JPH0799539B2 - 放射線断層撮影装置 - Google Patents
放射線断層撮影装置Info
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- JPH0799539B2 JPH0799539B2 JP60216778A JP21677885A JPH0799539B2 JP H0799539 B2 JPH0799539 B2 JP H0799539B2 JP 60216778 A JP60216778 A JP 60216778A JP 21677885 A JP21677885 A JP 21677885A JP H0799539 B2 JPH0799539 B2 JP H0799539B2
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Description
【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、ファンビーム状の放射線を用いる断層撮影装
置の改良に関するもので、とくに、生体等の再構成画像
の品質の改善と解像力の向上に関するものである。
置の改良に関するもので、とくに、生体等の再構成画像
の品質の改善と解像力の向上に関するものである。
（従来の技術） ファンビーム状のＸ線等の放射線を照射する放射線源
と、被検体を挟んでこの放射線源に対向する多チャンネ
ル放射線検出器とを被検体の周囲で回転させ、ファンビ
ーム状の放射線を被検体の断面に沿って照射して、放射
線の透過強度の分布を表わすデータを被検体の断面内の
複数の方向で測定し、それらのデータに基づいて被検体
の断層像を再構成する放射線断層撮影装置において、再
構成画像の分解能を高めるため、および／またはエイリ
アジング（Aliasing:折返し）等の偽像を低減するため
に、回転の中心を通る放射線が、放射線検出器のチャネ
ルに、その中心から1/2チャネルより少ない量だけずれ
た点に入射するように放射線検出器を配置し（オフセッ
ト配置という）、このように配置された放射線検出器か
ら得られるデータに基づいて被検体の断面の画像を再構
成することが行われる。なお、オフセットの量としては
通常1/4チャネルが採用される。
と、被検体を挟んでこの放射線源に対向する多チャンネ
ル放射線検出器とを被検体の周囲で回転させ、ファンビ
ーム状の放射線を被検体の断面に沿って照射して、放射
線の透過強度の分布を表わすデータを被検体の断面内の
複数の方向で測定し、それらのデータに基づいて被検体
の断層像を再構成する放射線断層撮影装置において、再
構成画像の分解能を高めるため、および／またはエイリ
アジング（Aliasing:折返し）等の偽像を低減するため
に、回転の中心を通る放射線が、放射線検出器のチャネ
ルに、その中心から1/2チャネルより少ない量だけずれ
た点に入射するように放射線検出器を配置し（オフセッ
ト配置という）、このように配置された放射線検出器か
ら得られるデータに基づいて被検体の断面の画像を再構
成することが行われる。なお、オフセットの量としては
通常1/4チャネルが採用される。
その際、収集したデータの配列は、ファンビーム放射線
に対応した配列となるが、被検体の断層像の再構成は、
このようなデータ配列から直接行う場合と、平行ビーム
放射線に対応したデータ配列に変換してから行う場合と
がある。
に対応した配列となるが、被検体の断層像の再構成は、
このようなデータ配列から直接行う場合と、平行ビーム
放射線に対応したデータ配列に変換してから行う場合と
がある。
また、平行ビーム放射線に対応したデータ配列に変換し
てから画像再構成を行うものについてさらに改良を加え
たものとしては、特開昭58-206729号公報に記載された
ものがある。この公報記載のものは、配列変換によって
一つの方向の平行ビームデータを得るたびに、コンボリ
ューションあるいはフィルタリング等の処理を行う。そ
して、このような処理済の平行ビームデータが全部の方
向について揃ったら、ビームの方向が互いに反対の1/2
チャネルずれているデータ同志を挿入し合い、この挿入
されたデータに基づいて逆投影処理等を行う。
てから画像再構成を行うものについてさらに改良を加え
たものとしては、特開昭58-206729号公報に記載された
ものがある。この公報記載のものは、配列変換によって
一つの方向の平行ビームデータを得るたびに、コンボリ
ューションあるいはフィルタリング等の処理を行う。そ
して、このような処理済の平行ビームデータが全部の方
向について揃ったら、ビームの方向が互いに反対の1/2
チャネルずれているデータ同志を挿入し合い、この挿入
されたデータに基づいて逆投影処理等を行う。
（発明が解決しようとする問題点） 画像の再構成を、ファンビーム放射線に対応する配列の
データから直接行う場合は、放射線検出器をオフセット
配置にした効果は、再構成画像の分解能を高めるため、
および／またはエイリアジング等の偽像を低減するため
には、必ずしも十分に発揮されない。これに対して理想
的な平行ビーム放射線から画像再構成を行う場合は、放
射線検出器をオフセット配置にした効果が十分に発揮さ
れる。しかし、ファンビーム放射線を平行ビーム放射線
に変換する場合には、データの配列を変換するための演
算が余分に必要になり、さらに、変換による画質低下、
解像力の低下、偽像の発生などが必ず生じる。また、前
記公開公報に示された装置では、その他に、偽像の低減
効果がほとんどないという問題点もある。
データから直接行う場合は、放射線検出器をオフセット
配置にした効果は、再構成画像の分解能を高めるため、
および／またはエイリアジング等の偽像を低減するため
には、必ずしも十分に発揮されない。これに対して理想
的な平行ビーム放射線から画像再構成を行う場合は、放
射線検出器をオフセット配置にした効果が十分に発揮さ
れる。しかし、ファンビーム放射線を平行ビーム放射線
に変換する場合には、データの配列を変換するための演
算が余分に必要になり、さらに、変換による画質低下、
解像力の低下、偽像の発生などが必ず生じる。また、前
記公開公報に示された装置では、その他に、偽像の低減
効果がほとんどないという問題点もある。
本発明は、このような従来の問題点を解決するためにな
されたもので、その目的は、画像の再構成を、ファンビ
ーム放射線に対応する配列のデータから直接行う場合
に、放射線検出器をオフセット配置にした効果が、再構
