JPS6156946A - Radiation-tomography examination apparatus - Google Patents
Radiation-tomography examination apparatusInfo
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は放射線を利用して被検査体の□断層□面の像を
得て、これより被検査体の検査を行なう放射線断層検査
装置に関するものである。[Detailed Description of the Invention] [Technical Field of the Invention] The present invention relates to a radiation tomography inspection apparatus that uses radiation to obtain an image of the tomographic plane of an object to be inspected, and inspects the object from this image. It is.
物体の内部欠陥や組成、構造などを非破□壊でしかも、
精度良く測定できる装置としてコンピュータ・トモグラ
フィ・スキャナ（以下、ＣＴスキャナと称する）と呼ば
れる放射線断層検査装置がある。Non-destructive method for detecting internal defects, composition, structure, etc. of objects.
There is a radiation tomography apparatus called a computer tomography scanner (hereinafter referred to as a CT scanner) as an apparatus that can perform measurements with high accuracy.
この装置は例えば放射源として偏平な扇状に拡がるファ
ンビームＸ線を曝射する放射線源と、被検査体を介して
この放射線源に対峙して配され、前記ファンビームＸ線
の拡がり方向に複数の放射線検出素子を配した検出器と
を用い、被検査体を中心にこの放射線源と検出器とを同
方向に例えば１度刻みに１８０°〜３６０°にわたりて
順次回転操作しながら、被検査体断層面の多方向からＸ
線吸収データを収集した後、コンピュータ等によシ゛画
像再構成処理を施し、断層−像を再構成するようにした
もので、断層面各位置について、組成に応じ２０００段
階にもわたる階調で画像再構成できるので、断層面の状
態を詳しく知ることができる。This device includes, for example, a radiation source that emits fan beam X-rays that spread in a flat fan shape, and a radiation source that is placed facing this radiation source through an object to be inspected, and that a plurality of radiation sources are arranged in the direction in which the fan beam X-rays spread. The radiation source and the detector are sequentially rotated in the same direction, for example, in 1 degree increments over a range of 180° to 360°, centering on the object to be inspected. X from multiple directions of the body tomographic plane
After collecting line absorption data, a computer etc. performs image reconstruction processing to reconstruct a tomographic image, and each position on the tomographic plane is divided into 2,000 tones depending on the composition. Since the image can be reconstructed, the state of the tomographic plane can be known in detail.
このよりなＣＴスキャナはいわゆる第３世代と呼ばれる
もので、その他、ＫンシルピームＸ線を曝射する放射線
源と、この放射線源に対峙して検出器を設け、この放射
線源と検出器とを被検査体の断面に沿りてトラバース・
スキャンさせ、１トラバース・スキャン終了毎に所定角
度、回転させて再びトラバース・スキャンを行ういわゆ
る第１世代、ＫンシルビームＸ線を幅狭のファンビーム
Ｘ線とし、検出素子を数素子持たせた検出器を用いてこ
れらを上記トラバー墜；
ス・スキャン及び回転走査させるようにした第１世代の
改良形とも云うべき、いわゆる第２世代、被検査体の周
囲全周にわたって検出素子を配した検出器と幅広のファ
ンビームＸ線な曝射する放射線源とを用い、放射線源の
み回転走査させるいわゆる第４世代など種々の方式ＯＣ
Ｔスキャナがある。This type of CT scanner is so-called 3rd generation, and also includes a radiation source that emits radiation beam X-rays and a detector that faces this radiation source. Traverse along the cross section of the specimen
This is the so-called first generation, in which the scanner is scanned, rotated by a predetermined angle after each traverse scan, and then traverse scanned again.The so-called first generation type of detection uses narrow fan beam X-rays and has several detection elements. The so-called second generation detector, which can be said to be an improved version of the first generation, uses the above-mentioned traverse scan and rotational scan, and has detection elements arranged all around the periphery of the object to be inspected. There are various methods of OC, such as the so-called 4th generation, in which only the radiation source is rotated and scanned, using a radiation source that emits wide fan beam X-rays.
There is a T-scanner.
このよりなＣＴスキャナの画像再構成方法としては大別
して解析手法と代数的手法がある。Image reconstruction methods for CT scanners can be roughly divided into analytical methods and algebraic methods.
これらのうち、現在は処理速度の面から解析手法、特に
ＦＢＰ （Ｆｉｌｔｅｒｅｄ Ｂａｃｋ Ｐｒｏｊｅｃ
ｔｉｏｎ ）法が主流となっている。ＦＢＰ法はフィ
ルタ関数を用いて放射線吸収データに対しコン７Ｉ？ｌ
）ニージョン（積和）演算を行ない、この演算によシ得
た投影データをパックゾロジェクシロン（逆投影）する
ことによシ画像再構成するもので、かかるＦＢＰ法は有
用な方法ではおるが、分解能を向上させるために投影デ
ータの高域強調を行なうことから、量子雑音なども強調
してしまう。Among these, analysis methods are currently being used in terms of processing speed, especially FBP (Filtered Back Project).
tion) law is the mainstream. The FBP method uses a filter function to analyze radiation absorption data. l
The FBP method is a useful method, but the FBP method is a useful method. In order to improve resolution, projection data is emphasized in high frequencies, which also emphasizes quantum noise.
