WO2010016425A1 - Ｘ線ｃｔ画像形成方法及びそれを用いたｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Ｘ線ｃｔ画像形成方法及びそれを用いたｘ線ｃｔ装置 Download PDF

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WO2010016425A1
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projection data
image
data
ray
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PCT/JP2009/063583
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大雅 後藤
嘉晃 菅谷
浩一 廣川
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株式会社 日立メディコ
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    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
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    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • 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
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/421—Filtered back projection [FBP]

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT image forming method and an X-ray CT apparatus using the same, and more particularly to a technique for reducing artifacts caused by an image reconstruction method of projection data acquired by CT scanning.
  • An X-ray CT image is obtained by reconstructing projection data composed of a plurality of view data acquired by performing a CT scan around an object with an X-ray tube and an X-ray detector.
  • a false image called an artifact may occur due to various causes. If an artifact occurs on an image, it interferes with a doctor's image diagnosis. Therefore, an artifact reduction technique corresponding to the type of artifact has been developed.
  • multi-slice CT multi-slice X-ray CT apparatus
  • a plurality of detection element arrays of X-ray detectors are arranged in the body axis direction of the subject
  • the number of columns is increasing.
  • Multi-slice CT can capture a wide range of subject areas with a single scan compared to conventional single-slice CT, which brings a great advantage in reducing examination time.
  • the shortening of the inspection time is proportional to the number of detection element arrays if the scan speed and the detection element size are the same. For this reason, the number of detection element arrays is increased by a power of 2, and in recent years, multi-slice CTs having detectors of 64 detection element arrays have been commercially available.
  • Image reconstruction methods for X-ray CT apparatuses can be broadly classified into analytical reconstruction methods and algebraic reconstruction methods.
  • Analytically reconstruction of these image reconstruction method Fourier transform method, the filtered back projection method, there is convolution method, the algebraic reconstruction technique, MLEM (M aximum L ikelihood E xpectation M aximization ) method and OSEM (O rdered S ubset E xpectation M aximization) iterative reconstruction method typified method is.
  • MLEM M aximum L ikelihood E xpectation M aximization
  • OSEM OF rdered S ubset E xpectation M aximization
  • ⁇ Current multi-slice CT image reconstruction methods are being studied for various methods belonging to analytical methods.
  • the conventional filter-corrected back projection (Filtered Back Projection) method for single slice CT could be used.
  • an image reconstruction method called the Feldkamp method disclosed in Non-Patent Document 1 or an image reconstruction method improved from the image reconstruction method is disclosed. Adoption is being considered.
  • the Feldkamp method is an approximate image reconstruction method based on the filtered back projection method, and is an end detection element of an X-ray bundle (cone beam X-ray) emitted from an X-ray tube toward an X-ray detector.
  • the influence of the incident angle (cone angle) on the rows is taken into consideration, and it is said that the occurrence of cone beam artifacts peculiar to multi-slice CT is relatively small.
  • the present invention has been made in view of the above technical background, and an object thereof is to provide a CT image forming method capable of reducing artifacts resulting from an image reconstruction method and an X-ray CT apparatus using the CT image forming method.
  • the present invention provides an X-ray CT image forming method for obtaining a reconstructed image of an examination site of a subject by reconstructing image of projection data obtained by CT scan, Artifact components resulting from the image reconstruction method of data are calculated, and the calculated artifact components are subtracted from the projection data to create corrected projection data including inverse artifact components, and the corrected projection data is image reconstructed. In this way, a reconstructed image with reduced artifacts is obtained.
  • the inverse artifact component is obtained as difference data between projection data and reprojection data obtained by reprojecting a reconstructed image obtained by reconstructing the projection data.
  • the present invention is an X-ray CT image forming method for obtaining a reconstructed image of an examination site of a subject by reconstructing projection data obtained by CT scan, (1) reconstructing the projection data to obtain an initial reconstructed image; (2) reprojecting the initial reconstructed image to obtain reprojection data; (3) obtaining difference data between the projection data and the reprojection data; (4) subtracting the difference data from the projection data to obtain corrected projection data including an inverse artifact component; (5)
  • the method includes a step of reconstructing the corrected projection data to obtain a corrected reconstructed image.
