JPH1189828A - Method and apparatus for x-ray tomography - Google Patents
Method and apparatus for x-ray tomographyInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明はＸ線断層撮影方法及
びＸ線断層撮影装置に関し、特に、各断層像間でイメー
ジデータの画質の均一化を図ることに配慮したＸ線断層
撮影方法及びＸ線断層撮影装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray tomography method and an X-ray tomography apparatus, and more particularly, to an X-ray tomography method and an X-ray tomography method in which the quality of image data is made uniform between tomographic images. The present invention relates to a line tomography apparatus.
【０００２】[0002]
【従来の技術】Ｘ線断層撮影装置においては、Ｘ線源か
ら扇状のＸ線ビーム（beam）を被検体に照射し、その透
過Ｘ線を扇状Ｘ線ビームの広がりに合わせて配列された
複数個の検出素子からなる１次元アレイ（array ）のＸ
線検出素子列で投影データとして測定する。2. Description of the Related Art In an X-ray tomography apparatus, a subject is irradiated with a fan-shaped X-ray beam from an X-ray source, and a plurality of transmission X-rays are arranged in accordance with the spread of the fan-shaped X-ray beam. X of a one-dimensional array of detector elements
It is measured as projection data by a line detection element array.
【０００３】そして、透過Ｘ線の測定は、Ｘ線源とＸ線
検出素子列を被検体の周囲を回転させながら複数のビュ
ー（view）方向で行う。このような透過Ｘ線の測定はス
キャン（scan）と呼ばれている。そして、スキャンによ
って得られた複数ビューの測定データ（投影データ）に
基づいて、被検体の断層像を再構成している。The measurement of transmitted X-rays is performed in a plurality of view directions while rotating the X-ray source and the X-ray detecting element array around the subject. Such measurement of transmitted X-rays is called a scan. Then, a tomographic image of the subject is reconstructed based on measurement data (projection data) of a plurality of views obtained by the scan.
【０００４】ところで、スキャンの一形態として、例え
ば特公平２−６０３３２号公報に記載されているよう
に、被検体を体軸方向に連続的に移動させながら螺旋状
の回転軌道の複数回のスキャンを連続的に行う、いわゆ
るヘリカルスキャン（helicalscan）がある。As one form of scanning, for example, as described in Japanese Patent Publication No. 2-60332, a plurality of scans of a helical rotational trajectory are performed while continuously moving an object in the body axis direction. Is performed continuously, that is, there is a so-called helical scan.
【０００５】なお、画像再構成を行って断層像のイメー
ジデータを生成するには半回転分もしくは１回転分の複
数ビューの投影データが必要になるが、このヘリカルス
キャンの場合にはスキャン位置が徐々に変化しているた
めに、厳密には同一スライス面において複数ビューの投
影データを得ることはできない。[0005] In order to generate image data of a tomographic image by performing image reconstruction, projection data of a plurality of views for one half rotation or one rotation is necessary. Strictly speaking, it is not possible to obtain projection data for a plurality of views on the same slice plane strictly.
【０００６】このような場合のヘリカルスキャンにおけ
るテーブル移動に伴うスライスプロファイルの劣化防止
を目的として、図６のような重み係数の重み付け演算に
よる補間アルゴリズムにより、画像再構成位置で３６０
°分のビューデータを生成するようにしている。この場
合、画像再構成位置での重み係数が２．０、画像再構成
位置と対向する逆向きの投影データ（対向ビューデー
タ）が得られるＺ方向の前後の位置での重み係数が０に
なるようにして、Ｚ方向前後の投影データから画像再構
成位置の投影データを補間生成するようにしている。For the purpose of preventing the deterioration of the slice profile due to the table movement in the helical scan in such a case, the interpolation algorithm by the weighting operation of the weight coefficient as shown in FIG.
° view data is generated. In this case, the weight coefficient at the image reconstruction position is 2.0, and the weight coefficient at the front and rear positions in the Z direction at which projection data (opposite view data) opposite to the image reconstruction position is obtained is 0. In this way, the projection data at the image reconstruction position is interpolated from the projection data before and after the Z direction.
【０００７】[0007]
【発明が解決しようとする課題】ところで、一般的な被
検体の断面は円形断面ではなく、楕円形に近い断面とな
っている。すなわち、被検体胴体部では横方向が長軸と
なっており、逆に被検体頭部では縦方向が長軸となって
いる。The cross section of a general subject is not a circular cross section but a cross section that is close to an elliptical shape. That is, the horizontal direction is the long axis in the body of the subject, and the vertical direction is the long axis in the head of the subject.
【０００８】したがって、ビュー角度毎に異なったビュ
ーデータのカウントが得られ、例えば、図７に示すよう
に被検体が載置されている場合は、０°位置からＸ線を
照射した場合にはカウントが最大、９０°位置からＸ線
を照射した場合にはカウントが最小になる。Therefore, different view data counts are obtained for each view angle. For example, when the subject is placed as shown in FIG. 7, when the X-ray is irradiated from the 0 ° position, The count is maximum, and when the X-ray is irradiated from the 90 ° position, the count becomes minimum.
