JP3673041B2 - Ｃｔイメージング方法およびｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
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- A61B6/583—Calibration using calibration phantoms
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＣＴ（Ｃomputed Ｔomography）イメージング方法およびＸ線ＣＴ装置に関し、さらに詳しくは、計算時間を短縮できると共に基準ファントム（phantom,fantom）を用いたプリスキャンをユーザが行う必要がないＣＴイメージング方法およびＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来のＣＴイメージング方法では、円筒形容器に水を入れた基準ファントムを用いてプリスキャンを行い、基準プロジェクションデータ（projection data）を取得している。そして、被検体をスキャンして取得したプロジェクションデータから前記基準プロジェクションデータを減算し、その減算後のデータに対してフィルタリング処理およびバックプロジェクション処理を施してＣＴイメージを作成している。
【０００３】
次に、図９〜図１３を参照して、従来のＣＴイメージング方法について具体的に説明する。
図９は、プリスキャンの手順の一例を示すフロー図である。
ステップＣ１では、基準ファントムをスキャンしてローデータ（raw data）を収集し、感度補正および対数演算を施して、基準プロジェクションデータＫｉ（ｉ：検出器チャネル番号）を得る。図１０に、基準プロジェクションデータＫｉを模式的に示す。
【０００４】
図１１は、本スキャンの手順の一例を示すフロー図である。
ステップＤ１では、被検体の周りにＸ線管（またはＸ線管および検出器）を回転させて、異なるビュー角度でのローデータを収集する。
ステップＤ２では、ローデータに対して感度補正および対数演算を施して、プロジェクションデータProjij（ｉ：検出器チャネル番号，ｊ：ビュー角度番号）を得る。図１２に、プロジェクションデータProjijを模式的に示す。
ステップＤ３では、プロジェクションデータProjijから基準プロジェクションデータＫｉを減算し、差分プロジェクションデータＰ'rojijを算出する。図１３に、第１ビューの差分プロジェクションデータＰ'roji1を模式的に示す。
【０００５】
ステップＤ４では、差分プロジェクションデータＰ'rojijに対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）を施し、周波数領域データに変換する。ここで、ＦＦＴ点数は、データ数（検出器チャネル数）より十分多い数２の累乗数Ｎとする。例えば、データ数が１５００のとき、ＦＦＴ点数Ｎは４０９６とする。
ステップＤ５では、周波数領域データに対して再構成関数を乗算する。
ステップＤ６では、再構成関数を乗算した周波数領域データに対してＩＦＦＴ（逆高速フーリエ変換）を施し、プロジェクションデータに戻す。ここで、ＩＦＦＴ点数は、ＦＦＴ点数Ｎと同じである。
なお、上記ステップＤ４〜Ｄ６がフィルタリング処理である。
【０００６】
ステップＤ７では、プロジェクションデータに対してバックプロジェクション演算を施し、ＣＴイメージを作成する。
ステップＤ８では、ＣＴイメージを表示する。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
上記従来のＣＴイメージング方法では、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数Ｎを減らすとイメージ上にカッピング（本来は均一なＣＴ値になるべき領域であるにもかかわらず、その周辺部と中央部でＣＴ値に差が生じて、円形領域の場合、あたかもカップを置いたかのように見えるアーチファクト）を生じるため、ＦＦＴ点数Ｎを十分多くする必要があった。しかし、ＦＦＴ点数Ｎを十分多くすると、計算時間が長くかかる問題点があった。また、基準ファントムを用いたプリスキャンを行わねばならない問題点があった。
そこで、本発明の目的は、計算時間を短縮できると共に基準ファントムを用いたプリスキャンを行う必要がないＣＴイメージング方法およびＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、サイズの異なる複数の理想ファントムの理想データを保持しておき、被検体をスキャンしてデータを取得し、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを取り出して前記データから減算し、その減算後のデータに対してフィルタリング処理およびバックプロジェクション処理を施してＣＴイメージを作成することを特徴とするＣＴイメージング方法を提供する。
