[go: up one dir, main page]

WO2016017534A1 - Ｘ線撮像装置および画像再構成方法 - Google Patents

Ｘ線撮像装置および画像再構成方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2016017534A1
WO2016017534A1 PCT/JP2015/071025 JP2015071025W WO2016017534A1 WO 2016017534 A1 WO2016017534 A1 WO 2016017534A1 JP 2015071025 W JP2015071025 W JP 2015071025W WO 2016017534 A1 WO2016017534 A1 WO 2016017534A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
data
ray
interpolation
sinogram
angle
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2015/071025
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
悠史 坪田
眞次 黒川
恵介 山川
康隆 昆野
小嶋　進一
史人 渡辺
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Original Assignee
Hitachi Medical Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Medical Corp
Priority to JP2016538315A priority Critical patent/JP6246936B2/ja
Priority to CN201580035286.XA priority patent/CN106488744B/zh
Priority to US15/325,497 priority patent/US9977137B2/en
Publication of WO2016017534A1 publication Critical patent/WO2016017534A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]

Definitions

  • the present invention relates to an image reconstruction technique in an X-ray imaging apparatus.
  • An X-ray CT (Computed Tomography) apparatus has an X-ray source that irradiates an object with X-rays, and an X-ray detector that detects X-rays transmitted through the object at a position facing the X-ray source.
  • This is an apparatus for reconstructing the difference in the X-ray attenuation rate inside the subject as an image using a data processing system, based on projection data in a plurality of directions obtained by rotating and imaging around the subject.
  • the X-ray source an X-ray tube is generally used that irradiates an electrode accelerated with a high voltage to an electrode and generates X-rays using a bremsstrahlung process.
  • X-ray detectors are often used in which X-ray detector elements, which are a combination of a scintillator and a photodiode, are arranged in a two-dimensional array in order to capture a wide area at a high speed at a time.
  • the spatial resolution of the image obtained by the X-ray CT apparatus depends on the focal spot size, the number of projection data obtained per rotation, that is, the number of views, and the arrangement density of the X-ray detection elements of the X-ray detector. However, it takes a lot of development cost to improve.
  • Patent Document 1 discloses an FFS (Flying Focal Spot) technique as a technique for improving the spatial resolution of an X-ray CT apparatus.
  • the FFS technique is a technique for doubling the sampling density at the center of an irradiation field (Scan field of view) by oscillating the focal position at high speed during rotational imaging.
  • the sampling density can be increased in the arrangement direction of the X-ray detection elements (for example, the channel direction), which is the moving direction of the focal position.
  • the CT apparatus performs continuous rotation imaging, the same is applied. It is not possible to obtain the data of two focal positions of FFS at the same time at the projection angle. Accordingly, in order to obtain data for each projection angle in the view direction, it is necessary to interpolate the missing data.
  • Patent Document 2 discloses a technique for interpolating in the direction along the locus drawn on the sinogram by the center of the image field (Display field of view) as a fan-para conversion technique.
  • the position on the sinogram where this pixel position is projected moves along the view direction.
  • the trajectory of the position on the sinogram that is, the trajectory drawn on the sinogram (hereinafter referred to as a point response trajectory) differs depending on the pixel position.
  • the interpolation method disclosed in Patent Document 2 interpolates along the point response locus at the center of the image field, and is ideal for the center of the image field, but is optimal only at the center of the image field. Interpolation is not performed.
  • the point response trajectories of a plurality of pixel positions are taken into consideration, the point response trajectories are different for each pixel position, and therefore the sinogram cannot be interpolated in a single line.
  • a representative sinogram is generated by performing interpolation only in a plurality of representative angular directions, and the representative sinogram is weighted and averaged with different weights depending on the reconstructed pixel position at the time of back projection calculation. Use the method.
  • an X-ray source that generates X-rays from an X-ray focal point and a plurality of X-ray detection elements are two-dimensionally arranged, irradiated from the X-ray source, and transmitted through a subject.
  • An X-ray detector for detecting a line, a rotation mechanism for rotating the X-ray source and the X-ray detector facing each other, and an X-ray from the X-ray source while rotating the irradiation direction of the X-ray
  • An X-ray imaging apparatus comprising: a calculation unit that reconstructs a tomographic image of the subject using a plurality of projection data detected by the X-ray detector by irradiation, wherein the plurality of projection data are Including a first sinogram in which acquired data is arranged with a detection element number in the rotation direction of the X-ray detector as a first axis and a projection number corresponding to the rotation angle of the X-ray source as a second axis, Is a data interpolation unit for interpolating the first sinogram
  • An image reconstructing unit that reconstructs an image using the second sinogram created by the data interpolating unit, and the data interpolating unit compensates for data loss included in the first sinogram, or When re
  • an image reconstruction process including a process of weighted averaging a plurality of the second sinograms with a weight according to an angle difference between the inclination of the locus drawn by the virtual point on the second sinogram and the angle ⁇ . It is characterized by.
  • the detection element numbers arranged in the rotation direction of the X-ray detector obtained by an X-ray imaging apparatus having an X-ray source, an X-ray detector, and a rotation mechanism are set to the first.
  • a plurality of the second sinograms are weighted and averaged with a weight according to an angle difference between the inclination of the locus drawn on the second sinogram by the virtual point placed at the pixel position to be reconstructed and the angle ⁇ . Characterized by including processing to To do.
  • sequence of a detector module Functional block diagram of the arithmetic unit of the X-ray CT apparatus of FIG.
  • the figure explaining FFS imaging in the X-ray CT apparatus of FIG. The figure explaining the data (first sinogram) and missing data obtained by FFS imaging Diagram showing the locus of a given pixel on the sinogram Flow showing the operation procedure of the calculation unit of the first embodiment Diagram explaining missing data interpolation Diagram showing the concept of image reconstruction using multiple representative sinograms (second sinogram)
  • the figure explaining the example 3 of a change of a first embodiment The figure which shows an example of GUI of 2nd embodiment.
  • an X-ray source that generates X-rays from an X-ray focal point and a plurality of X-ray detection elements are arranged two-dimensionally, and is irradiated from the X-ray source and transmitted through a subject.
  • An X-ray detector for detecting a line, a rotating mechanism for rotating the X-ray source and the X-ray detector in a state of facing each other, and the X-ray detector by rotating and irradiating X-rays from the X-ray source
  • a calculation unit that reconstructs a tomographic image of the subject using a plurality of projection data detected by the computer.
  • the plurality of projection data is obtained by arranging acquired data with a detection element number in the rotation direction of the X-ray detector as a first axis and a projection number corresponding to the rotation angle of the X-ray source as a second axis. Includes sinograms.
  • the calculation unit includes a data interpolation unit that interpolates the first sinogram, and an image reconstruction unit that reconstructs an image using the second sinogram created by the data interpolation unit, and the data interpolation unit includes: To compensate for missing data in the first sinogram, or to re-arrange the data into a format suitable for reconstruction processing, interpolating along multiple different angles ⁇ to create multiple second sinograms Then, the image reconstruction unit has a plurality of the first weights with a weight according to an angle difference between the inclination of the locus drawn on the second sinogram by the virtual point placed at the pixel position to be reconstructed and the angle ⁇ . An image reconstruction process including a process of weighted averaging the two sinograms is performed.
  • interpolation direction assumes a straight line with a predetermined angle passing through the missing data in the data space (sinogram), and a plurality of data (not missing) located around the missing data.
  • Data is the angle (direction) of the straight line when the data existing on the straight line or the data close to the straight line is used for interpolation.
  • this does not exclude the use of data that does not exist on a straight line or data that is relatively far from the straight line for interpolation processing.
  • FIG. 1 the outline
  • the structure of the image pickup unit is shown as a view as seen from the body axis direction of the subject 3 to be inspected, and a portion for performing control / calculation (referred to as a control system) is shown in a block diagram.