【０００９】そして、ヘリカルスキャンで上述した重み
付け演算を行う場合に、カウントが大きくなるビューの
ビューデータに対して大きな重み付けがなされると、こ
の重み付けによって再構成された画像の標準偏差σ（以
下、単に画像ＳＤと呼ぶ）が小さくなる。逆に、カウン
トが小さくなるビューのビューデータに対して小さな重
み付けがなされると、この重み付けによって再構成され
た画像の画像ＳＤが大きくなる。In the case where the above-mentioned weighting operation is performed in the helical scan, when a large weight is applied to the view data of the view having a large count, the standard deviation σ of the image reconstructed by the weighting (hereinafter, referred to as “standard deviation σ”). (Hereinafter simply referred to as image SD). Conversely, when a small weight is given to the view data of the view whose count becomes small, the image SD of the image reconstructed by this weighting becomes large.
【００１０】このような結果、再構成された各画像の画
像ＳＤが適切な値にならなかったり、複数の断層像間で
画像ＳＤがばらつくといった問題が発生することにな
る。従来の一般的な装置においては、Ｘ線管を回転させ
ておいて、テーブル（被検体）の位置がスキャン開始位
置に達したタイミングでＸ線曝射が開始されるようにな
っているため、スキャン開始管球角度はランダムにな
る。したがって、上述した画像ＳＤもばらついた状態に
なる。As a result, problems occur such that the image SD of each reconstructed image does not have an appropriate value, and the image SD varies among a plurality of tomographic images. In a conventional general apparatus, the X-ray tube is rotated, and the X-ray irradiation is started at the timing when the position of the table (subject) reaches the scan start position. The scan start tube angle becomes random. Therefore, the above-described image SD also varies.
【００１１】また、同期をとっている装置であっても、
スキャン開始位置での管球角度を一定にしているに過ぎ
ない。したがって、リコンピッチによっては、画像ＳＤ
がばらつくことを避けられない。[0011] Further, even if the devices are synchronized,
It merely keeps the tube angle at the scan start position constant. Therefore, depending on the recon pitch, the image SD
Inevitable.
【００１２】本発明は上記の点に鑑みてなされたもの
で、その目的は、各断層像間でイメージデータの画質の
均一化を図ることが可能なＸ線断層撮影方法及びＸ線断
層撮影装置を実現することにある。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in view of the above points, and has as its object to provide an X-ray tomography method and an X-ray tomography apparatus capable of achieving uniform image quality of image data between tomographic images. It is to realize.
【００１３】[0013]
【課題を解決するための手段】すなわち、課題を解決す
る手段としての本発明は以下に説明するようなものであ
る。That is, the present invention as a means for solving the problem is as described below.
【００１４】（１）請求項１記載の発明は、テーブル上
の被検体を移動させつつ、複数のＸ線ビームによる被検
体の投影データを被検体の周囲の複数のビュー方向で順
次測定し、前記投影データのうち逆向きの投影データ同
士について重み付け演算を行って前記複数のビュー方向
のおのおのについて補間投影データを算出し、前記補間
投影データに基づいて画像再構成を行うＸ線断層撮影方
法であって、各スライスの投影データのカウントが実質
的に一定の値に揃う位相にて前記重み付け演算の係数が
最大となるように重み付けプロファイルを設定し、画像
再構成を行う、ことを特徴とするＸ線断層撮影方法であ
る。(1) According to the first aspect of the invention, while moving the subject on the table, projection data of the subject by a plurality of X-ray beams is sequentially measured in a plurality of view directions around the subject, An X-ray tomography method that performs a weighting operation on projection data in opposite directions among the projection data to calculate interpolation projection data for each of the plurality of view directions, and performs image reconstruction based on the interpolation projection data. The weighting profile is set so that the coefficient of the weighting operation is maximized at a phase at which the count of the projection data of each slice becomes substantially constant, and image reconstruction is performed. This is an X-ray tomography method.
【００１５】この請求項１の発明では、ヘリカルスキャ
ンにおいて、重み付け演算により補間投影データを算出
して画像再構成する際に、スキャンピッチとリコンピッ
チとを参照し、各スライスの投影データのカウントが実
質的に一定に揃うビュー角度において、前記重み付け演
算の係数が最大となるように重み付けプロファイルを設
定し、画像再構成を実行する。According to the first aspect of the present invention, in the helical scan, when the interpolation projection data is calculated by the weighting operation to reconstruct the image, the scan pitch and the recon pitch are referred to, and the count of the projection data of each slice is substantially reduced. A weighting profile is set so that the coefficient of the weighting operation is maximized at a view angle that is uniformly uniform, and image reconstruction is performed.
【００１６】この結果、各再構成された断層像の画像Ｓ
Ｄが均一になり、各断層像間で画質の均一化を図ること
が可能になる。 （２）請求項２記載の発明は、被検体の周囲を回転しつ
つ被検体に向けて複数の放射線ビームを照射するＸ線ビ
ーム発生手段と、前記照射されたＸ線ビームを投影デー
タとして検出する検出器と、前記投影データのうち逆向
きの投影データ同士について重み付け演算を行って複数
のビュー方向のおのおのについて補間投影データを算出
する補間投影データ算出手段と、前記補間投影データに
基づいて前記被検体の断層像を生成する画像再構成手段
と、を備え、前記画像再構成手段は、各スライスの投影
データのカウントが実質的に一定の値に揃う位相にて前
記重み付け演算の係数が最大となるように重み付けプロ
ファイルを設定し、画像再構成を行う、ことを特徴とす
るＸ線断層撮影装置である。As a result, each reconstructed tomographic image S
D becomes uniform, and the image quality can be made uniform among the tomographic images. (2) An X-ray beam generating means for irradiating the object with a plurality of radiation beams while rotating around the object, and detecting the irradiated X-ray beam as projection data. Detector, an interpolation projection data calculation means for performing a weighting operation on projection data in opposite directions among the projection data to calculate interpolation projection data for each of a plurality of view directions, and based on the interpolation projection data. Image reconstruction means for generating a tomographic image of the subject, wherein the image reconstruction means maximizes the coefficient of the weighting operation at a phase at which the count of the projection data of each slice is substantially constant. An X-ray tomography apparatus characterized in that a weighting profile is set so as to satisfy the following condition, and image reconstruction is performed.
