(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
スライスを通して得られた一連のビューで取得される投影データから画像を再構成するための方法に於いて、
（ａ）スライスを通る上記一連のビューの内の１つに対応するＸ線投影データをフィルタリングするステップ、
（ｂ）上記ビューのフィルタリングされたＸ線投影データを逆投影してスライス画像内の複数の画素の各々の画素値を更新する逆投影ステップであって、
（ｉ）上記画素の１つの位置を表す情報をコーディックプロセッサに印加することにより、該画素位置を通過するＸ線の位置を表す角度（γ）およびＸ線源１３から該画素までの距離を表す距離（Ｌ）を求めるステップ、
（ｉｉ）上記角度（γ）を使用して、上記フィルタリングされたＸ線投影データから上記画素位置を通過するＸ線を表す投影データ値を計算するステップ、
（ｉｉｉ）上記投影データ値を上記距離（Ｌ）の自乗によって除算し、その結果の値で上記１つの画素の値を更新するステップ、および
（ｉｖ）上記の全ての画素値が更新されるまで上記ステップ（ｉ）、（ｉｉ）および（ｉｉｉ）を繰り返すステップを有する逆投影ステップ、ならびに
（ｃ）上記一連のビューの全てが取得されて逆投影されるまで上記ステップ（ａ）および（ｂ）を繰り返すステップを含むことを特徴とする画像再構成方法。
【請求項２】
上記ステップ（ｉｉ）の計算が、上記角度（γ）を使用して上記フィルタリングされたＸ線投影データから２つの値を選択し、該２つの選択された値の間の補間を行うことを含む請求項１記載の画像再構成方法。
【請求項３】
上記１つの画素の位置を表す上記コーディックプロセッサへの情報入力が、システムのアイソセンタを通過する上記ビュー内のＸ線に対して垂直な方向に測定したときの、該アイソセンタから上記画素位置までの距離を表す第１の入力（ｔ／Ｋ）、および上記アイソセンタを通過する上記ビュー内のＸ線の方向に測定したときの、上記Ｘ線源から上記アイソセンタまでの距離と上記アイソセンタから上記画素位置までの距離との和を表す第２の入力（（Ｄ＋ｓ）／Ｋ）を含む請求項１記載の画像再構成方法。
【請求項４】
上記コーディックプロセッサが、次の式
γ＝ｔａｎ-1（ｔ／（Ｄ＋ｓ））
に従って角度（γ）を計算する請求項３記載の画像再構成方法。
【請求項５】
上記コーディックプロセッサが、次の式
Ｌ＝［ｔ2 ＋（Ｄ＋ｓ）2 ］1/2
従って距離（Ｌ）を計算する請求項３記載の画像再構成方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明はコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング装置に関し、更に詳しくは画像を形成するためにスキャンの間に取得される減衰データの逆投影法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
コンピュータ断層撮影システムでは、Ｘ線源により扇状のビームが投射され、この扇状のビームは、「イメージング平面」と呼ばれるデカルト座標系のｘ−ｙ平面内に位置するようにコリメートされる。Ｘ線ビームは医療患者のようなイメージング対象物を通過して、放射線検出器配列体に当たる。透過した放射線の強度はイメージング対象物によるＸ線ビームの減衰によって左右される。各検出器はビーム減衰の測定値である個別電気信号を発生する。すべての検出器からの減衰測定値が別々に取得されることにより、透過プロフィールが作成される。
【０００３】
従来のＣＴシステムのＸ線源および検出器配列体はイメージング平面内でガントリ上に設けられて、イメージング対象物のまわりに回転するので、Ｘ線ビームがイメージング対象物と交差する角度は絶えず変化する。与えられた角度で検出器配列体から得られる一群のＸ線減衰測定値は「ビュー（ｖｉｅｗ）」と呼ばれる。イメージング対象物の「スキャン（ｓｃａｎ）」は、Ｘ線源および検出器の一回転の間に異なる角度方向で作成される一組のビューで構成される。二次元スキャンでは、データを処理することにより、イメージング対象物のイメージング平面を通して得られる二次元スライスに対応する画像が構成される。
【０００４】