  • the imaging unit includes a gantry (not shown), an opening 2 through which the subject 3 can enter is provided at the center thereof, and a scanner device (rotation mechanism) having a rotating plate and a driving mechanism therein is accommodated.
  • the rotating plate is supported by the gantry so as to be rotatable about the center of the opening 2 as a rotation center axis, and includes an X-ray tube 1 as an X-ray source and an X-ray detector 4.
  • a bed 5 is provided so as to be movable in the opening 2, and the subject 3 is moved into the opening 2 while being placed on the bed 5. With such a configuration, the subject 3 in the opening 2 can be rotated and imaged.
  • the X-ray source includes an X-ray tube 1 and a magnetic field (or electric field) generating device that drives the X-ray tube 1, and the X-ray focal point 9 within the X-ray tube 1 has an X-ray from the X-ray focal point 9. Is generated.
  • An X-ray detector 4 is disposed at a position facing the X-ray tube 1 across the subject 3.
  • the X-ray detector 4 is divided into a plurality of modules 8, and each detector module 8 is arranged in an arc shape or a flat panel shape with the X-ray focal point 9 as the center.
  • the detector module 8 has a plurality of X-ray detection elements 41 arranged in a two-dimensional array.
  • the arrangement direction along the arc of the X-ray detection element is referred to as a channel direction
  • the arrangement direction along the body axis direction of the subject 3 is referred to as a slice direction.
  • the control system mainly includes a recording device 101 such as a memory and a hard disk drive, an arithmetic device (arithmetic unit) 102 such as a CPU (Central Processing Unit), a control device (control unit) 103, an input device 104 such as a mouse and a keyboard, and It comprises an output device 105 such as a monitor or a printer.
  • the output device 105 can also form a GUI (Graphical User Interface) together with the input device 104.
  • the storage device 101 stores data obtained by imaging, data being calculated by the arithmetic device 102, parameters and numerical values necessary for the arithmetic device 102, and programs for operating the arithmetic device 102 and the control device 103. Has been.
  • the calculation device 102 performs calculations such as data correction and interpolation in addition to calculations for image reconstruction such as projection and backprojection.
  • the control device 103 controls the operation of the entire device, such as control of the scanner device, control of the operation of the X-ray tube 1 and the X-ray detector 4, and control of the bed 5 on which the subject 3 is laid.
  • control of the X-ray source has a function to vibrate the focal position of the X-ray tube 1
  • control to vibrate the focal position is performed with rotational imaging.
  • the imaging control of the X-ray CT apparatus 100 is performed under the control of the control device 103 based on the scan conditions set by the user through the input device 104.
  • a large number of projection data (data detected by the X-ray detector 4) obtained by rotational imaging is recorded in the recording device 101, image processing calculation is executed by the calculation device 102, and monitored as information such as a tomographic image of the subject 3. Displayed on the output device 105.
  • the X-ray CT apparatus of the present embodiment is characterized by the function of the arithmetic unit 102, specifically, the data interpolation process when the detected data is defective.
  • An example of a functional block diagram of the arithmetic unit 102 having a data interpolation processing function is shown in FIG.
  • the arithmetic unit 102 includes a correction unit 1021 that performs correction such as offset correction, sensitivity correction, scattered ray correction, and beam hardening correction on the measured data, and the measured data is fan beam data.
  • a fan-para conversion unit 1022 for converting into virtual parallel beam data
  • a data interpolation unit 1023 for performing processing for interpolating a missing part of measured data (referred to as missing data)
  • An image reconstruction unit 1024 for reconstructing the image.
  • Some or all of the functions of these units are realized by loading a program stored in advance in the storage device 101 into the CPU and executing it. Some of the functions may be realized by ASIC (Application Specific Integrated Circuit) or FPGA (Field-Programmable Gate Array).
  • FFS imaging which is a typical example, will be described as an example for data having a defect.
  • FIG. 4 shows a conceptual diagram of double density sampling by FFS.
  • the focus displacement direction can be a gantry rotation direction (channel direction) or a body axis direction (slice direction).
  • FIG. 4 shows a case where the focal point 9 is displaced between the two locations F1 and F2 in the channel direction for the sake of simplicity. In the following, the case where the focal point 9 is displaced in the channel direction will be described. It is not limited to this focal displacement method.
  • the density of the line segment connecting the X-ray and the center of the detection element can be doubled near the center of the irradiation field (a plane indicated by the alternate long and short dash line) by the focal displacement.
  • Equation (1) The amount of movement ⁇ f of the focal center position (assumed as an average position during one projection) for increasing the double density follows equation (1).
  • p det is the detection element pitch in the focal displacement direction
  • SOD is the distance between the X-ray focal point 9 and the gantry rotation center
  • SID is the distance between the X-ray focal point 9 and the detector module 8 (hereinafter the same).
  • the simplest method for interpolating missing data is linear interpolation in the channel direction (channel interpolation) or linear interpolation in the view direction (view interpolation).
  • channel interpolation linear interpolation in the channel direction
  • view interpolation view interpolation
  • the spatial resolution of the irradiation field (SFOV) center is view interpolation
  • the spatial resolution around the irradiation field is channel interpolation.
  • the optimum interpolation method is considered to be interpolation in the direction along the point response locus drawn by each pixel on the sinogram (hereinafter, locus interpolation).
  • locus interpolation The concept of trajectory interpolation is shown in FIG. FIG. 6 shows point response loci LO, LA, and LB on the lower sinogram for the three positions O, A, and B of the irradiation visual field SFOV shown on the upper side.
  • the point response locus at the center position O of the irradiation field is a straight line LO parallel to the view direction passing through the center of the channel direction, but at other positions, the amplitude corresponding to the deviation from the center position is obtained.
  • a plurality of sinograms (second sinograms, hereinafter referred to as representative sinograms) interpolated in different interpolation directions are created, and image reconstruction (back projection) is performed by weighting the plurality of representative sinograms with different weights for each pixel position.
  • image reconstruction back projection
  • An image with excellent image quality as a whole is obtained without reducing the spatial resolution depending on the pixel position while reducing the calculation load.
  • the representative sinogram several different methods can be taken from the viewpoint of reducing the calculation load and improving the image quality (particularly, improving the spatial resolution).
  • an embodiment of the operation of the arithmetic unit 102 will be described.
  • the correction unit 1021 performs known corrections such as logarithmic transformation, detection element offset correction and sensitivity correction, X-ray intensity correction, scattered ray correction, and beam hardening correction. (S710).
  • the data interpolation unit 1023 determines a representative angle ⁇ i (plurality) with respect to the axis with the view direction as an axis on the sinogram, and performs interpolation in that direction for each representative angle (S720).
  • the representative angle ⁇ i is set in predetermined angular increments, for example, with a maximum value of 90 degrees (absolute value).
  • the subscript i of ⁇ is a serial number assigned to the representative angle in ascending order of angle.
  • the representative angles need not be equally spaced.
  • Interpolation in a specific angular direction is interpolation using data (data that is not missing) arranged along the angular direction.
  • the defect position is indicated by a square and the surrounding data d1 to d4 are indicated by a circle.
  • the sinogram data d is expressed as a function of the detection element number ch in the channel direction, the detection element number sl in the slice direction, and the projection number view.
  • w (xx ′) is a weight determined based on the relationship between the missing position x ′ and the vector x that is a variable of the data d (x) for interpolating it.
  • the equation (2) is the data closest to the missing position x ′ (FIG. 8). In this case, interpolation is performed by increasing the weight of d1), and the angle direction is not taken into consideration.
  • the interpolation is performed in consideration of the distance from the straight line L of the representative angle (angle with respect to the axis in the view direction) through the defect position.
  • the data interpolation unit 1023 performs the above interpolation process with the angle direction uniform, and obtains a representative sinogram in the angle direction for all missing positions. This process is performed for all the set angular directions, and the same number of representative sinograms (sinograms after interpolation) as the set angular directions (representative angles) are obtained.