成画像の分解能を高めるため、および／またはエイリア
ジング等の偽像を低減するために十分に発揮され、か
つ、生体等のイメージング上極めて大きな問題となる、
エイリアジング偽像を含む各種の偽像を顕著に低減し、
再構成画像の高解像性、画質の高品位性、高忠実性を実
現する放射線断層撮影装置を提供することにある。
されたもので、その目的は、画像の再構成を、ファンビ
ーム放射線に対応する配列のデータから直接行う場合
に、放射線検出器をオフセット配置にした効果が、再構
成画像の分解能を高めるため、および／またはエイリア
ジング等の偽像を低減するために十分に発揮され、か
つ、生体等のイメージング上極めて大きな問題となる、
エイリアジング偽像を含む各種の偽像を顕著に低減し、
再構成画像の高解像性、画質の高品位性、高忠実性を実
現する放射線断層撮影装置を提供することにある。
（問題点を解決するための手段） 上記のような目的を達成する本発明は、ファンビーム状
の放射線を照射する放射線源と、被検体を挾んでこの放
射線源に対向するオフセット配置された多チャンネル放
射線検出器とを被検体の周囲で回転させ、ファンビーム
状の放射線を被検体の断面に沿って照射して、放射線の
透過強度の分布を表わすデータを被検体の断面内の複数
の方向で測定し、それぞれの方向におけるファンビーム
に対応する配列の測定データを得て、この測定データに
基づいてフィルタリング処理を介して被検体の断層像を
再構成する放射線断層撮影装置において、各方向におけ
るチャンネルごとの測定データのうち少なくとも再構成
画像の主要部に関係する測定データについて、それら測
定データを与える放射線ビームの経路を共用する反対方
向の放射線の経路に近似する経路の放射線に基づく測定
データ、あるいはそのような測定データに基づく補間演
算によって生成されたデータを挿入データとして求める
データ生成手段、および、このデータ生成手段によって
求められた挿入データを、対応する測定データの間に挿
入して増大測定データを形成するデータ増大手段が、前
記多チャンネル放射線検出器で得られた測定データに対
する処理の流れ方向において、前記フィルタリング処理
のための手段の前に備えられることを特徴とする。
の放射線を照射する放射線源と、被検体を挾んでこの放
射線源に対向するオフセット配置された多チャンネル放
射線検出器とを被検体の周囲で回転させ、ファンビーム
状の放射線を被検体の断面に沿って照射して、放射線の
透過強度の分布を表わすデータを被検体の断面内の複数
の方向で測定し、それぞれの方向におけるファンビーム
に対応する配列の測定データを得て、この測定データに
基づいてフィルタリング処理を介して被検体の断層像を
再構成する放射線断層撮影装置において、各方向におけ
るチャンネルごとの測定データのうち少なくとも再構成
画像の主要部に関係する測定データについて、それら測
定データを与える放射線ビームの経路を共用する反対方
向の放射線の経路に近似する経路の放射線に基づく測定
データ、あるいはそのような測定データに基づく補間演
算によって生成されたデータを挿入データとして求める
データ生成手段、および、このデータ生成手段によって
求められた挿入データを、対応する測定データの間に挿
入して増大測定データを形成するデータ増大手段が、前
記多チャンネル放射線検出器で得られた測定データに対
する処理の流れ方向において、前記フィルタリング処理
のための手段の前に備えられることを特徴とする。
（実施例） 第１図は、本発明実施例の構成の概略図である。第１図
において、放射線源１から照射されたファンビーム放射
線が、被検体２を透過して多チャネル放射線検出器３に
入射する。放射線源１と多チャネル放射線検出器（以下
単に放射線検出器という）３は実際はガントリ４に搭載
されており、後に述べる位置関係を保って被検体２の周
囲を回転できるようになっている。被検体２は実際はテ
ーブル５に搭載されており、その所望の断面が放射線源
１と放射線検出器３の対向空間に来るように位置決めさ
れる。放射線源１による放射線の照射は放射線源制御装
置６によって制御され、ガントリ４の回転とテーブル５
の被検体送りはテーブル・ガントリ制御装置７によって
制御される。
において、放射線源１から照射されたファンビーム放射
線が、被検体２を透過して多チャネル放射線検出器３に
入射する。放射線源１と多チャネル放射線検出器（以下
単に放射線検出器という）３は実際はガントリ４に搭載
されており、後に述べる位置関係を保って被検体２の周
囲を回転できるようになっている。被検体２は実際はテ
ーブル５に搭載されており、その所望の断面が放射線源
１と放射線検出器３の対向空間に来るように位置決めさ
れる。放射線源１による放射線の照射は放射線源制御装
置６によって制御され、ガントリ４の回転とテーブル５
の被検体送りはテーブル・ガントリ制御装置７によって
制御される。
放射線検出器３の出力信号は、データ収集装置８によっ
て収集され、ディジタル信号に変換されて記憶装置９に
記憶される。記憶装置９に記憶された収集データは、前
処理装置10によって所定の前処理が施され、記憶装置11
に記憶される。前処理の種類としては、放射線の強度補
正、放射線検出器３のチャネル感度補正、放射線がＸ線
である場合のビームハードニング補正などがある。記憶
装置11の前処理済みのデータは、本発明の特徴をなすデ
ータ生成増大装置12により、後に詳しく説明するように
処理されて記憶装置13に記憶される。記憶装置13の処理
済みデータは、フーリエ変換装置14によってフーリエ変
換されて記憶装置15に記憶され、記憶装置15のフーリエ
変換データはフィルタ装置16によってフィルタリングさ
れ、フィルタリング済みのデータが逆フーリエ変換装置
17によって逆フーリエ変換されて記憶装置18に記憶され
る。記憶装置18のデータは、逆投影装置19によって逆投
影処理されて画像データ記憶装置20に記憶される。画像
データ記憶装置20の画像データは、画像表示装置21によ
って画像として表示され、また必要に応じて写真撮影装
置22によって写真にとられる。以上のすべての装置の動
作を撮影制御装置23が制御する。このような本発明の実
施例において、大部分の装置が計算機の機能によって実
現され、データ生成増大装置12以外は、既知の断層撮影
装置と概ね共通する構成と機能を持っている。
て収集され、ディジタル信号に変換されて記憶装置９に
記憶される。記憶装置９に記憶された収集データは、前
処理装置10によって所定の前処理が施され、記憶装置11