  • the initial reconstructed image of the step (2) is replaced with the corrected reconstructed image obtained in the step (5), and the steps (2) to (5) are replaced with n.
  • N is an integer such that n ⁇ 1 and the upper limit is determined).
  • the present invention provides an X-ray source and an X-ray detector facing each other with a subject interposed therebetween, and projection data obtained by performing a CT scan on the subject is imaged.
  • the image processing apparatus extracts an artifact component resulting from an image reconstruction method of the projection data
  • Corrected projection data generating means for subtracting the artifact component from the projection data to generate corrected projection data including an inverse artifact component, and an artifact caused by an image reconstruction method by reconstructing the corrected projection data.
  • the artifact component extracting means is means for reprojecting the reconstructed image obtained by reconstructing the projection data to obtain reprojection data, and means for obtaining difference data between the projection data and reprojection data; It is characterized by having.
  • the image processing apparatus re-projects the corrected reconstructed image generated by the corrected reconstructed image generating unit again to the artifact component extracting unit to obtain the nth reprojected data, and then the projection data And the nth difference projection data is obtained, and the corrected projection data generation means subtracts the nth difference data from the projection data to obtain the nth corrected projection data.
  • An approximate image reconstruction means is provided.
  • the upper limit of the number of repetitions n is preferably set before the image reconstruction process, or input means for inputting the repetition for obtaining the corrected reconstructed image each time is provided in the operation unit. Is desirable.
  • the present invention is applied to an X-ray CT apparatus that includes a multi-slice X-ray detector as the X-ray detector and performs image reconstruction using an image reconstruction method that belongs to a filtered back projection method. It is desirable.
  • artifacts resulting from the image reconstruction method in the X-ray CT apparatus can be reduced.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a detailed configuration of an X-ray CT apparatus according to the present invention.
  • 6 is a flowchart showing a CT image formation processing procedure according to the first embodiment of the present invention.
  • 6 is a flowchart showing a CT image formation processing procedure according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a graphic representation of the flowchart shown in FIG. 6 is a flowchart showing a modification of the first embodiment.
  • FIG. 9 is a graphic diagram of a CT image forming process procedure according to the second embodiment of the present invention.
  • 10 is a flowchart showing a CT image formation processing procedure according to the third embodiment of the present invention.
  • the multi-slice CT includes a scanner 1, a bed 2, and an operation unit 3 connected to the scanner 2 by a cable 4.
  • the scanner 1 rotates an X-ray tube and an X-ray detector while emitting X-rays around the subject 24, and measures an X-ray absorption coefficient of a tissue constituting the subject from multiple directions.
  • the bed 2 carries the subject 24 in and out of the opening of the scanner 1.
  • the operation unit 3 includes an input device for inputting imaging parameters and reconstruction parameters, a processing device for processing data output from the X-ray detector, and a display device for displaying the reconstructed image and its accompanying information. It consists of
  • FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of a multi-slice CT according to the present invention.
  • the scanner 1 includes an X-ray tube device 5, which is an X-ray generation source, a high voltage generator 7, an X-ray controller 9, a central controller (CPU) 11, a scanner controller 13, a collimator 15, a collimator controller 17, a scanner A rotation drive device 19, an X-ray detector 27, a preamplifier 29, a signal processing circuit 31, and the like are provided.
  • the X-ray detector 27 is in addition to the X-ray detection element array (referred to as the slice direction) in addition to the X-ray detection element array in the arc direction (referred to as the channel direction) with a predetermined radius centered on the X-ray tube focal point.
  • the X-ray detection element array referred to as the slice direction
  • the arc direction referred to as the channel direction
  • a plurality of X-ray detection element arrays are provided.
  • the couch 2 includes a top board 21, a couch controller 23, a couch movement measuring device 25, and the like.
  • the operation unit 3 includes an arithmetic device 33, a display device 35 including a CRT or a liquid crystal display, an input device 37 such as a keyboard and a mouse, and a storage device 39.
  • X-ray imaging conditions tube voltage, tube current, bed moving speed, slice pitch, etc.
  • reconstruction parameters FOV, reconstructed image
  • the control signals necessary for imaging are sent from the CPU 11 to the X-ray control device 9, the bed control device 23, the scanner control device 13, and the scanner rotation drive It is sent to the device 19 and the collimator control device 17.
