WO2005011502A1 - 放射線断層撮影装置 - Google Patents

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WO2005011502A1
WO2005011502A1 PCT/JP2004/008379 JP2004008379W WO2005011502A1 WO 2005011502 A1 WO2005011502 A1 WO 2005011502A1 JP 2004008379 W JP2004008379 W JP 2004008379W WO 2005011502 A1 WO2005011502 A1 WO 2005011502A1
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WO
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image
phantom
radiation
subject
imaging system
Prior art date
Application number
PCT/JP2004/008379
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English (en)
French (fr)
Inventor
Hironori Ueki
Yasutaka Konno
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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Publication date
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Priority to US10/566,205 priority patent/US20070116183A1/en
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    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/582Calibration
    • A61B6/583Calibration using calibration phantoms
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise

Definitions

  • the present invention relates to a radiation tomography apparatus, and in particular, reduces an artifact in a radiation tomographic image generated due to a change in radiation quality of a radiation in a subject or a nonlinearity of input / output characteristics of a radiation detector.
  • a radiation tomography apparatus reduces an artifact in a radiation tomographic image generated due to a change in radiation quality of a radiation in a subject or a nonlinearity of input / output characteristics of a radiation detector.
  • artifacts may occur in a reconstructed tomographic image of a subject (hereinafter referred to as a reconstructed image).
  • the main types of such artifacts are ring artifacts, which appear as a ring pattern in the reconstructed image, and dark band artifacts, which appear as a black band pattern between high radiation absorbing substances. is there.
  • the main causes of ring artifacts are that the sensitivity of the radiation detector varies from pixel to pixel, and that the input / output characteristics of the radiation detector are not ideal and have nonlinearities.
  • the main cause of dark band artifacts is the fact that the radiation quality changes in the subject (beam hard Jung effect).
  • the most common artifact reduction method is the air calibration method.
  • the air calibration method an air image taken without placing a subject in advance is prepared.
  • the signal intensity distribution of the air image corresponds to the product of the intensity distribution of the radiation incident on the detector and the detector sensitivity distribution. Therefore, in each pixel of the detector, the signal of the photographed image is converted into the signal of the air image. By the division, the dispersion of the radiation intensity distribution and the detector sensitivity can be corrected.
  • the water correction method is an extension of the air calibration method, and uses a water image obtained by photographing a water bottle phantom having a cylindrical or elliptical cylindrical shape instead of an air image.
  • a phantom calibration method has been proposed (see, for example, Japanese Patent Publication No. Sho 61-54412).
  • the phantom calibration method is a method of correcting photographing data of a subject based on a conversion function created in advance.
  • the conversion function is a polynomial for converting the measured value of the captured image into its theoretical value, and the relationship between the measured value and the theoretical value is derived in advance using a calibration phantom.
  • the air calibration method can correct the intensity distribution of the radiation incident on the radiation detector and the sensitivity variation of the radiation detector, the ringer chip act is greatly reduced.
  • the nonlinear input / output characteristics of the radiation detector cannot be corrected, there is a problem that the ring artifact cannot be completely removed. Also, due to beam hard Jung There is a problem that the band artefact cannot be removed.
  • the water correction method has an advantage that it can remove ring artifacts and dark band artifacts due to the nonlinear input / output characteristics of the detector, in addition to the capturing effect of the air calibration method.
  • the radiation absorption amount of the water bottle phantom and the object cannot be completely matched, there is a problem that the above-described removal accuracy is low.
  • the phantom calibration method can calibrate the signal strength of the captured image over a wide range of the detector dynamic range. For this reason, there is a merit that the ring artifact and dark pan artifact caused by the nonlinear input / output characteristics of the detector can be removed more accurately than the water sampling method.
  • the conventional phantom calibration method has a problem that the number of sample points decreases as the pixel position of the detector approaches the periphery.
  • An object of the present invention is to provide a radiation tomography technique in a radiation tomography apparatus capable of reducing artifacts occurring in a reconstructed image with high accuracy and improving image quality of the reconstructed image.
  • the radiation tomography apparatus of the present invention has the following features.
  • a typical configuration example of the present invention will be described.
  • an imaging system including: a generation unit configured to generate radiation for irradiating a subject; a detection unit disposed to face the generation unit and configured to detect the radiation transmitted through the subject; A rotation unit for generating a tomographic image of the subject based on the plurality of transmission images captured at a plurality of rotation angle positions while rotating the imaging system around the subject.
  • a tomographic apparatus wherein each of a plurality of phantoms including at least one phantom whose cross sections perpendicular to the rotation axis of the imaging system have different sizes in two directions orthogonal to the rotation axis.
  • First storage means for storing three or more transmission images measured while rotating the imaging system around, and an image corresponding to the transmission image as a calculation image by calculation Generating means for generating, a second storage means for storing the generated calculated image, Correction means for correcting the intensity of the transmitted image of the subject based on the measured image and the calculated image.
  • the at least one phantom has a substantially elliptical cross section perpendicular to the rotation axis.
  • At least one of the plurality of phantoms has a substantially circular cross section perpendicular to the rotation axis, and The center is disposed at a position different from the rotation axis.
  • an imaging system including: a generation unit configured to generate radiation for irradiating the subject; a detection unit disposed to face the generation unit and configured to detect the radiation transmitted through the subject; A rotation unit for generating a tomographic image of the subject based on the plurality of transmission images captured at a plurality of rotation angle positions while rotating the imaging system around the subject.
  • a tomographic apparatus comprising: a plurality of phantoms including at least one phantom in which a cross section perpendicular to a rotation axis of the imaging system is substantially circular, and a center of the circle is disposed at a position different from the rotation axis.
  • a first storage means for storing three or more measured images of transmission images taken while rotating the imaging system around the image, and calculating an image corresponding to the transmission image by calculation Generating means for generating an image, second storage means for storing the generated calculated image, and correction for correcting the intensity of the transmitted image of the subject based on the measured image and the calculated image Means.
  • At least three of the plurality of phantoms have a substantially elliptical cross section perpendicular to the rotation axis.
  • at least one of the plurality of phantoms has a substantially circular cross section perpendicular to the rotation axis, and the center of the circle is the rotation center. It is characterized by being arranged at substantially the same position as the axis.
  • a center position of a tomographic plane of the phantom and the Phantom position calculating means for calculating a tilt in a parallel direction wherein the generating means determines a projection direction of the radiation at the time of creating the calculation image based on the center position and the tilt. It is characterized by doing.
  • the phantom position calculating means calculates a center position of a tomographic plane of the phantom based on a center of gravity of a signal intensity distribution of the tomographic image of the phantom. It is characterized by doing.
  • the phantom position calculating means is configured to calculate a position of the phantom in a direction parallel to a tomographic plane of the phantom based on a first-order approximation of a signal intensity distribution of a tomographic image of the phantom. It is characterized by calculating the inclination of.
  • An imaging system including: a generation unit configured to generate radiation for irradiating a subject; a detection unit disposed opposite to the generation unit to detect the radiation transmitted through the subject; and Rotating means for rotating around the object, generating a tomographic image of the object based on the plurality of transmission images taken at a plurality of rotational angle positions while rotating the imaging system around the object.
  • Radiation tomography apparatus comprising: a plurality of phantoms including at least one phantom having a cross section perpendicular to a rotation axis of the imaging system having different sizes in two directions orthogonal to the rotation axis.
  • First storage means for storing three or more transmission images measured around the phantom while rotating the imaging system, and generating an image corresponding to the transmission image as a calculation image by calculation Generating means for generating the calculated image; second storage means for storing the generated calculated image; and approximating the relationship between the signal intensity of the actually measured image and the signal intensity of the calculated image by an approximation function.
  • a parameter value deriving unit that derives a parameter value of a function
  • a third storage unit that stores the parameter value, and corrects the intensity of the transmitted image of the subject based on the measured image and the calculated image. Correction means.
  • An imaging system including: a generation unit configured to generate radiation for irradiating a subject; a detection unit disposed opposite to the generation unit to detect the radiation transmitted through the subject; and Rotating means for rotating around the object, generating a tomographic image of the object based on the plurality of transmission images taken at a plurality of rotational angle positions while rotating the imaging system around the object.
  • a radiation tomography apparatus having at least one phantom in which a cross section perpendicular to a rotation axis of the imaging system is substantially circular, and a center of the circle is arranged at a position different from the rotation axis.
  • first storage means for storing three or more transmission images measured around the phantom while rotating the imaging system, and calculating an image corresponding to the transmission image by calculation.
  • Generating means for generating a calculated image
  • second storage means for storing the generated calculated image, and approximating a relationship between a signal intensity of the actually measured image and a signal intensity of the calculated image by an approximation function.
  • Parameter value deriving means for deriving a parameter value of an approximate function
  • third storage means for storing the parameter value. Correcting the intensity of the transmitted image of the subject based on the measured image and the calculated image. And correction means for performing the correction.
  • the number of samples of measured data, which was at most 4 or 5 points in the conventional phantom calibration method, can be increased to 6 or more to several thousands, so that the accuracy of the phantom calibration method is improved.
  • the image quality of the reconstructed image can be improved.
  • FIG. 1 is a schematic front view of a radiation tomography apparatus according to Embodiment 1 of the present invention
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the preprocessing means of the radiation tomography apparatus according to Embodiment 1 of the present invention
  • 3 is a diagram for explaining the structure of a data array in the preprocessing means of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a correction table of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a creating means
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a correction table creating method of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention
  • FIG. 6 is a diagram for illustrating a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining signal intensity correction means of the radiation tomography apparatus.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining an arithmetic method in a simulation image generation means of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 shows a radiation tomographic image according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a view for explaining a calibration phantom position detecting means of the imaging apparatus.
  • FIG. 9 is a view for explaining a method of arranging a plurality of elliptical phantoms of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 0 is a diagram for explaining a calculation method in a simulation image generating means of the radiation tomography apparatus according to Embodiment 2 of the present invention
  • FIG. 11 is a radiation tomography apparatus according to Embodiment 2 of the present invention
  • FIG. 12 is a view for explaining an arrangement method of a plurality of cylindrical phantoms
  • FIG. 12 is a view for explaining another example of a calibration phantom of the radiation tomography apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining an example of an image quality improvement effect by the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a schematic front view of a radiation tomography apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • the radiation tomography apparatus according to the first embodiment includes an X-ray tube 1, an X-ray detector 2, a rotating plate 4, a driving motor 5, a driving belt 6, a gantry 7, an imaging control unit 100, and a preprocessing unit 1.
  • 1 Measurement image memory 101, Correction table creation means 102, Simulation image memory 103, Signal strength correction means 104, Correction table memory 105, Simulation image generation means 106, image reconstruction means 107, calibration phantom position detection means 108, image display means 109, console 110, etc.
  • the X-ray tube 1 and the X-ray detector 2 are collectively referred to as an imaging system.
  • the imaging system is fixed to the rotating plate 4.
  • the drive motor 5 rotates the rotary plate 4 and the entire photographing system via a drive belt 6.
  • the imaging system irradiates the subject 3 with X-rays from all directions and captures the X-ray transmission image.
  • the rotation axis (not shown) of the rotating plate 4 is referred to as the Z axis.
  • the horizontal and vertical coordinate axes with the rotation center O of the rotating plate 4 as the origin are defined as the X axis and the Y axis, respectively.
  • the XYZ coordinate system defined by the X axis, Y axis, and Z axis is a rectangular coordinate system.