に記憶される。前処理の種類としては、放射線の強度補
正、放射線検出器３のチャネル感度補正、放射線がＸ線
である場合のビームハードニング補正などがある。記憶
装置11の前処理済みのデータは、本発明の特徴をなすデ
ータ生成増大装置12により、後に詳しく説明するように
処理されて記憶装置13に記憶される。記憶装置13の処理
済みデータは、フーリエ変換装置14によってフーリエ変
換されて記憶装置15に記憶され、記憶装置15のフーリエ
変換データはフィルタ装置16によってフィルタリングさ
れ、フィルタリング済みのデータが逆フーリエ変換装置
17によって逆フーリエ変換されて記憶装置18に記憶され
る。記憶装置18のデータは、逆投影装置19によって逆投
影処理されて画像データ記憶装置20に記憶される。画像
データ記憶装置20の画像データは、画像表示装置21によ
って画像として表示され、また必要に応じて写真撮影装
置22によって写真にとられる。以上のすべての装置の動
作を撮影制御装置23が制御する。このような本発明の実
施例において、大部分の装置が計算機の機能によって実
現され、データ生成増大装置12以外は、既知の断層撮影
装置と概ね共通する構成と機能を持っている。
放射線源１と放射線検出器３の位置関係は、例えば第２
図のようになっている。すなわち、放射線検出器３は、
その中央チャネルSCが、ガントリの回転中心Ｃを通る放
射線（以下中心ビームという）に対して1/4チャネルだ
けずれた配置となっている。
図のようになっている。すなわち、放射線検出器３は、
その中央チャネルSCが、ガントリの回転中心Ｃを通る放
射線（以下中心ビームという）に対して1/4チャネルだ
けずれた配置となっている。
放射線検出器３の各チャネルには、一方の端から順番に
番号ｉをつけ、放射線源１の焦点からみたチャネルの方
向を、中心ビームを基準とする角度γで表わし、チャネ
ル間の角度差（以下チャネルピッチという）をΔγであ
らわす。なお、チャネル番号ｉは、以下の説明の便宜
上、最初のチャネルを−0.5とし、この値から１ずつ増
していくものとする。
番号ｉをつけ、放射線源１の焦点からみたチャネルの方
向を、中心ビームを基準とする角度γで表わし、チャネ
ル間の角度差（以下チャネルピッチという）をΔγであ
らわす。なお、チャネル番号ｉは、以下の説明の便宜
上、最初のチャネルを−0.5とし、この値から１ずつ増
していくものとする。
被検体２の断面に沿って放射線透過データを測定する複
数の方向は、被検体２の周囲の放射線源１の回転軌道を
等角度で分割した方向に定められる。透過データの測定
方向をビューといい、ビュー間の角度差をビューピッチ
という。ビューの方向は中心ビームの角度θで表わし、
ビューピッチはΔθで表わす。ビューには任意のビュー
を基準にして番号をつける。
数の方向は、被検体２の周囲の放射線源１の回転軌道を
等角度で分割した方向に定められる。透過データの測定
方向をビューといい、ビュー間の角度差をビューピッチ
という。ビューの方向は中心ビームの角度θで表わし、
ビューピッチはΔθで表わす。ビューには任意のビュー
を基準にして番号をつける。
あるビューにおける放射線透過データ測定系の幾何学的
関係を第３図に示す。いま、ビュー番号がＶ、ビュー角
度がθで、放射線源１がＸの位置にあり、角度γの方向
にある放射線検出器のチャネルｉで、被検体２のAB部分
の放射線透過データを測定したとすると、それに相当す
るデータは、ビュー番号ｖ′、ビュー角度がθ′で、放
射線源１がＰの位置にあるときに、角度γ′の方向にあ
る放射線検出器のチャネルｉ′で測定することができ
る。
関係を第３図に示す。いま、ビュー番号がＶ、ビュー角
度がθで、放射線源１がＸの位置にあり、角度γの方向
にある放射線検出器のチャネルｉで、被検体２のAB部分
の放射線透過データを測定したとすると、それに相当す
るデータは、ビュー番号ｖ′、ビュー角度がθ′で、放
射線源１がＰの位置にあるときに、角度γ′の方向にあ
る放射線検出器のチャネルｉ′で測定することができ
る。
このとき次のような関係が成立する。
γ′＝γ （１） θ′＝θ＋π−２γ （２） γ′＝（cc−ｉ′）Δγ （３） γ＝（ｉ−cc）Δγ （４） θ′＝ｖ′・Δθ （５） θ＝Ｖ・Δθ （６） ただし、ccは中心ビームが放射線検出器３に当たる位置
を、放射線検出器のずらし分を含んだチャネル番号で表
わしたもので、例えば511チャネルの放射線検出器の場
合はcc＝254.75のようになる。
を、放射線検出器のずらし分を含んだチャネル番号で表
わしたもので、例えば511チャネルの放射線検出器の場
合はcc＝254.75のようになる。
（１），（３），（４）式より、 ｉ′＝２・cc−ｉ （７） また（２），（５），（６）式より ｖ′＝Ｖ＋π／Δθ−２（ｉ−cc）Δγ／Δθ （８） すなわち、Ｖビューのｉチャネルのデータに相当するも
のが、ｖ′ビューのｉ′チャネルから得られる。このよ
うな関係にあるデータを対向データという。
のが、ｖ′ビューのｉ′チャネルから得られる。このよ
うな関係にあるデータを対向データという。
ここで、実際は、放射線検出器が1/4チャネルだけずれ
ているので、これらのデータを与える放射線は、1/2チ
ャネル分だけずれている。したがって、ビューｖ′，チ
ャネルｉ′のデータは、ビューＶのチャネルｉとチャネ
ルｉ＋１（またはｉ−１）の中間に位置するデータとな
る。Ｖビューのすべてのチャネルｉのデータについて、
このような対向関係にあるビューｖ′とチャネルｉ′の
データが得られるとき、そのようなビューｖ′，チャネ
ルｉ′のデータを、逐一ビューV,チャネルｉのデータの
隣に挿入すれば、第４図のように、放射線検出器３のチ
ャネルピッチの半分のピッチで、被検体２の放射線透過
データを測定したのと同等な測定データが得られる。
ているので、これらのデータを与える放射線は、1/2チ
ャネル分だけずれている。したがって、ビューｖ′，チ
ャネルｉ′のデータは、ビューＶのチャネルｉとチャネ
ルｉ＋１（またはｉ−１）の中間に位置するデータとな
る。Ｖビューのすべてのチャネルｉのデータについて、
このような対向関係にあるビューｖ′とチャネルｉ′の
データが得られるとき、そのようなビューｖ′，チャネ
ルｉ′のデータを、逐一ビューV,チャネルｉのデータの
隣に挿入すれば、第４図のように、放射線検出器３のチ
ャネルピッチの半分のピッチで、被検体２の放射線透過
データを測定したのと同等な測定データが得られる。