  • a control signal is sent from the CPU 11 to the scanner rotation driving device 19, and the X-ray tube device 5 and the X-ray detector 27 rotate around the subject 24.
  • an imaging start signal is issued from the scanner rotation driving device 19 at a timing when the rotation reaches a steady speed and the X-ray tube device 5 reaches a predetermined rotation angle position.
  • an imaging start signal When an imaging start signal is issued, an X-ray emission start signal is output from the CPU 11 to the X-ray control device 9, a control signal is sent from the X-ray control device 9 to the high voltage generator 7 and set to the X-ray tube device 5.
  • the applied tube voltage is applied, and a tube current is supplied to the cathode filament of the X-ray tube device 5 so that the subject 24 is irradiated with X-rays.
  • a signal related to the movement of the subject during scanning is input from the CPU 11 to the bed control device 23, and the top plate 21 on which the subject 24 is placed according to the signal is in a stationary state, step feed, or continuous movement. Is put in an operating state.
  • X-rays radiated from the X-ray tube device 5 are irradiated to the subject tissue in the X-ray irradiation field set by the collimator 15, attenuated according to the X-ray absorption coefficient of the tissue of the subject 24, and X-rays It is detected by the detector 27.
  • X-rays detected by the X-ray detector 27 are converted into currents, amplified by a preamplifier 29, A / D conversion, logarithmic conversion, calibration processing, etc. are performed by a signal processing circuit 31 and converted into view data. Input to the arithmetic unit 33 of the operation unit 3. This view data is acquired for each predetermined rotation angle of the X-ray tube device 5 and the X-ray detector 27, and sequentially taken into the arithmetic device 33.
  • the image reconstruction operation is performed in the reconstruction arithmetic means 33a in the arithmetic device 33, and the reconstruction is performed.
  • An image is formed.
  • This reconstructed image is stored in the storage device 39 in the operation unit 3, and is subjected to image processing in the image processing means 33b as necessary and displayed on the display device 35 as a CT image.
  • imaging (CT scan) of the subject 24 is performed by the CT apparatus, and initial projection data 41 shown in FIG. 5 is acquired and taken into the arithmetic unit 33 (step 101).
  • the initial projection data 41 shown in FIG. 5 shows one set of projection data by a sinogram, but a plurality of sets of projection data is taken into the arithmetic unit 33.
  • the initial reconstructed image obtained by the reconstruction calculation means 33a in the calculation device 33 is subjected to a three-dimensional filter-corrected back projection method, for example, the Feldkamp method as an example, with respect to the initial projection data 41 taken into the calculation device 33. 43 is formed (step 102). Although this initial reconstructed image 43 is also shown as one image in FIG. 5, the image for the initially set number of slices is reconstructed. These initial reconstructed images 43 are displayed on the display device 35. Since the above operation is known in multi-slice CT, detailed description is omitted.
  • the operator sequentially observes these initial reconstructed images 43 displayed on the display device 35, and determines whether or not the image of the diagnostic region can be used for diagnosis, that is, whether or not the artifact needs to be removed (step 103). If the operator determines that there are many artifacts on the image due to the image reconstruction method and may interfere with the diagnosis (Y in step 103 (Yes)), the successive approximation process in step 105 and subsequent steps is performed. The artifact removal processing operation according to is performed. Further, when the operator determines that the artifact does not interfere with the diagnosis (N (No) in Step 103), the successive reconstruction process described later is not performed without performing the successive approximation process in Step 105 and the subsequent steps. An image creation operation is performed. The result of determining whether or not the artifact removal process is necessary can be performed by an operator using the input device 37 to input to a window provided on the screen of the display device 35.
  • the computing device 33 receives the first artifact removal processing execution command from the CPU 11, the computing device 33 reprojects the initial reconstructed image 43 along the X-ray beam and along the scan locus.
  • the first reprojection data 45 generated by the reprojection includes an artifact component resulting from the image reconstruction method.
  • the first difference data 47 becomes an artifact component resulting from the image reconstruction method. Note that.
  • the above difference calculation may be performed for all of the initial projection data 41 and the first reprojection data 45, but is performed on a pair of a part of the initial projection data 41 and the corresponding first reprojection data, and other initial projection data.