本発明の発明者らが鋭意研究したところ、従来のＣＴイメージング方法においてフィルタリング処理でのＦＦＴ点数Ｎを減らしたときにイメージ上にカッピングを生じる原因は、差分プロジェクションデータＰ'roji1（図１３）に残る低い周波数成分の影響が無視できない程に大きいためであり、そのような低い周波数成分が残る理由は、被検体（略楕円形断面）と基準ファントム（円形断面）のサイズの違いが大きいためであることを見出した。
そこで、上記第１の観点のＣＴイメージング方法では、サイズの異なる複数の理想ファントムをスキャンして得られるであろう理想データをシミュレーションにより計算して保持しておき、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを選び出して、被検体をスキャンして取得したデータから減算するようにした。このように被検体とのサイズの違いが小さい理想ファントムの理想データを用いれば、無視できない程に大きい影響をもつ低い周波数成分が差分データに残ることがなくなるため、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数を減らしてもＣＴイメージ上にカッピングを生じなくなる。よって、計算時間を短縮できるようになる。また、シミュレーションにより理想データを算出すれば済むため、基準ファントムを用いたプリスキャンが不要になる。
なお、水以外の物質の理想ファントムを想定してもよい。この場合にＣＴ値を合わせるには、バックプロジェクション処理の結果に一定値を加算すればよい（ＣＴ値は水を基準にした値である）。
【０００９】
第２の観点では、本発明は、上記構成のＣＴイメージング方法において、楕円形断面の理想ファントムを想定したシミュレーションにより理想データを算出することを特徴とするＣＴイメージング方法を提供する。
Ｘ線ＣＴ装置から見れば、被検体（人体）の断面形状は円形よりも楕円形に近い。そこで、上記第２の観点のＣＴイメージング方法では、楕円形断面の理想ファントムを想定する。楕円形断面とすれば、円形断面とするよりも、人体とのサイズの違いが小さくなり、無視できない程に大きい影響をもつ低い周波数成分が差分プロジェクションデータに残ることがなくなる。よって、上記第１の観点で説明したように、計算時間を短縮できる。
なお、円形断面とすれば、低い周波数成分が差分プロジェクションデータに残り、画質が低下するが、ビュー角度を考慮しなくても済むから、理想データの量を少なくできる。従って、画質の低下を許容できるなら、円形断面の理想ファントムを想定してもよい。
【００１０】
第３の観点では、本発明は、サイズの異なる複数の理想ファントムをスキャンして得た理想データを保持する理想データ保持手段と、被検体をスキャンしてデータを収集するスキャン手段と、前記保持している理想データの中から被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを選び出す理想データ選出手段と、前記データから前記選び出した理想データを減算する減算手段と、前記減算後のデータに対してフィルタリング処理を施すフィルタリング処理手段と、前記フィルタリング処理後のデータに対してバックプロジェクション処理を施すバックプロジェクション処理手段とを具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第３の観点のＸ線ＣＴ装置によれば、上記第１の観点によるＣＴイメージング方法を好適に実施できる。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す発明の実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１２】
図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置の構成図である。
このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。
前記操作コンソール１は、操作者の指示や情報などを受け付ける入力装置２と、スキャン処理やフィルタリング処理やバックプロジェクション処理などを実行する中央処理装置３と、制御信号などを撮影テーブル１０や走査ガントリ２０へ出力する制御インタフェース４と、走査ガントリ２０で取得したデータを収集するデータ収集バッファ５と、画像などを表示するＣＲＴ６と、理想データなどの各種のデータやプログラムを記憶する記憶装置７とを具備している。
前記撮影テーブル１０は、被検体を乗せて体軸方向に移動させる。
前記走査ガントリ２０は、ファンビーム方式のＸ線管２１，コリメータ２２および検出器２３と、被検体の体軸の回りにＸ線管２１や検出器２３などを回転させる回転コントローラ２４と、Ｘ線照射のタイミングや強度を調整するＸ線コントローラ２５と、データ収集部２６とを具備している。
【００１３】