  • a typical example of the distance between the X-ray generation point S of the X-ray tube 1 and the rotation center O is 690 mm.
  • a typical example of the distance between the rotation center O and the X-ray input surface of the X-ray detector 2 is 380 mm.
  • a typical example of the time required for one rotation of the rotating plate 4 is 0.5 second.
  • the X-ray detector 2 As the X-ray detector 2, a known multi-slice X-ray detector including a ceramic scintillator and a photodiode is used.
  • the X-ray detector 2 is composed of a large number of detection elements (not shown).
  • a typical example of the number of the elements is 8996 in the XY plane direction (hereinafter referred to as a channel direction), and the Z-axis direction ( In the following, the slice direction is used).
  • Each detection element is arranged on an arc approximately equidistant from the X-ray generation point s, and a typical example of the input surface size is 1 mm in both the channel direction and the slice direction.
  • the radiation tomography apparatus has two types of imaging modes, a main imaging mode and a calibration imaging mode.
  • the examiner instructs the selection of the main imaging mode and the calibration imaging mode through the console 110.
  • broken arrows indicate the flow of data processing in the main shooting mode.
  • the solid arrows indicate the flow of data processing in the calibration imaging mode.
  • the imaging control means 100 starts the rotation of the rotating plate 4 via the drive motor 5.
  • the imaging control means 100 instructs the X-ray irradiation timing of the X-ray tube 1 and the imaging timing of the X-ray detector 2 and the entire circumference of the subject 3 Acquire shooting data from the direction.
  • the preprocessing unit 111 performs preprocessing including offset processing, air calibration processing, and logarithmic conversion processing on the photographing data by using a method described later, and the photographing data after the preprocessing is performed.
  • the signal strength correcting means 104 reads the measured image recorded in the measured image memory 101 and corrects the signal strength of the measured image using a method described later.
  • the signal strength correction means 104 refers to a correction table recorded in advance in the correction table memory 105, and performs a predetermined correction based on the correction table. The details of the correction table will be described later.
  • the image reconstructing means 107 reconstructs a radiation tomographic image of the subject 3 based on the output value of the signal intensity correcting means 104 by using a known technique. Finally, the reconstructed radiation tomographic image is displayed by the image display means 109.
  • the operation of the radiation tomography apparatus in the calibration imaging mode will be described.
  • a calibration fan to be described later is arranged as the subject 3.
  • photographing of the calibration phantom and pre-processing of the photographed data are performed in the same procedure as in the actual photographing mode. 0 Recorded in 1.
  • the actual measurement image for calibration is read out by the signal intensity correcting means 104.
  • the signal strength correction means 104 determines whether or not the correction table has already been recorded in the memory for correction table 105, and if it exists, refers to the correction table and refers to the correction table. Performs signal intensity correction on the measured image. If the correction table does not exist, the signal intensity correction to the calibration actual measurement image is omitted.
  • the image reconstruction means 107 reconstructs a radiation tomographic image of the calibration phantom based on the output value of the signal intensity correction means 104 by using a known technique.
  • the calibration phantom position detecting means 108 calculates the position of the calibration phantom on the XY plane using a method described later, based on the radiation tomographic image.
  • the simulation image generating means 106 uses a method described later to calculate the theoretical value of the photographing data of the calibration phantom (hereinafter referred to as a simulation image or a simulation image). Is calculated image), and the calculation result is recorded in the simulation image memory 103.
  • the correction table creating means 102 stores the calibration measurement images and the stains recorded in the measurement image memory 101. Based on the simulation image recorded in the simulation image memory 103, the method described below is used to create the correction table data for converting the signal intensity of the actually measured image into the theoretical value and correct the created result. Record in table memory 105. When the old correction table data is already recorded in the correction table memory 105, the old correction table data is overwritten with the new correction table data.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining preprocessing means 111 of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the structure of a data array in the preprocessing unit 111 of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • the processing procedure in the pre-processing unit 111 will be described with reference to FIGS. 2 and 3.
  • the X-ray detector 2 is a multi-slice detector, and has 896 and 32 detection elements in the channel direction and the slice direction, respectively, as described above.
  • the numbers of detection elements in the channel direction and the slice direction are generally represented as N and M, respectively.
  • 900 times of imaging are performed during one rotation of the imaging system.
  • the number of times of photographing is generally represented as K.
  • the detected signal is denoted by I nm (k).
  • the pre-processing means 11 is provided with three types of processing: offset image generation processing, air image generation processing, and air calibration processing. Of these, the offset image creation processing and the air image creation processing are selected at the time of offset image shooting and air image shooting performed prior to shooting of the subject 3. The air calibration process is selected when the subject 3 is photographed. The following three types of processing procedures Will be described in order.
  • the offset image creation process is a process of creating an arithmetic average of these K offset images obtained by offset image capturing (taken without X-ray irradiation by the X-ray tube 1). .
  • the offset image is sequentially overwritten in the frame memory 200 each time a photograph is taken.
  • the frame memory 200 has a data structure as shown in FIG. 3A, and stores N XM pieces of imaging data corresponding to one frame of the X-ray detector 2.
  • the averaging means 201 sequentially reads out the offset image and performs an averaging operation represented by (Equation 1).
  • Numeral 04 has a data structure as shown in FIG. 3 (B), and stores N XM average offset image data corresponding to one frame of the X-ray detector 2.
  • these averaging images are created for the K air images obtained by air image shooting (taking X-ray irradiation with the X-ray tube 1 without placing the subject 3). This is the processing to be performed.
  • the above air image is sequentially overwritten in the frame memory 200 each time a photographing is performed.
  • the averaging means 201 sequentially reads out the air image and performs an averaging operation represented by (Equation 2).
  • the average air image after offset correction obtained in 02 is recorded in the air image memory 205.
  • the air image memory 205 has a data structure as shown in FIG. 3C, and stores N X M average air image data corresponding to one frame of the X-ray detector 2.
  • the air calibration process performs air calibration on the captured image of the subject 3 to correct the spatial distribution of X-ray energy radiated from the X-ray tube 1 and uneven detection sensitivity of the X-ray detector 2. Processing.
  • the photographed image is sequentially overwritten in the frame memory 200 every time photographing is performed.
  • Equation 4 Note that the offset correction means 202 directly reads out the photographing data from the frame memory 200 without passing through the averaging means 201. In the above calculation, the average offset image recorded in the offset image memory 204 is referred to. At the same time when the offset correction of the captured image by the offset correction means 202 is completed, the air calibration means 203 reads the captured image after the offset correction, and 5) Perform the air calibration process represented by.
  • Equation 5 the average air image recorded in the air image memory 205 is referred to.
  • the photographed image after the air calibration obtained by the air calibration means 203 is recorded in the measured image memory 101.
  • the above series of processes in the air calibration process is repeatedly performed K times each time a captured image is recorded in the frame memory 200.
  • the measured image memory 101 has a data structure as shown in FIG. 3D, and stores N XMXK captured image data corresponding to K frames of the X-ray detector 2.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the correction table creating unit 102 of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a method of creating a correction table of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • the processing procedure in the correction table creating means 102 will be described with reference to FIGS.
  • the correction table creating means 102 is used in the calibration shooting mode.
  • a calibration phantom described later is arranged as the subject 3, and imaging data of the calibration phantom is acquired.
  • the photographing data is recorded in the measured image memory 101 after the air calibration process is performed by the preprocessing means 111.
  • the data recorded in the measured image memory 101 and the simulated image memory 103 have the same data structure.
  • the method of calculating the simulation image J ' nra (k) will be described later.
  • the data of the measured image and the simulation image should match ideally, but do not actually match. This is because the input / output characteristics of the X-ray detector 2 have nonlinearity, and the energy of the X-rays radiated from the X-ray tube 1 has a spectral distribution. X-ray quality changes (beam hardening effect).
  • the correction table creating means 102 creates a correction table for correcting the non-linearity.
  • the relationship between the measured image J nm (k) and the simulated image J ' nra (k) can be approximated by a function such as a polynomial.
  • FIG. 5 shows an example of the above polynomial approximation.
  • the value of the measured image J nm (k) is first set on the horizontal axis, and the value of the simulation image J ' nm (k) is set on the vertical axis.
  • Equation 6 It should be noted that a known technique such as the least squares method is used for the above approximation.
  • the maximum order L of the polynomial function a predetermined value set in advance is used.
  • L needs to be 2 or more, but L is desirably 3 or more in order to accurately approximate the nonlinear component.
  • L the above polynomial has three coefficients a nm (l), an n (2), and a nm (3) from Equation 6.
  • the number of shots K must be 3 or more.
  • the number of times of photographing K needs to be L or more.
  • the least-squares approximation means 401 is realized by software processing using a dedicated arithmetic unit or a general-purpose arithmetic unit.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the signal intensity correcting means 104 of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • the photographed image of the subject 3 acquired in the main photographing mode is recorded in the actually measured image memory 101 after the above-described air calibration processing is performed by the preprocessing unit 111.
  • the polynomial calculating means 60 1 reads from the calibration table memory 105 the coefficients a nm (L), anra (Ll) of the polynomial for the detected pixel (n, m), Read the value of a nm (l) and record it in the buffer memory 602.
  • the polynomial calculation means 6001 calculates the imaging data J nm (k) after the air calibration processing and the coefficients a nra a), a nn (L-1), and a nra (l) of the polynomial , respectively.
  • the polynomial operation means 6001 is realized by software processing using a dedicated operation unit or a general-purpose operation unit.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a calculation method in the simulation image generating means 106 of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 illustrates a method of generating a simulation image when an elliptical phantom 700 is used as a calibration phantom.
  • the rectangular coordinate system XYZ shown in FIG. 7A is a stationary coordinate system fixed to the gantry 7.
  • the X-ray generation point S rotates on the XY plane, and its rotation center coincides with the origin O of the XY Z coordinate system.
  • the XY plane intersects X-ray detector 2 at intersection line 702.
  • the elliptical phantom 700 has an elliptical column shape, and is arranged such that the column direction substantially matches the Z axis.
  • the elliptical phantom 700 is made of a substantially uniform material and density.
  • a typical example of the material of the elliptical phantom 700 is polyethylene, but another material such as ataryl may be used instead.
  • the outer dimensions of the elliptical phantom 700 in the major axis direction, minor axis direction, and column direction are shown.
  • Representative examples of 2a, 2b, and H are 350 mm, 200 mm, and 300 mm, respectively.
  • the line of intersection 700 of the elliptical phantom 700 and the XY plane has an elliptical shape.
  • the pq coordinate system is a coordinate system fixed to the ellipse phantom 700, and its origin is defined as the center ⁇ of the ellipse represented by the intersection line 700.
  • the p-axis and the q-axis are the major and minor axis directions of the substantially elliptical shape represented by the intersection line 701.
  • the ellipse phantom 700 is arranged such that the center point O 'of the ellipse is located near the origin O of the XYZ coordinate system, and that the .p-axis substantially coincides with the X-axis.
  • the position (0, x, O'y) of the ellipse center point o on the XY plane is not completely (0, 0). Also, the angle ⁇ between the p-axis and the X-axis cannot be completely zero.
  • the values of the above parameters (0'x, O'y) and ⁇ that define the position of the elliptical phantom 700 are automatically detected by the calibration phantom position detecting means 108 by a method described later.
  • Equation 7 Equation 7 ) where w nra (k) is the X-ray beam emitted from the X-ray generation point S at the k-th frame and incident on the detection pixel position (n, m) of the X-ray detector 2.