  • the execution of the difference calculation in the pair of the projection data 41 and the corresponding first reprojection data may be omitted, and the calculation may be performed by weighting processing according to the X-ray incident angle of the projection data.
  • the generated first corrected projection data 49 includes an inverse component of an artifact component resulting from the image reconstruction method (hereinafter referred to as an inverse artifact component).
  • the subtraction process between the initial projection data 41 and the first difference data in Step 1053-n may be performed after performing a weighting process called a relaxation coefficient well known in the successive approximation processing technique on the first difference data. As a result, the successive approximation process can be directed to convergence at an early stage.
  • n 1, which is the first corrected reconstructed image, hereinafter the same
  • Artifacts resulting from the image reconstruction method occurring in the first corrected reconstructed image 51 are offset by the inverse artifact component included in the first corrected projection data 49, and the artifacts are greatly reduced.
  • the first artifact removal processing is completed, and the first corrected reconstructed image 51 is displayed on the display device 35.
  • the first corrected image reconstruction condition used in step 1054-1 is set so that the error of the reprojection processing is reduced on the assumption that the first corrected reconstructed image 51 is subsequently reprojected.
  • reconstruction filters reduce the error between reprojection data and initial projection data (e.g., Ramp filters, Shepp and Logan ) Use filters. )It is determined.
  • step 106-n 1, Therefore, it is described as step 106-1. If the operator determines that there are still many artifacts in the first corrected reconstructed image 51 (Yes in step 106-n), the artifact removal processing operation is performed again. Done. When the operator determines that the artifact does not interfere with the diagnosis (No in Step 106-n), a final reconstructed image (final image) described later is created. The necessity input for the artifact removal processing is performed in the same manner as described in step 103.
  • Step 105-2 When the operator inputs that the artifact removal processing is necessary, the processing flow returns to Step 105-n again, and the CPU 11 causes the arithmetic unit 33 to execute the second artifact removal processing (Step 105-2).
  • the arithmetic unit 33 receives the second artifact removal processing execution instruction from the CPU 11, the arithmetic unit 33 reprojects the first corrected reconstructed image 51 along the X-ray beam and along the scan locus.
  • second reprojection data 53 is generated (step 1051-2). This reprojection can be performed on all of the first corrected reconstructed images 51, or can be performed only on images that the operator has determined that there are many artifacts and hinders diagnosis.
  • the second reprojection data 53 generated by the reprojection includes an artifact component that appears in the first corrected reconstructed image 51 without being removed by the first artifact removal processing.
  • the calculation device 33 When the second reprojection data 53 is generated, the calculation device 33 performs a difference calculation between the initial projection data 41 and the second reprojection data 53 to obtain second difference data 55 (step 1052-2).
  • This second difference data 55 is an artifact component that appears in the first corrected reconstructed image 51 without being removed by the first artifact removal processing, and is smaller than the artifact component that appears in the initial reconstructed image 43. It will be a thing.
  • the subtraction process between the initial projection data 41 and the second difference data 55 is executed, and the second corrected projection data 57 is generated (step 1053-2).
  • the generated second corrected projection data 57 includes an inverse artifact component of the artifact component that appears in the first corrected reconstructed image 51 without being removed by the first artifact removal processing.
  • the second difference data 57 may be weighted and subtracted from the initial projection data 41.
  • the generated second corrected projection data 57 is reconstructed by the reconstruction calculation means 33a in the same manner as step 1054-1 described above by the three-dimensional filter correction backprojection method, and the second corrected reconstructed image 59 is formed (step 1054-2).
  • the second corrected reconstructed image 59 has a smaller artifact than the first corrected reconstructed image 51, and is close to a true image of the subject.
  • the second artifact removal processing is completed, and the second corrected reconstructed image 59 is displayed on the display device 35.
  • the operator observes the second corrected reconstructed image 59 displayed on the display device 35, and determines whether or not it can be used for diagnosis again (step 106-2).
  • the process returns to Step 105-n, The artifact removal processing operation (generation of the nth corrected reconstructed image) is repeated. If the operator determines that the artifact does not interfere with the diagnosis (No in step 106-n), a final image creation operation is performed.
  • the operator When the operator determines that the artifact no longer interferes with the diagnosis by generating the nth corrected reconstructed image, the operator inputs a final image creation command to the operation unit 3 (step 108). At this time, the operator inputs an image reconstruction condition (second image reconstruction condition) of the final image as well as an input of the final image creation operation.