図２は、理想データ作成処理を示すフロー図である。この理想データ作成処理は、Ｘ線ＣＴ装置１００のメーカーが行ってもよいし、ユーザが行ってもよい。メーカーが行う場合は、得られた理想データをユーザに供することになる。一方、ユーザが行う場合は、理想データ作成処理のプログラムをメーカーからユーザに供することになる。
ステップＡ１では、サイズの異なる断面楕円ファントムＰＨｓ（ｓ：サイズ番号）を想定したシミュレーションにより理想プロジェクションデータＲij,sを算出する。ファントムＰＨｓの物質は、水とする。図３に、シミュレーション上のＸ線管２１’と検出器２３’と断面楕円ファントムＰＨｓとを概念的に示す。また、図４に、第１ビューの理想プロジェクションデータＲi1,sを概念的に示す。Ｌｃは理想プロジェクションデータＲi1,sの幅であり、Ｌｈは理想プロジェクションデータＲi1,sの高さである。
ステップＡ２では、理想プロジェクションデータＲij,sを、その幅Ｌｃと高さＬｈと断面楕円ファントムＰＨｓのサイズ番号とに対応付けて、理想ファイルに保存する。図５に、理想プロジェクションデータＲij,sの幅Ｌｃと高さＬｈとサイズ番号の対応テーブルを例示する。
【００１４】
図６は、本スキャンの手順の一例を示すフロー図である。
ステップＢ１では、被検体の周りにＸ線管２１および検出器２３を回転させて、異なるビュー角度でのローデータを収集する。
ステップＢ２では、ローデータに対して感度補正および対数演算を施して、プロジェクションデータProjijを得る。図７に、第１ビューのプロジェクションデータProji1を模式的に示す。ＬｃはプロジェクションデータProji1の幅であり、ＬｈはプロジェクションデータProji1の高さである。
ステップＢ３では、対応テーブル（図５）を調べて、第１ビューのプロジェクションデータProji1の幅Ｌｃ，高さＬｈに等しいものがあれば、そのサイズ番号に対応する理想プロジェクションデータＲij,Sを理想ファイルから取り出す。等しいものがなければ、プロジェクションデータProji1の幅Ｌｃ，高さＬｈより大きく且つ最も近いもののサイズ番号に対応する理想プロジェクションデータＲij,Sを理想ファイルから取り出す。
【００１５】
ステップＢ４では、前記取り出した理想プロジェクションデータＲij,SをプロジェクションデータProjijから減算し、差分プロジェクションデータＰ'rojijを算出する。図８に、第１ビューの差分プロジェクションデータＰ'roji1を模式的に示す。図８と図９を比較すれば判るように、図８の差分プロジェクションデータＰ'roji1には低い周波数成分がほとんど残っていない。
【００１６】
ステップＢ５では、差分プロジェクションデータＰ'rojijに対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）を施し、周波数領域データに変換する。ここで、ＦＦＴ点数は、データ数（検出器チャネル数）より多い２の累乗数Ｎ／２とする。例えば、データ数が１５００のとき、ＦＦＴ点数Ｎは２０４８とする（従来の半分）。
ステップＢ６では、周波数領域データに対して再構成関数を乗算する。
ステップＢ７では、再構成関数を乗算した周波数領域データに対してＩＦＦＴ（逆高速フーリエ変換）を施し、プロジェクションデータに戻す。ここで、ＩＦＦＴ点数は、ＦＦＴ点数Ｎ／２と同じである。
なお、上記ステップＢ５〜Ｂ７がフィルタリング処理である。
【００１７】
ステップＢ８では、プロジェクションデータに対してバックプロジェクション演算を施し、ＣＴイメージを作成する。
ステップＢ９では、ＣＴイメージを表示する。
【００１８】
以上のＸ線ＣＴ装置１００によれば、サイズの異なる複数の理想ファントムをスキャンして得られるであろう理想プロジェクションデータＲij,sをシミュレーションにより計算して保持しておき、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想プロジェクションデータＲij,sを選び出して、被検体をスキャンして取得したプロジェクションデータProjijデータから減算するから、無視できない程に大きい影響をもつ低い周波数成分が差分プロジェクションデータＰ'rojijに残ることがない。このため、フィルタリング処理（ステップＢ５〜Ｂ７）でのＦＦＴ点数を従来の半分に減らしてもＣＴイメージ上にカッピングを生じなくなる。よって、計算時間を短縮できる。また、シミュレーションにより理想プロジェクションデータＲij,sを算出するため、基準ファントムを用いたプリスキャンが不要になる。
【００１９】
上記実施形態では、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想プロジェクションデータＲij,sを選び出す際、第１ビューのプロジェクションデータProji1から幅Ｌｃ，高さＬｈを得たが、第１ビューのＸ線管２１の角度でのスカウト画像から幅Ｌｃを得ると共にそれと９０°異なる角度でのスカウト画像から高さＬｈを得るようにしてもよい。
【００２０】
【発明の効果】
