構成法であるが演算時間が画像 1スライス当り数十分力 数時間という膨大な 時間を要するために実用には至って!/、な 、。
[0007] これに対し、三次元逆投影法は、近似的な画像再構成法ではあるがコーン角を考 慮した比較的高精度な画像再構成法であり、演算が画像 1スライス当り数分力 数十 分程度であり、専用のハードウェアを用いることによってもっと高速に演算することが 可能であり、比較的高速でありかつ実用的である。そのため、この三次元逆投影法を 搭載した MDCTの実現に向けて開発が進められている。
[0008] コーン角を正確に扱う高精度な三次元逆投影法による画像再構成法の問題点の 1 つは、従来の SDCTで用いられて ヽた二次元逆投影法と比較して画像再構成演算 時に要するメモリ量が大幅に増大することである。ここで、逆投影演算器では、逆投 影に必要なデータ (投影データ）をノヽードディスク力も読み出し、高速メモリ（例えば、 キャッシュメモリ）に格納し、高速メモリ内のデータにより逆投影処理を実行している。 この時処理データ量が大きい場合には、データの一部は低速な大容量メモリ（例え ば、 DRAM)に格納され、演算に必要なデータが高速メモリ内に存在しない場合に は、低速メモリから遂次読み出され、高速メモリ内のデータが更新され、この更新後に 処理が行われている。一般に、高速メモリは高価であるため、安価な低速メモリよりも 比較的少ない容量を備えた場合がほとんどである。
[0009] 逆投影処理のために必要なメモリ量 (処理データ量）につ!/、て検討すると、二次元 逆投影法による重み付け螺旋補正逆投影法では複数の検出データから補間により 1 列分の螺旋補正投影データを生成する。逆投影処理は、ビュー毎に行われるため、 必要なメモリ量 (処理データ量）は 1ビュー分である。つまり、 1回（1ビュー分)の逆投 影に必要なメモリ量は 1列分 Xチャンネル数分である。例えば、チャンネル数が 100 0[ch]とすると約 2[Kbyte](=1000[ch] X l[row] X 2[byte])のメモリ量が必要である。一 方、三次元ラドン変換法や三次元逆投影法では、複数列の検出器データをそのまま 扱う必要があるので、 1回（1ビュー分)の逆投影処理に必要なメモリ量は、検出器列 数に比例して増加し、例えば、 128列の検出器を有する MDCTの場合、重み付け螺 旋補正逆投影法における必要メモリ量の 128倍、約 256[Kbyte]となる。
[0010] このように、必要なメモリ量 (処理データ量）が増加することによって、演算器内部の 高速メモリ内にデータを格納することができなくなり、演算器外部に接続された低速メ モリに処理データを一時的に記憶しておき、必要に応じて順次入れ替えながら処理 を行うという、メモリのスワップが必要となってくる。この場合、処理速度は、高速メモリ と低速メモリ間のデータ伝送速度に依存し、伝送速度以上の演算速度を得ることは できず、演算時間の遅延を引き起こしていた。また、専用のハードウェアを作成した 場合でも、同様のデータ伝送速度に依存した遅延が生じる。このように伝送速度以 上の演算速度を得るためには、高価な高速メモリの容量を増加することである力 こ れは大幅なコストの増大につながり、好ましくな力つた。
[0011] コーン角を正確に扱う高精度な画像再構成法のもう一つの問題点は、従来の SDC Tで用いられて 、た二次元逆投影法と比較して演算時間が増大することである。これ まで SDCTや 4列の MDCTで用いられてきた二次元逆投影法では、螺旋軌道撮影 データに対して重み付けによって螺旋補正した単一列の仮想円軌道撮影データから 逆投影を行うため、検出器の列方向のアドレス計算は不要であった。これに対し、三 次元逆投影法では、複数列の検出器データにアクセスするために次式に示すような 複雑な演算によって、チャンネル方向及び列方向の検出器アドレスを算出（アドレツ シング)する必要がある。なお、本発明の三次元逆投影法に適用されるアドレツシン グの演算式は次式（1)一（6)に限定されるものではなぐいろいろな演算式が適用可 能である。
Figure imgf000006_0001
τ ίι ,Φ
Τ -[(J) +arcsin{ }]
SOD + z, ( 3 )