【００１７】この請求項２の発明では、ヘリカルスキャ
ンにおいて、重み付け演算により補間投影データを算出
して画像再構成する際に、スキャンピッチとリコンピッ
チとを参照し、各スライスの投影データのカウントが実
質的に一定の値に揃う位相において、前記重み付け演算
の係数が最大となるように重み付けプロファイルが設定
され、画像再構成が行われる。According to the second aspect of the present invention, in the helical scan, when calculating the interpolation projection data by weighting operation and reconstructing the image, the scan pitch and the recon pitch are referred to, and the count of the projection data of each slice is substantially reduced. A weight profile is set so that the coefficient of the weighting operation is maximized at a phase that is consistent with a constant value, and image reconstruction is performed.
【００１８】この結果、各再構成された断層像の画像Ｓ
Ｄが均一になり、各断層像間で画質の均一化を図ること
が可能になる。 （３）なお、第３の発明は、上記第２の発明において前
記Ｘ線ビーム発生手段がファンビームを発生させること
を特徴とする。As a result, each reconstructed tomographic image S
D becomes uniform, and the image quality can be made uniform among the tomographic images. (3) The third invention is characterized in that, in the second invention, the X-ray beam generating means generates a fan beam.
【００１９】[0019]
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態例を詳細に説明する。図１は本発明の原理的な
Ｘ線断層撮影方法の処理手順を示すフローチャート、図
２は本発明のＸ線断層撮影方法を実現するＸ線断層撮影
装置の一例としてＸ線ＣＴスキャナを用いた場合の全体
構成を示す構成図である。Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a flowchart showing a processing procedure of a principle X-ray tomography method of the present invention, and FIG. 2 uses an X-ray CT scanner as an example of an X-ray tomography apparatus for realizing the X-ray tomography method of the present invention. FIG. 3 is a configuration diagram showing the entire configuration in the case.
【００２０】＜Ｘ線断層撮影装置の構成＞まず、図２を
用いてＸ線ＣＴスキャナを用いた場合のＸ線断層撮影装
置の全体構成を説明する。<Configuration of X-ray Tomography Apparatus> First, the overall configuration of an X-ray tomography apparatus using an X-ray CT scanner will be described with reference to FIG.
【００２１】ガントリ１はＸ線ＣＴの機構部分であり、
Ｘ線管２と検出器３とで被検体の周囲で各種のスキャン
方式に応じた動作を機械的若しくは電気的に行わせるも
のである。The gantry 1 is an X-ray CT mechanism,
The X-ray tube 2 and the detector 3 mechanically or electrically perform operations according to various scanning methods around the subject.
【００２２】テーブル４は被検体５が載置された状態で
ガントリ１の内部に送り込まれるものである。この際、
ガントリ１のティルト(tilt)並びにテーブル４の移動等
はテーブル・ガントリ制御装置６によって制御される。The table 4 is sent into the gantry 1 with the subject 5 placed thereon. On this occasion,
The tilt of the gantry 1 and the movement of the table 4 are controlled by a table / gantry controller 6.
【００２３】また、Ｘ線管２はＸ線管駆動発生制御装置
７の制御により回転／停止及びＸ線の発生／休止を行う
よう制御される。したがって、テーブル・ガントリ制御
装置６及び後述するシステム制御装置が、制御手段を構
成している。The X-ray tube 2 is controlled so as to rotate / stop and generate / pause X-rays under the control of the X-ray tube drive generation control device 7. Therefore, the table / gantry control device 6 and a system control device to be described later constitute control means.
【００２４】検出器３は検出器駆動装置８の制御により
被検体５の周囲をＸ線管２と一体になって回転するもの
である。Ｘ線管２の照射により被検体５を透過したＸ線
は検出器３で検出され、データ収集装置（ＤＡＳ）９で
データが収集される。収集されたデータは画像再構成装
置１１に転送される。The detector 3 rotates around the subject 5 integrally with the X-ray tube 2 under the control of the detector driving device 8. X-rays transmitted through the subject 5 by irradiation of the X-ray tube 2 are detected by the detector 3, and data is collected by a data collection device (DAS) 9. The collected data is transferred to the image reconstruction device 11.
【００２５】画像再構成装置１１は入力されたデータを
画像再構成してイメージデータを生成し、このイメージ
データを表示装置２０に表示し、同時にデータ格納装置
１２に格納する。The image reconstructing device 11 reconstructs the image of the input data to generate image data, displays the image data on the display device 20, and simultaneously stores the image data in the data storage device 12.
【００２６】データ格納装置１２に格納されたイメージ
データは読み出されて画像処理装置１３において以下に
説明する投影イメージが形成され、その投影イメージは
表示装置２０に表示される。The image data stored in the data storage device 12 is read out, and a projection image described below is formed in the image processing device 13, and the projection image is displayed on the display device 20.
