JPH0591996A - Method for formation of image in ct system - Google Patents
Method for formation of image in ct systemInfo
- Publication number
- JPH0591996A JPH0591996A JP3253954A JP25395491A JPH0591996A JP H0591996 A JPH0591996 A JP H0591996A JP 3253954 A JP3253954 A JP 3253954A JP 25395491 A JP25395491 A JP 25395491A JP H0591996 A JPH0591996 A JP H0591996A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- data
- interpolation
- image
- projection data
- amt
- 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.)
- Pending
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title description 20
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 title 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 abstract description 12
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 abstract description 7
- 238000013500 data storage Methods 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 3
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 1
- 239000000725 suspension Substances 0.000 description 1
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】この発明は、CT装置における画
像生成方法に関し、さらに詳しくは、被検体のX線透過
量に忠実な高品質の断層画像を得られるようにしたCT
装置における画像生成方法に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an image generating method in a CT apparatus, and more specifically, a CT capable of obtaining a high quality tomographic image faithful to the X-ray transmission amount of a subject.
The present invention relates to an image generation method in a device.
【0002】[0002]
【従来の技術】CT装置において、被検体に対してX線
管と検出器とを直線移動させる(一般には被検体がテー
ブルに載って移動する)と共に、その直線移動方向に対
して平行な軸の回りに回転させつつプロジェクションデ
ータを収集し(ヘリカルスキャンまたはスパイラルスキ
ャン)、そのプロジェクションデータから前記直線移動
量に基づく補間によって前記直線移動方向の任意の位置
の断層面におけるデータを算出し、その補間データによ
り前記位置における断層画像を再構成する技術が知られ
ている。2. Description of the Related Art In a CT apparatus, an X-ray tube and a detector are linearly moved with respect to an object (generally, the object is placed on a table and moved), and an axis parallel to the linear movement direction. While collecting the projection data while rotating around (helical scan or spiral scan), the data on the tomographic plane at an arbitrary position in the linear movement direction is calculated from the projection data by interpolation based on the linear movement amount, and the interpolation is performed. There is known a technique for reconstructing a tomographic image at the position based on data.
【0003】この従来のCT装置における画像生成方法
の処理手順を図3に示す。ステップS1では、ヘリカル
スキャンによりプロジェクションデータPを収集する。
ステップS2では、垂直断層画像を得たい位置LQ を指
定する。ステップS3では、プロジェクションデータP
から直線移動量に基づく補間によって前記位置LQ にお
ける補間データPQを算出する。補間処理については後
述する。ステップR8では、補間データPQ により画像
再構成演算を行い、断層像を得る。ステップS9では、
断層像を表示する。FIG. 3 shows a processing procedure of an image generation method in this conventional CT apparatus. In step S1, the projection data P is collected by a helical scan.
In step S2, the position LQ at which the vertical tomographic image is desired to be obtained is designated. In step S3, the projection data P
Then, the interpolation data PQ at the position LQ is calculated by interpolation based on the linear movement amount. The interpolation process will be described later. In step R8, an image reconstruction calculation is performed using the interpolation data PQ to obtain a tomographic image. In step S9,
Display a tomographic image.
【0004】次に、直線移動量に基づく補間処理につい
て説明する。図4は、ヘリカルスキャンの概念図であ
る。図の左側の円C1は、X線管の回転運動を示すもの
で、φは鉛直方向に対するX線管の回転角度である。図
の右側の曲線V1は、X線管の直線移動方向の位置を横
軸(L軸)に表わし、X線管の高さを縦軸(H軸)に表
わして、X線管の軌跡を示したもので、その軌跡はサイ
ンカーブを描いている。プロジェクションデータPは、
X線管と検出器の回転角度をφ,X線管と検出器の直線
移動方向の位置をLi,検出素子番号をθnとすると、P
(φ,θn,Li)で表わされる。Next, the interpolation processing based on the linear movement amount will be described. FIG. 4 is a conceptual diagram of the helical scan. The circle C1 on the left side of the figure shows the rotational movement of the X-ray tube, and φ is the rotational angle of the X-ray tube with respect to the vertical direction. A curve V1 on the right side of the figure shows the position of the X-ray tube in the linear movement direction on the horizontal axis (L axis), and the height of the X-ray tube on the vertical axis (H axis) to show the locus of the X-ray tube. As shown, the locus is a sine curve. The projection data P is
If the rotation angle between the X-ray tube and the detector is φ, the position of the X-ray tube and the detector in the linear movement direction is Li, and the detection element number is θn, then P
It is represented by (φ, θn, Li).