2 π
Figure imgf000006_0002
wl( 1,y1^)=—x1 ■ sin^ + * cos φ · · . (b )
[0012] ここで、 x ,y ,zは、画像再構成領域中のボタセル Iの座標位置、 Φはパラレルビー ムの周回位置、 w,t,vは検出器の座標軸で、 wはパラレルビームの進行方向の軸を、 t はこの進行方向に垂直な方向（パラレルビームのチャンネル方向）の軸を、 Vは検出 器の周回軸方向の軸を表わしている。 w ,t ,ν，は、 Φ位相のパラレルビームが座標位
1 1 1
置 (X ,y )を通過する時の w,t,v軸上の座標位置を表わして!/、る。 SIDは放射線源と
1 1
検出器間の距離を、 SODは、放射線源と回転中心間の距離を表わしている。 Zは、
S
放射線源の Z軸方向位置を、 Z は、放射線源の周回位相が 0の時の Zの位置を表 so s
わしている。
[0013] 図 2は、単一列検出器型 X線コンピュータ断層撮影装置 (SDCT)の画像再構成法 の概念を説明する図である。図 3は、多列検出器 X線コンピュータ断層撮影装置 (M DCT)の画像再構成法の概念を説明する図である。図 3に示す MDCTの画像再構 成法における演算では、再構成画像 30の x,y方向のアドレスはチャンネル方向に線 形、列方向には非線型に変化する。一方、図 2に示す SDCTの画像再構成法にお ける演算では、再構成画像 20の x,y方向の線形的な変化に対し、対応する検出器ァ ドレスもチャンネル方向に線形に変化する。このように三次元逆投影法では、図 2に 示すような従来の画像再構成法と比較して、アドレッシングが二次元であること、そし てそのアドレッシングが複雑であることに起因して、逆投影演算に必要なデータ処理 に大幅な遅延を伴うという欠点を有する。特に、三次元逆投影法における列方向の アドレッシングは非常に複雑な非線形関数となり、数式変形による簡略ィ匕が困難であ ることもデータ処理遅延の大きな原因である。
[0014] このような問題点の解決を念頭に置 、た断層撮影装置は、例えば、特開 2003—
24326号公報に開示されている。ここでは、被検体の関心領に仮想的に設定される 2 次元または 3次元の断層再構成領域に逆投影する逆投影演算 (断層再構成計算)を 、その断層再構成領域を分割した分割領域毎にコンピュータに実行させることにより 、断層再構成計算をキャッシュサイズを考慮した最適な領域 (分割領域)毎に順番に 行うことを可能とし、その結果、キャッシュメモリ内のデータ再利用率を増加させ、メモ リとのデータアクセスを減少させ、断層再構成のためのデータ転送時間合計を短縮し 、断層再構成計算時間を短縮した断層撮影装置が開示されて ヽる。
[0015] し力しながら、特開 2003-24326号公報のように、高速なキャッシュメモリに格納され た分割断層再構成領域に逆投影するために、投影データを全てキャッシュメモリに格 納することは高速メモリ量の増大につながり装置のコスト上好ましくない。さらに、検出 器列の数の増加が著 ヽ MDCTの場合には、処理すべき投影データ量が膨大とな ることが問題であり、このことは高速メモリ量の顕著な増加を招くものであり、演算コス トの低減、高速ィ匕を阻害していた。
本発明の目的は、高速メモリの容量増大を抑え、大幅な演算コストの増加を伴わな Vヽ、高画質な断層撮影像を高速に生成可能な断層撮影装置および方法を提供する ことである。
発明の開示 [0016] 本発明に係る断層撮影装置の 1つの特徴は、被検体を透過した透過線を二次元的 に配列された検出手段で検出し、検出された投影データから前記被検体の関心領 域の三次元断層撮影像を作成する断層撮影装置において、前記被検体における画 像再構成領域を複数の画像データセグメント領域に分割し、さらに前記検出手段で 検出された前記投影データの中から前記画像データセグメント領域に逆投影するた めに必要な投影データセグメント領域を抽出し、前記抽出した投影データセグメント 領域を用いて前記画像データセグメント領域毎に三次元逆投影算処理を実行する 処理手段を備えたことである。