  • 0 3 be the transit distance in the ellipse phantom 700.
  • ⁇ p is the X-ray absorption coefficient of the elliptical phantom 700.
  • 0 k represents the rotation angle of the X-ray generation point S with respect to the X axis at the time of capturing the k-th frame, and is expressed by (Equation 13).
  • the simulation image generating means 106 is realized by software processing using a dedicated arithmetic unit or a general-purpose arithmetic unit.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the calibration phantom position detecting means 108 of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • the elliptical phantom 700 is arranged such that its center position ⁇ ′ substantially coincides with the center ⁇ of the ⁇ plane. However, it is not necessary to match the two with high accuracy, and it is sufficient that the difference between the two is within, for example, several cm. By allowing such rough placement accuracy, the number of man-hours required for placement of the calibration phantom can be reduced.
  • the calibration phantom position detecting means 108 automatically detects the amount of displacement of the elliptical phantom 700 in the above arrangement.
  • the displacement is defined by the center position 0 'of the elliptical phantom 700 and the inclination angle ⁇ of the elliptical phantom 700 in the major axis direction (p-axis direction) with respect to the X axis.
  • the value of ⁇ is c CT value binarization means 8 0 0 referenced by stain Yu Configuration image generating means 1 0 6
  • image reconstruction is first the CT reconfiguration images of elliptical phantom 700 Read from configuration means 107.
  • the signal value of the CT reconstructed image is represented as R (i, j).
  • CT value binarization means 8 00 then refers to the prerecorded threshold R t in the threshold memory 8 0 3 compares the value of R t and R (i, j). At this time, if R t R (i, j), the signal value of R (i, j) is rewritten to 1. If R (i, j) ⁇ R t , the signal value of R (i, j) is rewritten to 0.
  • the value of the threshold R t is an intermediate value between the CT value of CT values and the outer region of the elliptical phantom inside area is set in advance.
  • the CT reconstructed image binarized by the CT value binarization means 800 is an ellipse. It takes signal values 1 and 0 in the inner and outer regions of the circular phantom, respectively.
  • the binarized CT reconstructed image is read out by the center-of-gravity calculation means 81 and the inclination calculation means 802, respectively.
  • the center of gravity calculating means 800 is a means for calculating the position of the center of gravity of the elliptical phantom 700. The position of the center of gravity coincides with the center position O 'of the elliptical phantom 700, and is calculated by (Equation 14). .
  • Equation 14 where X is the position of the pixel (i, j) in the XY coordinate system.
  • the inclination calculating means 800 is a means for calculating an inclination angle ⁇ of the major axis of the elliptical phantom 7 to the X axis.
  • the calibration phantom position detecting means 108 is realized by software processing using a dedicated arithmetic unit or a general-purpose arithmetic unit.
  • FIG. 13 is a diagram for explaining an example of an image quality improvement effect by the radiation tomography apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 13 (A) shows a method of arranging the evaluation subject 1300.
  • Fig. 13 (B) and (C) and (C) show the profiles on the Y-axis of the reconstructed image obtained when there is no calibration process.
  • the evaluation subject 1300 is a cylindrical water phantom having a diameter of 350 mm.
  • the tube voltage of the X-ray tube 1 was set to 120 kV, the tube current was set to 200 mA, and the other imaging conditions were the same as those described in Example 1.
  • the obtained profile 1301 had low uniformity, and the difference in CT value was a maximum of 59 HU.
  • the obtained profile 1322 had high uniformity, and the difference in CT value was 4.8 HU at the maximum. Therefore, it was confirmed that the present invention improved the derivation accuracy of the CT value of the reconstructed image, and improved the image quality.
  • the radiation tomography apparatus has been described.
  • the present invention is not limited to only the first embodiment, and can be variously modified without departing from the gist thereof.
  • the size of the elliptical phantom 700 is limited to one type, the force S, and a plurality of elliptical phantoms 700a to (!) Having different sizes as shown in FIG.
  • the elliptic phantoms 700a to 700d are assumed to have their center positions arranged, for example, near the rotation center O of the imaging system.
  • a correction table creation means 1 0 2 is a polynomial function approximation shown in (Equation 6) performed on the measured calibration image and the simulation image obtained for all the elliptic phantoms 700a to 700d, and the obtained coefficient a nn (L), a nra (L - 1), memory for ⁇ ⁇ ⁇ a nra (l) the ToTadashi table 1 0 5 It shall be recorded.
  • the radiation tomography apparatus according to the second embodiment of the present invention uses a cylindrical phantom 1000 as a calibration phantom instead of the elliptical phantom 700 used in the first embodiment.
  • the configuration of the radiation tomography apparatus other than the above is the same as that described in FIGS. 1 to 6 of the first embodiment, and a description thereof will not be repeated.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining a calculation method in the simulation image generating means 106 of the radiation tomography apparatus according to Embodiment 2 of the present invention.
  • FIG. 1 ⁇ describes a simulation image when a cylindrical phantom 100 is used as a calibration phantom.
  • the rectangular coordinate system XYZ is a stationary coordinate system fixed to the gantry 7.
  • the X-ray generation point S rotates on the XY plane, and its rotation center coincides with the origin O of the XY Z coordinate system.
  • the XY plane intersects X-ray detector 2 at intersection line 1002.
  • the cylindrical phantom 1000 has a cylindrical shape, and is arranged such that the column direction substantially matches the Z axis.
  • the cylindrical phantom 100000 is made of a substantially uniform material and density.
  • a typical example of the material of the cylindrical phantom 1000 is polyethylene, but other materials such as ataryl may be used instead.
  • the outer dimensions in the circular and column directions of 1000 are represented by 2r and H, respectively.
  • Representative examples of 2r and H are 250 mm and 300 mm, respectively.
  • the intersection line 1001 between the cylindrical phantom 1000 and the XY plane has a substantially circular shape, and the center of the circle is 0.
  • the cylindrical phantom 1000 is located at a position (0'x, O'y) where the substantially circular center point o, is different from the rotation axis, that is, the origin o of the XYZ coordinate system.
  • the automatic detection of the center point O, by the calibration phantom position detecting means 108, can be realized by the same method as described with reference to FIG. However, when the cylindrical phantom 100 is targeted, it is not necessary to detect the inclination angle ⁇ as in the case of the elliptical phantom 700. Therefore, the calculation by the inclination calculating means 802 is omitted, and only the position of the center point o, detected by the center-of-gravity calculating means 801 is referred to by the simulation image generating means 106.
  • Equation 1 w nm (k) is the amount of X that is emitted from the X-ray generation point S and enters the detection pixel position (n, m) of the X-ray detector 2 in the k-th frame. This is the distance that the line beam 1003 passes through the cylindrical phantom 1000. Is the X-ray absorption coefficient of the cylindrical phantom 100.
  • the emission angle of the X-ray beam 103 in the channel direction is ⁇
  • the distance between the intersection line 1002 and the detection pixel position (n, m) is h nm
  • the X-ray generation point S and the rotation center O are If the distance between is represented by d and the distance between the X-ray generation point S and the input surface of the X-ray detector 2 is represented by D, the passing distance w nn (k) can be obtained by ( Equation 18).
  • the simulation image generating means 106 is realized by software processing using a dedicated arithmetic unit or a general-purpose arithmetic unit.
  • the present invention is not limited to only the second embodiment, and it goes without saying that various modifications can be made without departing from the scope of the invention.
  • the size of the cylindrical phantom 100 is limited to one type, but a plurality of cylindrical phantoms 1000 a to (!) Having different sizes as shown in FIG.
  • the cylindrical phantoms 100 a to d may have their outer peripheral positions set at For example, it is assumed that they are arranged so as to be substantially inscribed in the visual field 900 of the X-ray detector 2.
  • the correction table creating means 102 Is obtained by performing the polynomial function approximation shown in (Equation 6) on the measured calibration image and the simulation image obtained for all the cylindrical phantoms 1000 a to d, and obtains the obtained coefficient a nm (L), anra (L-1), ⁇ a nm (1) shall be recorded in the calibration table memory 105.
  • the elliptical phantom 700 and the cylindrical phantom 1000.0 were used as the calibration phantoms, respectively, but the types of the calibration phantoms are not limited thereto. Absent.
  • a calibration phantom we simulated the abdomen of the human body as shown in Fig. 12 (A); the abdominal phantom 1200 and the chest of the human body as shown in Fig. 12 (B).
  • a simulated chest phantom 1 201 may be used.
  • the chest phantom 1 201 has holes 1202 and 1203 for simulating the lung field in the human body.
  • the amount of scattered X-rays generated in the imaging of the calibration phantom approaches the scattered X-ray amount generated in the imaging of the subject 3, so the signal intensity Correction accuracy by the capturing means 104 can be improved.
  • Correction table using calibration measurement images and simulation images obtained for calibration phantoms (including phantoms whose cross-section perpendicular to the rotation axis is approximately circular and located at approximately the same position as the rotation axis) 105 may be created.
  • a radiation tomography technique for acquiring a large number of measurement data samples of a calibration phantom based on simple measurement in the phantom calibration method is realized.
  • the accuracy of the polynomial approximation in the phantom calibration method can be improved, and the image quality of the reconstructed image can be improved.