  • the fan-para conversion unit 1022 and the image reconstruction unit 1024 perform fan-para conversion (S730) and reconstruction filter processing (S740) for each representative sinogram, respectively.
  • the fan-para conversion is a process of converting data obtained as a fan beam into data obtained on the assumption that a parallel beam is irradiated, and is a kind of interpolation process. Weighted interpolation can be performed.
  • the reconstruction filter process is a process of convolving a reconstruction function with data.
  • a known reconstruction filter such as a Ramachandran filter, a Shepp filter, or a Chesler filter is appropriately selected in consideration of a desired spatial resolution and contrast resolution. Can be applied.
  • These reconstruction filters are selected by, for example, the user directly selecting a filter type or a desired resolution via the input device 104.
  • FIG. 7 shows an example in which fan-para conversion (S730) is performed after creation of a representative sinogram (S720), these processes may be reversed. That is, after the corrected data is subjected to fan-para conversion, a plurality of representative sinograms having different interpolation directions may be created. However, in order not to reduce the resolution, the procedure shown in FIG. 7 is preferable. In addition, representative sinogram creation (S720) and fan-para conversion (S730) may be performed simultaneously.
  • trajectory-interpolated projection data used for backprojection processing is calculated from the representative sinogram (S750).
  • D [ ⁇ i ] ( ⁇ i is a representative angle).
  • D [ ⁇ i ] is a function of the detection element number CH in the channel direction after fan-para conversion, the detection element number SL in the slice direction after fan-para conversion, and the projection number VIEW after fan-para conversion.
  • the point response locus drawn on the sinogram is determined accordingly.
  • this trajectory is expressed as f (VIEW)
  • the angle ⁇ in the trajectory direction is expressed as arctan [f ′ (VIEW)].
  • the sinogram data D [ ⁇ ] used for backprojection is obtained by Expression (6) using a plurality of representative sinograms having a representative angle close to ⁇ .
  • Equation (6) g is a weight that is a function of the angle difference between ⁇ and ⁇ i . That is, the smaller the angle difference between ⁇ i and the angle ⁇ of sinogram data D [ ⁇ ], the greater the weight.
  • the representative sinogram data used for the calculation of Expression (6) may be only two representative angle data satisfying ⁇ j ⁇ ⁇ ⁇ j + 1 .
  • the weight at this time can be expressed by, for example, Equation (7) using the Kronecker delta symbol ⁇ .
  • the angle ⁇ in the trajectory direction changes along the point response trajectory f (VIEW) in pixels other than the rotation center position, so the calculation of the above equation (6) is performed by calculating the projection number (view number after fan-para conversion). ) every time.
  • FIG. The combination of representative sinograms used differs according to the change in the angle of the point response locus on the sinogram shown on the right side of FIG.
  • the representative sinogram interpolated with the interpolation method of ⁇ 30 degrees and the representative sinogram interpolated with the interpolation method of ⁇ 60 degrees are used. Applying the weight of equation (7) to obtain data.
  • the region 3 since the point response trajectory is substantially parallel to the view direction, a representative sinogram interpolated by the 0 degree interpolation method is used.
  • D [ ⁇ ] obtained by Expression (6) is back-projected onto a certain pixel (S760).
  • the calculation method of back projection is generally known, and can be performed by the following method as an example.
  • the position where the coordinates of the pixel center are projected onto the parallelized virtual detector plane (the position of the virtual point placed at the pixel position to be reconstructed) is defined as (CH ′, SL ′).
  • the above D [ ⁇ ] is data depending on (CH, SL), but CH and SL are discrete, and it is necessary to estimate the data of (CH ′, SL ′) by interpolation.
  • the interpolation is performed as shown in Expression (8) using an appropriate weight h according to the distance between the data position to be interpolated and the data position used for the interpolation.
  • a tomographic image of the subject can be obtained by performing the processing using the above formulas (6) and (8) or formula (9) for all pixels and all views.
  • the tomographic image is displayed on the output device 105 such as a monitor (S770).
  • a plurality of representative sinograms having different interpolation directions are prepared, and the data of these representative sinograms are weighted and used for each pixel in consideration of the point response trajectory of the pixel at the time of back projection.
  • FFS a technique that can perform approximate point response trajectory interpolation and requires interpolation of missing data
  • this embodiment can be applied not only to FFS but also to all measurements when data is lost.
  • the present embodiment can also be applied to a case where any X-ray detection element of the X-ray detector 4 is defective and data of the detection element portion is missing.
  • the maximum value and the minimum value of the representative angle are set to an angle corresponding to the scan condition.
  • the maximum value ⁇ max of the point response trajectory does not exceed 90 degrees
  • the maximum value of the representative angle is set to a value smaller than 90 degrees according to the scanning condition.
  • the maximum value ⁇ max of the representative angle corresponding to the scanning condition is obtained by the following equation (10).
  • the minimum value is given by - ⁇ max .
  • VIEW max is the number of views per rotation
  • R DFOV is the maximum radius of the pixel position included in the image field when measured in cylindrical coordinates with the gantry rotation center as an axis.
  • the R DFOV may be the maximum radius R ROI of pixel positions included in an arbitrary region of interest (ROI, Region Of Interest) designated by the user.
  • ROI region of interest
  • the calculation load can be further reduced by not creating unnecessary representative sinograms. If the number of representative sinograms is the same, the degree of approximation with trajectory interpolation can be further increased by reducing the step angle, and the accuracy of interpolation can be increased.
  • the user selects the reconstruction filter considering the spatial resolution of the image.
  • the step angle may be increased to reduce the number of representative sinograms. If a high-resolution reconstruction filter is selected, the step angle may be reduced to improve the accuracy of trajectory interpolation.
  • equation (11) gives the same result for + ⁇ and ⁇ , the representative sinogram need only be created for positive angles (0 ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ max ).
  • This modified example 3 is effective under the restriction that only the data of four adjacent points are used as shown in FIG. That is, when considering only the four neighboring points (d1 to d4) surrounding the missing data, the data to be used and its weight are equal regardless of whether the interpolation direction (angle) is + ⁇ or - ⁇ . In this case, if only a representative sinogram having a positive representative angle is prepared, it is possible to deal with any case where the angle of the point response locus is positive or negative.
  • the second embodiment is characterized in that a function for setting a representative sinogram by direct setting by a user is added.
  • FIG. 11 shows an example of a GUI displayed on the input device 104.
  • This example is a GUI that designates the degree of interpolation as “weak”, “medium”, or “strong”, and is displayed as, for example, a part of a selection menu of image quality by the user.
  • the degree of interpolation is selected by the user, the number of representative sinograms is changed according to the selected degree of interpolation. Since the number of representative sinograms is large, that is, when the representative sinogram is created in fine angular increments, the accuracy of interpolation is higher, so the number of representative sinograms is higher than ⁇ weak '', ⁇ medium '', and ⁇ strong '' than ⁇ medium '' The degree of interpolation is changed so that
  • a standard interpolation method such as channel interpolation may be set as a default, and locus interpolation may be performed when the degree of interpolation is selected.
  • sinograms can be interpolated in a single way, so that the user can select a more accurate interpolation after confirming the image obtained by the standard interpolation method.
  • the user may be able to directly input the number of representative sinograms, interpolation angle increments, and maximum interpolation angle.
  • the X-ray imaging apparatus of the present invention has been described mainly based on the embodiment applied to the FFS.
  • the present invention can be applied not only to the FFS but also to projection data in which missing data is generated and needs interpolation. is there.
  • a two-dimensional sinogram having the horizontal axis as the channel direction and the vertical axis as the view direction is shown, but a two-dimensional sinogram having the horizontal axis as the slice direction and the vertical axis as the view direction may be used.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