本発明に係る断層撮影装置は、逆投影処理に必要な高速メモリ量を低減するため 、画像再構成領域の中を複数の小領域 (画像データセグメント領域）に分割し、撮影 により得られた投影データの中から分割した画像データセグメント領域毎に逆投影演 算処理で必要な最小限の投影データセグメント領域を抽出し、抽出された投影デー タセグメント領域のデータを用 、て小領域の画像データセグメント領域毎に逆投影演 算処理を実行するようにしたものである。
なお、高速メモリの容量を最大限活用するためには、投影データのビュー方向サイ ズは画像再構成処理の際に利用可能な高速メモリ容量に応じて決定するようにすれ ば良い。また、画像再構成処理の複雑さを低減するために画像再構成領域を画像 データセグメントに分割する際には同じ大きさの小領域に分割することが好ましい。さ らに、一度に扱うデータ処理に必要なメモリ量を低減するため、投影データセグメント 領域のビュー方向サイズは 1ビューにすることが好ましい。
[0017] 本発明に係る断層撮影装置のもう一つの特徴は、先の特徴を備えた断層撮影装置 において、処理手段が、前記逆投影される投影データの検出手段のアドレスを、前 記画像データセグメント領域における代表的な複数点の検出手段のアドレスに基づ いた補間処理によって近似的に算出することである。これは、画像データセグメント毎 の逆投影処理において、抽出された投影データセグメント上の検出手段のアドレスを 用いて画像データセグメント領域上の限られた代表的な複数点の検出手段のァドレ スを用いて補間処理により算出するようにしたものである。これによつて、逆投影処理 における検出手段のアドレス算出を高速に行うことができる。 図面の簡単な説明
[0018] [図 1]単一列検出器型 X線コンピュータ断層撮影装置 (SDCT)と多列検出器型 X線 コンピュータ断層撮影装置 (MDCT)との基本的な構成の違いを説明する図である。
[図 2]単一列検出器型 X線コンピュータ断層撮影装置 (SDCT)における逆投影画像 再構成法の概念を説明する図である。
[図 3]多列検出器型 X線コンピュータ断層撮影装置 (MDCT)における逆投影画像再 構成法の概念を説明する図である。
[図 4]本発明に係る断層撮影装置の一実施の形態である多列検出器型 X線コンビュ ータ断層撮影装置の全体構成を示す図である。
[図 5]本発明断層撮影装置における画像再構成領域の分割例を説明する図である。
[図 6]画像再構成領域を分割して構成された画像データセグメントに対応して切り出 される投影データセグメントを説明する図である。
[図 7]画像データセグメントに対応する投影データセグメントの切り出し処理のフロー を示す図である。
[図 8]図 7におけるステップ S86の補間処理の概念を説明する図である。
発明を実施するための最良の形態
[0019] 以下、添付図面を用いて、本発明に係る断層撮影装置の一実施の形態について 詳細に説明する。図 4は、本発明に係る断層撮影装置の一実施の形態である多列検 出器型 X線コンピュータ断層撮影装置の全体構成を示す図である。この多列検出器 型 X線コンピュータ断層撮影装置のスキャン方式は、ローテート一口一テート一方式（ 第 3世代)であり、この多列検出器型 X線コンピュータ断層撮影装置は、大きく分けて 、スキャナ 40と、操作ユニット 50と、被検体を載せて移動するための寝台 60とから構 成されている。
[0020] スキャナ 40は、中央制御装置 400、 X線制御装置 401、高電圧発生装置 402、高 圧スイッチングユニット 403、 X線発生装置 404、 X線検出器 405、プリアンプ 406、ス キヤナ制御装置 407、スキャナー駆動装置 408、コリメータ制御装置 409、寝台制御 装置 410、寝台移動計測装置 411などで構成されている。操作ユニット 50は、表示 装置、入力装置、記憶装置などから構成される入出力装置 51と、画像再構成演算装 置及び画像処理装置などから構成される演算装置 52とで構成される。入力装置は、 マウスやキーボードなどで構成され、寝台移動速度情報や画像再構成位置などの計 測、画像再構成パラメータを入力するものであり、記憶装置は、これらの情報を記憶 するものであり、表示装置は、これらの情報や再構成画像などの各種データを表示 するものである。画像再構成演算装置は、多列検出器から得られた投影データを処 理するものであり、画像処理装置は、再構成画像などに種々の処理を施して表示す るものである。