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Description

明 細 書
放射線断層撮影装置 技術分野
本発明は、 放射線断層撮影装置に係り、 特に、 被写体中における放 射線の線質変化や放射線検出器の入出力特性の非線形性に起因して 発生する、放射線断層像中のアーチファク トを軽減するための技術に 関する。 背景技術
放射線断層撮影装置においては、 再構成された被写体の断層画像 (以下、 再構成画像とする) 中にアーチファタ トが発生する場合があ る。 このようなアーチファク トの主なものとして、再構成画像中に環 状の模様となって現れるリングアーチファタ トゃ、高放射線吸収物質 同士の間に黒い帯状の模様として現れるダークバンドアーチファク ト等がある。 リングアーチファタ ト発生の主要因としては、放射線検 出器の感度が画素毎にばらつく点や、放射線検出器の入出力特性が理 想的でなく非線形性を有する点が挙げられる。 また、 ダークバンドア 一チファク ト発生の主要因としては、被写体中において放射線の線質 が変化する (ビームハードユング効果) 点が挙げられる。 これらァー チファタ トの低減のために、 これまで様々な方法が提案されている。 最も一般的なアーチファク ト低減法としては、エアキヤリブレーシ ョン法がある。 エアキヤリブレーション法では、 予め被写体を配置せ ずに撮影したエア画像が準備される。 エア画像の信号強度分布は、検 出器に入射する放射線の強度分布と検出器感度分布の積に相当する。 従って、検出器の各画素において撮影画像の信号をエア画像の信号で 除算することで、上記放射線強度分布および検出器感度のばらつきが 補正できる。
アーチファタ ト低減法の別の例として、水補正法が提案されている
(例えば、 特開平 7— 1 7 1 1 4 5号公報参照) 。 水補正法は、 エア キヤリブレーション法を拡張した方法であり、円筒または楕円筒状の 形状を有する水筒ファントムを撮影して得た水画像を、エア画像の代 わりに使用する。上記水筒ファン トムと被写体の放射線吸収量が近い 場合、 エアキヤリブレーションによる上記補正効果に加えて、 検出器 の非線形入出力特性に起因する リ ングアーチファク トゃ、 ビームハー ドユングに起因するダークバンドアーチファタ トを除去できる。 アーチファク ト低減法のさらに別の例として、ファン トムキヤリブ レーション法が提案されている (例えば、 特公昭 6 1— 5 4 4 1 2号 公報参照) 。 ファン トムキャリブレーショ ン法は、 予め作成した変換 関数に基づいて被写体の撮影データを補正する方法である。上記変換 関数は、撮影画像の実測値をその理論値に変換するための多項式であ り、実測値と理論値との関係は予め較正用ファン トムを用いて導出さ れる。様々な直径を有する較正ファントムに対して上記実測値と理論 値との関係を求めることで、検出器ダイナミックレンジの広い範囲に わたって撮影画像の信号強度が較正できる。 発明の開示
エアキヤリブレーション法は、放射線検出器に入射する放射線の強 度分布や放射線検出器の感度ばらつきを補正できるため、 リングァー チプアク トが大幅に低減される。 しかし、 放射線検出器の非線形入出 力特性を補正できないため、 リングアーチファク トを完全に除去でき ないという課題を有する。 また、 ビームハードユングに起因するダー クバンドアーチファタ トを除去できない問題がある。
水補正法は、上記エアキヤリブレーション法における捕正効果に加 えて、検出器の非線形入出力特性に起因するリングアーチファタ トゃ ダークバンドアーチファタ トを除去できるメリ ッ トがある。 しかし、 水筒ファントムと被写体の放射線吸収量を完全に一致できないため、 上記除去精度が低いという課題を有する。
ファン トムキヤリブレーショ ン法は、検出器ダイナミ ックレンジの 広い範囲にわたって撮影画像の信号強度を較正できる。このため水捕 正法に比べて、検出器の非線形入出力特性に起因するリングアーチフ ァク トやダークパン ドアーチファク トを精度よく除去できるメ リ ツ トがある。 ただし、 上記多項式の近似精度を向上するためには実測値 のサンプル数を増加する必要があるが、実際にはサンプル数の増加は 困難であり、高々 4、 5点のサンプルしか使用されていないのが現状 である。 このため多項式近似の精度が低く、 ファントムキヤリブレー ション後も再構成画像にアーチファク.トが残存するという課題を有 していた。
サンプル数の増加が困難である理由は、実測データの取得に手間が かかる点にある。 例えば、 上記従来例 (特許文献 2 ) に示される頭部 用較正ファン トム (断層面方向に円形の形状を有する) の撮影におい ては、 1つのサイズの較正用ファントムに対して得られる実測データ は 1サンプルにすぎない。 また、 同従来例に示される胸部用較正ファ ン トム (断層面方向に非円形の形状を有する) の撮影においては、 1 つのサイズの較正用ファントムに対して得られる実測データは 2サ ンプルにすぎない(胸部用較正ファン トムの長軸方向および短軸方向 から撮影) 。 従って、 多数のサンプルを取得するためには、 サイズの 異なる多数の較正用ファントムに対して実測データを取得する必要 があり、 手間がかかるという課題を有していた。
また、 上記実測データの取得においては、較正用ファントムの中心 位置を撮影系の回転中心位置に精度よく合わせる必要があり、較正用 ファン トムの配置に手間がかかるという課題を有していた。 さらに、 従来のファントムキヤリブレーション法では、検出器の画素位置が周 辺部に近づくにつれて、上記サンプル点数が減少するという課題を有 していた。
本発明の目的は、放射線断層撮影装置において、再構成画像中に発 生するアーチファク トを高い精度で低減し、再構成画像の画質を向上 できる放射線断層撮影技術を提供することにある。
本発明の目的および新規な特徴の詳細は、本明細書の記述おょぴ添 付図面によって明らかになるであろう。
上記目的を達成するために、本発明の放射線断層撮影装置は、次に 示すような特徴を有する。 以下、 本発明の代表的な構成例を述べる。
( 1 ) 被写体に照射する放射線を発生する発生手段と、 前記発生手 段に対向配置され前記被写体を透過した前記放射線を検出する検出 手段とを含む撮影系と、前記撮影系を前記被写体の周囲に回転させる 回転手段とを具備し、前記撮影系を前記被写体の周囲で回転させなが ら複数の回転角度位置で撮影した複数の前記透過像に基づいて、前記 被写体の断層像を生成する放射線断層撮影装置であって、前記撮影系 の回転軸に垂直な断面が前記回転軸に直交する 2方向でそれぞれ異 なるサイズを有する少なく とも一つのファン トムを含む複数のファ ントムのそれぞれについて、その周囲に前記撮影系を回転しながら撮 影した 3枚以上の透過像の実測画像を格納する第 1の格納手段と、前 記透過像に対応する画像を計算により計算画像として生成する生成 手段と、 生成された前記計算画像を格納する第 2の格納手段と、 前記 実測画像および前記計算画像に基づいて、前記被写体の前記透過像の 強度を捕正する補正手段とを有することを特徴とする。
( 2 ) 前記 (1 ) の放射線断層撮影装置において、 前記少なく とも 一つのファントムは、前記回転軸に垂直な断面が略楕円形であること を特徴とする。
( 3 ) 前記 ( 1 ) 又は (2 ) の放射線断層撮影装置において、 前記 複数のファントムのうち、少なく とも一つのファントムは、前記回転 軸に垂直な断面が略円形であり、 かつ、 前記円形の中心が前記回転軸 と異なる位置に配置されていることを特徴とする。
( 4 ) 被写体に照射する放射線を発生する発生手段と、 前記発生手 段に対向配置され前記被写体を透過した前記放射線を検出する検出 手段とを含む撮影系と、前記撮影系を前記被写体の周囲に回転させる 回転手段とを具備し、前記撮影系を前記被写体の周囲で回転させなが ら複数の回転角度位置で撮影した複数の前記透過像に基づいて、前記 被写体の断層像を生成する放射線断層撮影装置であって、前記撮影系 の回転軸に垂直な断面が略円形であり、前記円形の中心が前記回転軸 と異なる位置に配置されている少なく とも一つのファントムを含む 複数のファントムのそれぞれについて、その周囲に前記撮影系を回転 しながら撮影した 3枚以上の透過像の実測画像を格納する第 1の格 納手段と、前記透過像に対応する画像を計算により計算画像として生 成する生成手段と、生成された前記計算画像を格納する第 2の格納手 段と、 前記実測画像および前記計算画像に基づいて、 前記被写体の前 記透過像の強度を補正する補正手段とを有することを特徴とする。
( 5 ) 前記 (4 ) の放射線断層撮影装置において、 前記複数のファ ン トムのうち、 少なく とも 3のファン トムは、前記回転軸に垂直な 断面が略楕円形であることを特徴とする。 ( 6 ) 前記 (4 ) の放射線断層撮影装置において、 前記複数のファ ン トムのうち、 少なく とも一つのファントムは、前記回転軸に垂直な 断面が略円形であり、前記円形の中心が前記回転軸と略同じ位置に配 置されていることを特徴とする。
( 7 ) 前記 ( 1 ) 又は (4 ) の放射線断層撮影装置において、 前記 実測画像より再構成された前記ファン トムの断層像に基づいて、前記 プアン トムの断層面の中心位置と前記断層面に平行な方向での傾き を算出するファン トム位置算出手段を有し、 前記生成手段は、前記中 心位置と前記傾きに基づいて、前記計算画像を作成する時の前記放射 線の投影方向を決定することを特徴とする。
( 8 ) 前記 (7 ) の放射線断層撮影装置において、 前記ファン トム 位置算出手段は、前記ファン トムの前記断層像の信号強度分布の重心 位置に基づいて、前記プアントムの断層面の中心位置を算出すること を特徴とする。
( 9 ) .前記 (7 ) の放射線断層撮影装置において、 前記ファン トム 位置算出手段は、前記ファントムの断層像の信号強度分布の 1次近似 に基づいて、前記ファントムの断層面に平行な方向での傾きを算出す ることを特徴とする。
( 1 0 ) 被写体に照射する放射線を発生する発生手段と、 前記発生 手段に対向配置され前記被写体を透過した前記放射線を検出する検 出手段とを含む撮影系と、前記撮影系を前記被写体の周囲に回転させ る回転手段とを具備し、前記撮影系を前記被写体の周囲で回転させな がら複数の回転角度位置で撮影した複数の前記透過像に基づいて、前 記被写体の断層像を生成する放射線断層撮影装置であって、前記撮影 系の回転軸に垂直な断面が前記回転軸に直交する 2方向でそれぞれ 異なるサイズを有する少なく とも一つのファン トムを含む複数のフ ァントムのそれぞれについて、その周囲に前記撮影系を回転しながら 撮影した 3枚以上の透過像の実測画像を格納する第 1の格納手段と、 前記透過像に対応する画像を計算により計算画像として生成する生 成手段と、 生成された前記計算画像を格納する第 2の格納手段と、 前 記実測画像の信号強度と前記計算画像の信号強度との関係を近似関 数で近似して、前記近似関数のパラメータ値を導出するパラメータ値 導出手段と、 前記パラメータ値を格納する第 3の格納手段と、 前記実 測画像および前記計算画像に基づいて、前記被写体の前記透過像の強 度を補正する補正手段とを有することを特徴とする。
( 1 1 ) 被写体に照射する放射線を発生する発生手段と、 前記発生 手段に対向配置され前記被写体を透過した前記放射線を検出する検 出手段とを含む撮影系と、前記撮影系を前記被写体の周囲に回転させ る回転手段とを具備し、前記撮影系を前記被写体の周囲で回転させな がら複数の回転角度位置で撮影した複数の前記透過像に基づいて、前 記被写体の断層像を生成する放射線断層撮影装置であって、前記撮影 系の回転軸に垂直な断面が略円形であり、前記円形の中心が前記回転 軸と異なる位置に配置されている少なく とも一つのファン トムを含 む複数のファントムのそれぞれについて、その周囲に前記撮影系を回 転しながら撮影した 3枚以上の透過像の実測画像を格納する第 1の 格納手段と、前記透過像に対応する画像を計算により計算画像として 生成する生成手段と、生成された前記計算画像を格納する第 2の格納 手段と、前記実測画像の信号強度と前記計算画像の信号強度との関係 を近似関数で近似して、前記近似関数のパラメータ値を導出するパラ メータ値導出手段と、前記パラメータ値を格納する第 3の格納手段と. 前記実測画像および前記計算画像に基づいて、前記被写体の前記透過 像の強度を捕正する補正手段とを有することを特徴どする。 これにより、 本発明は、 以下のような利点を有する。