【００２７】操作部１４は各種指示が入力される入力手
段であり、この操作部１４からの各種指示及び予め定め
られた動作プログラム，スキャン計画などに従ってシス
テム制御装置１５が装置全体を制御する。The operation unit 14 is an input means for inputting various instructions, and the system control unit 15 controls the entire apparatus according to various instructions from the operation unit 14, a predetermined operation program, a scan plan, and the like.
【００２８】＜Ｘ線断層撮影方法＞次に上述のＸ線断層
撮影装置の行うＸ線断層撮影方法を図１のフローチャー
トを参照して説明する。<X-ray Tomography Method> Next, an X-ray tomography method performed by the above-described X-ray tomography apparatus will be described with reference to the flowchart of FIG.
【００２９】［ヘリカルスキャン設定］まず、初期設定
としてヘリカルスキャンの設定を実行する。この初期設
定では、ヘリカルスキャンのＸ線断層撮影に関するスキ
ャンピッチを始め、管電圧，スライス厚，再構成関数の
選択といった設定をオペレータが行う（図１Ｓ１）。す
なわち、この初期設定では、Ｘ線断層撮影に関して必要
な主要な各種のパラメータがオペレータによって操作部
１４から入力され、システム制御装置１５に対して設定
される。なお、この段階では、画像再構成を行うリコン
ピッチの選択，スキャン開始管球角度についての設定は
行わない。[Helical scan setting] First, helical scan setting is executed as an initial setting. In this initial setting, the operator performs settings such as selection of a tube pitch, a slice thickness, and a reconstruction function, such as a scan pitch for helical scan X-ray tomography (S1 in FIG. 1). That is, in this initial setting, various main parameters necessary for X-ray tomography are input from the operation unit 14 by the operator and set in the system controller 15. At this stage, selection of the recon pitch for performing image reconstruction and setting of the scan start tube angle are not performed.
【００３０】［リコンピッチ表示］ここで、上記初期設
定にて選択されたスキャンピッチに対し、投影データの
カウントが実質的に一定の値に揃う位相にて重み付け演
算の係数が最大となるようなリコンピッチ（以下、これ
を最適なリコンピッチと呼ぶ）をシステム制御装置１５
で算出して、表示装置２０に表示する（図１Ｓ２）。[Recon pitch display] Here, the recon pitch in which the coefficient of the weighting operation is maximized at the phase at which the count of the projection data becomes substantially constant with respect to the scan pitch selected in the above initial setting. (Hereinafter referred to as an optimum recon pitch).
And display on the display device 20 (S2 in FIG. 1).
【００３１】この場合、上記最適なスキャンピッチを１
つだけ表示するのではなく、予想される画像ＳＤの値
（もしくは程度）と共に何段階かのスキャンピッチを表
示してもよい。In this case, the optimum scan pitch is set to 1
Instead of displaying only one, several scan pitches may be displayed together with the expected value (or degree) of the image SD.
【００３２】また、各種リコンピッチを選択ボタンと共
に表示しておいて、上述した最適なリコンピッチについ
ては選択ボタンをアクティブ状態にしておき、画像ＳＤ
にばらつきが生じるようなリコンピッチや、画像ＳＤが
大きくなるようなリコンピッチについては選択ボタンを
非アクティブ状態にしてもよい。In addition, various recon pitches are displayed together with the selection button, and the selection button is activated for the above-mentioned optimum recon pitch, and the image SD
The selection button may be set to an inactive state for a recon pitch in which the variation occurs in the recon pitch or a recon pitch in which the image SD becomes large.
【００３３】［リコンピッチ選択］上述したリコンピッ
チ表示を参照してオペレータがリコンピッチの選択を行
う（図１Ｓ３）。この場合、上述したように画像ＳＤの
予想される値を参照しつつリコンピッチを選択できるこ
とが望ましい。[Recon Pitch Selection] The operator selects a recon pitch with reference to the recon pitch display described above (S3 in FIG. 1). In this case, it is desirable that the recon pitch can be selected while referring to the expected value of the image SD as described above.
【００３４】また、画像ＳＤがばらついたり悪化したり
する可能性のあるリコンピッチについては、その旨の表
示を行っておき、オペレータが了承した場合には選択で
きるようにしてもよい。A recon pitch that may cause the image SD to vary or deteriorate may be displayed so that the operator can select the recon pitch if the operator approves.
【００３５】［スキャン開始管球角度の決定］以上のよ
うにスキャンピッチやリコンピッチが選択された場合
に、システム制御装置１５は、スキャンピッチとリコン
ピッチとを参照し、重み付け演算の係数が最大となるビ
ュー角度において、各スライスの投影データのカウント
が実質的に一定の値に揃う位相にて前記重み付け演算の
係数が最大となるようにすべく、テーブル移動によるス
キャン開始位置とスキャン開始管球角度とを対応付けて
テーブル移動を制御する（図１Ｓ５）。すなわち、この
ような関係を演算により求め、この関係を維持できるよ
うにテーブル・ガントリ制御装置６に指示を与える。[Determination of Scan Start Tube Angle] When the scan pitch or the recon pitch is selected as described above, the system controller 15 refers to the scan pitch and the recon pitch to maximize the coefficient of the weighting operation. At the view angle, the scan start position and the scan start tube angle by moving the table are set so that the coefficient of the weighting operation is maximized at a phase at which the count of the projection data of each slice is substantially constant. And the table movement is controlled (S5 in FIG. 1). That is, such a relation is obtained by calculation, and an instruction is given to the table / gantry controller 6 so that this relation can be maintained.