[0021] 中央制御装置 400は、操作ユニット 50の入力装置力もの撮影条件 (寝台移動速度 、管電流、管電圧、スライス位置など)や再構成パラメータ（関心領域、再構成画像サ ィズ、逆投影位相幅、再構成フィルタ関数など）についての指示入力に基づいて、撮 影に必要な制御信号を X線制御装置 401、寝台制御装置 410及びスキャナ制御装 置 407に送信し、撮影スタート信号を受けて撮影を開始する。撮影が開始されると X 線制御装置 401により高電圧発生装置 402に制御信号が送られ、高電圧が高圧スィ ツチングユニット 403を介して X線発生装置 404に印加され、 X線発生装置 404から 出射した X線は被検体に照射され、その透過光が X線検出器 405に入射される。同 時に、スキャナ制御装置 407からは、スキャナー駆動装置 408に制御信号が送られ、 X線発生装置 404、 X線検出器 405及プリアンプ 406が被検体の周りを周回制御さ れる。
[0022] X線発生装置 404から出射された X線は、コリメータ制御装置 409によって制御され るコリメータ 412によりその照射領域を制御され、被検体内の各組織で吸収 (減衰）さ れ、被検体を透過し、 X線検出器 405で検出される。 X線検出器 405で検出された X 線は、そこで電流に変換され、プリアンプ 406で増幅され、投影データ信号として操 作ユニット 50の演算装置 52に入力される。演算装置 52に入力された投影データ信 号は、演算装置 52内の画像再構成演算装置で画像再構成処理される。この再構成 画像は、入出力装置 51内の記憶装置に保存され、入出力装置 51の表示装置で CT 画像として表示される。
[0023] 図 1に示したように、多列検出器型 CTでは、単一列検出器型 CTに比べて、検出 素子が周回軸方向に複数列並べられ、全体としては、単一列検出器型 CTよりも幅の 広い検出器を実現している。また、単一列検出器型 CTでは周回軸に対して X線ビー ムが直交しているが、多列検出器型 CTでは、検出器列のミツドプレーン（中心列）か ら離れるに従つて X線が周回軸方向に傾斜角（コーン角）を有して ヽる。
[0024] 図 5は、この実施の形態の断層撮影装置における画像再構成領域の分割例を示 す図である。この実施形態では、中央制御装置 400内に収められたプログラムにより 、三次元の画像再構成領域を M X N X L = P個の画像データセグメント 61— 6pに分 割する。画像再構成マトリクスが 512 X 512 X 512である場合、 x軸方向の分割数を Mとし、 y軸方向の分割数を N, Z軸方向の分割数を Lとして、以下のように分割数を 決定する。
M = 2m mは 0以上の整数
N = 2n nは 0以上の整数
L = 2' 1は 0以上の整数
[0025] このように決定することによって、画像再構成の領域を X方向、 y方向、 z方向に整数 の等しい単位サイズに分割することができ、画像データセグメント 61— 6p内の各画 素にアクセスするための処理ループを画像データセグメント 61— 6pで共有できるな ど、処理の複雑さを低減することができる。
図 6は、画像データセグメントに対応して切り出される投影データセグメントを説明 する図である。本発明の一実施の形態に係る逆投影処理では、先ず演算装置 52〖こ 入力された投影データを、演算装置 52内の画像再構成演算装置内に収められてい るプログラムにより、画像データセグメント 61— 63それぞれを再構成するために必要 な小さな大きさの投影データセグメント 71— 73を分割して抽出し、それを高速メモリ 内に読み込み、あるいは記憶する。そして、演算装置 52内の画像再構成演算装置 内に収められて 、る別のプログラムにより、高速メモリ内に記憶されて 、る投影データ セグメント 71— 73に基づき、逆投影処理する。なお、ここでは、簡単のために投影デ ータ領域を矩形で抽出して ヽるが、ひし形や平行四辺形などの多角形で抽出しても よい。