【0005】図4で、一点鎖線で表わしたQ面における
断層像を得たいときは、Q面の位置LQを指定する。す
ると、Q面上の補間データPQ(φ ,θn,LQ)は、
線形補間なら、 PQ(φ,θn,LQ)=ωA・P(φ,θn,LA)+ωB・P(φ,θn,LB) 但し、LA ; LQ より前で回転角度がφになる位置 LB ; LQ より後で回転角度がφになる位置 α1=LC−LA β1=LB−LC ωA =β1/(α1+β1) ωB =α1/(α1+β1) である。In FIG. 4, when it is desired to obtain a tomographic image on the Q plane represented by the one-dot chain line, the position LQ on the Q plane is designated. Then, the interpolation data PQ (φ, θn, LQ) on the Q plane is
In the case of linear interpolation, PQ (φ, θn, LQ) = ωA · P (φ, θn, LA) + ωB · P (φ, θn, LB) where LA; Position where the rotation angle becomes φ before LQ LB; The position where the rotation angle becomes φ after LQ is α1 = LC-LA β1 = LB-LC ωA = β1 / (α1 + β1) ωB = α1 / (α1 + β1).
【0006】[0006]
【発明が解決しようとする課題】上記従来のCT装置に
おける画像生成方法では、直線移動量(直線移動方向に
おける位置Li )のみに基づく重みωA,ωBを用いて補
間していたので、被検体のX線透過量(物質密度)が位
置Li と相関をもたない場合には、無意味な補間データ
PQが算出され、このため、被検体のX線透過量に不忠
実な低品質の断層像が生成される問題点がある。In the above-described image generation method in the CT apparatus, since the interpolation is performed using the weights ωA and ωB based only on the linear movement amount (position Li in the linear movement direction), If the X-ray transmission amount (substance density) does not correlate with the position Li, meaningless interpolation data PQ is calculated, and therefore, a low-quality tomographic image unfaithful to the X-ray transmission amount of the subject. Is generated.
【0007】そこで、この発明の目的は、X線透過量の
実際の変化を反映した重みω1,ω2を算出し、その重み
ω1,ω2を用いて補間データPPを算出することによ
り、被検体のX線透過量に忠実な高品質の断層画像を得
られるようにしたCT装置における画像生成方法を提供
することにある。Therefore, an object of the present invention is to calculate the weights ω1 and ω2 reflecting the actual change of the X-ray transmission amount, and to calculate the interpolation data PP using the weights ω1 and ω2, thereby An object of the present invention is to provide an image generation method in a CT apparatus capable of obtaining a high-quality tomographic image faithful to the X-ray transmission amount.
【0008】[0008]
【課題を解決するための手段】この発明のCT装置にお
ける画像生成方法は、被検体に対して相対的にX線管と
検出器とを直線移動させると共にその直線移動方向に対
して平行な軸の回りに回転させつつプロジェクションデ
ータを収集し、そのプロジェクションデータを前記直線
移動量と前記プロジェクションデータの変化の両方に基
づいて補間し、その補間データをもとに画像再構成を行
い断層画像を生成することを構成上の特徴とするもので
ある。According to an image generating method in a CT apparatus of the present invention, an X-ray tube and a detector are linearly moved relative to an object and an axis parallel to the linear movement direction. The projection data is collected while rotating around, and the projection data is interpolated based on both the linear movement amount and the change of the projection data, and image reconstruction is performed based on the interpolation data to generate a tomographic image. This is a structural feature.
【0009】[0009]
【作用】この発明のCT装置における画像生成方法で
は、X線管と検出器の直線移動量だけでなく、プロジェ
クションデータの変化すなわちX線透過量の変化をも加
味して重みω1,ω2を算出する。そして、その重みω
1,ω2を用いて補間処理を行い補間データを算出し、そ
の補間データをもとに画像再構成を行い断層像を生成す
る。このため、被検体のX線透過量に忠実な高品質の断
層像を得られる。In the image generating method in the CT apparatus of the present invention, the weights ω1 and ω2 are calculated in consideration of not only the linear movement amount of the X-ray tube and the detector but also the change of the projection data, that is, the change of the X-ray transmission amount. To do. And its weight ω
Interpolation processing is performed using 1 and ω2, interpolation data is calculated, and image reconstruction is performed based on the interpolation data to generate a tomographic image. Therefore, a high-quality tomographic image faithful to the X-ray transmission amount of the subject can be obtained.