雑音を量子雑音に限れば、透過してきた線量が
１小さければ相対的にＳ／１？比が悪くなシ、その結果
、画像の劣化を招くことになる。この現象は、撮影領域
（回転走査によシＸ線ビームの最外縁にて形成される円
内）中に高放射線吸収の物質が存在し、透過線量が著し
く小さく六った場合、その物質によって画像が悪化する
ことにも見ることが出来る。以上の様に、・従来のＦＢ
Ｐ法は、放射線量が小さい場合、あるいは、放射線量が
部分的に著しく小さくなるような場合にはこのような投
影データからの画像を再構成するには、適当でない。If we limit the noise to quantum noise, the transmitted dose will be
If 1 is smaller, is it relatively S/1? If the ratio is poor, this will result in image deterioration. This phenomenon occurs when there is a substance with high radiation absorption in the imaging area (the circle formed by the outermost edge of the X-ray beam during rotational scanning) and the transmitted dose is extremely small. This can also be seen in the deterioration of the image. As mentioned above, ・Conventional FB
The P method is not suitable for reconstructing images from such projection data when the radiation dose is small or when the radiation dose is significantly small in some areas.
本発明は上記の事情に鑑みて成されたもので、その目的
とするところは放射線吸収の大なる物質が存在してもＦ
ＢＰ法を用いて分解能を著しく劣化させることなく、量
子雑音を抑え、良質の再構成画像を得ることができるよ
うにした放射線断・層検査装置を提供することにある。The present invention was made in view of the above circumstances, and its purpose is to prevent F
It is an object of the present invention to provide a radiation tomography/layer inspection apparatus that uses the BP method to suppress quantum noise and obtain high-quality reconstructed images without significantly deteriorating resolution.
すなわち、本発明は上記目的を達成するため、被検査体
の設定断層面についてその各方向から放射線を投影し、
その透過放射線を空間分解能をもりて検出することによ
り前記投影方向毎の放射線投影データを得、これら放射
線投影データを用いて画像再構成を行９て前記断層面各
位置の放射線吸収率に対応した再構成画像を得る装置に
おいて、前記画像再構成を行う手段として投影データを
雑音による信頼度に応じ区分する予め設定した閾値を用
い、前記投影データを区分する手段、前記信頼度に応じ
て予め設定された周波数特性の異なる複数種のフィルタ
関数を有し、前記区分した各投影方向毎の投影データを
その対応するフィルタ関数でコンデリュージョンして合
成し、逆投影用のデータを得る手段とより構成し、投影
データを雑音成分との関係による信頼度に応じ区分する
と共に、この区分した投影データをその信頼度に応じて
高域強調の度合いの異なるフィルタ関数を用いてコン？
リーーシ璽ンを行い、合成するととにより信頼度の高い
投影データほど高域強調した逆投影用のデータを得、こ
れを逆投影して再構成画像を得ることにより１．ＦＢＰ
法において、雑音成分を抑え、且つ分解能の向上を図る
ことができるようにする。That is, in order to achieve the above object, the present invention projects radiation from each direction on a set tomographic plane of an object to be inspected,
Radiation projection data for each projection direction was obtained by detecting the transmitted radiation with spatial resolution, and image reconstruction was performed using these radiation projection data to correspond to the radiation absorption rate at each position on the tomographic plane. In an apparatus for obtaining a reconstructed image, a preset threshold for classifying projection data according to reliability due to noise is used as a means for performing the image reconstruction, and a means for classifying the projection data is set in advance according to the reliability. means having a plurality of types of filter functions having different frequency characteristics, and condelusing and synthesizing the projection data for each of the divided projection directions with the corresponding filter functions to obtain data for back projection. The projection data is divided according to the degree of reliability in relation to the noise component, and the divided projection data is converted using a filter function with a different degree of high-frequency emphasis depending on the degree of reliability.
1. By performing lithography and combining, the more reliable the projection data, the higher the high frequency emphasized data for back projection is obtained, and this is back projected to obtain a reconstructed image. FBP
To suppress noise components and improve resolution in a method.
以下、本発明の一実施例について図面を参照しながら説
明する。ここでは第３世代ＣＴスキャナを例にとって説
明するが、他の世代ＯＣＴスキャナにも適用できるもの
である。第１図は本装置の基本的構成を示すブロック図
であり、図中１はスキャナ本体である。２は所定の拡が
シ幅を持つファンビームＸ線を゛曝射するＸ線源（放射
線源）である。３はとのＸ線源２に対峙して設けられた
放射線検出器であり、この放射線検出器３は多数の微少
な放射線検出素子をファンビームＸ線の拡が多方向に並
設してあり、空間分解能をもってＸ線源からのＸ線強度
を検出することが出来る。ここで、Ｘ線源２と各放射線
検出素子を結ぶＸ線通路をＸ線・やスと言い１、！
各放射線検出素子はこのＸ線パス上の放射線の強度に
応じた信号を出力する。また、前記スキャナ本体１には
撮影領域を中心に上記Ｘ線源２と放射線検出器３とを対
峙して保持すると共にこれらを所定角度刻みに順次一方
向に回転走査をする回転架台を有している。４はこの回
転架台の撮影領域に配置された被検査体であり、５は上
記Ｘ線源２の管電流、管電圧およびＸ線曝射制御等を行
うＸ線コントローラである。６はＣＰＵ （中央処理装
置）によるスキャナコントローラであわ、上記スキャナ
本体１の上記回転架台を回転駆動制御するものである。An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings. Although the third generation CT scanner will be explained here as an example, it can also be applied to other generation OCT scanners. FIG. 1 is a block diagram showing the basic configuration of this apparatus, and numeral 1 in the figure is the scanner body. Reference numeral 2 denotes an X-ray source (radiation source) that emits fan beam X-rays having a predetermined spread width. 3 is a radiation detector installed facing the X-ray source 2, and this radiation detector 3 has a large number of minute radiation detection elements arranged in parallel in multiple directions so that the fan beam X-rays spread. , X-ray intensity from an X-ray source can be detected with spatial resolution. Here, the X-ray path connecting the X-ray source 2 and each radiation detection element is called an X-ray path.