[0026] 図 7は、画像データセグメントに対応する投影データセグメントの抽出処理のフロー を示す図である。 ステップ S81の calc— address ()では、 2次元画像データセグメント 61における隅の 4点（p(xl,yl) ,p (x2,y2) ,p (x3,y3) ,ρ (x4,y4))に対応する投影データセグメント 71の 検出器アドレス（rwl,chl) ,(rw2,ch2),(rw3,ch3),(rw4,ch4) (隅の 4点を通る X線の検出 器上でのアドレス)をそれぞれ演算装置 52内の画像再構成演算装置内に収められ ているプログラムにより算出する。また、 3次元画像セグメントの場合には、隅の 8点（ p(xl,yl,zl),p(x2,y2,z2), - · · ,ρ(χ8,Υ8,ζ8))に対応する投影データセグメントの検出器 アドレス (rwl,chl), ' · · ,(ην8,(Α8)をそれぞれ算出する。この算出には、例えば、前述 の式（ 1)一式（6)を用いてもょ 、。
[0027] ステップ S82の calc maxmin4 ()では、ステップ S81で算出した 4つの検出器ァドレ スの中の最大値及び最小値（max rw, max_ch, min rw, min ch)をそれぞれ算出する 。この値は、前記検出器ァドレス（1^1,(*1) ,(^2,(；112),(1^3 113),(1^4,(；114) . ' 'の値を 単純に比較することによって算出可能である。
[0028] ステップ S83の calc cut size ()では、ステップ S82で算出された検出器のアドレス に基づいて、図 6に示すような投影データセグメント 71の列方向及びチャンネル方向 のサイズ (rw size, ch_size)を算出する。このサイズは、ステップ S82における検出器 アドレスの最大値及び最 /J、値 (max rw, max ch, min rw, min ch)
を次式
rw size = max rw— min rw
ch size = max ch— min ch
に代入することによって算出される。
[0029] ステップ S84の calc— base— address ()では、図 6に示す投影データセグメント 71の投 影データ上の基準アドレス（rw base, ch base)を算出する。このアドレスは、ステップ S82における検出器アドレスの最大値及び最小値
(max rw, max ch, min rw, min cch)を次式
rw base = min rw
ch base = min ch
に代入することによって算出される。
[0030] ステップ S85の cut_data ()では、投影データセグメント 71のサイズ (rw_size,ch_size )及び基準アドレス (rw_base,ch_base)に基づき投影データから投影データセグメント 71を抽出する。ここでは、ステップ S83で、投影データセグメントのサイズを算出した 力 投影データセグメントを格納するのに十分であるところの予め決めた固定サイズ を使用しても構わない。
[0031] ステップ S86の calc— interpolation data ()では、画像データセグメント 61内の全て ではない限られた複数点の検出器アドレス力も画像データセグメント内の再構成点の 検出器アドレスを算出する。図 8は、ステップ S86の処理の概念を示す図である。図 8 に示すように、短形に分割された画像データセグメント 61における隅の 4点 (p(xl,yl), p(x2,y2), p(x3,y3), p(x4,y4))に対応する検出器アドレスに基づいて、演算装置 52内 の画像再構成演算装置内に収められているプログラムにより線形補間処理によって 再構成画素点 P(x5,y5)の検出器アドレスを算出する。具体的には、隅の 4点
(p(xl,yl), p(x2,y2), p(x3,y3), p(x4,y4》に対応する検出器アドレスを (rwl,chl), (rw2,ch2), (rw3,ch3), (rw4,ch4)とし、再構成点の検出器アドレスを (rw5,ch5)とした場 合、それぞれに補間係数を乗算し、加算することで
rw5=coeiH*rwl+coeil2*rw2+coeil3*rw3+coeif4*rw4