【0010】[0010]
【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。図1は、この発明の画像生成方法を
実施するCT装置の一例のブロック図である。X線管3
と検出器4は、ガントリ2に収められ、ガントリ回転装
置7により一体となって回転させられる。検出器4は、
被検体Kを透過してきたX線強度を検出する。X線発生
制御装置5は、X線管3に接続され、X線の発生,休止
を制御する。検出器制御回路6は、検出器4を作動させ
るタイミングを制御する。テーブル8は、患者Kを乗
せ、テーブル移動装置9により直線移動させられる。デ
ータ採集装置10は、検出器4よりプロジェクションデ
ータPを採取する。The present invention will be described in more detail with reference to the embodiments shown in the drawings. However, this does not limit the present invention. FIG. 1 is a block diagram of an example of a CT apparatus that implements the image generation method of the present invention. X-ray tube 3
The detector 4 and the detector 4 are housed in the gantry 2 and rotated integrally by the gantry rotating device 7. The detector 4 is
The X-ray intensity transmitted through the subject K is detected. The X-ray generation controller 5 is connected to the X-ray tube 3 and controls the generation and suspension of X-rays. The detector control circuit 6 controls the timing of operating the detector 4. The table K is placed on the patient K and moved linearly by the table moving device 9. The data collection device 10 collects the projection data P from the detector 4.
【0011】補間演算装置11は、テーブル8の移動量
とプロジェクションデータPの変化より重みω1,ω2を
算出し、この重みω1,ω2によりプロジェクションデー
タPの補間処理を行い、補間データPPを算出する。画
像再構成装置12は、プロジェクションデータPおよび
補間データPPをもとに画像再構成を行い、断層像デー
タを生成する。データ保存装置13は、断層像データを
保存する。3D構成装置14は、データ保存装置13に
保存された断層像データをもとに3D化断層像データを
算出する。表示装置15は、画像再構成装置12の断層
像データをもとに断層像を表示したり、3D構成装置1
4からの3D化断層像データをもとに3D化断層像を表
示する。システム制御装置20は、X線発生制御装置
5,検出器制御回路6,ガントリ回転装置7,テーブル
移動装置9,データ採集装置10,補間演算装置11,
画像再構成装置12,データ保存装置13,3D構成装
置14,表示装置15に対して、必要な信号を送受す
る。操作装置30は、オペレータがコマンド等を入力す
るものである。The interpolation calculation device 11 calculates weights ω1 and ω2 from the movement amount of the table 8 and changes in the projection data P, performs interpolation processing of the projection data P with the weights ω1 and ω2, and calculates interpolation data PP. .. The image reconstruction device 12 performs image reconstruction based on the projection data P and the interpolation data PP to generate tomographic image data. The data storage device 13 stores tomographic image data. The 3D configuration device 14 calculates 3D tomographic image data based on the tomographic image data stored in the data storage device 13. The display device 15 displays a tomographic image based on the tomographic image data of the image reconstructing device 12, and the 3D composing device 1
The 3D tomographic image is displayed based on the 3D tomographic image data from 4. The system control device 20 includes an X-ray generation control device 5, a detector control circuit 6, a gantry rotation device 7, a table moving device 9, a data collection device 10, an interpolation calculation device 11,
Necessary signals are transmitted / received to / from the image reconstructing device 12, the data storage device 13, the 3D composing device 14, and the display device 15. The operating device 30 is used by an operator to input commands and the like.
【0012】図2は、この実施例による画像生成方法の
手順を示したフローチャートである。ステップS1で
は、ヘリカルスキャンによりプロジェクションデータP
を収集する。ステップS2では、垂直断層画像を得たい
位置LQ を指定する。ステップS3では、プロジェクシ
ョンデータPから直線移動量に基づく補間によって前記
位置LQ における補間データPQを算出する。直線補間
なら、先述のように、 PQ(φ,θn,LQ)=ωA・P(φ,θn,LA)+ωB・P(φ,θn,LB) 但し、LA ; LQ より前で回転角度がφになる位置 LB ; LQ より後で回転角度がφになる位置 α1=LC−LA β1=LB−LC ωA =β1/(α1+β1) ωB =α1/(α1+β1) である。FIG. 2 is a flow chart showing the procedure of the image generating method according to this embodiment. In step S1, the projection data P is obtained by the helical scan.