Each radiation detection element outputs a signal corresponding to the intensity of radiation on this X-ray path. The scanner body 1 also has a rotating pedestal that holds the X-ray source 2 and radiation detector 3 facing each other around the imaging area and rotates and scans them sequentially in one direction at predetermined angle increments. ing. Reference numeral 4 designates an object to be inspected placed in the photographing area of the rotary frame, and reference numeral 5 designates an X-ray controller that controls the tube current, tube voltage, and X-ray exposure of the X-ray source 2. Reference numeral 6 denotes a scanner controller including a CPU (central processing unit), which controls the rotation of the rotating pedestal of the scanner body 1.
７はシステムコントローラであり、システム全体の制御
を司る。８はコンソールであり、操作者がシステムに対
して各種の指令等を与えるだめのものであって、システ
ムに対する各種操作指令やデータ等の入力などを行うこ
とが出来る。９はデータ収集装置であり、上記放射線検
出器３の各放射線検出素子出力信号をそれぞれ受けて、
Ａ／Ｄ変換し、Ｘ線吸収データとして出力する。１０は
前処理装置であり、データ収集装置９で収集された各プ
ロジェクション毎の吸収データを受けて、これに対し、
対数変換、ゲイン補正、オフセット補正等の前処理を施
すものである。１１はコンデルバであり、上記前処理装
置１０の出力する前処理済みのデータをコンがリーーシ
百ンするものである。A system controller 7 controls the entire system. Reference numeral 8 denotes a console, which is used by the operator to give various commands to the system, and can input various operational commands and data to the system. 9 is a data collection device which receives each radiation detection element output signal of the radiation detector 3, and
A/D conversion is performed and output as X-ray absorption data. 10 is a pre-processing device which receives the absorption data for each projection collected by the data collecting device 9, and in response,
Preprocessing such as logarithmic transformation, gain correction, and offset correction is performed. Reference numeral 11 denotes a converter, which processes the preprocessed data output from the preprocessing device 10.
１２はこのコンデリューシ冒ン後のデータをそのプロジ
ェクション方向に逆投影して断層像を再構成するバック
プロジェクタである。上記１０．１１．１２により再構
成装置を構成している。１３は、この逆投影した再構成
画像のデータを記憶するメモリであり、１４はこのメモ
リ１３の記憶データのうち、所望の範囲のＣＴ値（放射
線吸収のレベルに応じた値としてのデータ）を例えば白
黒濃淡像として出力する画像変換器である。１５はこの
画像変換器１４の出力を受けて画像として表示するＣＲ
７表示器である。Reference numeral 12 denotes a back projector that reconstructs a tomographic image by back projecting the condelusion-transformed data in the projection direction. The above 10.11.12 constitutes a reconstruction device. Reference numeral 13 denotes a memory for storing data of this back-projected reconstructed image, and reference numeral 14 stores CT values in a desired range (data corresponding to the level of radiation absorption) from among the data stored in the memory 13. For example, it is an image converter that outputs a black and white grayscale image. 15 is a CR that receives the output of this image converter 14 and displays it as an image.
7 display.
このような構成において、まず初めに操作者コントロー
ラ７はスキャナコントローラｅｔ［Ｉ御し、スキャナ本
体１における回転架台の所定角度刻み（例えば０．６°
）の回転駆動制御を行い、またＸ線コントローラ５を制
御して上記所定角度刻みの回転が成される毎に所定に管
電流、管電圧を所定に時間幅分、Ｘ線源２に与える。こ
れよりＸ線源２からは順次パルス的にファンビームＸ線
ＦＢが曝射される。回転架台の回転中心位置（撮影領域
）には被検査体４が配設されており、また、回転架台に
はＸ線源２と検出器３とが上記回転中心を介して対峙し
て取付けであるので、Ｘ線源２は被検査体４の所定断面
について順次方向を変えながらファンビームＸ線ＦＢを
曝射してゆくことになり、このファンビームＸ線ＦＢに
おける各Ｘ線パスの放射線透過値は放射線検出器３の各
放射線検出素子により検出され電気信号に変換される。In such a configuration, the operator controller 7 first controls the scanner controller et
), and also controls the X-ray controller 5 to apply a predetermined tube current and tube voltage to the X-ray source 2 for a predetermined time width each time the rotation is performed in steps of the predetermined angle. From this, the fan beam X-rays FB are sequentially emitted from the X-ray source 2 in a pulsed manner. An object to be inspected 4 is disposed at the center of rotation (imaging area) of the rotating mount, and an X-ray source 2 and a detector 3 are mounted on the rotating mount facing each other across the center of rotation. Therefore, the X-ray source 2 irradiates fan beam X-rays FB while sequentially changing the direction on a predetermined cross section of the inspected object 4, and the radiation transmission of each X-ray pass in this fan beam X-ray FB The value is detected by each radiation detection element of the radiation detector 3 and converted into an electrical signal.