ch5=coeiH*chl+coeff2*ch2+coefl3*ch3+coeir4*ch4
として求められる。
[0032] ただし、 coeffl,coeffi,coeffi3,coeff4は補間係数であり、ラグランジュ補間の場合は以 下のように示される。
coeflFl=((x5-x2) * (χ5-χ3) * (χ5-χ4)) I ((χ1-χ2) * (xl— x3) * (xl— x4》 *
((y5-y2) * (y5-y3) * (y5-y4)) I ((yl-y2) * (yl-y3) * (yl-y4)) coeH2=((x5-xl) * (x5- x3) * (x5- x4》 I ((x2- xl) * (x2- x3) * (x2- x4》 *
((y5-yl) * (y5-y3) * (y5-y4)) I ((y2-yl) * (y2-y3) * (y2-y4)) coeH3=((x5-xl) * (x5- x2) * (x5- x4》 I ((x3- xl) * (x3- x2) * (x3- x4》 *
((y5-yl) * (y5-y2) * (y5-y4)) I ((y3-yl) * (y3-y2) * (y3-y4)) coeflF4=((x5-xl) * (x5- x2) * (x5- x3》 I ((x4- xl) * (χ4-χ2) * (x4- x3》 *
((y5-yl) * (y5-y2) * (y5- y3》 I ((y4-yl) * (y4-y2) * (y4- y3》 ここでは、隅の 4点を用いているがこれに限定はされない。また、上下左右の 6点か ら 6点補間してもよい。さらに、このような補間で算出する検出器アドレスは演算の複 雑な列位置のみであっても構わな 、。ステップ S86の画像データセグメント内の再構 成点の検出器アドレスの算出が終了したら、次の画像データセグメント 62及び投影 データセグメント 72についても同様の処理を実行する。このときに、画像データセグメ ント 61における 2点の p (x2,y2) , p (x3,y3) ,及び投影データセグメント 71の検出器ァ ドレス (rw2,ch2),(rw3,ch3)などは共有することができるので、処理の複雑さやメモリ容 量を低減することができる。以上、説明を簡単にするため主として二次元画像データ を使って説明したが、三次元画像データの場合にも、同様な手順が適用される。
[0033] 以上本発明の実施例について詳細に説明したが、これらは説明及び例示のみを意 図したものであって、本発明はこれらに限定されるものではない。
また、本実施の形態では、 X線を用いた断層撮影装置を例に説明したが、これに限 定されず、中性子線や陽電子やガンマ線や光を用いた断層撮影装置にも適用可能 である。
[0034] また、スキャン方式も第 1世代、第 2世代、第 3世代、第 4世代といずれかの方式に 限定されるものではなぐ X線源を複数搭載した多管球 CTや力ソードスキャン CTや 電子ビーム CTに対しても使用することが可能である。また、検出器形状も X線源を中 心とした円筒表面に配置された検出器、平面検出器、 X線源を中心とした球面上に 配置された検出器、周回軸を中心とした円筒表面に配置された検出器などいずれの 検出器にも適応することが可能である。また、本発明は、螺旋軌道スキャンに限定さ れず、円軌道スキャンにも適用することが可能である。また、本発明では、画像再構 成領域を X方向、 y方向に同一数に分割したが、これに限定されず、 X方向、 y方向で 異なる数に分割することができる。また、画像再構成領域を x,y,z空間にて短形に分 割したが、三角形や 8角形などの多角形に分割してもよぐ画像再構成領域を極座標 上で分害 ijしてもよい。