二次元データから画像を再構成するために広く行われている方法は当業者によりフィルタ補正逆投影法（ｆｉｌｔｅｒｅｄ  ｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）と呼ばれている。一回転の間に収集される一組のビューから、画像が再構成される。再構成のためのステップには、前処理、空間フィルタリング、および逆投影が含まれる。前処理には、ビューデータを補正し、データを線積分測定値に変換するための多数の演算ステップが含まれる。結果として得られる変換され補正されたビューは「投影」と呼ばれる。空間フィルタリングには、投影データと再構成フィルタ核との重畳積分が含まれる。続いて逆投影が行われ、これはフィルタリングされた投影を画像平面に写像（マッピング）することにより実際の画像を作成するプロセスである。
【０００５】
前処理および空間フィルタリングには、信号処理で出会うことが多い処理速度での標準的な数学的演算が含まれる。これらのステップは、標準のディジタル信号処理ハードウェアを使用して具体化することができる。逆投影はずっと早い処理速度を必要とし、効率的に具体化するためには注文で作られた専用のハードウェアを必要とする。各ビューの逆投影には、二次元画像の画素毎に３ステップの動作が必要となる。第１に、画素を通過する射線に対して、フィルタリングされた投影データの値を見出さなければならない。通常このステップでは、２つの隣接したフィルタリングされた投影値の間で補間を行う必要がある。第２に、Ｘ線源と画素との間の距離が計算される。最後に、画素を通過する射線に対するフィルタリングされた投影データの値をＸ線源と画素との間の距離の自乗で割る。現在の方法を使用してこれらのステップを遂行するためには、３つの探索テーブル（ｌｏｏｋ−ｕｐ  ｔａｂｌｅ）を使用し、４つの別々の補間演算を行わなければならない。その結果、現在のＣＴシステムに於ける画像再構成は、複雑で、高価であり、患者スループットを制限する要因である。
【０００６】
【発明の概要】
本発明はＸ線ＣＴシステムの画像再構成器に関するものであり、特にフィルタリングされた投影を逆投影するための改良された方法に関するものである。更に詳しく述べると、再構成画像の各画素について、該画素に適用すべき投影データの角度（γ）およびＸ線源から画素までの距離（Ｌ）が、入力として画素位置を受けるコーディック（Ｃｏｒｄｉｃ）プロセッサにより計算され、また投影されるべきデータ（Ｒ）が角度（γ）を使用してフィルタリングされた投影から計算され、次いで距離（Ｌ）が自乗され、そして、画素値に対するフィルタリングされた投影の寄与分が、データ（Ｒ）を距離（Ｌ）の自乗で割ることにより計算される。
【０００７】
本発明の一般的な目的は、素早く遂行できるように逆投影プロセスを簡単化することである。発明の名称「コーディック複素乗算器（Ｃｏｒｄｉｃ  Ｃｏｍｐｌｅｘ  Ｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ）」の米国特許第４，８９６，２８７号に述べられているようなコーディック乗算器を使用することにより、パイプライン構造で直接的に角度（γ）および距離（Ｌ）を計算することができる。同様に、高スループット速度を可能とするパイプライン構造で、自乗機能および除算機能を具体化することができる。
【０００８】
本発明の更にもう１つの目的は、探索テーブルおよび補間ステップに対する必要性を低減することである。本発明の方法では、探索テーブルは不必要であり、補間はフィルタリングされた投影データからデータ（Ｒ）を計算するためにだけ必要である。
【０００９】
【発明の一般的な説明】
特定の画素に対する一組の補正されフィルタリングされた検出サンプルＲ（βi ，γj ）の逆投影を行うための基本的な幾何学的配置関係が図４に示されている。画素は座標（Ｘk ，Ｙ1 ）に位置しており、ガントリ角度はβi （ビュー番号ｉ の場合）である。ＤはＸ線源１３からアイソセンタ（ｉｓｏｃｅｎｔｅｒ）１９までの距離であり、γはアイソセンタ１９を通過する射線と画素を通過する射線との間の角度である。
【００１０】
検出サンプルＲ（βi ，γj ）の逆投影は、各画素について３ステップで行われる。第１に、画素を通過する射線について、フィルタリングされた検出データの値を計算しなければならない。これは角度γの計算を必要とし、また通常、この角度γの両側にあるフィルタリングされた検出サンプルの間の補間を行うことにより精密なフィルタリングされた投影値Ｒ（βi ，γ）を生じる必要がある 。第２に、Ｘ線源１３と画素（Ｘk ，Ｙ1 ）との間の距離Ｌが計算され、最後に値Ｒ（βi ，γ）／Ｌ2 が計算され、画素値に加算される。