そして、この変換された信号はデータ収集装置９で収集
され１プロジエクシヨン（１撮影方向）毎に前処理装置
１０で対数変換、ダイン補正、オフセット補正等がなさ
れる。この処理されたデータ（１プロジエクシヨン毎の
各Ｘ ！ ／”スにおけるＸ線吸収データ）はメモリー
３に格納され、またコン？ルパ１１に与えられてコンボ
リューションされ、次のパックプロジェクタ１２で逆投
影されることによって個々の画素位置のＣＴ値が求めら
れ、このＣＴ値による断層像が再構成される。再構成さ
れた像はメモリー３に保存され、コンソール８から指令
を与えるととによシ、必要に応じて画像変換器１４によ
シ所望する範囲のＣＴ値をＣＴ値に応じた階調度でＣＲ
Ｔ表示器１５に表示させる。これによシ、再構成像は白
黒濃淡像として表示される。This converted signal is collected by a data acquisition device 9, and is subjected to logarithmic conversion, dyne correction, offset correction, etc. in a preprocessing device 10 for each projection (one imaging direction). This processed data (X-ray absorption data at each The CT value of each pixel position is determined by back projection, and a tomographic image is reconstructed using this CT value.The reconstructed image is stored in the memory 3, and when commands are given from the console 8, the tomographic image is reconstructed. If necessary, use the image converter 14 to convert CT values in the desired range at a gradation level corresponding to the CT values.
It is displayed on the T display 15. As a result, the reconstructed image is displayed as a black and white grayscale image.
次に本発明の中心となる再構成装置部分での処理につい
て説明する。再構成処理は３つに分類できる。すなわち
、前処理、フィルタ処理、逆投影である。前処理は、Ｘ
線吸収データに対するＲＥＦ （レファレンス）補正、
オフセット補正、基準補正等の各種補正及びｌｏｇ変換
である。Next, processing in the reconstruction device, which is the central part of the present invention, will be explained. Reconstruction processing can be classified into three types. That is, preprocessing, filtering, and backprojection. Pretreatment is
REF (reference) correction for line absorption data,
These are various corrections such as offset correction and reference correction, and log conversion.
逆投影は、フィルタ処理を受けたデータを、データ収集
と同じ方向に戻す操作である。以上の２つの処理は、一
般的なものなので詳細は省略する。Backprojection is an operation that returns filtered data in the same direction as the data was collected. The above two processes are general ones, so the details will be omitted.
次に本発明の要部であるコンがルパ１１におけるフィル
タ処理の詳細について説明する。前処理済みのＸ線吸収
データを投影データｆ （Ｘ）と呼ぶことにする。乙の
投影データｆ （ｘ）は、例えば第２図に示す如きもの
とし、検出器２で検出されデータ収集装置９でデータ収
集された段階でのデータ（透過データ）をｐ（ｘ）とす
ると投影データ時におけるＸ線ビーム中のフォトン数で
ある。Next, details of the filter processing in the controller 11, which is the main part of the present invention, will be explained. The preprocessed X-ray absorption data will be referred to as projection data f (X). Let the projection data f(x) of B be as shown in FIG. 2, for example, and let p(x) be the data (transmission data) detected by the detector 2 and collected by the data collecting device 9 It is the number of photons in the X-ray beam at the time of projection data.
さて透過データｐ（ｘ）中のフォトン雑音は、＆とこと
は投影データｆ （ｘ）で考えれば、ｆ（ｘ）が小さい
ほど信頼度が大ということになる。そこで、投影データ
ｆ （ｘ）について信頼性の度合いに応じ閾値ＴＨＩ
、 ＴＨ２を定める。これは第３図の如く、ｏ ＜ｒ（
ｘ）＜ ＴＲＩ ｆ（ｘ）の信頼度大ＴＨＩ
’；、 ｆ（ｘ） （ＴＨ＊ ｆ（ｘ）の信頼度
中ＴＨ２≦ｔ （ｘ） ｆ、（ｘ）の信頼度
率である。Now, considering the photon noise in the transmission data p(x) in terms of the projection data f(x), the smaller f(x) is, the higher the reliability is. Therefore, depending on the degree of reliability of the projection data f (x), the threshold value THI
, determine TH2. This is as shown in Figure 3, o < r(
x) < TRI High reliability THI of f(x)
';, f(x) (TH* Reliability rate of f(x), TH2≦t (x) Reliability rate of f, (x).