本発明のＣＴイメージング方法およびＸ線ＣＴ装置によれば、サイズの異なる複数の理想ファントムをスキャンして得られるであろう理想データをシミュレーションにより計算して保持しておき、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを選び出して、被検体をスキャンして取得したデータから減算するようにしたから、無視できない程に大きい影響をもつ低い周波数成分が差分データに残ることがなくなるため、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数を減らしてもＣＴイメージ上にカッピングを生じなくなる。よって、計算時間を短縮できるようになる。また、シミュレーションにより理想データを算出すれば済むため、基準ファントムを用いたプリスキャンが不要になる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置を示す構成図である。
【図２】理想データ作成処理を示すフロー図である。
【図３】理想データを算出するシミュレーションの説明図である。
【図４】第１ビューの理想プロジェクションデータの説明図である。
【図５】理想プロジェクションデータの幅，高さ，サイズ番号の対応テーブルの例示図である。
【図６】図１のＸ線ＣＴ装置による本スキャン処理を示すフロー図である。
【図７】第１ビューのプロジェクションデータの説明図である。
【図８】第１ビューの差分プロジェクションデータの説明図である。
【図９】従来のプリスキャン処理の一例のフロー図である。
【図１０】基準プロジェクションデータの説明図である。
【図１１】従来のＸ線ＣＴ装置による本スキャン処理を示すフロー図である。
【図１２】第１ビューのプロジェクションデータの説明図である。
【図１３】従来の第１ビューの差分プロジェクションデータの説明図である。
【符号の説明】
１００ Ｘ線ＣＴ装置
２ 入力装置
３ 中央処理装置
７ 記憶装置
１０ 撮影テーブル
２０ 走査ガントリ
２１ Ｘ線管
２３ 検出器
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＣＴ（Ｃomputed Ｔomography）イメージング方法およびＸ線ＣＴ装置に関し、さらに詳しくは、計算時間を短縮できると共に基準ファントム（phantom,fantom）を用いたプリスキャンをユーザが行う必要がないＣＴイメージング方法およびＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来のＣＴイメージング方法では、円筒形容器に水を入れた基準ファントムを用いてプリスキャンを行い、基準プロジェクションデータ（projection data）を取得している。そして、被検体をスキャンして取得したプロジェクションデータから前記基準プロジェクションデータを減算し、その減算後のデータに対してフィルタリング処理およびバックプロジェクション処理を施してＣＴイメージを作成している。
【０００３】
次に、図９〜図１３を参照して、従来のＣＴイメージング方法について具体的に説明する。
図９は、プリスキャンの手順の一例を示すフロー図である。
ステップＣ１では、基準ファントムをスキャンしてローデータ（raw data）を収集し、感度補正および対数演算を施して、基準プロジェクションデータＫｉ（ｉ：検出器チャネル番号）を得る。図１０に、基準プロジェクションデータＫｉを模式的に示す。
【０００４】
図１１は、本スキャンの手順の一例を示すフロー図である。
ステップＤ１では、被検体の周りにＸ線管（またはＸ線管および検出器）を回転させて、異なるビュー角度でのローデータを収集する。
ステップＤ２では、ローデータに対して感度補正および対数演算を施して、プロジェクションデータProjij（ｉ：検出器チャネル番号，ｊ：ビュー角度番号）を得る。図１２に、プロジェクションデータProjijを模式的に示す。
ステップＤ３では、プロジェクションデータProjijから基準プロジェクションデータＫｉを減算し、差分プロジェクションデータＰ'rojijを算出する。図１３に、第１ビューの差分プロジェクションデータＰ'roji1を模式的に示す。
【０００５】
ステップＤ４では、差分プロジェクションデータＰ'rojijに対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）を施し、周波数領域データに変換する。ここで、ＦＦＴ点数は、データ数（検出器チャネル数）より十分多い数２の累乗数Ｎとする。例えば、データ数が１５００のとき、ＦＦＴ点数Ｎは４０９６とする。
ステップＤ５では、周波数領域データに対して再構成関数を乗算する。
ステップＤ６では、再構成関数を乗算した周波数領域データに対してＩＦＦＴ（逆高速フーリエ変換）を施し、プロジェクションデータに戻す。ここで、ＩＦＦＴ点数は、ＦＦＴ点数Ｎと同じである。
なお、上記ステップＤ４〜Ｄ６がフィルタリング処理である。
【０００６】