そうすると、測定データのサンプリング密度が２倍にな
り、かつ測定データの数が２倍になるので、そのような
測定データに基づいて画像の再構成を行うと、分解能の
高い画像を得ることが可能になり、また、後に述べるよ
うに偽像の発生を根源から抑制することができる。
り、かつ測定データの数が２倍になるので、そのような
測定データに基づいて画像の再構成を行うと、分解能の
高い画像を得ることが可能になり、また、後に述べるよ
うに偽像の発生を根源から抑制することができる。
なお、このようにオフセット配置の放射線検出器におけ
る対向データを利用する方法とは別に、同一方向のデー
タだけからチャネル間のデータを補間によって求めて、
測定データを見掛け上２倍にする方法があるが、そのよ
うな方法では、元のデータのサンプリング点は変わって
いないので、実質的な測定データを増やしたことにはな
らない。これに対して、本発明においては、オフセット
配置の放射線検出器により、チャネルの間にサンプリン
グ点を有する測定データを、対向方向から実際に得てい
るところに特徴がある。
る対向データを利用する方法とは別に、同一方向のデー
タだけからチャネル間のデータを補間によって求めて、
測定データを見掛け上２倍にする方法があるが、そのよ
うな方法では、元のデータのサンプリング点は変わって
いないので、実質的な測定データを増やしたことにはな
らない。これに対して、本発明においては、オフセット
配置の放射線検出器により、チャネルの間にサンプリン
グ点を有する測定データを、対向方向から実際に得てい
るところに特徴がある。
もっとも、（８）式のｖ′が常に整数になるとは限らな
いので、Ｖビューのすべてのチャネルｉのデータについ
て、対向するビューｖ′，チャネルｉ′のサンプリング
データが常に実在するとは限らない（むしろ、前記ｖ′
が常に整数となるのは、実際に被検体の断層像を撮影す
る場合に極めてまれである）。このことは、実際に人等
における被検体の断層像を撮影する場合によく生じるこ
とである。そこで、ビューｖ′，チャネルｉ′に近い実
在するビューとチャネルのサンプリングデータから計算
によって求め、その計算データを挿入する。この計算の
元になっているデータは、ちょうど1/2チャネルずれて
はいないにしても、挿入されるデータのチャネルの間に
サンプリング点を有する測定データであることは間違い
ない。
いので、Ｖビューのすべてのチャネルｉのデータについ
て、対向するビューｖ′，チャネルｉ′のサンプリング
データが常に実在するとは限らない（むしろ、前記ｖ′
が常に整数となるのは、実際に被検体の断層像を撮影す
る場合に極めてまれである）。このことは、実際に人等
における被検体の断層像を撮影する場合によく生じるこ
とである。そこで、ビューｖ′，チャネルｉ′に近い実
在するビューとチャネルのサンプリングデータから計算
によって求め、その計算データを挿入する。この計算の
元になっているデータは、ちょうど1/2チャネルずれて
はいないにしても、挿入されるデータのチャネルの間に
サンプリング点を有する測定データであることは間違い
ない。
即ち、（８）式のｖ′が常に整数になるとは限らない場
合を考慮して、各方向におけるチャンネルごとの測定デ
ータのうち少なくとも再構成画像の主要部に関係する測
定データについて、それら測定データを与える放射線ビ
ームの経路を共用する反対方向の放射線の経路に近似
（近似には、測定データを与える放射線ビームの経路と
反対方向の放射線の経路とが同一の場合を含む）する経
路の放射線に基づく測定データ、あるいはそのような測
定データに基づく補間演算によって生成されたデータを
挿入データとして求め、求められた挿入データを対応す
る測定データの間に挿入する。
合を考慮して、各方向におけるチャンネルごとの測定デ
ータのうち少なくとも再構成画像の主要部に関係する測
定データについて、それら測定データを与える放射線ビ
ームの経路を共用する反対方向の放射線の経路に近似
（近似には、測定データを与える放射線ビームの経路と
反対方向の放射線の経路とが同一の場合を含む）する経
路の放射線に基づく測定データ、あるいはそのような測
定データに基づく補間演算によって生成されたデータを
挿入データとして求め、求められた挿入データを対応す
る測定データの間に挿入する。
そのような計算と挿入を行うのが、第１図におけるデー
タ生成増大装置12である。データ生成増大装置12は、実
際は、挿入データを生成する手段と、生成されたデータ
を測定データに挿入して測定データを増大する手段から
なる。データ生成増大装置12は、前記（７）式および
（８）式によって、Ｖビュー、ｉチャネルのデータの対
向データが存在すべきビューｖ′とチャネルｉ′を求
め、実在のビューとチャネルの中から、ビューｖ′とチ
ャネルｉ′を越えないに最も近いビューＶ′とチャネル
Ｉ′を探す。そして、そのビューＶ′とチャネルＩ′の
データaI（Ｖ′）と、その次のビュー（Ｖ′＋１）にお
ける同一のチャネルＩ′のデータａＩ′（Ｖ′＋１）と
から、次式によって対向データを求める。なお、このと
き、（８）式によって求められたｖ′の値が負になった
り、あるいはビュー番号の最大値VM以上になるときは、
それぞれビュー番号の最大値VMをｖ′に加算あるいは減
算して０〜VM-1の範囲に入るものとする必要がある。こ
れは、放射線源が１回転するとビュー番号が元に戻るこ
とに基づく。
タ生成増大装置12である。データ生成増大装置12は、実
際は、挿入データを生成する手段と、生成されたデータ
を測定データに挿入して測定データを増大する手段から
なる。データ生成増大装置12は、前記（７）式および
（８）式によって、Ｖビュー、ｉチャネルのデータの対
向データが存在すべきビューｖ′とチャネルｉ′を求
め、実在のビューとチャネルの中から、ビューｖ′とチ
ャネルｉ′を越えないに最も近いビューＶ′とチャネル
Ｉ′を探す。そして、そのビューＶ′とチャネルＩ′の
データaI（Ｖ′）と、その次のビュー（Ｖ′＋１）にお
ける同一のチャネルＩ′のデータａＩ′（Ｖ′＋１）と
から、次式によって対向データを求める。なお、このと
き、（８）式によって求められたｖ′の値が負になった
り、あるいはビュー番号の最大値VM以上になるときは、
それぞれビュー番号の最大値VMをｖ′に加算あるいは減
算して０〜VM-1の範囲に入るものとする必要がある。こ
れは、放射線源が１回転するとビュー番号が元に戻るこ
とに基づく。
bi（Ｖ）＝（１＋ｖ′＋Ｖ′）・ａＩ′（Ｖ′）＋