そこで、第３図に示す様に投影データｆ（ｘ）のレベル
により信頼度の大きい部分からｆ３＋ｆ２＋ｆｌｓと分
割して、ｆ（ｘ）＝ ｆｌ（ｘ）＋ｆ２（ｘ）＋ｆｓ（
ｘ）を満足する様にする。ここでｔ １（Ｘ） 、 ｔ
２（Ｘ） ＊ ｔ ３（Ｘ）はまた、第２図の評価か
らｆ （ｘ）中
である。尚、信頼度の大きいデータとは、高周波までの
強調しても画像劣化が起きないデータと考えられる。本
発明では、コンデルパ１１に第４図に示す様な各種フィ
ルタ関数Ｊ１ｈ２＋）１３を用意し、データの信頼度に
あわせてフィルタ関数りを選択するようにしている。と
こで、フィルタ関数りは、第４図に示す様に、例えば、
高、域強調を行わないフィルタ関数ｈ１、高域強調を少
し行うフィルタ関数ｈ２、高域強調を行うフィルタ関数
ｈ３であり、コン？ルバ１１ではこれらのフィルタ関数
の中からコンプリニージョンを行うべきデータの信頼度
にあわせて選択することによシ高域強調の度合を変える
ようにする。Therefore, as shown in Fig. 3, the projection data f(x) is divided into f3+f2+fls from the part with the highest reliability based on the level, and f(x)=fl(x)+f2(x)+fs(
x) shall be satisfied. Here, t 1(X), t
2(X) * t 3(X) is also in f (x) from the evaluation of FIG. Note that data with high reliability is considered to be data that does not cause image deterioration even if it is enhanced up to high frequencies. In the present invention, the condelper 11 is provided with various filter functions J1h2+) 13 as shown in FIG. 4, and the filter function is selected according to the reliability of the data. By the way, as shown in Fig. 4, the filter function is, for example,
A filter function h1 that does not emphasize the high and high frequencies, a filter function h2 that slightly emphasizes the high frequencies, and a filter function h3 that emphasizes the high frequencies. In the filter 11, the degree of high-frequency emphasis is changed by selecting one of these filter functions according to the reliability of the data to be subjected to completion.
第４図においてＨ←）はスペクトラム、ＷＮはナイキス
ト周波数である。さて本発明においてコンｙＷＮパ１１
内”Ｔ：の実際のコン？す瓢−シロンをどの様に行って
いるかを第５図を参照して説明する。コンデリュージョ
ンは線形の演算であるから、投影データｔ （Ｘ）をレ
ベルに応じてｆｌ＋ｆ２＋ｆ３に分割しても問題はない
。そこで、第３図に示す投影データｆ （Ｘ）をｆ と
置き、投影データｆ （ｘ）閾値ＴＨ１＋ ＴＨ２を用
いて比較することによシ、ＴＨ１＋ ＴＨ２によシ区切
られる領域単位でｆｓ、４２＋ｔａｌｃ分割する。従っ
てｆはｆ ＝ ｆｓ ＋ｆ２＋ｆｓとなり、これらｆｌ
、ｆ、 ＋ｆ１１は各々第５図のＬｌ（ｘ） 、ｆｇ
（ｘ） 、ｆｓ（ｘ）の如くとなる。そこで、各ｆｘ（
ｘ） 、 ｆｚ（ｘ） 、ｆｓ（ｘ）に対しその信頼度
に応じたフィルタ関数ｈ１ ＊ｈ！ｔｈ８を選択してコ
ンゴリュージョンを行い、加算してコンデリュージョン
済みデータｆ Ｈｈ ＝ （ｆｔ（ｘ）＋ ｆｇ（ｘ）
＋ｆｓ（ｘ））Ｈｈｓｔｌ（ｘ）ｘ ｈｔ ＋ ｆ！（
ｘ）＊ ｈｓ ＋ ｆｇ（ｘ）Ｈｂｌ （尚Ｘはコンゴ
リュージョンを示している。）を得る。In FIG. 4, H←) is the spectrum, and WN is the Nyquist frequency. Now, in the present invention,
How to perform the actual convergence of T: will be explained with reference to Figure 5. Since condelusion is a linear operation, the projection data t (X) is There is no problem even if the projection data f (X) shown in Fig. 3 is divided into fl + f2 + f3 according to f. Divide fs and 42+talc in units of area divided by TH1+TH2.Therefore, f becomes f=fs+f2+fs, and these fl
, f, +f11 are Ll(x) and fg in Fig. 5, respectively.
(x), fs(x). Therefore, each fx (
x), fz(x), and fs(x), the filter function h1 *h! Select th8, perform convolution, and add the convolved data f Hh = (ft(x) + fg(x)
+fs(x))Hhstl(x)x ht + f! (
x)* hs + fg(x)Hbl (X indicates convolution) is obtained.
すなわち、投影データの信頼度に応じてフィルタ関数ｈ
ｌ ｅ ｈｌ ＃ ｈｓを選択し、この選択したフィル
タ関数によりコンゴリュージョンを行い、これらを加え
ることによシ、信頼性の高さに応じたデータ領域毎に高
域強調の度合いを変え、高域強調できるものは高域強調
するかたちで処理する。そして、このコンゴリュージョ
ンにより得たデータｆＸｈをパックプロジェクタ−２す
に与、ｔパックゾロジェクションすることによシ画質を
損なうことなく分解能を向上させた再構成画像を得るこ
とができる。最後にｆｌ＋ｆｔ’＋ｆ３の範囲を定める
閾値１”）（ｉ及びＴＨ２についてのべる。単純には、
投影データのダイナミックレンジを３等分すればよい。That is, depending on the reliability of the projection data, the filter function h
Select l e hl #hs, perform convolution using this selected filter function, and add these to change the degree of high frequency emphasis for each data region depending on the level of reliability. Those that can be emphasized are processed by emphasizing the high frequencies. Then, by applying the data fXh obtained by this convolution to the pack projector 2 and performing t-pack zoloprojection, a reconstructed image with improved resolution can be obtained without degrading the image quality. Finally, the threshold value 1'' that defines the range of fl+ft'+f3 will be discussed about i and TH2.Simply,
The dynamic range of the projection data may be divided into three equal parts.