ステップＤ７では、プロジェクションデータに対してバックプロジェクション演算を施し、ＣＴイメージを作成する。
ステップＤ８では、ＣＴイメージを表示する。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
上記従来のＣＴイメージング方法では、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数Ｎを減らすとイメージ上にカッピング（本来は均一なＣＴ値になるべき領域であるにもかかわらず、その周辺部と中央部でＣＴ値に差が生じて、円形領域の場合、あたかもカップを置いたかのように見えるアーチファクト）を生じるため、ＦＦＴ点数Ｎを十分多くする必要があった。しかし、ＦＦＴ点数Ｎを十分多くすると、計算時間が長くかかる問題点があった。また、基準ファントムを用いたプリスキャンを行わねばならない問題点があった。
そこで、本発明の目的は、計算時間を短縮できると共に基準ファントムを用いたプリスキャンを行う必要がないＣＴイメージング方法およびＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、サイズの異なる複数の理想ファントムの理想データを保持しておき、被検体をスキャンしてデータを取得し、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを取り出して前記データから減算し、その減算後のデータに対してフィルタリング処理およびバックプロジェクション処理を施してＣＴイメージを作成することを特徴とするＣＴイメージング方法を提供する。
本発明の発明者らが鋭意研究したところ、従来のＣＴイメージング方法においてフィルタリング処理でのＦＦＴ点数Ｎを減らしたときにイメージ上にカッピングを生じる原因は、差分プロジェクションデータＰ'roji1（図１３）に残る低い周波数成分の影響が無視できない程に大きいためであり、そのような低い周波数成分が残る理由は、被検体（略楕円形断面）と基準ファントム（円形断面）のサイズの違いが大きいためであることを見出した。
そこで、上記第１の観点のＣＴイメージング方法では、サイズの異なる複数の理想ファントムをスキャンして得られるであろう理想データをシミュレーションにより計算して保持しておき、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを選び出して、被検体をスキャンして取得したデータから減算するようにした。このように被検体とのサイズの違いが小さい理想ファントムの理想データを用いれば、無視できない程に大きい影響をもつ低い周波数成分が差分データに残ることがなくなるため、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数を減らしてもＣＴイメージ上にカッピングを生じなくなる。よって、計算時間を短縮できるようになる。また、シミュレーションにより理想データを算出すれば済むため、基準ファントムを用いたプリスキャンが不要になる。
なお、水以外の物質の理想ファントムを想定してもよい。この場合にＣＴ値を合わせるには、バックプロジェクション処理の結果に一定値を加算すればよい（ＣＴ値は水を基準にした値である）。
【０００９】
第２の観点では、本発明は、上記構成のＣＴイメージング方法において、楕円形断面の理想ファントムを想定したシミュレーションにより理想データを算出することを特徴とするＣＴイメージング方法を提供する。
Ｘ線ＣＴ装置から見れば、被検体（人体）の断面形状は円形よりも楕円形に近い。そこで、上記第２の観点のＣＴイメージング方法では、楕円形断面の理想ファントムを想定する。楕円形断面とすれば、円形断面とするよりも、人体とのサイズの違いが小さくなり、無視できない程に大きい影響をもつ低い周波数成分が差分プロジェクションデータに残ることがなくなる。よって、上記第１の観点で説明したように、計算時間を短縮できる。
なお、円形断面とすれば、低い周波数成分が差分プロジェクションデータに残り、画質が低下するが、ビュー角度を考慮しなくても済むから、理想データの量を少なくできる。従って、画質の低下を許容できるなら、円形断面の理想ファントムを想定してもよい。
【００１０】
第３の観点では、本発明は、サイズの異なる複数の理想ファントムをスキャンして得た理想データを保持する理想データ保持手段と、被検体をスキャンしてデータを収集するスキャン手段と、前記保持している理想データの中から被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを選び出す理想データ選出手段と、前記データから前記選び出した理想データを減算する減算手段と、前記減算後のデータに対してフィルタリング処理を施すフィルタリング処理手段と、前記フィルタリング処理後のデータに対してバックプロジェクション処理を施すバックプロジェクション処理手段とを具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第３の観点のＸ線ＣＴ装置によれば、上記第１の観点によるＣＴイメージング方法を好適に実施できる。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す発明の実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１２】