（ｖ′−Ｖ′）・ａＩ′（Ｖ′＋１） （９） （９）式は、ビューｖ′に最も近いその前後の実在のビ
ューのデータに基づく直線補間の式となっている。な
お、挿入データbi（Ｖ）の補間演算は、ビューｖ′，チ
ャネルｉ′の両側の２つのデータだけでなく、それ以上
の複数のデータを利用して行うようにしてもよい。いず
れにせよ、挿入データは簡単な補間演算で求めることが
できる。
（ｖ′−Ｖ′）・ａＩ′（Ｖ′＋１） （９） （９）式は、ビューｖ′に最も近いその前後の実在のビ
ューのデータに基づく直線補間の式となっている。な
お、挿入データbi（Ｖ）の補間演算は、ビューｖ′，チ
ャネルｉ′の両側の２つのデータだけでなく、それ以上
の複数のデータを利用して行うようにしてもよい。いず
れにせよ、挿入データは簡単な補間演算で求めることが
できる。
データ生成増大装置12は、このようにして求めたデータ
bi（Ｖ）をビューＶのデータai（Ｖ）の間に逐一挿入し
て、放射線検出器３のチャネルピッチの1/2の間隔で測
定したものと同等なビューＶの測定データを形成する。
bi（Ｖ）をビューＶのデータai（Ｖ）の間に逐一挿入し
て、放射線検出器３のチャネルピッチの1/2の間隔で測
定したものと同等なビューＶの測定データを形成する。
このような測定データの形成を含めた本発明実施例の動
作のフローチャートを第５図に示す。第５図において、
データ生成増大装置12の動作は、処理ブロックｄに含ま
れる。
作のフローチャートを第５図に示す。第５図において、
データ生成増大装置12の動作は、処理ブロックｄに含ま
れる。
さて、測定データのサンプルピッチが1/2、サンプリン
グ密度が２倍になると、その測定データに基づいて再構
成した画像は分解能の高いものがえられる。また、測定
データのサンプルピッチが1/2、サンプリング密度が２
倍になることにより、空間周波数測定のナイキスト周波
数が２倍になる。良く知られているように、測定データ
にナイキスト周波数を越える空間周波数成分が含まれて
いると、その成分は、エイリアジングにより、ナイキス
ト周波数を境にして低域側に折返され、それに基づく偽
像を発生するが、ナイキスト周波数が２倍に高められる
と、それを越える測定信号の周波数成分は大幅に減少
し、エイリアジングによる偽像の発生が大幅に減少す
る。
グ密度が２倍になると、その測定データに基づいて再構
成した画像は分解能の高いものがえられる。また、測定
データのサンプルピッチが1/2、サンプリング密度が２
倍になることにより、空間周波数測定のナイキスト周波
数が２倍になる。良く知られているように、測定データ
にナイキスト周波数を越える空間周波数成分が含まれて
いると、その成分は、エイリアジングにより、ナイキス
ト周波数を境にして低域側に折返され、それに基づく偽
像を発生するが、ナイキスト周波数が２倍に高められる
と、それを越える測定信号の周波数成分は大幅に減少
し、エイリアジングによる偽像の発生が大幅に減少す
る。
また、再構成画像の解像度を上げるために、コンボリュ
ーションあるいはフィルタリングのまえに測定データの
空間周波数逓倍処理を行うことがあるが、その場合は、
ナイキスト周波数を境にして、低域側の周波数成分が高
域側に折返され、それによる偽像が発生する。しかし、
ナイキスト周波数が２倍に高められると、この高められ
たナイキスト周波数を境にして折返されるので、低域の
折返し成分が存在する周波数領域は、再構成画像の表示
の周波数帯域を越えた領域に移り、偽像の発生に関与し
なくなる。
ーションあるいはフィルタリングのまえに測定データの
空間周波数逓倍処理を行うことがあるが、その場合は、
ナイキスト周波数を境にして、低域側の周波数成分が高
域側に折返され、それによる偽像が発生する。しかし、
ナイキスト周波数が２倍に高められると、この高められ
たナイキスト周波数を境にして折返されるので、低域の
折返し成分が存在する周波数領域は、再構成画像の表示
の周波数帯域を越えた領域に移り、偽像の発生に関与し
なくなる。
これらの様子を第６図に示す。第６図は、サンプルデー
タの周波数スペクトルの実数部の一部を概念的に示した
ものである。第６図の（ａ）はナイキスト周波数がfNの
場合であって、測定信号の空間周波数成分が、図のよう
にそれを越えて存在する場合、エイリアジングにより斜
線部分のうように、低域への折返しが生じ、また空間周
波数逓倍などを行う場合には、破線のように、低域成分
が高域側に折返され、それぞれ偽像発生の原因となる。
これに対して、第６図の（ｂ）は、ナイキスト周波数が
２fNの場合であって、測定信号の周波数成分が同じであ
るとしたとき、ナイキスト周波数を越える測定信号の空
間周波数成分が少ないかあるいは無視できる程度である
ことにより、低域側への折返しは少なくあるいは無視で
きるようになり、（ａ）に比べて顕著に低減する。ま
た、低域成分の高域側への折返しは、通常２fN以下に選
ばれる再構成画像表示の周波数領域の外になる。
タの周波数スペクトルの実数部の一部を概念的に示した
ものである。第６図の（ａ）はナイキスト周波数がfNの
場合であって、測定信号の空間周波数成分が、図のよう
にそれを越えて存在する場合、エイリアジングにより斜
線部分のうように、低域への折返しが生じ、また空間周
波数逓倍などを行う場合には、破線のように、低域成分
が高域側に折返され、それぞれ偽像発生の原因となる。
これに対して、第６図の（ｂ）は、ナイキスト周波数が
２fNの場合であって、測定信号の周波数成分が同じであ
るとしたとき、ナイキスト周波数を越える測定信号の空
間周波数成分が少ないかあるいは無視できる程度である
ことにより、低域側への折返しは少なくあるいは無視で
きるようになり、（ａ）に比べて顕著に低減する。ま
た、低域成分の高域側への折返しは、通常２fN以下に選
ばれる再構成画像表示の周波数領域の外になる。
測定データのサンプルピッチが1/2、サンプリング密度
が２倍になり、かつサンプリングデータの数が２倍にな
ることにより、そうでない場合に比べて、補間データの
計算が精密になる。このため、コントラストの高い微小
部分の測定を含む場合に、これまで補間の不適切により
生じていた偽像が低減する。
が２倍になり、かつサンプリングデータの数が２倍にな
ることにより、そうでない場合に比べて、補間データの
計算が精密になる。このため、コントラストの高い微小
部分の測定を含む場合に、これまで補間の不適切により
生じていた偽像が低減する。
以上の３つの偽像低減効果により、再構成画像中に生じ