Ｘ線撮像装置において、計算負荷を低減しつつ、理想的な点応答軌跡補間に近似したデータ補間を実現する技術を提供する。 点応答軌跡に沿った方向の補間を高速に実施する方法を提供する。計測データから，代表的な補間角度（例えば，0度，±30度，±60度，90度）についてのみ予めサイノグラムを補間しておく。再構成時に，逆投影したい画素が決まると，点応答軌跡の傾きもView毎に決まる。軌跡の傾きに応じて，上記代表サイノグラムデータを重み付け加算することで，任意の角度に対応した補間データを得ることができる。

Description

Ｘ線撮像装置および画像再構成方法
　本発明は、Ｘ線撮像装置における画像再構成技術に関する。
　Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置とは、被写体にＸ線を照射するＸ線源と、そのＸ線源と対向する位置に、被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器とを有し、被写体の周りを回転撮像することによって得た複数方向の投影データをもとに、被写体内部のＸ線減衰率の違いを、データ処理系を用いて画像として再構成するための装置である。Ｘ線源には、通常、高電圧で加速された電子を電極に照射し、制動放射過程を利用してＸ線を発生させるＸ線管球が用いられる。Ｘ線検出器は一度に広範囲を高速に撮影するために、シンチレータとフォトダイオードの組み合わせから成るＸ線検出素子を２次元アレイ状に並べたものが多用されている。
　Ｘ線ＣＴ装置で得られる画像の空間分解能は、焦点サイズと、１回転当たりに得られる投影データ数、すなわちビュー数と、Ｘ線検出器のＸ線検出素子の配列密度に依存するが、いずれも改善には多大な開発コストがかかる。
　特許文献１には、Ｘ線ＣＴ装置の空間分解能を向上させる技術としてＦＦＳ（Flying Focal Spot）技術が開示されている。ＦＦＳ技術は、回転撮影中に焦点位置を高速に振動させることで、照射視野（Scan field of view、 ＳＦＯＶ）中心のサンプリング密度を倍増させる技術である。
　ＦＦＳでは、焦点位置の移動方向であるＸ線検出素子の配列方向（例えば、チャネル方向）にはサンプリング密度の高密度化を図ることができるが、ＣＴ装置は連続回転撮影しているため、同じ投影角度でＦＦＳの２つの焦点位置のデータを同時に得ることはできない。従って、ビュー方向についても投影角度毎のデータを得るためには、欠損したデータの補間が必要となる。
　Ｘ線ＣＴ装置におけるデータ補間技術としては、ファンビームで計測したデータを、平行ビームで取得したかのようにリビニングする際の補間法が知られている。なおファンビームから平行ビームへの変換は、ファン－パラ変換と略称されている。特許文献２には、このファン－パラ変換の技術として、画像視野（Display field of view、 ＤＦＯＶ）中心がサイノグラム上に描く軌跡に沿った方向に補間する技術が開示されている。
国際公開２０１１／０１８７２９ 特開２０１４－３４９号公報
　断層画像上のある画素を考えたとき、この画素位置を投影したサイノグラム上の位置は、ビュー方向に沿って移動する。このサイノグラム上で位置が移動する軌跡、即ちサイノグラム上に描く軌跡（以下、点応答軌跡という）は、画素位置に応じて異なる。
　特許文献２に開示された補間法は、画像視野の中心の点応答軌跡に沿って補間するものであり、画像視野の中心については理想的な補間であるが、画像視野中央部でしか最適な補間が実施されない。一方、複数の画素位置の点応答軌跡を考慮した場合には、点応答軌跡は画素位置毎に異なるのでサイノグラムを一通りに補間することはできない。理論的には、画素位置毎に異なる補間を実施したサイノグラムを作成することで、全ての画素位置で最適な補間が実施可能であるが、画素数は、少なくとも数百から数万に上るため、それに相当する数のサイノグラムを作成することは計算負荷が膨大となり実用的でない。
　本発明は、計算負荷を低減しつつ、理想的な点応答軌跡補間に近似したデータ補間を実現し、これによって画質の向上を図ることが可能なＸ線撮像装置を提供することを課題とする。
　本発明では、複数の代表的な角度方向でのみ補間を実施して代表的サイノグラムを作成し、逆投影計算時に、再構成画素位置に依存した異なる重みで、それらの代表的サイノグラムを加重平均する方法を用いる。
　すなわち本発明のＸ線撮像装置は、Ｘ線焦点からＸ線を発生するＸ線源と、複数のＸ線検出素子が二次元的に配列され、前記Ｘ線源から照射され被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器を対向配置した状態で回転させる回転機構と、前記Ｘ線の照射方向を回転させながら前記Ｘ線源からＸ線を照射することによって前記Ｘ線検出器が検出した複数の投影データを用いて前記被写体の断層画像を再構成する演算部とを備えたＸ線撮像装置であって、前記複数の投影データは、前記Ｘ線検出器の回転方向の検出素子番号を第一の軸、前記Ｘ線源の回転角度に対応する投影番号を第二の軸として取得データを並べた第一のサイノグラムを含み、前記演算部は、前記第一のサイノグラムを補間するデータ補間部と、前記データ補間部で作成された第二のサイノグラムを用いて画像再構成する画像再構成部とを備え、前記データ補間部は、前記第一のサイノグラムに含まれるデータ欠損を補う、もしくはデータを再構成処理に適した形式に再配置する際に、複数の異なる角度θに沿って補間し、複数の第二のサイノグラムを作成し、前記画像再構成部は、再構成したい画素位置に置いた仮想点が前記第二のサイノグラム上に描く軌跡の傾きと、前記角度θとの角度差に応じた重みで、複数の前記第二のサイノグラムを加重平均する処理を含む画像再構成処理を行うことを特徴とする。
　また本発明の画像再構成方法は、Ｘ線源とＸ線検出器と回転機構を備えたＸ線撮像装置で得た、前記Ｘ線検出器の回転方向に並んだ検出素子番号を第一の軸、前記Ｘ線源の回転角度に対応する投影番号を第二の軸として取得データを並べた第一のサイノグラムを用いて被写体の断層画像を再構成する方法であって、前記第一のサイノグラムに含まれるデータ欠損を補う、もしくはデータを再構成処理に適した形式に再配置する際に、複数の異なる角度θに沿って補間し、複数の第二のサイノグラムを作成する処理を含み、当該処理において、再構成したい画素位置に置いた仮想点が前記第二のサイノグラム上に描く軌跡の傾きと、前記角度θとの角度差に応じた重みで、複数の前記第二のサイノグラムを加重平均する処理を含むことを特徴とする。
　本発明により、計算負荷を低減しつつ、理想的な点応答軌跡補間に近似したデータ補間を実現することができ、これによって画質の向上を図ることができる。
本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の全体構成を示す図 検出器モジュールのＸ線素子配列の一例を示す図 図１のＸ線ＣＴ装置の演算装置の機能ブロック図 図１のＸ線ＣＴ装置におけるＦＦＳ撮像を説明する図 ＦＦＳ撮像によって得られるデータ（第一のサイノグラム）と欠損データを説明する図 所定の画素の、サイノグラム上での軌跡を示す図 第一実施形態の演算部の動作手順を示すフロー 欠損データの補間を説明する図 複数の代表サイノグラム（第二のサイノグラム）を用いた画像再構成の概念を示す図 第一実施形態の変更例３を説明する図 第二実施形態のＧＵＩの一例を示す図
　本実施形態のＸ線撮像装置は、Ｘ線焦点からＸ線を発生するＸ線源と、複数のＸ線検出素子が二次元的に配列し、前記Ｘ線源から照射され被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器を対向配置した状態で回転させる回転機構と、前記Ｘ線源からＸ線を回転照射することによって前記Ｘ線検出器が検出した複数の投影データを用いて前記被写体の断層画像を再構成する演算部とを備える。
　前記複数の投影データは、前記Ｘ線検出器の回転方向の検出素子番号を第一の軸、前記Ｘ線源の回転角度に対応する投影番号を第二の軸として取得データを並べた第一のサイノグラムを含む。前記演算部は、前記第一のサイノグラムを補間するデータ補間部と、前記データ補間部で作成された第二のサイノグラムを用いて画像再構成する画像再構成部とを備え、前記データ補間部は、前記第一のサイノグラムに含まれるデータ欠損を補う、もしくはデータを再構成処理に適した形式に再配置する際に、複数の異なる角度θに沿って補間し、複数の第二のサイノグラムを作成し、前記画像再構成部は、再構成したい画素位置に置いた仮想点が前記第二のサイノグラム上に描く軌跡の傾きと、前記角度θとの角度差に応じた重みで、複数の前記第二のサイノグラムを加重平均する処理を含む画像再構成処理を行う。
　なおデータ補間部が補間処理する方向（補間方向）とは、データ空間（サイノグラム）において欠損データを通る所定の角度の直線を想定し、欠損データの周囲に位置する複数のデータ（欠損していないデータ）のうち、その直線上に存在するデータあるいはその直線との距離が近いデータを補間に用いるときの、当該直線の角度（方向）を言う。但し、直線上に存在しないデータや直線との距離が相対的に遠いデータを補間処理に用いることを排除するものではない。
　以下、図面を参照して、本発明のＸ線撮像装置の実施形態を説明する。
　図１に、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１００の概要を示す。この図では、撮像部の構造を検査対象である被写体３の体軸方向から見た図として示し、制御・演算等を行う部分（制御系という）をブロック図で示す。
　撮像部は、図示しないガントリを備え、その中央部に被写体３が進入できる開口部２が設けられ、内部に回転板とその駆動機構を有するスキャナ装置（回転機構）が収納されている。回転板は、開口部２の中心を回転中心軸としてガントリに回転可能に支持されており、Ｘ線源であるＸ線管球１と、Ｘ線検出器４とが備えられている。開口部２内を移動可能に寝台５が備えられており、被写体３は寝台５に載置された状態で開口部２内に移動させられる。このような構成により、開口部２内の被写体３を回転撮像することが可能となる。
　Ｘ線源は、Ｘ線管球１とＸ線管球１を駆動する磁場（もしくは電場）発生装置を備え、Ｘ線管球１内にある有限の大きさを持つＸ線焦点９からＸ線を発生する。被写体３を挟んでＸ線管球１と対向する位置にＸ線検出器４が配置される。Ｘ線検出器４は複数のモジュール８に分割されており、各検出器モジュール８はＸ線焦点９を中心として円弧状もしくはフラットパネル状に配置されている。検出器モジュール８には、図２に示すように、複数のＸ線検出素子４１が２次元アレイ状に配列されている。ここでは、Ｘ線検出素子の円弧に沿った配列方向をチャネル方向、被写体３の体軸方向に沿った配列方向をスライス方向と呼ぶ。