図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置の構成図である。
このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。
前記操作コンソール１は、操作者の指示や情報などを受け付ける入力装置２と、スキャン処理やフィルタリング処理やバックプロジェクション処理などを実行する中央処理装置３と、制御信号などを撮影テーブル１０や走査ガントリ２０へ出力する制御インタフェース４と、走査ガントリ２０で取得したデータを収集するデータ収集バッファ５と、画像などを表示するＣＲＴ６と、理想データなどの各種のデータやプログラムを記憶する記憶装置７とを具備している。
前記撮影テーブル１０は、被検体を乗せて体軸方向に移動させる。
前記走査ガントリ２０は、ファンビーム方式のＸ線管２１，コリメータ２２および検出器２３と、被検体の体軸の回りにＸ線管２１や検出器２３などを回転させる回転コントローラ２４と、Ｘ線照射のタイミングや強度を調整するＸ線コントローラ２５と、データ収集部２６とを具備している。
【００１３】
図２は、理想データ作成処理を示すフロー図である。この理想データ作成処理は、Ｘ線ＣＴ装置１００のメーカーが行ってもよいし、ユーザが行ってもよい。メーカーが行う場合は、得られた理想データをユーザに供することになる。一方、ユーザが行う場合は、理想データ作成処理のプログラムをメーカーからユーザに供することになる。
ステップＡ１では、サイズの異なる断面楕円ファントムＰＨｓ（ｓ：サイズ番号）を想定したシミュレーションにより理想プロジェクションデータＲij,sを算出する。ファントムＰＨｓの物質は、水とする。図３に、シミュレーション上のＸ線管２１’と検出器２３’と断面楕円ファントムＰＨｓとを概念的に示す。また、図４に、第１ビューの理想プロジェクションデータＲi1,sを概念的に示す。Ｌｃは理想プロジェクションデータＲi1,sの幅であり、Ｌｈは理想プロジェクションデータＲi1,sの高さである。
ステップＡ２では、理想プロジェクションデータＲij,sを、その幅Ｌｃと高さＬｈと断面楕円ファントムＰＨｓのサイズ番号とに対応付けて、理想ファイルに保存する。図５に、理想プロジェクションデータＲij,sの幅Ｌｃと高さＬｈとサイズ番号の対応テーブルを例示する。
【００１４】
図６は、本スキャンの手順の一例を示すフロー図である。
ステップＢ１では、被検体の周りにＸ線管２１および検出器２３を回転させて、異なるビュー角度でのローデータを収集する。
ステップＢ２では、ローデータに対して感度補正および対数演算を施して、プロジェクションデータProjijを得る。図７に、第１ビューのプロジェクションデータProji1を模式的に示す。ＬｃはプロジェクションデータProji1の幅であり、ＬｈはプロジェクションデータProji1の高さである。
ステップＢ３では、対応テーブル（図５）を調べて、第１ビューのプロジェクションデータProji1の幅Ｌｃ，高さＬｈに等しいものがあれば、そのサイズ番号に対応する理想プロジェクションデータＲij,Sを理想ファイルから取り出す。等しいものがなければ、プロジェクションデータProji1の幅Ｌｃ，高さＬｈより大きく且つ最も近いもののサイズ番号に対応する理想プロジェクションデータＲij,Sを理想ファイルから取り出す。
【００１５】
ステップＢ４では、前記取り出した理想プロジェクションデータＲij,SをプロジェクションデータProjijから減算し、差分プロジェクションデータＰ'rojijを算出する。図８に、第１ビューの差分プロジェクションデータＰ'roji1を模式的に示す。図８と図９を比較すれば判るように、図８の差分プロジェクションデータＰ'roji1には低い周波数成分がほとんど残っていない。
【００１６】
ステップＢ５では、差分プロジェクションデータＰ'rojijに対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）を施し、周波数領域データに変換する。ここで、ＦＦＴ点数は、データ数（検出器チャネル数）より多い２の累乗数Ｎ／２とする。例えば、データ数が１５００のとき、ＦＦＴ点数Ｎは２０４８とする（従来の半分）。
ステップＢ６では、周波数領域データに対して再構成関数を乗算する。
ステップＢ７では、再構成関数を乗算した周波数領域データに対してＩＦＦＴ（逆高速フーリエ変換）を施し、プロジェクションデータに戻す。ここで、ＩＦＦＴ点数は、ＦＦＴ点数Ｎ／２と同じである。
なお、上記ステップＢ５〜Ｂ７がフィルタリング処理である。
【００１７】
ステップＢ８では、プロジェクションデータに対してバックプロジェクション演算を施し、ＣＴイメージを作成する。