る各種の偽像、すなわち、直線状アーティファクト、接
線状アーティファクト、円弧状アーティファクト、モア
レ状アーティファクト、ストリーク状アーティファクト
などが顕著に低減できる。
る各種の偽像、すなわち、直線状アーティファクト、接
線状アーティファクト、円弧状アーティファクト、モア
レ状アーティファクト、ストリーク状アーティファクト
などが顕著に低減できる。
なお、前記の公開公報に記載された方法は、平行ビーム
としてのフィルタリングあるいはコンボリューションの
後ではあるが、平行ビームとして1/2チャネルずれた対
向データを互いに挿入しており、本発明と一見共通する
点がある。しかし、フィルタリングあるいはコンボリュ
ーションの後では、1/2チャネルずれたデータの挿入を
行っても、測定信号のサンプルピッチを1/2としサンプ
リングを２倍の密度で行ったことにはならない。また、
逆投影用のデータをこのように挿入してしまうと、平行
ビーム再構成法の利点である、ある方向で発生したエイ
リアジング偽像を、それと180°異なる方向で発生する
偽像で全パス全方向で打消しあうということが不可能に
なる。したがって、前記公開公報の方法では、本発明の
ような偽像の低減効果は得られない。さらに、ファンビ
ーム放射線を平行ビーム放射線に変換すること伴い、画
質の低下、解像力の低下、偽像の発生等が避けられな
い。
としてのフィルタリングあるいはコンボリューションの
後ではあるが、平行ビームとして1/2チャネルずれた対
向データを互いに挿入しており、本発明と一見共通する
点がある。しかし、フィルタリングあるいはコンボリュ
ーションの後では、1/2チャネルずれたデータの挿入を
行っても、測定信号のサンプルピッチを1/2としサンプ
リングを２倍の密度で行ったことにはならない。また、
逆投影用のデータをこのように挿入してしまうと、平行
ビーム再構成法の利点である、ある方向で発生したエイ
リアジング偽像を、それと180°異なる方向で発生する
偽像で全パス全方向で打消しあうということが不可能に
なる。したがって、前記公開公報の方法では、本発明の
ような偽像の低減効果は得られない。さらに、ファンビ
ーム放射線を平行ビーム放射線に変換すること伴い、画
質の低下、解像力の低下、偽像の発生等が避けられな
い。
以上、本発明の１つの実施例について説明したが、放射
線検出器３のオフセット量は、必ずしも1/4チャネルに
限るものではなく、チャネルの中心から1/2チャネル以
内の任意の量としてよい。また、データ生成増大処理
は、必ずしも前処理の後である必要はなく、その前ある
いは途中で行ってよい。さらに、挿入データは、挿入先
のデータの全部に対向するものを求める必要はなく、再
構成画像の実質的な部分に関与するデータについてだけ
求めるようにしてもよい。
線検出器３のオフセット量は、必ずしも1/4チャネルに
限るものではなく、チャネルの中心から1/2チャネル以
内の任意の量としてよい。また、データ生成増大処理
は、必ずしも前処理の後である必要はなく、その前ある
いは途中で行ってよい。さらに、挿入データは、挿入先
のデータの全部に対向するものを求める必要はなく、再
構成画像の実質的な部分に関与するデータについてだけ
求めるようにしてもよい。
また、画像再構成のアルゴリズムは、フィルター補正逆
投影法、コンボリューション法（重畳積分法）、フーリ
エ法等の適用が可能である。その他、本発明の放射線断
層撮影装置の構成とその動作等については、多くの変形
が存在しうる。
投影法、コンボリューション法（重畳積分法）、フーリ
エ法等の適用が可能である。その他、本発明の放射線断
層撮影装置の構成とその動作等については、多くの変形
が存在しうる。
（発明の効果） 以上のように本発明にによれば、実際に人等における被
検体の断層像を撮影する場合を含めて、画像の再構成
を、ファンビーム放射線に対応する配列のデータから直
接行う場合に、放射線検出器をオフセット配置にした効
果が、再構成画像の分解能を高めるため、および／また
は偽像を低減するために十分に発揮され、かつ、生体等
の複雑な形状により発生する各種の偽像を顕著に低減
し、高解像性、画質の高品位性、画像の高忠実性を実現
する放射線断層撮影装置が得られる。
検体の断層像を撮影する場合を含めて、画像の再構成
を、ファンビーム放射線に対応する配列のデータから直
接行う場合に、放射線検出器をオフセット配置にした効
果が、再構成画像の分解能を高めるため、および／また
は偽像を低減するために十分に発揮され、かつ、生体等
の複雑な形状により発生する各種の偽像を顕著に低減
し、高解像性、画質の高品位性、画像の高忠実性を実現
する放射線断層撮影装置が得られる。
なお、より具体的な効果としては、次のようなものを挙
げることができる。
げることができる。
（１）各種の偽像を顕著に低減したイメージングが可能
となる。特に、生体等の複雑な形状に由来して発生する
各種の偽像の低減に有効である。
となる。特に、生体等の複雑な形状に由来して発生する
各種の偽像の低減に有効である。
（２）各種の偽像を抑制し、高解像のイメージングを可
能とする。耳、脳底、肺の等の生体での微小物体の識別
を可能にする。
能とする。耳、脳底、肺の等の生体での微小物体の識別
を可能にする。
（３）空間周波数応答性の向上により、コントラストの
良好な、いわゆる切れの良いイメージングが可能とな
る。
良好な、いわゆる切れの良いイメージングが可能とな
る。
（４）雑音や偽像の影響を表わし均一性の指標となる近
傍等質媒体での画像の標準偏差値にも改善が見られる。
特に生体での高解像のイメージングではこの効果が大き
い。
傍等質媒体での画像の標準偏差値にも改善が見られる。
特に生体での高解像のイメージングではこの効果が大き
い。
（５）シンプルなデータ処理方式により高速処理が可能
である。
である。
第１図は、本発明実施例の概略構成図、 第２図は、放射線検出器のオフセット配置の説明図、 第３図は、対向データ測定の幾何学関係図、 第４図は、本発明実施例によるデータ測定の概念図、 第５図は、本発明実施例の動作のフローチャート、 第６図は、本発明実施例による偽像低減効果の説明図で
ある。 1;放射線源 2;被検体 3;放射線検出器 4;ガントリ 5;テーブル 6;放射線源制御装置 7;テーブル・ガントリ制御装置 8;データ収集装置 9;,11,13,15,18;記憶装置 10;前処理装置 12;データ生成増大装置 14;フーリエ変換装置 16;フィルタ装置 17;逆フーリエ変換装置 19;逆投影装置 20;画像データ記憶装置 21;画像表示装置 22;写真撮影装置 23;撮影制御装置