　制御系は、主として、メモリやハードディスクドライブ等の記録装置１０１、ＣＰＵ（Central Processing Unit）等の演算装置（演算部）１０２、制御装置（制御部）１０３、マウスやキーボード等の入力装置１０４、及びモニタやプリンタなどの出力装置１０５からなる。また出力装置１０５は入力装置１０４と一体としてＧＵＩ（Graphical User Interface）を構成することも可能である。
　記憶装置１０１には、撮像によって得られたデータや演算装置１０２による計算途中のデータ、演算装置１０２の演算に必要なパラメータや数値、さらには演算装置１０２や制御装置１０３を動作させるプログラムなどが格納されている。
　演算装置１０２は、投影・逆投影などの画像再構成の演算の他、データ補正や補間などの演算を行う。
　制御装置１０３は、スキャナ装置の制御、Ｘ線管球１やＸ線検出器４の動作の制御、被検体３が寝かせられる寝台５の制御など、装置全体の動作を制御する。例えば、Ｘ線源がＸ線管球１の焦点位置を振動させる機能を有する場合、回転撮影に伴い、焦点位置を振動させる制御を行う。
　Ｘ線ＣＴ装置１００の撮影制御は、ユーザーが入力装置１０４を通して設定したスキャン条件に基づき、制御装置１０３の制御のもとで行われる。回転撮影によって得られた多数の投影データ（Ｘ線検出器４が検出したデータ）は記録装置１０１に記録され、演算装置１０２で画像処理演算が実行され、被写体３の断層画像等の情報としてモニタ等の出力装置１０５に表示される。
　本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、演算装置１０２の機能、具体的には検出したデータに欠損がある場合のデータ補間処理に特徴がある。データ補間処理の機能を持つ演算装置１０２の機能ブロック図の一例を図３に示す。
　図３に示すように、演算装置１０２は、計測したデータに対し、オフセット補正、感度補正、散乱線補正、ビームハードニング補正等の補正を行う補正部１０２１、計測したデータがファンビームデータである場合に、仮想的な平行ビームデータに変換するファン－パラ変換部１０２２、計測したデータの欠損部（欠損データという）を補間する処理を行うデータ補間部１０２３、補間後のデータを用いてＣＴ画像を再構成する画像再構成部１０２４を備えている。これら各部の機能の一部または全部は、予め記憶装置１０１に格納されているプログラムをＣＰＵにロードし実行することにより実現される。また機能の一部は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）やＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）によって実現される場合もある。
　演算装置１０２の具体的な処理内容及び手順を説明する前に、まず欠損が存在するデータについて、典型的な例であるＦＦＳ撮像を例に説明する。
　図４にＦＦＳによる倍密度サンプリングの概念図を示す。
　ＦＦＳ撮影では、Ｘ線管球１に備わった磁場（もしくは電場）発生装置を用いて、電子ビームの軌道を曲げることによって、Ｘ線焦点９の位置を投影（ビュー）毎に変位させる。焦点の変位方向は、ガントリ回転方向（チャネル方向）や、体軸方向（スライス方向）があり得る。図４では、説明を簡単にするために、チャネル方向の二ヵ所Ｆ１、Ｆ２の間で焦点９を変位させる場合を示しており、以下でもチャネル方向に変位させる場合を説明するが、本発明はこの焦点変位方法に限定されるものではない。
　図４に示すように、焦点変位により照射視野の中央付近（一点鎖線で示す平面）でＸ線と検出素子中心を繋ぐ線分の密度を倍化することができる。
　倍密度化するための、焦点中心位置（一投影の間の平均位置とする）の移動量Δfは、式（１）に従う。ここで、ｐｄｅｔは焦点変位方向の検出素子ピッチ、ＳＯＤはＸ線焦点９とガントリ回転中心間の距離、ＳＩＤはＸ線焦点９と検出器モジュール８までの距離である（以下、同じ)。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　上記条件で、焦点をチャネル方向に変位させながら連続回転撮影する場合、隣接する投影角度間で焦点位置が切り替わるので、同じ投影角度で両焦点位置のデータは同時には得られない。このため、図５に示すように、ＦＦＳ実施時のサイノグラム（第一のサイノグラム）は、チャネル方向及びビュー方向にそれぞれ一つ置きに欠損データが存在することになる。図５中、斜線を付けたボクセルが欠損データを表す。
　欠損したデータを補間する最も簡単な方法は、チャネル方向の線形補間（チャネル補間）や、ビュー方向の線形補間（ビュー補間）である。サイノグラムを一様にチャネル補間した場合と、一様にビュー補間した場合を比較すると、照射視野 (ＳＦＯＶ) 中央部の空間分解能はビュー補間が、照射視野周辺部の空間分解能はチャネル補間が、それぞれ優れている。この理由は、照射視野中央部の位置の点応答軌跡はビュー方向に沿う部分が多く、照射視野周辺部の位置の点応答軌跡はチャネル方向に沿う部分が多いためである。
　上記特性を考慮すると、最適な補間方法は、各画素がサイノグラムに描く点応答軌跡に沿った方向への補間（以下、軌跡補間）であると考えられる。軌跡補間の概念を図６に示す。図６では、上側に示す照射視野ＳＦＯＶの３つの位置Ｏ、Ａ、Ｂについて、下側のサイノグラム上の点応答軌跡ＬＯ、ＬＡ、ＬＢを示している。図示するように、照射視野の中心位置Ｏの点応答軌跡は、チャネル方向の中心を通るビュー方向に平行な直線ＬＯとなるが、それ以外の位置では、中心位置からのずれに応じた振幅を持つ、直線ＬＯを横軸とする略サイン曲線となる（ファンビームの場合、サイン曲線がやや歪んだ形状となる）。軌跡補間は、この点応答軌跡に沿った方向を補間方向としてデータを補間するものであり、その点応答軌跡を描く位置の画素については理想的な補間となる。しかし、図６からもわかるように、サイノグラム上で各画素の点応答軌跡が重なり合っているため、一通りのサイノグラムとして補間することはできない。
　本実施形態では、異なる補間方向で補間した複数のサイノグラム（第二のサイノグラム、以下、代表サイノグラム）を作成し、これら複数の代表サイノグラムを画素位置毎に異なる重みで重み付けて画像再構成（逆投影）に用いることにより、計算負荷を低減しながら、画素位置に依存した空間分解能の劣化がなく、全体として画質の優れた画像を得る。ここで代表サイノグラムの設定については、計算負荷の低減や画質の向上（特に空間分解能の向上）の観点から、いくつか異なる手法を取ることができる。以下、演算装置１０２の動作の実施形態を説明する。
＜第一実施形態＞
　第一実施形態は、予め決められた代表角度について、データ補間を行う。本実施形態による演算装置１０２の処理の流れを図７に示す。なお、ここでは再構成法はフィルタ補正逆投影法として説明する。
　まずＦＦＳ計測によって得たデータ（７００）に対し、補正部１０２１が、対数変換、及び、検出素子のオフセット補正及び感度補正、Ｘ線強度補正、散乱線補正、ビームハードニング補正等の既知の補正を行う（Ｓ７１０）。
　次に、データ補間部１０２３が、サイノグラム上でビュー方向を軸として、軸に対する代表角度θｉ（複数）を決めて、代表角度毎に、その方向への補間を行う（Ｓ７２０）。代表角度θｉは、例えば９０度（絶対値）を最大値として、所定の角度刻みで設定する。例えば、角度刻みを３０度とし、θｉ＝－９０度、－６０度、－３０度、０度、３０度、６０度、９０度の７つの代表角度とする。θの添え字iは、角度の小さい順に代表角度に付けた通し番号である。なお代表角度は等間隔である必要はない。
　特定の角度方向の補間とは、その角度方向に沿って並ぶデータ（欠損していないデータ）を用いた補間である。その一例を、図８を参照して説明する。図８中、欠損位置を四角で示し、その周りのデータｄ１～ｄ４を丸で示している。サイノグラムデータdは、チャネル方向の検出素子番号chと、スライス方向の検出素子番号slと、投影番号viewの関数で表される。これらの変数に適切な係数α、β、γを掛けてまとめたものをベクトルx＝（αch、 βsl、 γview）で表し、サイノグラム上の欠損位置をx’と表すと、補間後のデータは一般に式（２）に従う。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　式（２）中において、ｗ（ｘ－ｘ’）は、欠損位置ｘ’とそれを補間するためのデータｄ（ｘ）の変数であるベクトルｘとの関係に基づいて決められる重みである。サイノグラム上でのデータ間の距離rを式（３）で定義し、重みをｗ（ｒ）＝ｒ－２とすると、式（２）は、欠損位置ｘ’に最も近い位置のデータ（図８ではｄ１）の重みを重くして補間することとなり、角度方向は考慮されていない。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　これに対し、図８に点線で示す角度方向の補間を行う場合には、欠損位置を通り代表角度（ビュー方向の軸に対する角度）の直線Ｌとの距離を考慮して補間を行う。具体的には、欠損位置の近隣のデータ（図８、ｄ１～ｄ４）について、直線Ｌへの最短距離ｒｏｒｔを求め、ｗ（ｒｏｒｔ）＝ｒｏｒｔ －２とする。あるいは、直線Ｌ（代表角度方向）と平行な距離ｒｐａｌ（＝(ｒ２－ｒｏｒｔ ２)１／２）も求め、式（４）に示すように、ｒｏｒｔとｒｐａｌを適切な重みεを用いて結合した新たな距離ｒ’を定義し、ｗ（ｒ’）＝ｒ’ －２としてもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　また、式（５）のように、ある距離Ｒよりも遠くのデータを用いないという制限を加えてもよい。これにより分解能の劣化を防ぐことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　データ補間部１０２３は、以上の補間処理を、角度方向を一様にして、全ての欠損位置について、その角度方向の代表サイノグラムを得る。この処理を設定したすべての角度方向について行い、設定した角度方向(代表角度)と同数の代表サイノグラム（補間後のサイノグラム）を得る。
　次に、図７に戻り、各代表サイノグラムに対して、ファン－パラ変換部１０２２及び画像再構成部１０２４が、それぞれ、ファン－パラ変換(Ｓ７３０)と、再構成フィルタ処理(Ｓ７４０)を実施する。ファン－パラ変換は、ファンビームとして得られたデータを、平行ビームを照射したと仮定して得られるデータに変換する処理で、一種の補間処理であり、公知の補間手法、例えば距離に応じた重み付けを行った補間などを行うことができる。また再構成フィルタ処理は、データに再構成関数をコンボリューションする処理で、Ｒａｍａｃｈａｎｄｒａｎフィルタ、Ｓｈｅｐｐフィルタ、Ｃｈｅｓｌｅｒフィルタなど公知の再構成フィルタを、所望の空間分解能やコントラスト分解能を考慮して適宜選択して適用することができる。これら再構成フィルタの選択は、例えば、ユーザーが入力装置１０４を介して、フィルタの種類を直接選択するか所望の分解能を選択することにより行われる。