ステップＢ９では、ＣＴイメージを表示する。
【００１８】
以上のＸ線ＣＴ装置１００によれば、サイズの異なる複数の理想ファントムをスキャンして得られるであろう理想プロジェクションデータＲij,sをシミュレーションにより計算して保持しておき、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想プロジェクションデータＲij,sを選び出して、被検体をスキャンして取得したプロジェクションデータProjijデータから減算するから、無視できない程に大きい影響をもつ低い周波数成分が差分プロジェクションデータＰ'rojijに残ることがない。このため、フィルタリング処理（ステップＢ５〜Ｂ７）でのＦＦＴ点数を従来の半分に減らしてもＣＴイメージ上にカッピングを生じなくなる。よって、計算時間を短縮できる。また、シミュレーションにより理想プロジェクションデータＲij,sを算出するため、基準ファントムを用いたプリスキャンが不要になる。
【００１９】
上記実施形態では、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想プロジェクションデータＲij,sを選び出す際、第１ビューのプロジェクションデータProji1から幅Ｌｃ，高さＬｈを得たが、第１ビューのＸ線管２１の角度でのスカウト画像から幅Ｌｃを得ると共にそれと９０°異なる角度でのスカウト画像から高さＬｈを得るようにしてもよい。
【００２０】
【発明の効果】
本発明のＣＴイメージング方法およびＸ線ＣＴ装置によれば、サイズの異なる複数の理想ファントムをスキャンして得られるであろう理想データをシミュレーションにより計算して保持しておき、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを選び出して、被検体をスキャンして取得したデータから減算するようにしたから、無視できない程に大きい影響をもつ低い周波数成分が差分データに残ることがなくなるため、フィルタリング処理でのＦＦＴ点数を減らしてもＣＴイメージ上にカッピングを生じなくなる。よって、計算時間を短縮できるようになる。また、シミュレーションにより理想データを算出すれば済むため、基準ファントムを用いたプリスキャンが不要になる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置を示す構成図である。
【図２】理想データ作成処理を示すフロー図である。
【図３】理想データを算出するシミュレーションの説明図である。
【図４】第１ビューの理想プロジェクションデータの説明図である。
【図５】理想プロジェクションデータの幅，高さ，サイズ番号の対応テーブルの例示図である。
【図６】図１のＸ線ＣＴ装置による本スキャン処理を示すフロー図である。
【図７】第１ビューのプロジェクションデータの説明図である。
【図８】第１ビューの差分プロジェクションデータの説明図である。
【図９】従来のプリスキャン処理の一例のフロー図である。
【図１０】基準プロジェクションデータの説明図である。
【図１１】従来のＸ線ＣＴ装置による本スキャン処理を示すフロー図である。
【図１２】第１ビューのプロジェクションデータの説明図である。
【図１３】従来の第１ビューの差分プロジェクションデータの説明図である。
【符号の説明】
１００ Ｘ線ＣＴ装置
２ 入力装置
３ 中央処理装置
７ 記憶装置
１０ 撮影テーブル
２０ 走査ガントリ
２１ Ｘ線管
２３ 検出器
Claims (3)
- サイズの異なる複数の理想ファントムの理想データを保持しておき、被検体をスキャンしてデータを取得し、被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを取り出して前記データから減算し、その減算後のデータに対してフィルタリング処理およびバックプロジェクション処理を施してＣＴイメージを作成することを特徴とするＣＴイメージング方法。
- 請求項１に記載のＣＴイメージング方法において、楕円形断面の理想ファントムを想定したシミュレーションにより理想データを算出することを特徴とするＣＴイメージング方法。
- サイズの異なる複数の理想ファントムの理想データを保持する理想データ保持手段と、被検体をスキャンしてデータを収集するスキャン手段と、前記保持している理想データの中から被検体のサイズに最も近いサイズの理想ファントムの理想データを選び出す理想データ選出手段と、前記データから前記選び出した理想データを減算する減算手段と、前記減算後のデータに対してフィルタリング処理を施すフィルタリング処理手段と、前記フィルタリング処理後のデータに対してバックプロジェクション処理を施すバックプロジェクション処理手段とを具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
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