ある。 1;放射線源 2;被検体 3;放射線検出器 4;ガントリ 5;テーブル 6;放射線源制御装置 7;テーブル・ガントリ制御装置 8;データ収集装置 9;,11,13,15,18;記憶装置 10;前処理装置 12;データ生成増大装置 14;フーリエ変換装置 16;フィルタ装置 17;逆フーリエ変換装置 19;逆投影装置 20;画像データ記憶装置 21;画像表示装置 22;写真撮影装置 23;撮影制御装置
Claims (1)
- 【請求項１】ファンビーム状の放射線を照射する放射線
源と、被検体を挾んでこの放射線源に対向するオフセッ
ト配置された多チャンネル放射線検出器とを被検体の周
囲で回転させ、ファンビーム状の放射線を被検体の断面
に沿って照射して、放射線の透過強度の分布を表わすデ
ータを被検体の断面内の複数の方向で測定し、それぞれ
の方向におけるファンビームに対応する配列の測定デー
タを得て、この測定データに基づいてフィルタリング処
理を介して被検体の断層像を再構成する放射線断層撮影
装置において、 各方向におけるチャンネルごとの測定データのうち少な
くとも再構成画像の主要部に関係する測定データについ
て、それら測定データを与える放射線ビームの経路を共
用する反対方向の放射線の経路に近似する経路の放射線
に基づく測定データ、あるいはそのような測定データに
基づく補間演算によって生成されたデータを挿入データ
として求めるデータ生成手段、および、このデータ生成
手段によって求められた挿入データを、対応する測定デ
ータの間に挿入して増大測定データを形成するデータ増
大手段が、前記多チャンネル放射線検出器で得られた測
定データに対する処理の流れ方向において、前記フィル
タリング処理のための手段の前に備えられることを特徴
とする放射線断層撮影装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60216778A JPH0799539B2 (ja) | 1985-09-30 | 1985-09-30 | 放射線断層撮影装置 |
| EP19860905921 EP0239647A4 (en) | 1985-09-30 | 1986-09-27 | RADIATION TOMOGRAPHY AND APPARATUS USED. |
| US07/057,970 US4841553A (en) | 1985-09-30 | 1986-09-27 | Method of and apparatus for carrying out tomography |
| PCT/JP1986/000496 WO1987002158A1 (fr) | 1985-09-30 | 1986-09-27 | Tomographie a radiations et appareil utilise |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60216778A JPH0799539B2 (ja) | 1985-09-30 | 1985-09-30 | 放射線断層撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6275875A JPS6275875A (ja) | 1987-04-07 |
| JPH0799539B2 true JPH0799539B2 (ja) | 1995-10-25 |
Family
ID=16693742
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60216778A Expired - Lifetime JPH0799539B2 (ja) | 1985-09-30 | 1985-09-30 | 放射線断層撮影装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4841553A (ja) |
| EP (1) | EP0239647A4 (ja) |
| JP (1) | JPH0799539B2 (ja) |
| WO (1) | WO1987002158A1 (ja) |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2629214A1 (fr) * | 1988-03-25 | 1989-09-29 | Thomson Cgr | Procede et systeme d'etalonnage d'un scanner a rayons x en utilisant un seul etalon non circulaire |
| JPH0212472A (ja) * | 1988-06-30 | 1990-01-17 | Yokogawa Medical Syst Ltd | ２倍拡大機能を持った画像再構成方法及び装置 |
| JPH0323847A (ja) * | 1989-06-21 | 1991-01-31 | Toshiba Corp | Ｘ線ｃｔスキャナ装置 |
| JPH03262947A (ja) * | 1990-03-14 | 1991-11-22 | Hitachi Ltd | コンピュータ断層撮影装置及びその方法並びにコンピュータ断層撮影走査装置 |
| US5241576A (en) * | 1991-12-23 | 1993-08-31 | General Electric Company | Segmented detector containing sub-elements for separate measuring of a fan beam |
| AU1870095A (en) * | 1994-02-03 | 1995-08-21 | Analogic Corporation | X-ray tomography system for and method of improving the quality of a scanned image |
| JP4409223B2 (ja) | 2003-07-24 | 2010-02-03 | 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 | Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線ｃｔ用逆投影演算方法 |