[0035] さらにまた、 M X N X L = P個の画像データセグメントに分割する分割については、 外部より入出力装置 51を介して入力可能にする手段を備え入力可能としても良い。 また、演算装置 52に入力された投影データは、分割された画像データセグメント領 域とともに入出力装置 51の表示装置に表示可能とする手段を備え表示可能としても 良い。より具体的には、横たわらせた被検体の正面および Zまたは側面力もの投影 像を前記投影データを繋ぎ合わせることによりスキヤノグラムとして表示し、そのスキヤ ノグラム上に、三次元の画像再構成領域を設定し、その設定された三次元画像再構 成領域をどのように画像データセグメントに分割するかを、長方形や正方形で表わさ れた三次元画像再構成領域内に分割線を引く等により表示できるようにすれば良い 。また、表示されたスキヤノグラム上より任意の画像データセグメント領域を外部より入 出力装置を介して選択可能とする手段を備え選択可能としても良い。

Claims

請求の範囲
[1] 被検体に照射され前記被検体より透過した X線を、複数の検出素子を二次元的に配 列して構成された検出手段で検出し、投影データとして生成する手段と、前記生成さ れた投影データを記憶する投影データ記憶手段と、前記被検体の関心領域に対応 する所定の大きさの画像再構成領域を任意の大きさの画像データセグメント領域に 分割する手段と、前記投影データより前記分割された画像データセグメント領域につ
V、て画像再構成演算手段によって画像再構成演算を実行し、その三次元断層撮影 像を作成する断層撮影装置において、
前記画像再構成演算手段は、前記画像データセグメント領域の三次元断層撮影 像を作成するために必要な投影データセグメント領域を前記投影データより抽出する 抽出手段と、前記抽出された投影データセグメント領域を記憶する投影データセグメ ント領域記憶手段と、前記投影データセグメント領域記憶手段に記憶された投影デ ータセグメント領域を遂次読み出して対応する前記各画像データセグメント領域毎に 三次元逆投影処理をする三次元逆投影処理手段を備えたことを特徴とする断層投 影装置。
[2] 前記投影データセグメント領域記憶手段は、前記投影データ記憶手段より高速であ ることを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の断層投影装置。
[3] 前記抽出手段は、前記分割された領域の代表点を通る前記 X線の前記検出手段上 でのアドレスを所定のアドレッシング式に基づいて算出する手段と、前記代表点につ いて算出した位置を基に、前記代表点以外の点を通る前記透過線の前記検出手段 上での位置を補間により求める手段を備えていることを特徴とする請求の範囲第 1お よび第 2項に記載の断層投影装置。
[4] 前記三次元逆投影処理手段による三次元逆投影処理は、前記抽出された投影デー タセグメント領域のデータを順次前記投影データセグメント領域記憶手段に格納する ことにより実行されることを特徴とする請求の範囲第 1から第 3項に記載の断層投影 装置。
[5] 前記抽出手段は、前記画像データセグメント領域の隅の点を通る前記透過線の前記 検出手段上でのアドレスを、前記所定のアドレッシング式に基づき複数個の隅の点 について算出する手段と、前記複数個の隅の点について算出された前記検出手段 上でのアドレスの前記検出手段のチャンネル方向及び列方向への最大値および最 小値を算出する手段と、前記算出された最大値および最小値より、前記投影データ セグメントのサイズを算出する手段と、前記算出された最大値および最小値より、前 記投影データセグメントの基準となる基準アドレスを算出する手段を備え、それらによ り前記投影データセグメント領域の抽出を行うことを特徴とする請求の範囲第 3項に 記載の断層投影装置。
[6] 被検体に照射され前記被検体より透過した X線を、複数の検出素子を二次元的に配 列して構成された検出手段で検出し、投影データとして生成する手段と、前記生成さ れた投影データを記憶する投影データ記憶手段と、前記被検体の関心領域に対応 する画像再構成領域を任意の大きさの画像データセグメント領域に分割する分割手 段と、前記投影データより前記分割された画像データセグメント領域にっ ヽて画像再 構成演算手段によって画像再構成演算を実行し、その三次元断層撮影像を作成す る断層撮影装置において、