【００３６】［スキャン〜画像再構成］そして、以上の
ように所定の関係を維持するように管球角度とテーブル
移動とが制御された状態でスキャンを開始させ（図１Ｓ
６）、投影データを収集し（図１Ｓ７）、所定の重み付
け演算により補間投影データを生成して画像再構成を実
行する（図１Ｓ８）。[Scan to Image Reconstruction] Then, a scan is started in a state where the tube angle and the table movement are controlled so as to maintain the predetermined relationship as described above (FIG. 1S).
6), collect projection data (S7 in FIG. 1), generate interpolation projection data by a predetermined weighting operation, and execute image reconstruction (S8 in FIG. 1).
【００３７】ここで、図３以降を用いて上述したスキャ
ン開始管球角度とテーブル移動との関係を具体的に説明
する。図３はスキャンピッチ＝１，リコンピッチ＝１／
４の場合を示しており、横軸はビュー角度または管球角
度、縦軸は投影データカウントの大小と重み係数を表し
ている。ここで、略サインカーブ状の曲線が投影データ
のカウントの変化の様子を示しており、三角波が各スラ
イスでの重み付け演算での１つのビューデータのその対
向ビューデータに対する重み係数を示している。Here, the relationship between the scan start tube angle and the table movement will be specifically described with reference to FIGS. FIG. 3 shows scan pitch = 1, recon pitch = 1 /
4, the horizontal axis represents the view angle or the tube angle, and the vertical axis represents the magnitude of the projection data count and the weight coefficient. Here, a substantially sinusoidal curve indicates a change in the count of the projection data, and a triangular wave indicates a weight coefficient of one view data with respect to the opposite view data in the weighting calculation in each slice.
【００３８】図３（ａ）は選択されたスキャンピッチに
対して最適なリコンピッチの例を示しており、スキャン
開始管球角度は４５°になっている。この場合、リコン
ピッチが１／４であるため、スライス１のリコン開始角
は４５°，スライス２のリコン開始角は１３５°，スラ
イス３のリコン開始角は２２５°，スライス４のリコン
開始角は３１５°，というようになる。FIG. 3A shows an example of the optimum recon pitch for the selected scan pitch, and the scan start tube angle is 45 °. In this case, since the recon pitch is 1/4, the recon start angle of slice 1 is 45 °, the recon start angle of slice 2 is 135 °, the recon start angle of slice 3 is 225 °, and the recon start angle of slice 4 is 315. °, and so on.
【００３９】したがって、各スライスの投影データのカ
ウントが実質的に一定に揃うビュー角度（スライス１＝
２２５°，スライス２＝３１５°，スライス３＝４０５
°，スライス４＝４９５°）において、前記重み付け演
算の重み係数が最大となるようにスキャン開始管球角度
を決定して、Ｘ線照射角度とテーブル移動とを制御し、
これらの重み係数が最大となる位相にて画像再構成を行
う。Therefore, the view angle at which the count of the projection data of each slice is substantially constant (slice 1 =
225 °, slice 2 = 315 °, slice 3 = 405
°, slice 4 = 495 °), the scan start tube angle is determined so that the weighting coefficient of the weighting operation is maximized, and the X-ray irradiation angle and table movement are controlled.
Image reconstruction is performed at a phase at which these weighting factors are maximized.
【００４０】この結果、各再構成された断層像の画像Ｓ
Ｄが均一になり、各断層像間で画質の均一化を図ること
が可能になる。なお、この場合には、スキャン開始管球
角度は４５°のほかに、１３５°，２２５°，３１５°
であっても全く同じ良好な結果が得られる（図４（ａ）
参照）。As a result, each reconstructed tomographic image S
D becomes uniform, and the image quality can be made uniform among the tomographic images. In this case, the scan start tube angles are 135 °, 225 °, and 315 ° in addition to 45 °.
, The same good result is obtained (FIG. 4 (a)).
reference).
【００４１】また、図３（ｂ）は比較のために従来装置
の動作例を示すものであり、画像ＳＤが一定にならない
状態を表している。この場合、スキャン開始管球角度が
０°になるような同期をとっている装置の場合を示して
いる。この場合、リコンピッチが１／４であるため、ス
ライス１のリコン開始角は０°，スライス２のリコン開
始角は９０°，スライス３のリコン開始角は２７０°，
スライス４のリコン開始角は３６０°，というようにな
る。したがって、各スライスの重み係数が最大になるタ
イミングで、投影データのカウントは、最大，最小，最
大，最小，…というように、大きくばらついている。す
なわち、同期をとっている装置であっても、投影データ
のカウントと重み係数との対応がとれていないため、画
像ＳＤがばらつくようになる。また、同期をとっていな
い装置であっても、投影データのカウントと重み係数と
の対応がとれてないため、画像ＳＤのばらつきを避けら
れない。FIG. 3B shows an operation example of the conventional device for comparison, and shows a state where the image SD is not constant. In this case, the apparatus is synchronized so that the scan start tube angle becomes 0 °. In this case, since the recon pitch is 1/4, the recon start angle of slice 1 is 0 °, the recon start angle of slice 2 is 90 °, the recon start angle of slice 3 is 270 °,
The reckoning start angle of slice 4 is 360 °. Therefore, at the timing when the weight coefficient of each slice becomes maximum, the count of the projection data greatly varies, such as maximum, minimum, maximum, minimum,. That is, even in a synchronized device, the image data SD varies because the correspondence between the count of the projection data and the weighting factor is not established. Further, even in a device that is not synchronized, since the correspondence between the count of the projection data and the weighting factor cannot be established, it is inevitable that the image SD varies.