　なお図７では、代表サイノグラムの作成（Ｓ７２０）の後にファン－パラ変換(Ｓ７３０)を行う例を示したが、これらの処理は逆であってもよい。即ち、補正後のデータをファン－パラ変換した後に、補間方向の異なる複数の代表サイノグラムを作成してもよい。但し分解能を低下させないためには図７に示す手順のほうが好ましい。また、代表サイノグラムの作成（Ｓ７２０）とファン－パラ変換(Ｓ７３０)を同時に行ってもよい。
　こうしてファン－パラ変換及び再構成フィルタ処理を施したサイノグラムのデータ（角度方向毎のデータ）を用いて、逆投影を行う。このため、まず逆投影処理に用いる軌跡補間された投影データを代表サイノグラムから計算する（Ｓ７５０）。
　ここで、処理Ｓ７４０後のサイノグラムをＤ[θi]と表す（θiは代表角度である）。Ｄ[θi]は、ファン－パラ変換後のチャネル方向の検出素子番号CH、ファン－パラ変換後のスライス方向の検出素子番号SL、ファン－パラ変換後の投影番号VIEWの関数である。
　逆投影対象の画素の座標が決まると、それに応じてサイノグラム上に描く点応答軌跡が決まる。この軌跡をf(VIEW)と表すと、軌跡方向の角度Θは、arctan[f’(VIEW)]で表される。逆投影に用いるサイノグラムデータＤ[Θ]は、角度がΘと近い代表角度の代表サイノグラムを複数用いて、式（６）により求める。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　式（６）中、ｇは、Θとθiとの角度差の関数である重みである。すなわちθiとサイノグラムデータＤ［Θ］の角度Θとの角度差が小さいほど大きい重みとする。式（６）の計算に用いる代表サイノグラムデータは、θj ≦ Θ ＜ θj+1となる二つの代表角度データのみでよい。このときの重みは、例えば、クロネッカーのデルタ記号δを用いて、式（７）で表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　なお、軌跡方向の角度Θは、回転中心位置以外の画素では点応答軌跡ｆ（VIEW）に沿って変化するので、上記式（６）の計算は、投影番号（ファン－パラ変換後のビュー数）毎に行われる。この様子を図９に示す。図９の右側に示すサイノグラム上の点応答軌跡の角度の変化に合わせて、用いる代表サイノグラムの組み合わせが異なる。例えば、点応答軌跡の角度の絶対値が最大(但し６０度以下)となるサイノグラムの領域１では、－３０度の補間方法で補間した代表サイノグラムと－６０度の補間方法で補間した代表サイノグラムに、式（７）の重みを適用してデータを得る。また領域３では、点応答軌跡はほぼビュー方向と平行であるため、０度の補間方法で補間した代表サイノグラムが用いられる。
　次に、式（６）により求めたＤ[Θ]をある画素に逆投影する(Ｓ７６０)。逆投影の計算方法は一般的に知られており、一例として以下の方法で行うことができる。
　逆投影方向について、画素中心の座標を平行化された仮想検出器面に射影した位置（再構成したい画素位置に置いた仮想点の位置）を（CH’、 SL’）とする。上記Ｄ[Θ]は(CH、 SL)に依存するデータであるが、CH、 SLは離散的であり、補間により(CH’、 SL’)のデータを推定する必要がある。補間は、補間すべきデータ位置と補間に用いるデータ位置との距離に応じた適当な重みｈを用いて、式（８）のように行う。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　ここで、ΔＣＨ＝｜ＣＨ’－ＣＨ｜、ΔＳＬ＝｜ＳＬ’－ＳＬ｜である。式（８）では、特定の方向に沿った補間を行う必要はなく、既知のスプライン補間等を利用すればよい。なお式（６）と式（８）の補間を同時に行っても良い。この場合には、式（９）により、Ｄ［Θ］を求めることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　上述した式（６）及び（８）または式（９）を用いた処理をすべての画素とすべてのビューについて行うことで被写体の断層画像が得られる。断層画像は、モニタ等の出力装置１０５に表示される（Ｓ７７０）。
　本実施形態によれば、補間方向が異なる複数の代表サイノグラムを用意しておき、逆投影時に、画素の点応答軌跡を考慮して、画素毎にこれら代表サイノグラムのデータを重み付けして用いることにより、近似的な点応答軌跡補間を行うことができ、ＦＦＳ等の欠損データの補間が必要となる技術において、画質を向上し、実効ある高密度化を実現できる。
　なお本実施形態は、ＦＦＳのみならず、データに欠損を生じる場合のすべての計測に適用することができる。例えば、Ｘ線検出器４のいずれかのＸ線検出素子に欠陥があり、その検出素子の部分のデータが欠損している場合にも本実施形態を適用することができる。
　また上記説明では、代表サイノグラムの代表角度の最大値が＋９０度、最小値が－９０度の場合を示したが、代表サイノグラムの決め方は上述した実施形態に限定されず、変更が可能である。以下、データ補間部１０２３が代表サイノグラムを作成する際の変更例を説明する。
＜変更例１＞
　変更例１では、代表角度の最大値及び最小値をスキャン条件に応じた角度に設定する。図６を参照するとわかるように、点応答軌跡の傾きの最大値Θｍａｘは９０度を超えることはないので、代表角度の最大値をスキャン条件に応じて９０度より小さい値に設定する。スキャン条件に応じた代表角度の最大値Θｍａｘは、次式（１０）で求められる。なお最小値は-Θｍａｘで与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　ここで、VIEWmaxは一回転当たりのVIEW数、RDFOVはガントリ回転中心を軸とする円柱座標で測ったときの画像視野に含まれる画素位置の最大半径である。なお、上記RDFOVはユーザーが指定した任意の関心領域（ROI、 Region Of Interest）に含まれる画素位置の最大半径RROIとしても良い。
　変更例１によれば、不必要な代表サイノグラムを作成しないことで、計算負荷をさらに低減できる。また代表サイノグラム数が同一であれば、刻み角度を小さくすることにより、軌跡補間との近似度をより高めることができ、補間の精度を高めることができる。
＜変更例２＞
　変更例１は、スキャン条件に応じて代表角度の最大値や最小値を変更した例であるが、変更例２では、再構成フィルタの設定に応じて、代表角度の刻み角度を変更する。
　再構成フィルタは、ユーザーが画像の空間分解能などを考慮して選択する。このとき低分解能の再構成フィルタが選択されている場合には、刻み角度を大きくし代表サイノグラムの数を少なくしてもよい。また高分解能の再構成フィルタが選択されている場合には、刻み角度を小さくし、軌跡補間の精度を高めるようにしてもよい。
　なお、焦点サイズ、回転速度、ヘリカルピッチ、逐次近似応用再構成法の平滑化強度の選択についても、ユーザーが求めていると推測される画質に応じて、自動的に代表サイノグラム数を調整する機能を持たせることが可能である。要求空間分解能が高いほど、代表サイノグラム数を多くするよう調整するのは、上記と同様である。
＜変更例３＞
　変更例３では、補間方法を補間角度の絶対値にのみ依存する形に簡易化する。即ち、代表サイノグラムとして正負の一方（例えば正）のみを採用する。この場合には、式（２）の代わりに式（１１）を用いる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　式（１１）は＋Θと-Θで同じ結果を与えるので、代表サイノグラムは正の角度（０≦θ≦Θmax）のみ作成すればよい。
　この変更例３は、図１０に示すように、近接４点のデータのみを用いるという制限のもとで有効である。すなわち欠損データを囲む近接４点（ｄ１～ｄ４）のみを考えたとき、補間方向（角度）が＋Θでも－Θでも、用いるデータ及びその重みは等しくなる。この場合には、代表サイノグラムとして正の代表角度のものだけを用意しておけば、点応答軌跡の角度が正負いずれの場合にも対応することができる。
＜第二実施形態＞
　第二実施形態は、ユーザーの直接設定により代表サイノグラムを設定する機能を追加したことが特徴である。
　図１１に、入力装置１０４に表示されるＧＵＩの一例を示す。この例は、補間の程度を「弱」、「中」、「強」で指定するＧＵＩであり、例えば、ユーザーによる画質の選択メニューの一部として表示される。補間の程度がユーザーによって選択されると、選択された補間の程度に応じて、代表サイノグラムの数を変更する。代表サイノグラムの数が多い、すなわち細かい角度刻みで代表サイノグラムが作成されているほうが、補間の精度は高くなるので、「弱」より「中」、「中」より「強」で代表サイノグラム数が多くなるように補間の程度を変更する。
　またデフォルトとして標準的な補間方法、例えばチャネル補間を設定しておき、これら補間の程度が選択されたときに、軌跡補間を行うようにしてもよい。標準的な補間方法では、サイノグラムは一通りに補間できるため、ユーザーは標準の補間方法で得た画像を確認してから、より精度の高い補間を選択することができる。
　なお、ユーザーが直接的に、代表サイノグラム数や補間角度刻み、最大補間角度を入力できるようにしてもよい。
　以上、本発明のＸ線撮像装置を、主としてＦＦＳに適用した実施形態に基づき説明したが、本発明はＦＦＳのみならず欠損データを生じており補間が必要な投影データについて適用することが可能である。また図面では、横軸をチャネル方向、縦軸をビュー方向とする二次元的なサイノグラムを示したが、横軸をスライス方向、縦軸をビュー方向とする二次元的なサイノグラムでもよいし、さらにチャネル方向とスライス方向の軸を含む三次元的なデータについても同様に適用することが可能である。
　その他、上記実施形態で示した数値は単なる例示であり、本発明を限定するものではない。
　本発明によれば、演算装置の負担を低減しながら、理想的な補間方法である点応答軌跡に沿った補間に近いデータ補間を実現することができる。その結果、ＦＦＳ等の欠損データの補間が必要な技術において、精度の高い補間を行うことができ、画質を向上することができる。
１・・・Ｘ線管球、２・・・開口部、３・・・被写体、４・・・Ｘ線検出器、５・・・寝台、８・・・検出器モジュール、９・・・Ｘ線焦点、４１・・・Ｘ線検出素子、１０１・・・記録装置、１０２・・・演算装置、１０３・・・制御装置、１０４・・・入力装置、１０５・・・出力装置、１０２１・・・補正部、１０２２・・・ファン－パラ変換部、１０２３・・・データ補間部、１０２４・・・画像再構成部。