( a ) 従来のファントムキャリブレーション法において高々 4、 5 点であった実測データのサンプル数を、 6個以上〜数千個程度に増加 できるため、ファントムキヤリプレーション法における捕正精度を高 めて再構成画像の画質を向上できる。
( b ) ファン トムによる放射線減衰量を撮影方向にダイナミックに 変化できるため、広範囲のダイナミックレンジを有する実測データを 取得できる。
( c ) 断層面方向に円形の形状を有する一般的なファン トムに対し てもファントムによる放射線減衰量を撮影方向にダイナミックに変 化できるため、広範囲のダイナミックレンジを有する実測データを取 得できる。
( d ) ファントムを撮影系に対して精度良く配置する必要がなくな るため、配置が容易となり、 実測データ取得における作業効率を向上 できる。
( e ) ファン トムの断層面方向の中心位置を簡便に、 精度よく抽出 できるため、ファン トムキヤリブレーション法による較正精度を向上 できる。
( f ) ファントムが断層方向に非円形の断面を有する場合でも、 フ アントムの断層面に平行な方向での傾きを簡便に、精度よく抽出でき るため、ファン トムキヤリプレーション法による較正精度を向上でき る。
( g )被写体の撮影時に得られる任意の透過像の信号強度に対して、 ファントムキヤリプレーション法による信号強度の補正が可能とな る。 図面の簡単な説明
図 1は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置の正面模式図、 図 2は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置の前処理手段を '説明するための図、 図 3は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影 装置の前処理手段におけるデータ配列の構造を説明するための図、図 4は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置の補正テーブル作 成手段を説明するための図、 図 5は、 本発明の実施例 1に係る放射線 断層撮影装置の補正テーブル作成方法を説明するための図、 図 6は、 本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置の信号強度捕正手段を 説明するための図、 図 7は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影 装置のシミュレーショ ン画像発生手段における演算方法を説明する ための図、 図 8は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置の較 正用ファントム位置検出手段を説明するための図、 図 9は、 本発明の 実施例 1に係る放射線断層撮影装置の複数の楕円ファントムの配置 方法を説明するための図、 図 1 0は、 本発明の実施例 2に係る放射線 断層撮影装置のシミュレーショ ン画像発生手段における演算方法を 説明するための図、 図 1 1は、 本発明の実施例 2に係る放射線断層撮 影装置の複数の円筒ファントムの配置方法を説明するための図、図 1 2は、本発明の実施例に係る放射線断層撮影装置の他の較正用ファン トムの例を説明するための図、 図 1 3は、本発明の実施例 1に係る放 射線断層撮影装置による画質改善効果の例を説明するための図であ る。 発明を実施するための最良の形態
以下、 本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。
(実施例 1 ) 図 1は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置の正面模式図 である。 本実施例 1に係る放射線断層撮影装置は、 X線管 1、 X線検 出器 2、 回転板 4、 駆動モーター 5、 駆動ベルト 6、 ガントリー 7、 撮影制御手段 1 0 0、 前処理手段 1 1 1、 実測画像用メモリ 1 0 1、 補正テーブル作成手段 1 0 2、シミュレーション画像用メモリ 1 0 3、 信号強度補正手段 1 0 4、捕正テーブル用メモリ 1 0 5、 シミュレ一 ション画像発生手段 1 0 6、画像再構成手段 1 0 7、較正用ファン ト ム位置検出手段 1 0 8、 画像表示手段 1 0 9、操作卓 1 1 0等から構 成される。
以下では、 X線管 1および X線検出器 2を合わせて撮影系と呼ぶ。 撮影系は回転板 4に固定されている。駆動モーター 5は駆動ベルト 6 を介して回転板 4および撮影系全体を回転する。撮影系は上記回転中 に被写体 3に対して全周方向から X線を照射し、その X線透過像を撮 影する。以下では、回転板 4の回転軸(図示してない)を Z軸とする。 また、回転板 4の回転中心 Oを原点とする水平方向および垂直方向の 座標軸をそれぞれ X軸、 Y軸と定める。 X軸、 Y軸おょぴ Z軸によつ て規定される X Y Z座標系は直交座標系である。
図 1において、 X線管 1の X線発生点 Sと回転中心 Oとの距離の代 表例は 6 9 0 m mである。 また、 回転中心 Oと X線検出器 2の X線入 力面との距離の代表例は 3 8 0 m mである。回転板 4の 1回転の所要 時間の代表例は 0 . 5秒である。
X線検出器 2にはセラミックシンチレータおよぴフォ トダイォード 等から構成される公知のマルチスライス型 X線検出器が使用される。 X線検出器 2は多数の検出素子(図示してない)から構成されており、 その素子数の代表例は X Y平面方向 (以下、 チャネル方向とする) に 8 9 6個、 Z軸方向 (以下、 スライス方向とする) に 3 2個である。 各検出素子は X線発生点 sから略等距離の円弧上に配置されており、 その入力面サイズの代表例はチャネル方向おょぴスライス方向に共 に 1 m mである。撮影系の 1回転における撮影回数の代表例は 9 0 0 回であり、 回転板 4の Q . 4度の回転毎に 1回の撮影が行われる。 次に、 本実施例 1に係る放射線断層撮影装置の動作を説明する。 本 放射線断層撮影装置には、本撮影モードおよびキヤリブレーション撮 影モードの 2種類の撮影モードが用意されている。本撮影モードおよ ぴキヤリブレーション撮影モードの選択は、検者が操作卓 1 1 0を通 して指示する。 なお、 図 1において、 破線の矢印は本撮影モードにお けるデータ処理の流れを示す。また実線の矢印はキヤリブレーション 撮影モードにおけるデータ処理の流れを示す。
以下では、まず本撮影モードにおける本放射線断層撮影装置の動作 について説明する。 まず、 検者が操作卓 1 1 0を通して撮影開始を指 示すると、撮影制御手段 1 0 0は駆動モーター 5を介して回転板 4の 回転を開始する。 回転板 4の回転が定速状態に入った時点で、 撮影制 御手段 1 0 0は X線管 1 の X線照射タイミングおよび X線検出器 2 の撮影タイミングを指示し、被写体 3の全周方向からの撮影データを 取得する。 次に前処理手段 1 1 1は、 上記撮影データに対して、 後述 する方法を用いてオフセッ ト処理、 エアキヤリブレーション処理、 対 数変換処理から成る前処理を行い、 前処理後の撮影データ (以下、 実 測画像とする) を実測画像用メモリ 1 0 1に記録する。 次に、 信号強 度補正手段 1 0 4は、実測画像用メモリ 1 0 1に記録された実測画像 を読み出して、後述する方法を用いて上記実測画像の信号強度を補正 する。 なお、 信号強度補正手段 1 0 4は、 補正テーブル用メモリ 1 0 5に予め記録されている補正テーブルを参照し、上記捕正テーブルに 基づいて所定の補正を行う。上記補正テーブルの詳細については後述 する。 次に画像再構成手段 1 0 7は、前記信号強度補正手段 1 0 4の 出力値に基づき、公知の技術を用いて上記被写体 3の放射線断層像を 再構成する。再構成された放射線断層像は最後に画像表示手段 1 0 9 によって表示される。
次に、キヤリブレーション撮影モードにおける本放射線断層撮影装 置の動作について説明する。キヤリブレーション撮影モードにおいて は、被写体 3として後述する較正用ファ.ントムが配置される。 まず本 撮影モードの場合と同様の手順で較正用ファントムの撮影および撮 影データの前処理が行われ、 前処理後の撮影データ (以下、 較正用実 測画像とする) が実測画像用メモリ 1 0 1に記録される。 次に上記較 正用実測画像は信号強度補正手段 1 0 4によって読み出される。ここ で信号強度補正手段 1 0 4は、補正テーブルが既に捕正テーブル用メ モリ 1 0 5に記録されているかどうかを判別し、存在する場合には上 記補正テーブルを参照して上記較正用実測画像への信号強度補正を 行う。 また、補正テーブルが存在しない場合には上記較正用実測画像 への信号強度補正を省略する。 次に、 画像再構成手段 1 0 7は、 前記 信号強度補正手段 1 0 4の出力値に基づき、公知の技術を用いて上記 較正用ファン トムの放射線断層像を再構成する。 次に、較正用ファン トム位置検出手段 1 0 8は、 上記放射 断層像に基づき、 後述する方 法を用いて上記較正用ファン トムの X Y平面上における位置を算出 する。 次に、 シミュレーション画像発生手段 1 0 6は、 上記算出され た較正用ファントムの位置に基づき、後述する方法を用いて上記較正 用ファン トムの撮影データの理論値 (以下、 シミ ュレーショ ン画像も しくは計算画像とする) を計算し、計算結果をシミュレーショ ン画像 用メモリ 1 0 3に記録する。 次に補正テーブル作成手段 1 0 2は、 実 測画像用メモリ 1 0 1に記録された上記較正用実測画像およびシミ ュレーション画像用メモリ 1 0 3に記録された上記シミュレーショ ン画像に基づき、後述する方法を用いて実測画像の信号強度を理論値 に変換するための捕正テーブルデータを作成し、作成結果を補正テー ブル用メモリ 1 0 5に記録する。 なお、既に古い補正テーブルデータ が補正テーブル用メモリ 1 0 5に記録されている場合は、上記古い捕 正テーブルデータを新しい捕正テーブルデータで上書きする。
図 2は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置の前処理手段 1 1 1を説明するための図である。 また、 図 3は、 本発明の実施例 1 に係る放射線断層撮影装置の前処理手段 1 1 1におけるデータ配列 の構造を説明するための図である。 以下、 図 2およぴ図 3を用いて前 処理手段 1 1 1における処理の手順について説明する。
X線検出器 2は、 マルチスライス型検出器であり、 上述のようにチ ャネル方向おょぴスライス方向にそれぞれ 8 9 6、 3 2個の検出素子 を有する。 以下では、 上記チャネル方向おょぴスライス方向の検出素 子数を、 それぞれ一般的に N、 Mと表す。 また上述のように、 撮影に おいては撮影系の 1回転の回転中に 9 0 0回の撮影が行われる。以下 では、 上記撮影回数を一般的に Kと表す。 .さらに以下では、 k番目の 撮影 (k = l〜K ) において、 X線検出器 2の nチャネル、 mスライ ス目の検出素子 (n = l〜N、 m = l〜M) で得られた検出信号を Inm ( k )と表す。
前処理手段 1 1には、オフセット画像作成処理、エア画像作成処理、 およびエアキヤリブレーション処理の 3種類の処理が用意されてい る。 このうちオフセッ ト画像作成処理およびエア画像作成処理は、被 写体 3の撮影に先立って行われるオフセッ ト画像撮影およびエア画 像撮影時において選択される。 またエアキャリブレーション処理は、 被写体 3の撮影時において選択される。 以下、 上記 3種類の処理手順 について順に説明する。