【００４２】なお、以上の図３は９０°方向に長軸を有
する被検体の胴体部分の断面についての様子を示してお
り、０°方向に長軸を有する頭部ではカウントの特性が
反転する。しかし、重み係数と投影データのカウントの
関係は略同一であり、スキャン開始管球角度は上述した
値のままでよい。FIG. 3 shows a cross section of the torso portion of the subject having a long axis in the 90 ° direction, and the counting characteristic is inverted in the head having the long axis in the 0 ° direction. . However, the relationship between the weighting factor and the count of the projection data is substantially the same, and the scan start tube angle may remain at the above value.
【００４３】図５はスキャンピッチ＝１，リコンピッチ
＝１／２の場合を示しており、横軸はビュー角度または
管球角度、縦軸は投影データカウントの大小と重み係数
を表している。ここで、略サインカーブ状の曲線が投影
データのカウントの変化の様子を示しており、三角波が
各スライスに設定された重み付けプロファイルを示して
いる。FIG. 5 shows the case where the scan pitch = 1 and the recon pitch = 1/2, the horizontal axis represents the view angle or the tube angle, and the vertical axis represents the magnitude of the projection data count and the weight coefficient. Here, a substantially sinusoidal curve indicates a change in the count of projection data, and a triangular wave indicates a weighting profile set for each slice.
【００４４】図５（ａ）は選択されたスキャンピッチに
対して最適なリコンピッチの例を示しており、スキャン
開始管球角度は０°になっている。この場合、リコンピ
ッチが１／２であるため、スライス１のリコン開始角は
０°，スライス２のリコン開始角は１８０°，スライス
３のリコン開始角は３６０°というようになる。FIG. 5A shows an example of the optimum recon pitch for the selected scan pitch, and the scan start tube angle is 0 °. In this case, since the recon pitch is １ ／, the recon start angle of slice 1 is 0 °, the recon start angle of slice 2 is 180 °, and the recon start angle of slice 3 is 360 °.
【００４５】したがって、各スライスの投影データのカ
ウントが最大値にて一定に揃うビュー角度（スライス１
＝１８０°，スライス２＝３６０°，スライス３＝５４
０°）において、前記重み付け演算の重み係数が最大と
なるように重み付けプロファイルを設定し、これらの位
相で画像再構成が行われるようにする。Therefore, the view angle (slice 1) at which the counts of the projection data of each slice are uniformly aligned at the maximum value.
= 180 °, slice 2 = 360 °, slice 3 = 54
(0 °), a weighting profile is set so that the weighting coefficient of the weighting operation is maximized, and image reconstruction is performed in these phases.
【００４６】この結果、各断層像の画像ＳＤが均一かつ
最小になるようにビューデータに対する重み係数のかか
り方を制御することができ、各断層像間で画質の均一化
を図ることが可能になる。なお、この場合には、スキャ
ン開始管球角度は０°のほかに、１８０°であっても全
く同じ良好な結果が得られる（図４（ｂ）参照）。As a result, it is possible to control how the weight coefficient is applied to the view data so that the image SD of each tomographic image is uniform and minimum, and it is possible to make the image quality uniform among the tomographic images. Become. In this case, the same excellent result can be obtained even when the scan start tube angle is 180 ° in addition to 0 ° (see FIG. 4B).
【００４７】なお、以上の図５は９０°方向に長軸を有
する被検体の胴体部分の断面についての様子を示してお
り、０°方向に長軸を有する頭部ではカウントの特性が
反転する。したがって、重み係数と投影データのカウン
トの関係は変化し、９０°または２７０°とする必要が
ある。FIG. 5 shows a cross section of the torso portion of the subject having a long axis in the 90 ° direction, and the counting characteristic is inverted in the head having the long axis in the 0 ° direction. . Therefore, the relationship between the weighting factor and the count of the projection data changes and needs to be 90 ° or 270 °.
【００４８】また、図５（ｂ）は比較のために最適から
外れた動作例を示すものであり、画像ＳＤが最適値にな
らない状態を表している。この場合、スキャン開始管球
角度が９０°になるような同期をとっている装置の場合
を示している。この場合、リコンピッチが１であるた
め、スライス１のリコン開始角は９０°，スライス２の
リコン開始角は２７０°，スライス３のリコン開始角は
２７０°というようになる。したがって、各スライスの
重み係数が最大になるタイミングで、投影データのカウ
ントは、最小，最小，最小，…というように、最適値か
ら大きく外れた状態になっている。FIG. 5B shows an example of an operation which is not optimal for comparison, and shows a state where the image SD does not reach the optimal value. In this case, the apparatus is synchronized so that the scan start tube angle becomes 90 °. In this case, since the recon pitch is 1, the recon start angle of slice 1 is 90 °, the recon start angle of slice 2 is 270 °, and the recon start angle of slice 3 is 270 °. Therefore, at the timing when the weight coefficient of each slice becomes maximum, the count of the projection data is in a state greatly deviating from the optimum value, such as minimum, minimum, minimum,.