たとえば、投影データｆ （Ｘ）が３２７６７から−３
２７６８のダイナミックレンジであるとすると、
ＴＨ２＝１０９２３゜
ＴＴ（１−−１０９２３
となる。そして＋３２７６７〜１０９２３ ｔではフ
ィルタ関数ｈ１によシスムージング処理を、そして、１
０９２２〜−１０９２３の間はフィルタ関数ｈ１により
、また、−１０９２４以下ではｈｓにより高域強調を行
う。しかし、実際は、基準値″′Ｏ”よ）も大のととろ
を３分割するのが良い。その理由は基準体物質として使
う物質概し “てＳ／”Ｎの良いところで選ぶこと
から、中央値０以下はＳ／Ｎが良いと判断出来るからで
ある。なお、放射線吸収の大きい物質、例えば、金属を
主成分とする工業製品等では閾値ＴＨ１、ＴＩＥ２は例
えば１００００．１０００と云う具合に組成に応じた高
い値に設定する。この場合ｆ （ｘ）が３２７６７〜１
００００の範囲ではフィルタ関数り里を用い、ｆ（ｘ）
が９９９９〜１０００の範囲ではフィルタ関数り、を、
そして９９９〜−３２７６８の範囲ではフィルタ関数ｈ
３を用いる。このように本発明は従来のＦＢＰ法では出
来なかった、分解能を低下させずに雑音成分を抑えるこ
とができ、また従来の構成装置に簡単なロジックとメモ
リを付加するだけで比較的安価に実現出来る他、著しく
線量の不足している投影データから画像再構成する場合
において比較的線量の多いところを重点に高域強調を行
い雑音成分の多いところはスムージングを行って画像を
生成するため、従来よシも、鮮明で雑音成分の少ない良
質の画像が得られる。尚、先の実施例において投影デー
タｆ （ｘ）の分割法は単純加法分割と呼べるものであ
ったが、比例加法分割も考えられる・これは第３図と同
様に
ｆ（ｘ）＝ｆｔ（ｘ）＋ ｆｇ（ｘ）＋ ｆｓ（ｘ）と
おくと各々、とするものである。この比例加法分割は、
単純加法分割に比べると分解能は低下するが、代りに比
較的雑音成分を抑えることができるようになる。For example, if the projection data f (X) is 32767 to -3
Assuming that the dynamic range is 2768, TH2 = 10923°TT (1--10923). Then, from +32767 to 10923 t, system smoothing processing is performed by filter function h1, and 1
High-frequency emphasis is performed by the filter function h1 between 0922 and -10923, and by hs below -10924. However, in reality, the standard value ``'O'') should also be divided into three parts. The reason for this is that materials used as reference materials are generally selected at a value with a good S/N, and a median value of 0 or less can be judged as having a good S/N. Note that for substances with high radiation absorption, such as industrial products whose main component is metal, the threshold values TH1 and TIE2 are set to high values, such as 10000.1000, depending on the composition. In this case, f (x) is 32767~1
In the range of 0000, use the filter function, f(x)
In the range of 9999 to 1000, the filter function is,
And in the range of 999 to -32768, the filter function h
Use 3. In this way, the present invention can suppress noise components without reducing resolution, which was not possible with conventional FBP methods, and can be achieved at a relatively low cost by simply adding simple logic and memory to conventional components. In addition, when reconstructing an image from projection data with a markedly insufficient dose, high-frequency enhancement is performed with emphasis on areas with a relatively high dose, and areas with a lot of noise are smoothed to generate an image, which is difficult to do with conventional methods. All in all, you can get clear, high-quality images with little noise. In the previous embodiment, the method of dividing the projection data f (x) was what could be called simple additive division, but proportional additive division can also be considered. Similarly to FIG. 3, this means f (x) = ft ( x) + fg(x) + fs(x), respectively. This proportional additive division is
Although the resolution is lower than that of simple additive division, it is possible to relatively suppress noise components.
また、第６図（！Ｌ）に示すように投影データをｆ（ｘ
）’＝’ ｆ １（Ｘ） ＋ ｆ ｚ （＊） ＋ ”
ｆ ｓ”（ｘ） と置き、閾値ＴＨ，。Also, as shown in Figure 6 (!L), the projection data is f(x
)'=' f 1 (X) + f z (*) + ”
Let f s”(x) be the threshold value TH.