Claims (8)

  1. 　Ｘ線焦点からＸ線を発生するＸ線源と、複数のＸ線検出素子が二次元的に配列され、前記Ｘ線源から照射され被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器を対向配置した状態で回転させる回転機構と、前記Ｘ線の照射方向を回転させながら前記Ｘ線源からＸ線を照射することによって前記Ｘ線検出器が検出した複数の投影データを用いて前記被写体の断層画像を再構成する演算部とを備えたＸ線撮像装置であって、
    　前記複数の投影データは、前記Ｘ線検出器の回転方向の検出素子番号を第一の軸、前記Ｘ線源の回転角度に対応する投影番号を第二の軸として取得データを並べた第一のサイノグラムを含み、
    　前記演算部は、前記第一のサイノグラムを補間するデータ補間部と、前記データ補間部で作成された第二のサイノグラムを用いて画像再構成する画像再構成部とを備え、
    　前記データ補間部は、前記第一のサイノグラムに含まれるデータ欠損を補う、もしくはデータを再構成処理に適した形式に再配置する際に、複数の異なる角度θに沿って補間することで、複数の第二のサイノグラムを作成し、
    　前記画像再構成部は、再構成したい画素位置に置いた仮想点が前記第二のサイノグラム上に描く軌跡の傾きと、前記角度θとの角度差に応じた重みで、複数の前記第二のサイノグラムを加重平均する処理を含む画像再構成処理を行うことを特徴とするＸ線撮像装置。
  2. 　請求項１に記載のＸ線撮像装置であって、
    　さらに、前記Ｘ線源の回転に伴い、前記Ｘ線源の焦点位置を複数の位置に切り替えて撮像を制御する制御部を備えることを特徴とするＸ線撮像装置。
  3. 　請求項１に記載のＸ線撮像装置であって、
    　前記データ補間部は、
    　前記第一のサイノグラムの第二の軸から測った角度をθとし、
    　補間対象位置を通る角度θの直線と補間に使用するデータとの距離に応じた重みで補間することを特徴とするＸ線撮像装置。
  4. 　請求項１に記載のＸ線撮像装置であって、
    　前記角度θに沿った補間が、角度θの符号に依存しないことを特徴とするＸ線撮像装置。
  5. 　請求項１に記載のＸ線撮像装置であって、
    　前記データ補間部は、１回転当たりのデータサンプリング数（投影ビュー数）及び画像視野もしくは関心領域の位置と大きさに応じて、前記角度θの最大値及び最小値に制限を設けることを特徴とするＸ線撮像装置。
  6. 　請求項１に記載のＸ線撮像装置であって、
    　前記データ補間部は、ユーザーが選択した再構成フィルタ、焦点サイズ、回転速度、ヘリカルピッチ、または逐次近似応用再構成法の平滑化強度の選択に応じて、前記第二のサイノグラムの数を決定することを特徴とするＸ線撮像装置。
  7. 　請求項１に記載のＸ線撮像装置であって、
    　さらに、前記演算部による処理の条件を入力する入力部を備え、
    　前記データ補間部は、前記入力部を介して入力された処理の条件に応じて、作成する第二のサイノグラムの数や、前記角度θの範囲を決定することを特徴とするＸ線撮像装置。
  8. 　Ｘ線源とＸ線検出器と回転機構を備えたＸ線撮像装置で得た、前記Ｘ線検出器の回転方向に並んだ検出素子番号を第一の軸、前記Ｘ線源の回転角度に対応する投影番号を第二の軸として取得データを並べた第一のサイノグラムを用いて被写体の断層画像を再構成する方法であって、
    　前記第一のサイノグラムに含まれるデータ欠損を補う、もしくはデータを再構成処理に適した形式に再配置する際に、複数の異なる角度θに沿って補間し、複数の第二のサイノグラムを作成する処理を含み、
    　当該処理において、再構成したい画素位置に置いた仮想点が前記第二のサイノグラム上に描く軌跡の傾きと、前記角度θとの角度差に応じた重みで、複数の前記第二のサイノグラムを加重平均する処理を含むことを特徴とする画像再構成方法。

     
PCT/JP2015/071025 2014-07-28 2015-07-23 Ｘ線撮像装置および画像再構成方法 Ceased WO2016017534A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016538315A JP6246936B2 (ja) 2014-07-28 2015-07-23 Ｘ線撮像装置および画像再構成方法
CN201580035286.XA CN106488744B (zh) 2014-07-28 2015-07-23 X射线拍摄装置以及图像重建方法
US15/325,497 US9977137B2 (en) 2014-07-28 2015-07-23 X-ray image pickup device and image reconstruction method

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2014-152852 2014-07-28
JP2014152852 2014-07-28

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2016017534A1 true WO2016017534A1 (ja) 2016-02-04

Family

ID=55217435

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2015/071025 Ceased WO2016017534A1 (ja) 2014-07-28 2015-07-23 Ｘ線撮像装置および画像再構成方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9977137B2 (ja)
JP (1) JP6246936B2 (ja)
CN (1) CN106488744B (ja)
WO (1) WO2016017534A1 (ja)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109833055A (zh) * 2019-01-07 2019-06-04 东软医疗系统股份有限公司 图像重建方法和装置
JP2020506742A (ja) * 2017-01-05 2020-03-05 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 断層撮影再構成に使用するためのデータのディープラーニングに基づく推定
JP2021013729A (ja) * 2019-07-12 2021-02-12 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線システム、画像処理装置及びプログラム
JP2022140410A (ja) * 2021-03-12 2022-09-26 フラウンホファー ゲセルシャフト ツール フェールデルンク ダー アンゲヴァンテン フォルシュンク エー．ファオ． ギャップフィラーサイノグラム情報を取得するための処理デバイス、コンピュータ断層撮影装置、方法、およびコンピュータプログラム
JPWO2023132017A1 (ja) * 2022-01-05 2023-07-13