【００４９】図５（ｃ）は比較のために最適から外れた
動作例を示すものであり、図５（ｂ）と同様に、画像Ｓ
Ｄが最適値にならない状態を表している。この場合、ス
キャン開始管球角度が４５°になるような同期をとって
いる装置の場合を示しており、各スライスの重み係数が
最大になるタイミングで、投影データのカウントは、最
適値から外れた状態を保っている。FIG. 5C shows an example of an operation which is not optimal for comparison, and the image S is similar to FIG. 5B.
This indicates a state in which D does not reach the optimum value. In this case, the apparatus is synchronized so that the scan start tube angle becomes 45 °, and the count of the projection data deviates from the optimum value at the timing when the weight coefficient of each slice becomes maximum. Is maintained.
【００５０】以上のようなスキャンピッチとリコンピッ
チの場合には、各断層像の画像ＳＤが均一かつ最小にな
るようにビューデータに対する重み係数のかかり方を制
御することにより、各断層像について良好な画質を得る
ことが可能になる。In the case of the scan pitch and the recon pitch as described above, the manner in which the weight coefficient is applied to the view data is controlled so that the image SD of each tomographic image is uniform and minimized. Image quality can be obtained.
【００５１】なお、以上の図３と図５とに示した以外の
スキャンピッチ及びリコンピッチであっても、各スライ
スの投影データのカウントが一定（または、一定かつ最
大）となるビュー角度おいて、前記重み付け演算の重み
係数が最大となるようにスキャン開始管球角度を決定し
て、Ｘ線照射角度とテーブル移動とを制御すればよい。
例えば、スキャンピッチ＝１．３，リコンピッチ＝１の
場合には、スキャン開始管球角度を、４５°，１３５
°，２２５°，３１５°のいずれかに制御すればよい。Note that, even at scan pitches and recon pitches other than those shown in FIGS. 3 and 5, at a view angle at which the count of projection data of each slice is constant (or constant and maximum). The X-ray irradiation angle and the table movement may be controlled by determining the scan start tube angle so that the weight coefficient of the weighting calculation becomes the maximum.
For example, when the scan pitch = 1.3 and the recon pitch = 1, the scan start tube angle is set to 45 °, 135 °.
°, 225 °, or 315 °.
【００５２】この結果、各断層像の画像ＳＤが均一（ま
たは、均一かつ最小）になるようにビューデータに対す
る重み係数のかかり方が制御されて、各断層像について
良好な画質を得ることが可能になる。As a result, the manner in which the weight coefficient is applied to the view data is controlled so that the image SD of each tomographic image is uniform (or uniform and minimum), and good image quality can be obtained for each tomographic image. become.
【００５３】以上、放射線としてＸ線を用いた方法及び
装置の実施の形態例に基づいて説明してきたが、Ｘ線以
外の放射線であってもよく、例えばγ線などの他の放射
線であってもよい。ただし、発生，検出及び制御などに
関してはＸ線が実用できてあり好ましい。Although the method and apparatus using X-rays as radiation have been described above, radiation other than X-rays may be used. For example, other radiations such as γ-rays may be used. Is also good. However, with respect to generation, detection, control, and the like, X-rays can be practically used, which is preferable.
【００５４】[0054]
【発明の効果】以上実施の形態例と共に詳細に説明した
ように、この明細書記載の各発明によれば以下のような
効果が得られる。As described above in detail with the embodiments, according to the inventions described in this specification, the following effects can be obtained.
【００５５】本発明では、ヘリカルスキャンにおいて、
重み付け演算により補間投影データを算出して画像再構
成する際に、スキャンピッチとリコンピッチとを参照
し、各スライスの投影データのカウントが実質的に一定
に揃う位相において、前記重み付け演算の係数が最大と
なるように重み付けプロファイルを設定し、画像再構成
を行う。In the present invention, in the helical scan,
When calculating the interpolation projection data by the weighting calculation and reconstructing the image, the scan pitch and the recon pitch are referred to, and in the phase where the count of the projection data of each slice becomes substantially constant, the coefficient of the weighting calculation is maximized. A weighting profile is set so that
【００５６】この結果、各再構成された断層像の画像Ｓ
Ｄが均一になり、各断層像間で画質の均一化を図ること
が可能になる。As a result, each reconstructed tomographic image S
D becomes uniform, and the image quality can be made uniform among the tomographic images.
【図１】本発明の一実施の形態例のＸ線断層撮影方法の
処理例を示すフローチャートである。FIG. 1 is a flowchart illustrating a processing example of an X-ray tomography method according to an embodiment of the present invention.
【図２】本発明の一実施の形態例のＸ線断層撮影装置を
用いたＸ線ＣＴ装置の構成を示す構成ブロック図であ
る。FIG. 2 is a configuration block diagram showing a configuration of an X-ray CT apparatus using the X-ray tomography apparatus according to one embodiment of the present invention.
【図３】本発明の一実施の形態例におけるビューデータ
に対する重み係数のかかり方の様子を示す説明図であ
る。FIG. 3 is an explanatory diagram showing how a weight coefficient is applied to view data according to an embodiment of the present invention;
【図４】本発明の一実施の形態例におけるスキャン開始
管球角度を示す説明図である。FIG. 4 is an explanatory diagram showing a scan start tube angle in one embodiment of the present invention.
【図５】本発明の一実施の形態例におけるビューデータ
に対する重み係数のかかり方の様子を示す説明図であ
る。FIG. 5 is an explanatory diagram showing how a weight coefficient is applied to view data according to an embodiment of the present invention.