オフセッ ト画像作成処理は、 オフセッ ト画像撮影 (X線管 1による X線照射を行わずに撮影)によって得られた K枚のオフセット画像に 対して、 これらの加算平均画像を作成する処理である。 上記オフセッ ト画像は、撮影が行われる度にフレームメモリ 2 0 0に順次上書きさ れる。 フレームメモリ 2 0 0ほ、 図 3 (A) に示されるようなデータ 構造を有し、 X線検出器 2の 1フレーム分に相当する N XM個の撮影 データを保存する。フレームメモリ 2 0 0にオフセット画像が記録さ れると同時に、加算平均手段 2 0 1は上記オフセッ ト画像を順次読出 して (数 1 ) で表される加算平均演算を行う。 bnm = ∑ ( ) (" =l〜N, =1〜M)
(数 1) 加算平均手段 2 0 1によって得られた平均オフセッ ト画像は、オフ セット画像用メモリ 2 0 4に記録される。オフセッ ド画像用メモリ 2
0 4は、 図 3 (B) に示されるようなデータ構造を有し、 X線検出器 2の 1 フレーム分に相当する N XM個の平均オフセッ ト画像データ を保存する。
エア画像作成処理は、 エア画像撮影 (被写体 3を配置しない状態で X線管 1による X線照射行いながら撮影) 、 によって得られた K枚の エア画像に対して、 これらの加算平均画像を作成する処理である。 上 記エア画像は、撮影が行われる度にフレームメモリ 2 0 0に順次上書 きされる。 フレームメモリ 2 0 0にエア画像が記録されると同時に、 加算平均手段 2 0 1は上記エア画像を順次読み出して、 (数 2 ) で表 される加算平均演算を行う。
1 κ
η, = ZJ ( ) (" = 1〜 ' 111 = 1M)
(数 2) 加算平均手段 2 0 1によって平均エア画像が計算されると同時に、 オフセッ ト補正手段 2 0 2は上記平均エア画像を読み出して、 (数 3 ) で表されるオフセッ ト補正処理を行う。 . m = n, - m (" = l^N,m. = l〜ikf)
(数 3 ) なお、 上記演算においては、 オフセッ ト画像用メモリ 2 0 4に記録 されている平均オフセッ ト画像が参照される。オフセッ ト補正手段 2
0 2によって得られたオフセッ ト捕正後の平均エア画像は、エア画像 用メモリ 2 0 5に記録される。エア画像用メモリ 2 0 5は、図 3 ( C ) に示されるようなデータ構造を有し、 X線検出器 2の 1 フレーム分に 相当する N X M個の平均エア画像データを保存する。
エアキヤリブレーション処理は、被写体 3の撮影画像に対してエア キヤリブレーションを行い、 X線管 1より放射される X線エネルギー の空間分布や、 X線検出器 2の検出感度のむらを補正する処理である。 上記撮影画像は、撮影が行われる度にフレームメモリ 2 0 0に順次上 書きされる。フレームメモリ 2 0 0に撮影画像が記録されると同時に、 オフセッ ト捕正手段 2 0 2は上記撮影画像をフレームメモリ 2 0 0 より順次読み出して、 (数 4.)で表されるオフセット補正処理を行う。 ( ) = W-も腸 (" = 1〜N =\-M,k =\~K)
(数 4 ) なお、 オフセット捕正手段 2 0 2は、加算平均手段 2 0 1を介さず に直接フレームメモリ 2 0 0より撮影データを読み出す。また上記演 算においては、オフセッ ト画像用メモリ 2 0 4に記録されている平均 オフセット画像が参照される。オフセット補正手段 2 0 2による撮影 画像のオフセット補正が終了すると同時に、エアキャリ ブレーショ ン 手段 2 0 3は上記オフセッ ト補正後の撮影画像を読み出して、 (数 5 ) で表されるエアキャ リ ブレーショ ン処理を行う。
Jnm{k) = ln-^- (n = 1〜N, m = 1〜M, k = l〜iT)
(数 5) なお、 上記演算においては、 エア画像用メモリ 2 0 5に記録されて いる平均エア画像が参照される。エアキヤリブレーション手段 2 0 3 によって得られたエアキヤリブレーション後の撮影画像は、実測画像 用メモリ 1 0 1に記録される。エアキヤリブレーション処理における 上記一連の処理は、フレームメモリ 2· 0 0に撮影画像が記録される度 に K回繰り返して行われる。 実測画像用メモリ 1 0 1は、 図 3 (D) に示されるようなデータ構造を有し、 X線検出器 2の Kフレーム分に 相当する N XMXK個の撮影画像データを保存する。
図 4は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置の補正テープ ル作成手段 1 0 2を説明するための図である。 また、 図 5は、 本発明 の実施例 1に係る放射線断層撮影装置の捕正テーブル作成方法を説 明するための図である。 以下、 図 4および 5を用いて捕正テーブル作 成手段 1 0 2における処理の手順について説明する。
既に説明したように、補正テーブル作成手段 1 0 2はキヤリブレー ショ ン撮影モードにおいて使用される。 キヤリブレーショ ン撮影モー ドにおいては、被写体 3として後述する較正用ファントムが配置され、 上記較正用ファン トムの撮影データが取得される。上記撮影データは 前処理手段 1 1 1によってエアキヤリブレーション処理を行った後 に、 実測画像用メモリ 1 0 1に記録される。 実測画像用メモリ 1 0 1 およぴシミ ュレーション画像用メモリ 1 0 3に記録されるデータは 同一のデータ構造を有している。実測画像用メモリ 1 0 1にはェアキ ヤリブレーション後の全撮影データ(実測画像) Jnm(k) (n = 1〜N、 m= l〜M、 k= l〜K) が記録される。 一方シミュレーショ ン画像 用メモリには、シミュレーション画像発生手段 1 0 6によって計算さ れた上記撮影データの理論値(シミユレーション画像もしくは計算画 像) J,nn (k) ( n = l〜N、 m = l〜M、 k= l〜K ) が記録される。 なお、上記シミュレーショ ン画像 J' nra (k)の計算方法については後述す る。上記実測画像とシミユレーション画像の各データは理想的には一 致するはずであるが、 実際には一致しない。 こ,れは X線検出器 2の入 出力特性が非線形性を有していること、 X線管 1から放射される X線 のエネルギーがスぺク トル分布を有しており、被写体中にて X線の線 質が変化してしまうこと(ビームハードニング効果)等の原因による。 このよ うな実測画像データと理論値との非線形な関係は、再構成され る放射線断層像中においてリングアーチファタ トゃダークバンドア 一チファク トの発生原因となり得るため、補正によって線形に戻す必 要がある。 このため、 補正テーブル作成手段 1 0 2は上記非線形性を 補正するための補正テーブルを作成する。
実測画像 Jnm (k)とシミュレーショ ン画像 J' nra (k)の関係は、 多項式等 の関数で近似できる。 図 5には、 上記多項式近似の例が示してある。 多項式近似では、 まず実測画像 Jnm (k)の値を横軸、 シミ ュレーショ ン 画像 J' nm (k)の値を縦軸とする
点が、 全ての k= 1〜Kについてグラフ上にプロッ トされる。 次に、 上記プロットが (数 6 ) に示される多項式関数によって近似される。
Figure imgf000019_0001
〜M)
. · · (数 6 ) なお、 上記近似には最小 2乗法等の公知の技術が用いられる。 上記 多項式関数の最大次数 Lは予め設定された所定の値が用いられる。た だし、最大次数 Lが 1 の場合は上記多項式関数が線形関数となるため、 実測画像データと理論値との非線形な関係を表すことができない。従 つて、 Lは 2以上とする必要があるが、 上記非線形成分を精度良く近 似するためには、 Lは 3以上とするのが望ましい。 Lが 3の場合、 数 6より上記多項式は3つの係数 anm (l)、 ann (2)、 anm (3)を有する。 従つ て、 最小 2乗法で上記 3つの係数を求めるためには、撮影回数 Kを 3 以上にする必要がある。 一般に、 上記多項式関数の最大次数 Lに対し て、 撮影回数 Kは L以上とする必要がある。 以上の処理により多項式 の係数 anra (L)、 anra (L- 1)、 · · · anra (1)の値を導出して、 捕正テーブル とする。
上記補正テーブルを作成するために、補正テーブル作成手段 1 0 2 はまず、実測画像用メモリ 1 0 1およびシミュレーション画像用メモ リ 1 0 3からそれぞれ実測画像 Jnm (k)およびシミ ュ レーショ ン画像 J,nn (k)を全ての k= 1〜Kに対して読み出して、 バッファメモリ 4 0 0に書きこむ。次に最小 2乗近似手段 4 0 1がパッファメモリ 4 0 0 に記録されたデータを読み出して数 6による多項式近似を行い、得ら れた係数 anra (L)、 anra (L- 1)、 · · · anra (1)を補正テーブル用メモリ 1 0 5に記録する。上記一連の処理は、全ての各検出画素(n、 m ) ( n = 1〜N、 m = 1〜M) に対して繰り返し行われる。 なお、 最小 2乗 近似手段 4 0 1は、専用演算器や汎用演算器を用いたソフトウエア処 理等で実現される。
図 6は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置の信号強度捕 正手段 1 0 4を説明するための図である。本撮影モードにおいて取得 された被写体 3の撮影画像は、前処理手段 1 1 1によって上述のエア キヤリプレーション処理が行われた後に実測画像用メモリ 1 0 1に 記録される。上記エアキヤリブレーション処理は X線検出器 2から撮 影画像が取得される度に行われ、 kフレーム目 (k= l〜K ) の撮影 画像に対して得られたエアキヤリプレーション処理後の撮影データ Jnm(k) (n= l〜N、 m= l〜M) が順次実測画像用メモリ 1 0 1に 書き込まれる。 上記書き込みが終了する度に、 多項式演算手段 6 0 1 は捕正テーブル用メモリ 1 05から検出画素 (n、 m) に対する多項 式の係数 anm(L)、 anra(L-l)、 · · · anm(l)の値を読み出してバッファメ モリ 6 0 2に記録する。 また、 多項式演算手段 6 0 1はエアキヤリブ レーショ ン処理後の撮影データ Jnm(k)、 および多項式の係数 anraa)、 ann(L- 1)、 · · · anra(l)をそれぞれ実測画像用メモリ 1 0 1およびバ ッファメモリ 6 0 2から読み出して、 数 6を用いて fnra (Jnm(k)) を計 算して信号強度の補正を行う。上記信号強度の補正は全ての各検出画 素 (n、 m) (n = l〜N、 m= l〜M) に対して繰り返し行われ、 その結果は画像再構成手段 1 0 7に入力される。なお多項式演算手段 6 0 1は、専用演算器や汎用演算器を用いたソフトウエア処理等で実 現される。
図 7は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置のシミユレ一 ション画像発生手段 1 0 6における演算方法を説明するための図で ある。 特に、 図 7では較正用ファントムとして楕円ファントム 70 0 を使用した場合のシミュレーション画像発生方法について説明する。 既に説明したように、 図 7 (A) に示す直交座標系 XY Zは、 ガント リー 7に固定された静止座標系である。 X線発生点 Sは、 XY平面上 を回転移動し、 その回転中心は XY Z座標系の原点 Oと一致する。 X Y平面は、 X線検出器 2と交線 70 2で交わる。 楕円ファン トム 70 0は、楕円柱型の形状を有し、 その柱方向が Z軸と略一致するように 配置される。 楕円ファン トム 700は、 略均一な材質および密度で構 成される。楕円ファン トム 700の材質の代表例はポリエチレンであ るが、 アタリル等の他の物質でこれを代用してもよい。 以下では、 楕 円ファン トム 700の長軸方向、短軸方向、 およぴ柱方向の外形サイ ズをそれぞれ 2 a、 2 b、 Hと表す。 2 a、 2 b、 Hの代表例は、 そ れぞれ 3 5 0 mm、 2 0 0 mm, 3 0 0 mmである。 楕円ファン トム 7 0 0と XY平面の交線 7 0 1は、 楕円形の形状を有する。