To collect. In step S2, the position LQ at which the vertical tomographic image is desired to be obtained is designated. In step S3, the interpolation data PQ at the position LQ is calculated from the projection data P by interpolation based on the linear movement amount. In the case of linear interpolation, as described above, PQ (φ, θn, LQ) = ωA · P (φ, θn, LA) + ωB · P (φ, θn, LB) where LA: the rotation angle is φ before LQ Position LB; Position where the rotation angle becomes φ after LQ α1 = LC-LA β1 = LB-LC ωA = β1 / (α1 + β1) ωB = α1 / (α1 + β1).
【0013】ステップS4では、プロジェクションデー
タPの変化量DDAQを算出する。すなわち、 DDAQ(φ,θn,LQ)=|P(φ,θn,LA)−PQ(φ,θn,LQ)| である。In step S4, the amount of change DDAQ of the projection data P is calculated. That is, DDAQ (φ, θn, LQ) = | P (φ, θn, LA) −PQ (φ, θn, LQ) |.
【0014】ステップS5では、最大変化量DAAQを算
出する。すなわち、 DAAQ=max{DDAQ(φ,θn,LQ)} である。但し、全てのDDAQ=0なら、DAAQ=1とす
る。In step S5, the maximum change amount DAAQ is calculated. That is, DAAQ = max {DDAQ (φ, θn, LQ)}. However, if all DDAQ = 0, DAAQ = 1.
【0015】ステップS6では、重みω1,ω2を算出す
る。すなわち、 ω1(φ,θn,LQ)=1−δ・DDAQ(φ,θn,LQ)/DAAQ ω2(φ,θn,LQ)=1−ω1(φ,θn,LQ) である。但し、δは 重みω1,ω2のスケールであり、
δ=1なら重みω1,ω2は0〜1,1〜0の範囲で変化
し、δ=0.5なら重みω1,ω2は 0.5〜1,0〜0.
5の範囲で変化する。In step S6, the weights ω1 and ω2 are calculated. That is, ω1 (φ, θn, LQ) = 1−δ · DDAQ (φ, θn, LQ) / DAAQ ω2 (φ, θn, LQ) = 1−ω1 (φ, θn, LQ). Where δ is the scale of weights ω1 and ω2,
If δ = 1, the weights ω1 and ω2 change in the range of 0-1, 1 to 0, and if δ = 0.5, the weights ω1 and ω2 are 0.5-1, 0 to 0.
It changes in the range of 5.
【0016】ステップS7では、直線移動量とプロジェ
クションデータPの変化に基づく前記重みω1,ω2によ
りプロジェクションデータPから補間データPPを算出
する。すなわち、 PP(φ,θn,LQ)=ω1・P(φ,θn,LA)+ω2・P(φ,θn,LB) である。In step S7, the interpolation data PP is calculated from the projection data P by the weights ω1 and ω2 based on the change in the linear movement amount and the projection data P. That is, PP (φ, θn, LQ) = ω1 · P (φ, θn, LA) + ω2 · P (φ, θn, LB).
【0017】ステップS8では、補間データPPにより
画像再構成演算を行い、断層像を得る。ステップS9で
は、断層像を表示する。In step S8, an image reconstruction calculation is performed using the interpolation data PP to obtain a tomographic image. In step S9, a tomographic image is displayed.
【0018】以上のように、直線移動量とプロジェクシ
ョンデータPの変化に基づく重みω1,ω2により補間デ
ータPPを得て、画像再構成演算を行うため、被検体の
X線透過量に忠実な高品質の断層像を得ることが出来
る。As described above, the interpolation data PP is obtained from the weights ω1 and ω2 based on the change in the linear movement amount and the projection data P, and the image reconstruction calculation is performed. Therefore, a high fidelity to the X-ray transmission amount of the subject is obtained. A quality tomographic image can be obtained.
【0019】[0019]
【発明の効果】この発明のCT装置における画像生成方
法によれば、被検体物のX線透過量に忠実な高品質の断
層像を得ることが出来る。According to the image generating method in the CT apparatus of the present invention, a high-quality tomographic image faithful to the X-ray transmission amount of the object can be obtained.
【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]
【図1】この発明の画像生成方法を実施するCT装置の
ブロック図である。FIG. 1 is a block diagram of a CT apparatus that implements an image generation method of the present invention.
【図2】この発明による画像生成方法の手順を示すフロ
ーチャートである。FIG. 2 is a flowchart showing a procedure of an image generating method according to the present invention.