【図６】重み付け演算による補間アルゴリズムでの重み
係数の様子を示す説明図である。FIG. 6 is an explanatory diagram showing a state of a weight coefficient in an interpolation algorithm based on a weight calculation.
【図７】ビュー角度とビューデータのカウントの変化を
説明する説明図である。FIG. 7 is an explanatory diagram illustrating a change in a view angle and a count of view data.
１ ガントリ ２ Ｘ線管 ３ 検出器 ４ テーブル ５ 被検体 ６ テーブル・ガントリ制御装置 ７ Ｘ線管駆動発生制御装置 ８ 検出器駆動装置 ９ データ収集装置 １１ 画像再構成装置 １２ データ格納装置 １３ 画像処理装置 １４ 操作部 １５ システム制御装置 ２０ 表示装置 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Gantry 2 X-ray tube 3 Detector 4 Table 5 Subject 6 Table / gantry control device 7 X-ray tube drive generation control device 8 Detector drive device 9 Data collection device 11 Image reconstruction device 12 Data storage device 13 Image processing device 14 operation unit 15 system control device 20 display device
Claims (3)
数のＸ線ビームによる被検体の投影データを被検体の周
囲の複数のビュー方向で順次測定し、前記投影データの
うち逆向きの投影データ同士について重み付け演算を行
って前記複数のビュー方向のおのおのについて補間投影
データを算出し、前記補間投影データに基づいて画像再
構成を行うＸ線断層撮影方法であって、 各スライスの投影データのカウントが実質的に一定の値
に揃う位相にて前記重み付け演算の係数が最大となるよ
うに重み付けプロファイルを設定し、画像再構成を行
う、 ことを特徴とするＸ線断層撮影方法。1. While moving a subject on a table, projection data of the subject by a plurality of X-ray beams is sequentially measured in a plurality of view directions around the subject, and the projection data of the projection data in the opposite direction is measured. An X-ray tomography method for performing a weighting operation on data and calculating interpolated projection data for each of the plurality of view directions, and performing image reconstruction based on the interpolated projection data. An X-ray tomography method, wherein a weighting profile is set so that the coefficient of the weighting operation is maximized at a phase at which the count becomes substantially constant, and image reconstruction is performed.
て複数の放射線ビームを照射するＸ線ビーム発生手段
と、 前記照射されたＸ線ビームを投影データとして検出する
検出器と、 前記投影データのうち逆向きの投影データ同士について
重み付け演算を行って複数のビュー方向のおのおのにつ
いて補間投影データを算出する補間投影データ算出手段
と、 前記補間投影データに基づいて前記被検体の断層像を生
成する画像再構成手段と、を備え、 前記画像再構成手段は、各スライスの投影データのカウ
ントが実質的に一定の値に揃う位相にて前記重み付け演
算の係数が最大となるように重み付けプロファイルを設
定し、画像再構成を行う、ことを特徴とするＸ線断層撮
影装置。2. An X-ray beam generating means for irradiating a plurality of radiation beams toward the object while rotating around the object, a detector for detecting the irradiated X-ray beam as projection data, Interpolated projection data calculation means for performing a weighting operation on projection data in opposite directions among projection data to calculate interpolated projection data for each of a plurality of view directions, and a tomographic image of the subject based on the interpolated projection data. Image reconstructing means for generating, wherein the image reconstructing means has a weighting profile such that the coefficient of the weighting operation is maximized at a phase at which the count of projection data of each slice is aligned with a substantially constant value. X-ray tomography apparatus, wherein an image is reconstructed.
を発生させることを特徴とする請求項２記載のＸ線断層
撮影装置。3. An X-ray tomography apparatus according to claim 2, wherein said X-ray beam generating means generates a fan beam.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9253264A JPH1189828A (en) | 1997-09-18 | 1997-09-18 | Method and apparatus for x-ray tomography |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9253264A JPH1189828A (en) | 1997-09-18 | 1997-09-18 | Method and apparatus for x-ray tomography |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1189828A true JPH1189828A (en) | 1999-04-06 |
Family
ID=17248868
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9253264A Pending JPH1189828A (en) | 1997-09-18 | 1997-09-18 | Method and apparatus for x-ray tomography |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH1189828A (en) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001204723A (en) * | 1999-12-30 | 2001-07-31 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Weighting of partial scanning for multi-slice ct image pickup having optional pitch |
| JP2007044391A (en) * | 2005-08-12 | 2007-02-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct apparatus |
| WO2012096287A1 (en) * | 2011-01-12 | 2012-07-19 | 株式会社 東芝 | X-ray computed tomography apparatus |
| US8842804B2 (en) | 2011-01-12 | 2014-09-23 | Kabushiki Kaisha Toshiba | X-ray computed tomography apparatus |
-
1997
- 1997-09-18 JP JP9253264A patent/JPH1189828A/en active Pending
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001204723A (en) * | 1999-12-30 | 2001-07-31 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Weighting of partial scanning for multi-slice ct image pickup having optional pitch |
| JP2007044391A (en) * | 2005-08-12 | 2007-02-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct apparatus |
| WO2012096287A1 (en) * | 2011-01-12 | 2012-07-19 | 株式会社 東芝 | X-ray computed tomography apparatus |
| US8842804B2 (en) | 2011-01-12 | 2014-09-23 | Kabushiki Kaisha Toshiba | X-ray computed tomography apparatus |
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