Families Citing this family (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3344113B1 (en) 2015-09-03 2023-01-18 Neptune Medical Inc. Device for endoscopic advancement through the small intestine
US10002447B1 (en) * 2016-05-20 2018-06-19 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. System and method for computed tomography
CN110191667B (zh) 2016-08-18 2022-06-03 海王星医疗公司 用于增强小肠视觉效果的装置和方法
US12295550B2 (en) 2017-07-20 2025-05-13 Neptune Medical Inc. Dynamically rigidizing overtube
US20190180481A1 (en) * 2017-12-13 2019-06-13 General Electric Company Tomographic reconstruction with weights
CN112074727A (zh) * 2018-05-21 2020-12-11 株式会社岛津制作所 X射线检查装置
US12059128B2 (en) 2018-05-31 2024-08-13 Neptune Medical Inc. Device and method for enhanced visualization of the small intestine
AU2019307743B2 (en) 2018-07-19 2025-04-10 Neptune Medical Inc. Dynamically rigidizing composite medical structures
CN112534247B (zh) * 2018-07-27 2025-02-11 深圳帧观德芯科技有限公司 多源锥束计算机断层扫描
EP3853639B1 (en) * 2018-09-21 2024-06-12 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. An imaging system
CN110068572B (zh) * 2019-04-02 2021-06-29 佛山科学技术学院 基于光学投影层析正弦图标定旋转中心的方法及装置
US11793392B2 (en) 2019-04-17 2023-10-24 Neptune Medical Inc. External working channels
US12329473B2 (en) 2019-04-17 2025-06-17 Neptune Medical Inc. Dynamically rigidizing composite medical structures
EP3764325B1 (en) * 2019-07-12 2024-05-15 Canon Medical Systems Corporation System and program for avoiding focal spot blurring
JP7330833B2 (ja) * 2019-09-20 2023-08-22 株式会社日立製作所 放射線撮像装置および放射線治療装置
KR20230007343A (ko) 2020-03-30 2023-01-12 넵튠 메디컬 인코포레이티드 디바이스를 강성화하기 위한 적층된 벽
WO2022147647A1 (en) * 2021-01-05 2022-07-14 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Imaging methods using multiple radiation beams
CA3206945A1 (en) 2021-01-29 2022-08-04 Garrett J. GOMES Devices and methods to prevent inadvertent motion of dynamically rigidizing apparatuses
JP7643104B2 (ja) * 2021-03-15 2025-03-11 オムロン株式会社 Ｘ線検査装置およびｘ線検査方法
CN113570708A (zh) * 2021-07-30 2021-10-29 重庆市特种设备检测研究院 缺陷立体建模方法、装置及计算机可读存储介质
JP2025514183A (ja) 2022-04-27 2025-05-02 ネプチューン メディカル インク． 内視鏡用衛生シース
US12458210B2 (en) 2023-09-07 2025-11-04 Neptune Medical Inc. Pressure rigidization apparatuses and methods
WO2025072977A1 (en) 2023-09-28 2025-04-03 Neptune Medical Inc. Telescoping robot

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005205218A (ja) * 2004-01-22 2005-08-04 Siemens Ag 検査対象の断層撮影による断層画像の作成方法およびコンピュータ断層撮影装置
JP2010035812A (ja) * 2008-08-05 2010-02-18 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2014000349A (ja) * 2012-06-21 2014-01-09 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 画像生成方法、画像生成装置および放射線断層撮影装置並びにプログラム

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4637040A (en) 1983-07-28 1987-01-13 Elscint, Ltd. Plural source computerized tomography device with improved resolution
IL72276A (en) 1983-07-28 1988-01-31 Elscint Ltd Computerized tomographic system with improved resolution
US5173852A (en) 1990-06-20 1992-12-22 General Electric Company Computed tomography system with translatable focal spot
JPH0810251A (ja) 1994-06-28 1996-01-16 Hitachi Medical Corp Ｘ線断層撮影方法および装置
JP4076283B2 (ja) 1998-09-14 2008-04-16 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 放射線断層撮影装置およびｘ線管
DE19851556C2 (de) 1998-11-09 2000-11-23 Siemens Ag CT-Gerät
CN100573580C (zh) 2004-03-17 2009-12-23 皇家飞利浦电子股份有限公司 多焦点采集
DE102004017540B4 (de) * 2004-04-08 2008-02-28 Siemens Ag Verfahren zur Erstellung von computertomographischen Aufnahmen mit einem CT-Gerät und CT-Gerät
DE602006018630D1 (de) * 2005-09-02 2011-01-13 Koninkl Philips Electronics Nv Verbessertes rebinning für computertomographische bildgebung
BR112012002965A2 (pt) 2009-08-13 2019-09-24 Koninklijke Philips Electrnics N. V. tubo de raio x adaptado para gerar feixes de raios x, sistema de raios x e programa de computador
JP5727277B2 (ja) 2010-04-06 2015-06-03 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
CN102727230B (zh) * 2011-04-02 2014-06-04 沈阳东软医疗系统有限公司 Ct扫描图像重建方法及装置

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005205218A (ja) * 2004-01-22 2005-08-04 Siemens Ag 検査対象の断層撮影による断層画像の作成方法およびコンピュータ断層撮影装置
JP2010035812A (ja) * 2008-08-05 2010-02-18 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2014000349A (ja) * 2012-06-21 2014-01-09 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 画像生成方法、画像生成装置および放射線断層撮影装置並びにプログラム

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2020506742A (ja) * 2017-01-05 2020-03-05 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 断層撮影再構成に使用するためのデータのディープラーニングに基づく推定
JP7202302B2 (ja) 2017-01-05 2023-01-11 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 断層撮影再構成に使用するためのデータのディープラーニングに基づく推定
CN109833055A (zh) * 2019-01-07 2019-06-04 东软医疗系统股份有限公司 图像重建方法和装置
CN109833055B (zh) * 2019-01-07 2023-07-04 东软医疗系统股份有限公司 图像重建方法和装置
JP2021013729A (ja) * 2019-07-12 2021-02-12 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線システム、画像処理装置及びプログラム
JP7451256B2 (ja) 2019-07-12 2024-03-18 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線システム、画像処理装置及びプログラム
JP2022140410A (ja) * 2021-03-12 2022-09-26 フラウンホファー ゲセルシャフト ツール フェールデルンク ダー アンゲヴァンテン フォルシュンク エー．ファオ． ギャップフィラーサイノグラム情報を取得するための処理デバイス、コンピュータ断層撮影装置、方法、およびコンピュータプログラム
JP7318045B2 (ja) 2021-03-12 2023-07-31 フラウンホファー ゲセルシャフト ツール フェールデルンク ダー アンゲヴァンテン フォルシュンク エー．ファオ． ギャップフィラーサイノグラム情報を取得するための処理デバイス、コンピュータ断層撮影装置、方法、およびコンピュータプログラム
US12423886B2 (en) 2021-03-12 2025-09-23 Fraunhofer-Gesellschaft Zur Foerderung Der Angewandten Forschung E.V. Processing device for obtaining gap filler sinogram information, computer tomograph, method and computer program
JPWO2023132017A1 (ja) * 2022-01-05 2023-07-13

Also Published As

Publication number Publication date
US9977137B2 (en) 2018-05-22
US20170176609A1 (en) 2017-06-22
JPWO2016017534A1 (ja) 2017-04-27
JP6246936B2 (ja) 2017-12-13
CN106488744B (zh) 2019-09-24
CN106488744A (zh) 2017-03-08

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6246936B2 (ja) Ｘ線撮像装置および画像再構成方法
JP4646810B2 (ja) 断層撮影像の再構成方法及び断層撮影装置
JP5194095B2 (ja) 半撮影域のみをカバーする縮小サイズ検出器を利用するコンピュータ断層撮影システムに用いる装置及び方法
JP6177831B2 (ja) 螺旋ｃｔシステム及びその再構成方法
JP5978516B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及び画像再構成方法
JP6571313B2 (ja) 医用画像診断装置及び制御方法
IL148502A (en) Methods and device that use a built-in coil spreading algorithm
JP2019191171A (ja) 関心領域の断層撮影のためのスキャン軌道
JP2010115475A (ja) コンピュータ断層撮影装置及び方法
CN101777192A (zh) 图像重构系统和方法
JP2004188163A (ja) 断層撮影装置
US20140177794A1 (en) System and method for focal spot deflection
JP4644785B2 (ja) コーンビームｃｔ画像再構成におけるアーチファクトを低減するための方法及び装置
CN118576232B (zh) 基于分布式多焦点x射线源的锥束ct装置及方法
JP4711245B2 (ja) 画像の三次元再構成の方法及びシステム
JP4087547B2 (ja) コンピュータ断層撮影装置
JP2009089810A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2015208601A (ja) Ｘ線ｃｔ装置、画像処理装置、及び投影データ生成方法
JP6437163B1 (ja) コンピュータ断層撮影画像生成装置
JP4701038B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4025530B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP6243219B2 (ja) 画像生成装置および放射線断層撮影装置並びにプログラム
JP2018143574A (ja) Ｘ線ｃｔ装置及び画像処理方法
JP4006451B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及びそのミスアライメント補正方法
US9737277B2 (en) X-ray CT system and medical image processing method

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 15827291

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2016538315

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 15325497

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 15827291

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1