図 7 (B ) に示すように、 p q座標系は、 楕円フアン トム 7 0 0に 固定された座標系であり、その原点を交線 7 0 1で表される楕円の中 心〇,とする。 また、 p軸および q軸を上記交線 7 0 1で表される略 楕円形の長軸および短軸方向とする。 楕円ファン トム 7 0 0は、楕円 中心点 O'が X Y Z座標形の原点 O付近に位置すると同時に、. p軸が X軸と略一致するように配置される。 ただし、 一般に上記配置を精度 よく行うことは困難であるため、 楕円中心点 o,の XY平面上におけ る位置 (0,x、 O' y) は完全に (0、 0 ) とはならない。 また、 p軸 と X軸のなす角 φも完全に 0とはならなレ、。楕円フアントム 7 0 0の 位置を規定する上記パラメータ (0' x、 O' y) および ψの値は、 較正 用ファントム位置検出手段 1 0 8 よって、後述する方法で自動検出 される。
シミュレーション画像発生手段 1 0 6は、 kフレーム目(k= 1〜K) の撮影画像に対して得られたエアキヤリブレーション処理後の撮影 データ Jnn(k) ( n = l〜N、 m= l〜M) に対し、 その理論値 J,nra(k) を計算する。 上記理論値 J' nn(k)は、 (数 7 ) で表される。 (k) = pwnm (k) n = l〜N, m = 1〜M)
(数7) ただし、 wnra(k)は、 kフレーム目の撮影において X線発生点 Sから 放射されて X線検出器 2の検出画素位置(n、 m)に入射する X線ビー ム 7 0 3の、 楕円ファン トム 7 0 0中の通過距離とする。 また、 μ p は楕円ファン トム 7 0 0の X線吸収係数とする。いま X線ビーム 7 0 3のチャネル方向の放射角度を γ、 交線 7 0 2と検出画素位置(η、 m)との距離を hnn、 X線発生点 Sと回転中心 Oとの間の距離を d、 X 線発生点 Sと X線検出器 2の入力面との間の距離を Dと表すと、通過 距離 Wnm(k)は、 (数 8 ) で得られる。 脚 () (" = m = 1〜M)
Figure imgf000023_0001
(数 8) ただし、 (数 8 ) において、 Sp、 Sqは p q座標系上における X線発 生点 Sの位置であり、それぞれ (数 9 )および(数 1 0 )で表される。
S = d cos<9,,一◦ ) cos + id sm0k -( ' )sm^
(数 9)
S„ = -{d cos&k -
Figure imgf000023_0002
(数 1 0) また、 (数 8 ) において、 tp、 tqは、 X線ビーム 7 0 3の単位方向 ベタ トルの; p軸、 q軸成分であり、 それぞれ (数 1 1 ) および (数 1
2 ) で表される。
-D (¾! !) tq = + y-&k)
Figure imgf000023_0003
ハ," 、
(数 1 2)
なお、 (数 9 ) 〜 (数 1 2 ) において、 0 kは kフレーム目の撮影 時における X線発生点 Sの X軸に対する回転角度を表し、 (数 1 3 ) で示される。
Figure imgf000023_0004
(数 1 3)
シミュレーション画像発生手段 1 0 6は、 (数 7 ) 〜 (数 1 3 ) を 用いて、 撮影画像の理論値 J, nra(k)を全ての n= 1 〜N、 m= 1〜M、 k = 1〜Kについて計算し、計算結果をシミユレーション画像用メモリ 1 0 3に記録する。 なお、 シミ ュレーショ ン画像発生手段 1 0 6は、 専用演算器や汎用演算器を用いたソフトウエア処理等で実現される。 図 8は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置の較正用ファ ントム位置検出手段 1 0 8を説明するための図である。既に説明した ように、 楕円ファン トム 70 0は、 その中心位置 Ο'が ΧΥ平面の中 心 οにほぼ一致するように配置される。 ただし、 両者を高精度に一致 させる必要はなく、 両者のずれが、例えば数 c m以内に収まっていれ ばよいものとする。 このような荒い配置精度を許容することで、 較正 用ファントムの配置における作業工数を削減できる。較正用ファン ト ム位置検出手段 1 0 8は、上記配置における楕円ファン トム 70 0の 位置ずれ量を自動検出する。 上記位置ずれ量は、楕円ファントム 70 0の中心位置 0'、 および楕円ファン トム 700の長軸方向 (p軸方 向)の X軸に対する傾き角度 φによって規定される。検出された o'、 φの値は、シミユレーション画像発生手段 1 0 6によって参照される c CT値 2値化手段 8 0 0は、まず楕円ファン トム 700の CT再構 成画像を画像再構成手段 1 0 7より読み込む。以下では上記 CT再構 成画像の信号値を R (i、 j) と表す。 ただし、 i、 j (i= l〜I、 j = 1〜 J )はそれぞれ再構成画像の X軸方向および Y軸方向のピクセ ル位置を表す。 CT値 2値化手段 8 00は、 次に閾値用メモリ 8 0 3 に予め記録された閾値 Rtを参照し、 Rtと R (i、 j) の値を比較する。 このとき、 もし Rt R (i、 j) であれば R (i、 j) の信号値を 1に 書き換える。 また、 R (i、 j) <Rtであれば R (i、 j) の信号値を 0に書き換える。 なお閾値 Rtの値は、 楕円ファントム内部領域の C T値と外部領域の C T値との中間の値が予め設定される。 このため、 CT値 2値化手段 8 00によって 2値化された C T再構成画像は、楕 円ファン トム内部領域および外部領域においてそれぞれ信号値 1お よび 0をとる。 上記 2値化された CT再構成画像は、 重心計算手段 8 0 1および傾き計算手段 8 0 2によってそれぞれ読み出される。重心 計算手段 8 0 1は、楕円ファン トム 7 0 0の重心位置を計算する手段 である。 上記重心位置は楕円ファン トム 7 0 0の中心位置 O'と一致 し、 (数 1 4) によって計算される。 .
Figure imgf000025_0001
(数 14) ただし、 Xい を、 それぞれピクセル (i、 j) の XY座標系にお ける位置とする。傾き計算手段 8 0 2は楕円ファン トム 7ひ 0の長軸 方向の X軸に対する傾き角度 φを求める手段である。傾き計算手段 8
0 2は1 (i、 j) = 1を満たすピクセル位置 (Xi、 に対して、
(数 1 5) による 1次近時を行う。
Y=AX+B
(数 15) のとき、 上記傾き角度 φは、 (数 1 6) で計算できる φ = tan一1 A
(数 16 ) なお、 上記 1次近時には最小 2乗法等の公知の技術が使用される。 また較正用ファントム位置検出手段 1 0 8は、専用演算器や汎用演算 器を用いたソフトウエア処理等で実現される。
図 1 3は、本発明の実施例 1に係る放射線断層撮影装置による画質 改善効果の例を説明するための図である。 特に、 図 1 3 (A) は評価 用被写体 1 3 0 0の配置方法を示している。 また、 図 1 3 (B) およ び (C) は、 それぞれキャリブレーショ ン処理無しおょぴ有りの場合 に取得された再構成画像の Y軸上のプロファイルを示している。評価 用被写体 1 3 0 0は直径 3 5 0 mmの円柱状の水ファン トムである。 撮影時においては、 X線管 1の管電圧を 1 2 0 k V、 管電流を 2 0 0 mAとし、 その他の撮影条件は、本実施例 1で説明したものと同一と した。 キヤリブレーション処理無しの場合、 得られたプロファイル 1 3 0 1の均一性が低く、 その CT値の差は最大 5 9 HUであった。 こ れに対して、 キヤリプレーション処理を行った場合、 得られたプロフ アイル 1 3 0 2の均一性が高く、 その CT値の差は最大 4. 8 HUで あった。 従って、本発明により再構成画像の CT値の導出精度が向上 し、 画質が改善されることが確認された。
以上、 実施例 1に係る放射線断層撮影装置を示したが、 本発明は、 実施例 1のみに限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲 において種々変更しうることはいうまでもない。 例えば、 実施例 1に おいては楕円フア ントム 7 0 0のサイズが 1種類に限定されていた 力 S、図 9に示すような異なるサイズを有する複数の楕円ファン トム 7 0 0 a〜(!を用いて捕正テーブルを作成してもよい。 ただし、 このと き各楕円ファントム 7 0 0a~ dは、'それらの中心位置が例えば撮影 系の回転中心 O付近に配置されるものとする。また上記全ての楕円フ アン トム 7 0 0a〜 dは、 X線検出器 2の視野 9 0 0の内部に完全に 包含されるように配置されるものとする。 さらに、 捕正テーブル作成 手段 1 0 2は、 上記全ての楕円ファントム 7 0 0a〜 dに対して得ら れた較正用実測画像およびシミ ュレーショ ン画像に対して (数 6 ) に 示される多項式関数近似を行い、得られた係数 ann(L)、 anra(L - 1)、 · · · anra(l)を捕正テーブル用メモリ 1 0 5に記録するものとする。
(実施例 2) 以下では、本発明の実施例 2に係る放射線断層撮影装置について説 明する。 本発明の実施例 2に係る放射線断層撮影装置は、 較正用フ アントムとして実施例 1で使用した楕円フアントム 7 0 0の代わり に円筒ファン トム 1 000を使用する。本放射線断層撮影装置の上記 以外の構成に関しては、実施例 1の図 1〜 6で説明したものと同一で あるため、 説明を省略する。
図 1 0は、本発明の実施例 2に係る放射線断層撮影装置のシミュレ ーション画像発生手段 1 0 6における演算方法を説明するための図 である。 特に、 図 1 ◦では較正用ファントムとして円筒ファントム 1 0 0 0を使用した場合のシミュレーション画像.発生方法について説 明する。 既に説明したように、 直交座標系 X Y Zはガントリー 7に固 定された静止座標系である。 X線発生点 Sは XY平面上を回転移動し、 その回転中心は XY Z座標系の原点 Oと一致する。 X Y平面は X線検 出器 2と交線 1 0 0 2で交わる。円筒ファン トム 1 000は円柱型の 形状を有し、 その柱方向が Z軸と略一致するように配置される。 円筒 ファン トム 1 00 0は、 略均一な材質および密度で構成される。 円筒 ファン トム 1 000の材質の代表例はポリエチレンであるが、アタリ ル等の他の物質でこれを代用してもよい。 以下では、 円筒ファン トム
1 0 0 0の円方向、 および柱方向の外形サイズをそれぞれ 2 r、 Hと 表す。 2 r、 Hの代表例はそれぞれ 2 50 mm、 3 00 mmである。
円筒ファントム 1 000と XY平面の交線 1 00 1は、略円形の形 状を有し、 その円の中心を 0,とする。 円筒ファン トム 1 0 0 0は、 略円形の中心点 o,が、 回転軸すなわち XY Z座標形の原点 oとは異 なる位置 (0'x、 O'y) に配置される。
円筒ファン トム 1 000の位置を規定する上記パラメータ (0,x、
O'y) の値は、較正用ファントム位置検出手段 1 0 8によって自動検 出される。較正用ファントム位置検出手段 1 0 8による上記中心点 O ,の自動検出は、 図 8を用いて説明し こ方法と同一の方法で実現でき る。 ただし、 円筒ファン トム 1 0 0 0を対象とした場合、 楕円ファン トム 7 0 0の場合のように傾き角度 φを検出する必要がない。従って、 傾き計算手段 8 0 2による演算は省略され、重心計算手段 8 0 1によ つて検出された中心点 o,の位置のみがシミュレーション画像発生手 段 1 0 6によって参照される。
シミ ュレーショ ン画像発生手段 1 0 6は、 kフレーム目 (k = l〜 K)の撮影画像に対して得られたエアキヤリブレーション処理後の撮 影データ Jnffi(k) (n = l〜N、 m= l〜M) に対し、その理論値 J,nm(k) を計算する。 上記理論値 J'nm(k)は、 (数 1 7 ) で表される。 ) H ( ) ("=1〜N," 1〜M)