【００１１】
これらの計算のいくつかを簡単にするために、ＸおよびＹで規定される座標系の代わりにｓおよびｔによって規定される座標系が使用される。ｓ軸はＸ線源からアイソセンタ１９への線に沿っているが、ｔ軸はｓ軸に対して直角にアイソセンタ１９を通過する。したがって、ｓおよびｔの座標は単にガントリ角度だけ回転したｘおよびｙの座標である。ｓの値は、アイソセンタ１９から検出器に向かっては正であり、アイソセンタ１９からＸ線源１３に向かっては負である。ｔの値は、正のγに対しては正であり、負のγに対しては負である。
【００１２】
この座標系を使用すると、γの値は次の式で与えられる。
γ＝ｔａｎ-1（ｔ／（Ｄ＋ｓ））
γは、検出サンプルＲ（βi ，γj ）の１つに対応する離散値γj の１つに等しくなることはめったにない。その代わりに、γは通常，２つのγj の値の間の値になる。この一般的な場合には、Ｒ（βi ，γ）の実際の値を近似するために線形補間が使用される。ピタゴラスの定理を使用して、Ｌの値は次のように計算することができる。
【００１３】
Ｌ＝［ｔ2 ＋（Ｄ＋ｓ）2 ］1/2 
本発明の重要な特徴は、上記の米国特許第４，９８６，２８７号、ならびにアイアールイー・トランザクションズ・オン・エレクトロニック・コンピュータズ誌１９５９年９月号３３０−３３４頁所載のジェー・イー・ボールダ（Ｊ．Ｅ．Ｖｏｌｄｅｒ）による論文「コーディックの三角計算手法（Ｔｈｅ  ＣＯＲＤＩＣ  Ｔｒｉｇｏｎｏｍｅｔｒｉｃ  Ｃｏｍｐｕｔｉｎｇ  Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）」に説明されているようなパイプライン型コーディックプロセッサによって、γおよびＬの値を直接計算できることである。このコーディックプロセッサは入力として２つの値ＡおよびＢを受けて、角度のベクトル回転とスケーリングの一連のｎ個のステップにより次の演算を行う。
【００１４】
θ＝ｔａｎ-1（Ｂ／Ａ）
γ＝Ｋ［Ａ2 ＋Ｂ2 ］1/2 
ここで
【００１５】
【数１】
0003643405.tif 000002
【００１６】
入力Ｂに画素座標ｔを代入し、入力Ａに画素座標Ｄ＋ｓを代入することにより、コーディックプロセッサはγおよびＫＬの値を直接計算する。入力ｔおよびＤ＋ｓはＫで割ることにより予めスケーリングすることができ、これによりγおよびＬの所望の値が作成される。Ｋは、コーディックプロセッサを具体化するために使用される多数のパイプライン段に基づく定数である。次に、γを使用して、フィルタリングされた投影データ値Ｒ(βi ，γ）が決められ、これをＬ2 で割ることにより、画素値に加算される量が得られる。スキャンの間に取得される各ビューはこのようにして、再構成する二次元画像の各画素に逆投影される。
【００１７】
【実施例の記載】
図１および図２に示すように、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングシステム１０は「第三世代」のＣＴスキャナの代表的なガントリ１２を含む。ガントリ１２には、Ｘ線源１３が設けられている。Ｘ線源１３は、ガントリの反対側の検出器配列体１６に向かってＸ線の円すい状ビーム１４を投射する。検出器配列体１６は多数の検出素子１８で構成される。多数の検出素子１８は医療患者１５を通過する投射されたＸ線を共同して検知する。各検出素子１８は、それに当たるＸ線ビームの強度、したがって患者を通過したＸ線ビームの減衰を表す電気信号を作成する。Ｘ線投影データを取得するためのスキャンの間、ガントリ１２およびその上に取り付けられた構成要素は患者１５の中にある回転中心１９のまわりを回転する。
【００１８】
ガントリの回転およびＸ線源１３の動作は、ＣＴシステムの制御機構２０によって制御される。制御機構２０は、電力およびタイミング信号をＸ線源１３に供給するＸ線制御器２２を含むと共に、ガントリ１２の回転速度および位置を制御するガントリ電動機制御器２３を含む。制御機構２０の中のデータ取得系（ＤＡＳ）２４は、検出素子１８からのアナログデータをサンプリングし、データを後の処理のためにディジタル信号に変換する。画像再構成器２５が、ＤＡＳ２４からのサンプリングされディジタル化されたＸ線データを受け、本発明の方法に従って高速画像再構成を行う。再構成された画像はコンピュータ２６に入力として与えられる。コンピュータ２６は、画像を大容量記憶装置２９に格納する。