【図3】従来の画像生成方法の手順を示すフローチャー
トである。FIG. 3 is a flowchart showing a procedure of a conventional image generation method.
【図4】ヘリカルスキャンの概念図である。FIG. 4 is a conceptual diagram of a helical scan.
1 CT装置 2 ガントリ 3 X線管 4 検出器 5 X線発生制御装置 6 検出器制御回路 7 ガントリ回転装置 8 テーブル 9 テーブル移動装置 10 データ採集装置 11 補間演算装置 12 画像再構成装置 13 データ保存装置 14 3D構成装置 15 表示装置 20 システム制御装置 30 操作装置 K 被検体 1 CT device 2 Gantry 3 X-ray tube 4 Detector 5 X-ray generation control device 6 Detector control circuit 7 Gantry rotating device 8 Table 9 Table moving device 10 Data collection device 11 Interpolation calculation device 12 Image reconstruction device 13 Data storage device 14 3D constituent device 15 Display device 20 System control device 30 Operating device K Subject
Claims (1)
とを直線移動させると共にその直線移動方向に対して平
行な軸の回りに回転させつつプロジェクションデータを
収集し、そのプロジェクションデータを前記直線移動量
と前記プロジェクションデータの変化の両方に基づいて
補間し、その補間データをもとに画像再構成を行い断層
画像を生成することを特徴とするCT装置における画像
生成方法。1. The projection data is collected while linearly moving the X-ray tube and the detector relative to the object and rotating around an axis parallel to the linear movement direction, and the projection data is collected. Is interpolated based on both the linear movement amount and the change in the projection data, and image reconstruction is performed based on the interpolated data to generate a tomographic image.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP3253954A JPH0591996A (en) | 1991-10-01 | 1991-10-01 | Method for formation of image in ct system |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP3253954A JPH0591996A (en) | 1991-10-01 | 1991-10-01 | Method for formation of image in ct system |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0591996A true JPH0591996A (en) | 1993-04-16 |
Family
ID=17258284
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP3253954A Pending JPH0591996A (en) | 1991-10-01 | 1991-10-01 | Method for formation of image in ct system |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0591996A (en) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2010155020A (en) * | 2009-01-05 | 2010-07-15 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Image reconstruction method and x-ray ct system |
-
1991
- 1991-10-01 JP JP3253954A patent/JPH0591996A/en active Pending
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2010155020A (en) * | 2009-01-05 | 2010-07-15 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Image reconstruction method and x-ray ct system |
US8576981B2 (en) | 2009-01-05 | 2013-11-05 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Image reconstruction method and X-ray CT apparatus |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US6256370B1 (en) | Method and apparatus for performing tomosynthesis | |
JPH08509408A (en) | Image reconstruction from cone beam data | |
JP5348855B2 (en) | Object image reconstruction method and apparatus for performing the method | |
JP3548339B2 (en) | X-ray equipment | |
JP2000350721A (en) | Method and apparatus to restructure image data obtained by tomo-synthesis x-ray imaging system | |
JPH0620451B2 (en) | Equipment for collecting projection data | |
JPH0924045A (en) | Control method for x-ray ct device and x-ray ct device | |
CN102946807B (en) | X ray CT device and control method thereof | |
JPH1128204A (en) | X-ray ct | |
JPH0975338A (en) | X-ray ct device and image preparing method by the same | |
EP2508133B1 (en) | X-ray computed tomographic imaging apparatus and method for same | |
JP2009045449A (en) | X-ray computed tomography apparatus | |
JPH08308824A (en) | System to create tomographic image of article | |
JPH119583A (en) | X-ray ct scanner | |
JP3878788B2 (en) | Method and apparatus for performing tomosynthesis | |
US20050094760A1 (en) | CT image producing method and X-ray CT apparatus | |
JPH0998968A (en) | Method and device to create tomographic image of material body | |
JP2007198866A (en) | General saddle cone beam ct system, and three-dimensional reconstitution method | |
JPH0591996A (en) | Method for formation of image in ct system | |
JPH07124152A (en) | X-ray ct scanner | |
JP2000116647A (en) | Computerized tomograph | |
JP3484283B2 (en) | X-ray equipment | |
JP2008036272A (en) | Cone beam x-ray ct system | |
JP2013116213A (en) | X-ray ct apparatus | |
JP3244318B2 (en) | Skew Artifact Reduction Method in Helical Scan |