| JP4356413B2 (ja) * | 2003-09-25 | 2009-11-04 | 株式会社島津製作所 | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2006000225A (ja) * | 2004-06-15 | 2006-01-05 | Canon Inc | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP4717511B2 (ja) * | 2005-05-20 | 2011-07-06 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｘ線ｃｔ画像再構成方法およびｘ線ｃｔ装置 |
| CN101756709A (zh) * | 2008-12-26 | 2010-06-30 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | X射线ct设备 |
Family Cites Families (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB1493594A (en) * | 1974-01-31 | 1977-11-30 | Emi Ltd | Radiography |
| US4126787A (en) * | 1974-01-31 | 1978-11-21 | Emi Limited | Radiography |
| US4051379A (en) * | 1975-11-28 | 1977-09-27 | Artronix, Inc. | Axial tomographic apparatus and detector |
| US4284896A (en) * | 1979-08-24 | 1981-08-18 | General Electric Company | Computerized tomographic reconstruction method and system utilizing reflection |
| US4280178A (en) * | 1979-08-24 | 1981-07-21 | General Electric Company | Computerized tomographic reconstruction method utilizing reflection |
| NL8201942A (nl) * | 1982-05-12 | 1983-12-01 | Philips Nv | Werkwijze en computer tomografie-inrichting voor het bepalen van een tomografiebeeld met verhoogd oplossend vermogen. |
| JPS5977836A (ja) * | 1982-10-25 | 1984-05-04 | 株式会社島津製作所 | コンピユ−タ断層撮影装置 |
| JPS59194260A (ja) * | 1983-04-18 | 1984-11-05 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 計算機トモグラフイ装置 |
| US4637040A (en) * | 1983-07-28 | 1987-01-13 | Elscint, Ltd. | Plural source computerized tomography device with improved resolution |
| FR2553898B1 (fr) * | 1983-10-25 | 1986-03-21 | Thomson Csf | Procede d'acquisition et de reconstruction d'image par tomodensitometrie, et tomodensitometre mettant en oeuvre ce procede |
| JPH0750501B2 (ja) * | 1984-09-19 | 1995-05-31 | 株式会社日立メディコ | Ｘ線ｃｔ装置 |
| US4707822A (en) * | 1985-05-09 | 1987-11-17 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Tomographic apparatus |
-
1985
- 1985-09-30 JP JP60216778A patent/JPH0799539B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1986
- 1986-09-27 EP EP19860905921 patent/EP0239647A4/en not_active Ceased
- 1986-09-27 US US07/057,970 patent/US4841553A/en not_active Expired - Lifetime
- 1986-09-27 WO PCT/JP1986/000496 patent/WO1987002158A1/ja not_active Ceased
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| 電子通信学会論文誌’８５／７，Ｊ６８−Ｄ〔７〕ＰＰ．１４０７−１４１４「ファンビームＣＴにおける高分解能アルゴリズム」 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0239647A4 (en) | 1989-11-07 |
| WO1987002158A1 (fr) | 1987-04-09 |
| EP0239647A1 (en) | 1987-10-07 |
| US4841553A (en) | 1989-06-20 |
| JPS6275875A (ja) | 1987-04-07 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
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| EXPY | Cancellation because of completion of term |