前記分割手段で分割する画像再構成領域の大きさを外部より入力する入力手段と 、前記投影データを前記分割された画像データセグメント領域の位置とともに表示す る表示手段と、前記画像データセグメント領域の位置とともに表示された前記投影デ ータより、任意の画像データセグメント領域を外部より選択する選択手段を備え、前 記画像再構成演算手段は、前記選択された画像データセグメント領域の三次元断層 撮影像を作成するために必要な投影データセグメント領域を前記投影データより抽 出する抽出手段と、前記抽出された投影データセグメント領域を記憶する投影データ セグメント領域記憶手段と、前記投影データセグメント領域記憶手段に記憶された投 影データセグメント領域を遂次読み出して対応する前記各画像データセグメント領域 毎に三次元投影処理をする三次元逆投影処理手段を備えたことを特徴とする断層 撮影装置。
[7] 被検体に照射され前記被検体より透過した X線を、複数の検出素子を二次元的に配 列して構成された検出手段で検出し、投影データとして生成する工程と、
前記生成された投影データを投影データ記憶手段に記憶する工程と、 前記被検体の関心領域に対応する画像再構成領域を任意の大きさの画像データ セグメント領域に分割する工程と、
前記投影データより前記分割された画像データセグメント領域について画像再構成 演算手段によって画像再構成演算を実行し、その三次元断層撮影像を作成するェ 程を有した断層撮影方法にぉ 、て、
前記分割する工程で分割する画像再構成領域の大きさを外部より入力する工程と 前記投影データを前記分割された画像データセグメント領域の位置とともに表示す る工程と、
前記画像データセグメント領域の位置とともに表示された前記投影データより、任 意の画像データセグメント領域を外部より選択する工程と、
前記画像再構成演算手段により、前記選択された画像データセグメント領域の三 次元断層撮影像を作成するために必要な投影データセグメント領域を前記投影デー タより抽出する工程と、
前記抽出された投影データセグメント領域を投影データセグメント領域記憶手段に 記憶する工程と、前記投影データセグメント領域記憶手段に記憶された投影データ セグメント領域毎に三次元逆投影処理をする工程とを有したことを特徴とする断層撮 影方法。
被検体を透過した透過線を複数の検出素子を二次元的に配列して構成した検出手 段で検出し、検出された投影データに基づいて被検体の関心領域に対応する画像 再構成領域にっ 、て画像再構成演算手段によって画像再構成演算を実行し、被検 体の関心領域の三次元断層撮影像を作成する断層撮影装置において、上記画像 再構成演算手段は、上記画像再構成領域を複数の画像データセグメント領域に分 割し、さらに上記検出手段で検出された投影データの中から分割された上記各画像 データセグメント領域に向けて逆投影するために必要な投影データセグメント領域を 切り出し、切り出した上記各投影データセグメント領域のデータを用いて対応する上 記各画像データセグメント領域毎に三次元逆投影処理を実行する処理手段を備え たことを特徴とする断層撮影装置。 [9] 上記処理手段は、上記各投影データセグメント領域から対応する上記各画像データ セグメント領域に逆投影される投影データの検出手段のアドレスを上記各画像デー タセグメント領域における代表的な複数の再構成点については所定のアドレッシング 式に基づいて算出し、残りの再構成点については算出された代表的な複数の再構 成点の検出手段のアドレスに基づいて補間処理によって近似的に算出することを特 徴とする請求の範囲第 8項に記載の断層撮影装置。
[10] 上記処理手段によって実行される上記各画像データセグメント領域毎の三次元逆投 影処理は各画像データセグメント領域のデータ及び切り出された対応する投影デー タセグメント領域のデータを上記画像再構成演算手段の高速メモリに順次格納して 実行されることを特徴とする請求の範囲第 8項に記載の断層撮影装置。
[11] 上記処理手段による上記各画像データセグメント領域に対応する投影データセグメ ントの切り出しは、所定のアドレッシング式に基づく各画像データセグメント領域の隅 の点に対応する投影データの検出手段アドレスの算出、算出された検出手段アドレ ス中の最大値、最小値の算出、及び、算出した検出手段アドレスの最大値、最小値 力 の投影データセグメントのサイズ及びその投影データセグメント上の基準アドレス の算出結果に基づいて実行されることを特徴とする請求の範囲第 8項に記載の断層 撮影装置。
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