【００１９】
コンピュータ２６はまた、キーボードをそなえた操作卓３０を介して操作員からの命令およびスキャンのパラメータを受ける。結合された陰極線管ディスプレイ３２により、操作員は再構成された画像およびコンピュータ２６からの他のデータを見ることができる。操作員から与えられる命令およびパラメータを使用して、コンピュータ２６は制御信号および情報をＤＡＳ２４、Ｘ線制御器２２およびガントリ電動機制御器２３に供給する。更に、コンピュータ２６はテーブル電動機制御器３４を動作させる。テーブル電動機制御器３４は、電動機付きテーブル３６を制御することによりガントリ１２の中で患者１５を位置決めする。
【００２０】
スキャンの間、ガントリ１２が軸１９のまわりを回転するにつれて、患者１５の一連のビュー（βi ）が取得される。各ビューは、それぞれの検出素子によって検知されるＸ線光子の数を示す一組のＸ線スキャンデータ値（γj ）である。ここで図３を参照して説明すると、各ビュースのキャンデータはＤＡＳ２４から入力５０に供給され、補正−較正装置５１で処理されて、検出器およびチャネルの利得の変動のような種々の周知の誤差が補正される。次に対数調節装置５２によって、補正されたデータの対数の負数を取ることにより、各検出素子１８に関連したＸ線ビームに沿って患者１５の中の減衰物質の量を示す投影プロフィールが得られる。次に、投影プロフィールは、フィルタ５３で、逆投影にそなえて再構成フィルタ核と重畳積分することにより、フィルタリングされる。
【００２１】
やはり図３に示すように、フィルタリングされた各投影プロフィールＲ（βi ，γj ）が逆投影器５５に印加され、その値を記憶装置５６に記憶する。本発明によれば、逆投影器５５はフィルタリングされた投影プロフィールＲ（βi ，γj ）から、再構成するスライス画像５７の各画素（Ｘ，Ｙ）にどんな値を加えなければならないかを決める。制御器５８は再構成器５５を動作させて、線５９に更新すべき画素のＸおよびＹの値を出力すると共に、この画素に対応する値ｔ／Ｋおよび（Ｄ＋ｓ）／Ｋをコーディックプロセッサ６０に出力する。前に説明したように、コーディックプロセッサ６０はγおよびＬの値を計算し、次にγの値を使用して、フィルタリングされた投影５６から２つの隣接した値を読み出す。これらの２つの値ならびにγの値が補間器６２に印加される。補間器６２は２つの値の間の線形補間を行うことにより、画素Ｘ，Ｙを通過する射線に対するフィルタリングされた投影値Ｒ（βi ，γ）を求める。
【００２２】
コーディックプロセッサ６０により得られたＬの値は、乗算器６３で自乗されで、除算器６４に印加される。除算器６４は、フィルタリングされた投影値Ｒ（βi ，γ）をＸ線源１３から画素までの距離の自乗（Ｌ2 ）で除算する。制御器５８はスライス画像５７の各画素に対してこの逆投影プロセスを繰り返すことにより、１つのビューに対するフィルタリングされた投影データを完全に逆投影する。次に、次のビューが逆投影器５５に印加され、プロセスが繰り返されることにより、スライス画像の各画素値がこのビューからの寄与分で更新される。すべてのビューが取得されて、逆投影されると、スライス画像５７はＸ線扇状ビーム１４の平面内の患者１５を通して取得された横断面のビューを正確に描く。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を用いることができるＣＴイメージングシステムの絵画的な斜視図である。
【図２】ＣＴイメージングシステムの概略ブロック図である。
【図３】本発明による、図２のＣＴイメージングシステムの一部を構成する画像再構成器のブロック図である。
【図４】扇状ビームの幾何学的配置関係を図式的に表した説明図である。
【符号の説明】
２４  データ取得系
２５  画像再構成器
５１  補正−較正装置
５２  対数調節装置
５３  フィルタ
５５  逆投影器
５６  フィルタリングされた投影プロフィールの記憶装置
５７  スライス画像
５８  制御器
６０  コーディックプロセッサ
６２  補間器
６３  乗算器
６４  除算器
【図１】
0003643405.tif 000003
【図２】
0003643405.tif 000004
【図３】
0003643405.tif 000005
【図４】
0003643405.tif 000006