１石を用いて第６図（ｂ）、（ｃ）′、（ｄ）のように
分割することができる。この方法は今までの方式が閾値
のレベルで仕切られた領域にあるものについてそれぞれ
対応するフィル〉関数でコンボリューションし、加算す
るレベル領域分は比例配分方式であったが、ここでは放
射線検出素子の位置毎にどの閾値ＴＨｔ＋ＴＨ２のレベ
ルに達しているかを調べ、そのレベルによｊ）ＴＨ，以
上の値を示す投影データｆ １ （Ｘ）ではｈｌのフィ
ルタ関数のみで、ＴＨ，以上ＴＨ，以下の値を示す投影
データｆ ＊ （Ｘ）ではｈ２のフィルタ関数のみで、
また、ＴＩ（、以下の値を示す投影データｆｓ（ｘ）で
はｈ３のフィルタ関数のみでコンデリュージョンするレ
ベル対応形の分割であシ、これは投影データの信頼度に
忠実な分割法となる。Using one stone, it can be divided as shown in Fig. 6(b), (c)', and (d). In this method, the conventional method convolves each object in the area partitioned by the threshold level with the corresponding fill function, and proportionally distributes the level area to be added, but in this case, the radiation detection element Check which threshold value THt + TH2 level has been reached for each position, and depending on the level j) For projection data f 1 (X) that indicates a value greater than or equal to TH, only the filter function of hl is used to calculate For the projection data f * (X) that shows the value of , only the filter function of h2 is used,
In addition, for projection data fs(x) having the following values, TI(, level-corresponding division is performed using only the h3 filter function. This is a division method that is faithful to the reliability of the projection data. .
また、上記各実施例では分割数として３分割を用いたが
、よりきめの細かく効果をあげるには更に細分化するよ
うにしても良い。但し、その場合その分割領域に合わせ
て、予じめ対応するフィルタ関数を設定しておく必要が
ある。また、この分割数の増大とともにコンボリューシ
ョン演算に要する処理時間も増大する。Further, in each of the above embodiments, three divisions were used as the number of divisions, but the division may be further subdivided in order to achieve a more fine-grained effect. However, in this case, it is necessary to set a corresponding filter function in advance according to the divided area. Furthermore, as the number of divisions increases, the processing time required for convolution calculation also increases.
ゝｊ さらに本実施例ではフィルタ処理を実領
域で行っているが、周波数領域でも同様にこの方法は、
適用することができる。何故ならばフーリエ変換は線形
変換であるから、
＾
Ｆ （ｔ（ｘ））会Ｆ（ν）
（但し、会はフーリエ変換を表わす）とすればＦ（ν）
ｅ Ｆ （ｆ（ｘ） ） ＝ ９ （ｆｔ（ｘ）＋ ｆ
２（ｘ）＋ ｆｓ（ｘ））＝ ９’ （ｆ＋（ｘ） ）
十Ｆ （ｆ＋（ｘ） ）＋令（ｆｓ（ｘ））
＝Ｆ１（ν）＋Ｆ２（ν）＋ Ｆ’ｓ（ν）が成立する
ためである。その場合、フィルタ処理された投影データ
の周波数表現は
八
Ｆ （ｈ（ｔ） ）分Ｈ（ν）として
Ｆ（ν）×Ｈ（ν）
−Ｆｔ（ν）ＸＨｔ（ν）十Ｆ２（ν）ＸＨ２（ν）＋
Ｆ３（ν）×Ｈ（ν）となる。ゝj Furthermore, in this embodiment, filter processing is performed in the real domain, but this method can also be applied in the frequency domain as well.
Can be applied. This is because Fourier transform is a linear transformation, so if ＾ F (t(x)) F(ν) (where F represents Fourier transform), then F(ν)
e F (f(x)) = 9 (ft(x)+f
2(x)+fs(x))=9'(f+(x))
This is because the following holds true: 10F (f+(x))+(fs(x))=F1(ν)+F2(ν)+F's(ν). In that case, the frequency representation of the filtered projection data is 8F (h(t) ) minutes H(ν) as F(ν) × H(ν) − Ft(ν) XH2(ν)+
F3(ν)×H(ν).
また、上記実施例に用いた閾値は一例であシ、これに限
定することなく実際の基準物質のデータや被検査体の組
成に合わせ適宜に設定し得る。Further, the threshold values used in the above embodiments are merely examples, and the threshold values are not limited thereto, and may be appropriately set according to the data of the actual reference material and the composition of the object to be inspected.
設定の仕方としては再構成画像の状態を見ながら最適な
ものを設定するようにすれば良い。尚、本発明はＸ線に
よるＣＴスキャナの他、ラジオアイソトープ等の他の放
射線源を用いたＣＴスキャナにも適用し得るものである
。As for the setting method, it is sufficient to set the optimum one while checking the state of the reconstructed image. Note that the present invention is applicable not only to CT scanners using X-rays but also to CT scanners using other radiation sources such as radioisotopes.
以上詳述したように本発明によれば、放射吸収の大なる
物質を含む被検査体力どのように検出器に到達する放射
線量が著しく低くなるような場合においても、ＦＢＰ法
によシ画質を劣化させることなく画像再構成を行うこと
ができ、分解能の良い画像を得ることができるなどの特
徴を有する放射線断層検査装置を提供することができる
。As described in detail above, according to the present invention, image quality can be maintained by the FBP method even when the physical strength of the test subject contains a substance that absorbs a large amount of radiation, and even when the amount of radiation reaching the detector is extremely low. It is possible to provide a radiation tomography examination apparatus having characteristics such as being able to perform image reconstruction without deterioration and being able to obtain images with good resolution.