■■· (数 1 7) ただし、 wnm(k)は、 kフレーム目の撮影において X線発生点 Sから 放射されて X線検出器 2の検出画素位置 (n、 m) に入射する X線ビ ーム 1 0 0 3の、円筒ファントム 1 0 0 0中の通過距離とする。また、 は円筒ファン トム 1 0 0 0の X線吸収係数とする。 いま X線ビー ム 1 0 0 3のチャネル方向の放射角度を γ、交線 1 0 0 2と検出画素 位置 (n、 m) との距離を hnm、 X線発生点 Sと回転中心 Oとの間の 距離を d、 X線発生点 Sと X線検出器 2の入力面との間の距離を Dと 表すと、 通過距離 wnn(k)は、 (数 1 8 ) で得られる。
w
Figure imgf000028_0001
ただし、 (数 1 8 ) において、 S,x、 S,yはそれぞれ (数 1 9 ) およ ぴ (数 2 0 ) で表される。 Sx' = cos0k-Ox'
(数 19)
S^' dsinek-0 (数 20) また、 (数 1 8) において、 tx、—tyは X線ビーム 1 0 0 3の単位方 向べク トルの X軸、 Y軸成分であり、 それぞれ (数 2 1 ) および (数 2 2 ) で表される。 ""み (数 21) = ! 2 2 sin(; - + (数 22)
なお、 (数 1 9 ) 〜 (数 2 2 ) において、 e kフレーム目の撮 影時における X線発生点 Sの X軸に対する回転角度を表し、 (数 1 3) で示される。 シミュレーション画像発生手段 1 0 6は (数 1 7) 〜(数 2 2)を用ぃて、撮影画像の理論値 ,1) 1 を全ての11 = 1〜N、 m = 1〜M、 k = 1〜Kについて計算し、 計算結果をシミュレーショ ン画像用メモリ 1 03に記録する。 なお、 シミ ュレーション画像発生 手段 1 0 6は、専用演算器や汎用演算器を用いたソフトウエア処理等 で実現される。
以上、 実施例 2に係る放射線断層撮影装置を示したが、 本発明は、 実施例 2のみに限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲 において種々変更しうることはいうまでもない。 例えば、 実施例 2に おいては、円筒ファントム 1 00 0のサイズが 1種類に限定されてい たが、図 1 1に示すような異なるサイズを有する複数の円筒ファント ム 1 00 0 a〜(!を用いて捕正テーブルを作成してもよい。 ただし、 このとき各円筒ファン トム 1 0 0 0 a〜dは、 それらの外周位置が 、例えば X線検出器 2の視野 90 0に略内接するように配置されるも のとする。 ただし上記全ての円筒ファントム 1 00 0 a〜(!は、 X線 検出器 2の視野 9 00の内部に完全に包含されるように配置される ものとする。 また、 補正テーブル作成手段 1 0 2は、 上記全ての円筒 ファン トム 1 0 0 0 a〜 dに対して得られた較正用実測画像および シミ ュレーション画像に対して (数 6) に示される多項式関数近似を 行い、 得られた係数 anm(L)、 anra(L- 1)、 · · · anm (1)を捕正テーブル用 メモリ 1 0 5に記録するものとする。
以上詳述した実施例 1および 2においては、それぞれ較正用ファン トムとして楕円ファン トム 7 0 0および円筒ファン トム 1 0 0.0を 使用したが、較正用ファントムの種類はこれだけに限定されるもので はない。 例えば、 較正用ファントムとして、 図 1 2 (A) に示される ような人体の腹部を模擬した.腹部用ファン トム 1 2 0 0や、 図 1 2 (B)に示されるような人体の胸部を模擬した胸部用ファントム 1 2 0 1を使用してもよい。 ただし、 胸部用ファントム 1 20 1には、 人 体中の肺野を模擬するためのホール 1 20 2および 1 2 0 3が設け てある。較正用ファン トムの形状を撮影対象である被写体 3の形状に 近づけることで、較正用ファン トムの撮影において発生する散乱 X線 量が被写体 3の撮影において発生する散乱 X線量に近づくため、信号 強度捕正手段 1 04による補正精度を向上できる。
また、 実施例 1および 2においては、 それぞれ 1種類の形状のみを 有する較正用ファントムを使用したが、それらのファン トムの併用に より取得した較正用実測画像およびシミュレーション画像を用いて 補正テーブル 1 0 5を作成しても良い。
また、実施例 1および/または実施例 2における校正用ファン トム と組み合わせて、その他の形状および Zまたはサイズの異なる種々の 較正用ファン トム (回転軸に垂直な断面が略円形で、 回転軸と略同じ 位置に配置されたファントムを含む)に対して取得した較正用実測画 像おょぴシミュレーション画像を用いて補正テーブル 1 0 5を作成 しても良い。
以上説明したように、本発明によれば、 ファン トムキヤリブレーシ ョン法において簡便な計測に基づいて較正用ファン トムの実測デー タのサンプルを多数取得するための放射線断層撮影技術を実現する もので、 これにより、 ファン トムキヤリブレーション法における多項 式近似の精度を向上し、 再構成画像の画質を向上できる。 産業上の利用可能性
本発明によれば、放射線断層撮影装置において、再構成画像中に発 生するアーチファク トを高い精度で低減し、再構成画像の画質を向上 が実現できる。

Claims

請 求 の 範 囲
1 . 被写体に照射する放射線を発生する発生手段と、前記発生手段に 対向配置され前記被写体を透過した前記放射線を検出する検出手段 とを含む撮影系と、前記撮影系を前記被写体の周囲に回転させる回転 手段とを具備し、前記撮影系を前記被写体の周囲で回転させながら複 数の回転角度位置で撮影した複数の前記透過像に基づいて、前記被写 体の断層像を生成する放射線断層撮影装置であって、前記撮影系の回 転軸に垂直な断面が前記回転軸に直交する 2方向でそれぞれ異なる サイズを有する少なく とも一つのファントムを含む複数のファント ムのそれぞれについて、その周囲に前記撮影系を回転しながら撮影し た 3枚以上の透過像の実測兩像を格納する第 1の格納手段と、前記透 過像に対応する画像を計算により計算画像として生成する生成手段 と、 生成された前記計算画像を格納する第 2の格納手段と、前記実測 画像および前記計算画像に基づいて、前記被写体の前記透過像の強度 を補正する補正手段とを有することを特徴とする放射線断層撮影装
2 . 請求項 1に記載の放射線断層撮影装置において、前記少なく とも 一つのファントムは、前記回転軸に垂直な断面が略楕円形であること を特徴とする放射線断層撮影装置。
3 . 請求項 1又は 2に記載の放射線断層撮影装置において、前記複数 のファントムのうち、 少なく とも一つのファントムは、 前記回転軸に 垂直な断面が略円形であり、 かつ、 前記円形の中心が前記回転軸と異 なる位置に配置されていることを特徴とする放射線断層撮影装置。
4 . 被写体に照射する放射線を発生する発生手段と、 前記発生手段に 対向配置され前記被写体を透過した前記放射線を検出する検出手段 とを含む撮影系と、前記撮影系を前記被写体の周囲に回転させる回転 手段とを具備し、前記撮影系を前記被写体の周囲で回転させながら複 数の回転角度位置で撮影した複数の前記透過像に基づいて、前記被写 体の断層像を生成する放射線断層撮影装置であって、前記撮影系の回 転軸に垂直な断面が略円形であり、前記円形の中心が前記回転軸と異 なる位置に配置されている少なく とも一つのファントムを含む複数 のファン トムのそれぞれについて、その周囲に前記撮影系を回転しな がら撮影した 3枚以上の透過像の実測画像を格納する第 1の格納手 段と、前記透過像に対応する画像を計算により計算画像として生成す る生成手段と、生成された前記計算画像を格納する第 2の格納手段と- 前記実測画像および前記計算画像に基づいて、前記被写体の前記透過 像の強度を補正する捕正手段とを有することを特徴とする放射線断
5 . 請求項 4に記載の放射線断層撮影装置において、前記複数のファ ン トムのうち、 少なく とも一つのファン トムは、 前記回転軸に垂直な 断面が略楕円形であることを特徴とする放射線断層撮影装置。
6 . 請求項 4に記載の放射線断層撮影装置において、 前記複数のファ ン トムのうち、 少なく とも一つのファン トムは、 前記回転軸に垂直な 断面が略円形であり、前記円形の中心が前記回転軸と略同じ位置に配 置されていることを特徴とする放射線断層撮影装置。
7 . 請求項 1又は 4に記載の放射線断層撮影装置において、前記実測 画像より再構成された前記ファン トムの断層像に基づいて、前記ファ ントムの断層面の中心位置と前記断層面に平行な方向での傾きを算 出するファントム位置算出手段を有し、 前記生成手段は、前記中心位 置と前記傾きに基づいて、前記計算画像を作成する時の前記放射線の 投影方向を決定することを特徴とする放射線断層撮影装置。
8 . 請求項 7に記載の放射線断層撮影装置において、前記ファントム 位置算出手段は、前記ファントムの前記断層像の信号強度分布の重心 位置に基づいて、前記ファントムの断層面の中心位置を算出すること を特徴とする放射線断層撮影装置。
9 - 請求項 7に記載の放射線断層撮影装置において、前記ファントム 位置算出手段は、前記ファントムの断層像の信号強度分布の 1次近似 に基づいて、前記ファントムの断層面に平行な方向での傾きを算出す ることを特徴とする放射線断層撮影装置。
1 0 . 被写体に照射する放射線を発生する発生手段と、前記発生手段 に対向配置され前記被写体を透過した前記放射線を検出する検出手 段とを含む撮影系と、前記撮影系を前記被写体の周囲に回転させる回 転手段とを具備し、前記撮影系を前記被写体の周囲で回転させながら 複数の回転角度位置で撮影した複数の前記透過像に基づいて、前記被 写体の断層像を生成する放射線断層撮影装置であって、前記撮影系の 回転軸に垂直な断面が前記回転軸に直交する 2方向でそれぞれ異な るサイズを有する少なく とも一つのファン トムを含む複数のファン トムのそれぞれについて、その周囲に前記撮影系を回転しながら撮影 した 3枚以上の透過像の実測画像を格納する第 1の格納手段と、前記 透過像に対応する画像を計算により計算画像として生成する生成手 段と、生成された前記計算画像を格納する第 2の格納手段と、 前記実 測画像の信号強度と前記計算画像の信号強度との関係を近似関数で 近似して、前記近似関数のパラメータ値を導出するパラメータ値導出 手段と、 前記パラメータ値を格納する第 3の格納手段と、前記実測画 像および前記計算画像に基づいて、前記被写体の前記透過像の強度を 補正する補正手段とを有することを特徴とする放射線断層撮影装置。 1 1 . 被写体に照射する放射線を発生する発生手段と、前記発生手段 に対向配置され前記被写体を透過した前記放射線を検出する検出手 段とを含む撮影系と、前記撮影系を前記被写体の周囲に回転させる回 転手段とを具備し、前記撮影系を前記被写体の周囲で回転させながら 複数の回転角度位置で撮影した複数の前記透過像に基づいて、前記被 写体の断層像を生成する放射線断層撮影装置であって、前記撮影系の 回転軸に垂直な断面が略円形であり、前記円形の中心が前記回転軸と 異なる位置に配置されている少なく とも一つのファントムを含む複 数のファントムのそれぞれについて、その周囲に前記撮影系を回転し ながら撮影した 3枚以上の透過像の実測画像を格納する第 1の格納 手段と、前記透過像に対応する画像を計算により計算画像として生成 する生成手段と、生成された前記計算画像を格納する第 2の格納手段 と、前記実測画像の信号強度と前記計算画像の信号強度との関係を近 似関数で近似して、前記近似関数のパラメータ値を導出するパラメ一 タ値導出手段と、 前記パラメータ値を格納する第 3の格納手段と、 前 記実測画像および前記計算画像に基づいて、前記被写体の前記透過像 の強度を補正する補正手段とを有することを特徴とする放射線断層
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