第１図は本発明装置の構成を示すブロック図、第２図は
投影データと閾値の関係を説明するための図、第３図は
投影データと閾値によ如区分されたデータ領域との関係
を説明するための図、第４図は本発明に用いるフィルタ
関数の一例を示す図、第５図は本発明によるコンボリュ
ーションの様子を説明するための図、第６図は本発明の
詳細な説明するだめの図である。
１・・・スキャナ本体、２・・・Ｘ線源、３・・・検出
器、７・・・システムコントローラ、９・・・データ収
集装置、１０・・・前処理装置、１１・・・コンがルパ
、１２・・・バックゾロジェクタ、１３・・・メモリ、
１５・・・ＣＲＴ表示器。
出願人代理人弁理士 鈴 江 武 彦
第１図
第２図Figure 1 is a block diagram showing the configuration of the device of the present invention, Figure 2 is a diagram for explaining the relationship between projection data and threshold values, and Figure 3 is the relationship between projection data and data areas divided according to the threshold values. FIG. 4 is a diagram showing an example of a filter function used in the present invention. FIG. 5 is a diagram explaining the state of convolution according to the present invention. FIG. This is a diagram for illustration purposes only. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1... Scanner body, 2... X-ray source, 3... Detector, 7... System controller, 9... Data acquisition device, 10... Preprocessing device, 11... Controller is Lupa, 12...Back Zorojector, 13...Memory,
15...CRT display. Patent attorney representing applicant Takehiko Suzue Figure 1 Figure 2
Claims (1)
投影し、その透過放射線を空間分解能をもって検出する
ことにより前記投影方向毎の放射線投影データを得、こ
れら放射線投影データを用いて画像再構成を行って前記
断層面各位置の放射線吸収率に対応した再構成画像を得
る装置において、前記画像再構成を行う手段として投影
データを雑音による信頼度に応じ区分する閾値を用い、
前記投影データを区分する手段、前記信頼度に応じて予
め設定された周波数特性の異なる複数種のフィルタ関数
を有し、前記区分した各投影方向毎の投影データをその
信頼度に対応するフィルタ関数でコンボリューションし
て合成し逆投影用のデータを得る手段とより構成し、信
頼度の高い投影データほど高域強調した逆投影用データ
を得ると共にこれを逆投影して再構成画像を得ることを
特徴とする放射線断層検査装置。Radiation is projected from each direction on a set tomographic plane of the object to be inspected, and the transmitted radiation is detected with spatial resolution to obtain radiation projection data for each projection direction, and image reconstruction is performed using these radiation projection data. and obtains a reconstructed image corresponding to the radiation absorption rate of each position on the tomographic plane, using a threshold for classifying projection data according to reliability due to noise as a means for reconstructing the image,
a means for classifying the projection data, a filter function having a plurality of types of filter functions having different frequency characteristics set in advance according to the reliability, and filtering the projection data for each of the classified projection directions according to the reliability; The more reliable the projection data is, the more reliable the projection data is, the more high-frequency emphasized backprojection data is obtained, and the data is backprojected to obtain a reconstructed image. A radiation tomography inspection device characterized by:
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59178650A JPS6156946A (en) | 1984-08-28 | 1984-08-28 | Radiation-tomography examination apparatus |
| US06/767,860 US4729100A (en) | 1984-08-28 | 1985-08-21 | CT System which convolutes projection data with a frequency varying filter function |
| DE19853530601 DE3530601A1 (en) | 1984-08-28 | 1985-08-27 | COMPUTER TOMOGRAPHY DEVICE |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59178650A JPS6156946A (en) | 1984-08-28 | 1984-08-28 | Radiation-tomography examination apparatus |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6156946A true JPS6156946A (en) | 1986-03-22 |
Family
ID=16052168
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59178650A Pending JPS6156946A (en) | 1984-08-28 | 1984-08-28 | Radiation-tomography examination apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6156946A (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63147440A (en) * | 1986-12-12 | 1988-06-20 | 横河メディカルシステム株式会社 | Deconvolution processing method of x-ray tomographic imaging apparatus |
| JP2007117736A (en) * | 2005-10-24 | 2007-05-17 | Siemens Ag | Method for reconstruction of objective tomographic image display, and tomography apparatus |
| JP2017046735A (en) * | 2015-08-31 | 2017-03-09 | 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 | Image processing method, image processing apparatus, radiation tomographic apparatus, and program |
-
1984
- 1984-08-28 JP JP59178650A patent/JPS6156946A/en active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63147440A (en) * | 1986-12-12 | 1988-06-20 | 横河メディカルシステム株式会社 | Deconvolution processing method of x-ray tomographic imaging apparatus |
| JP2007117736A (en) * | 2005-10-24 | 2007-05-17 | Siemens Ag | Method for reconstruction of objective tomographic image display, and tomography apparatus |
| JP2017046735A (en) * | 2015-08-31 | 2017-03-09 | 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 | Image processing method, image processing apparatus, radiation tomographic apparatus, and program |
| US10152805B2 (en) | 2015-08-31 | 2018-12-11 | General Electric Company | Image processing method, image processing apparatus and radiation tomographic imaging apparatus, and program |
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