  • the CPU 11 instructs the arithmetic unit 33 to obtain the initial projection data 41 obtained in step 101 or the n-th corrected projection data 49 and 57 obtained in step 105-n. ,... Are subjected to reconstruction calculation under the set reconstruction conditions. Thereby, the final image 61 is generated (step 108).
  • the reconstructed final image 61 is displayed on the display screen of the display device 35 (step 109).
  • the first embodiment of the present invention has been described above, but the first embodiment can be variously modified.
  • the necessity of artifact removal is determined based on the operator's determination.
  • the total value or the maximum value of the difference data between the initial projection data and the reprojection data is set to a threshold value in advance.
  • the steps 105-n and 106-n may be automatically executed repeatedly until the difference data between the initial projection data and the reprojection data is equal to or less than the threshold value. This eliminates the need for the operator to determine whether or not to perform artifact removal processing and to input the result to the operation unit 3 each time.
  • steps 105-n and 106-n when the number of repetitions n of steps 105-n and 106-n is set in advance, and steps 105-n and 106-n are repeated n times.
  • the final image may be reconstructed.
  • the artifact removal can be completed within a predetermined time.
  • the number of repetitions n may be set according to the cone angle or slice position. That is, the number of repetitions n is increased for images at slice positions where the cone angle is large and cone beam artifacts are strong, and the number of repetitions n is decreased for images at slice positions where cone beam artifacts are not very strong. You may do it. Thereby, the number of iterations of the successive approximation process can be set optimally. Therefore, it is possible to shorten the time until obtaining a diagnostic image (final image).
  • the artifact removal process does not use the projection data of the entire region of the detector, but the detector region where the subject transmission data is the maximum region (hereinafter referred to as an effective detector range). This is performed using projection data.
  • an effective detector range As a method for determining the use range of projection data, there is a method of calculating or manually setting a circular size including the whole subject and a circular center position by analyzing a reconstructed image, a sinogram or a scanogram.
  • the processing flow is basically the same as in FIGS.
  • the second embodiment will be described with reference to an artifact removal processing conceptual diagram in the second embodiment shown in FIG.
  • a CT scan of the subject 24 is performed, and initial projection data 41 is acquired and taken into the arithmetic unit 33 (step 201-1).
  • the initial projection data 41 shown in FIG. 7 represents one set of projection data, a plurality of sets of projection data are taken into the arithmetic unit 33.
  • the effective detector range is set by the CPU 11 by the above-described method, the initial projection data existing in the effective detector range is extracted by the arithmetic unit 33, and the effective detector with the data outside the effective detector range set to zero In-range projection data 71 is created (step 201-2).
  • the reprojection data 71 within the effective detector range is set within the effective detector range by using the three-dimensional filter correction back projection method by the reconstruction calculation means 33a with the circular size as FOV and the circular center position as the image reconstruction center.
  • An initial reconstructed image 73 is reconstructed (step 202).
  • the operator observes the initial reconstructed image 73 within the effective detector range determines whether or not the image of the examination site can be used for diagnosis, that is, whether or not to perform the artifact removal processing, and the result is input by the input device 37. Input to operation unit 3. If the initial reconstructed image 73 within the effective detector range can be used for diagnosis, the artifact removal process is not performed, but the final image is reconstructed. Otherwise, the artifact removal process is performed as follows. Is called.
  • the effective detector range initial reconstructed image 73 in the effective detector range is reprojected in the same manner as in the first embodiment, and the first re-detection within the effective detector range is performed.
  • Projection data 75 is generated (step 2051-1).
  • the effective detector within-range reprojection data 75 includes an artifact component when the effective detector within-range projection data 71 is reconstructed.
  • the difference data 77 between the effective detector range reprojection data 71 and the effective detector range reprojection data 75 is obtained by the arithmetic unit 33 (step 2052-1).
  • This difference data 77 becomes an artifact component when the effective detector within-range projection data 71 is reconstructed.
  • the difference data 77 obtained in step 2052-1 is subtracted from the effective detector in-range reprojection data 75 to calculate effective detector in-range corrected projection data 79 (step 2053-1).
  • the effective detector in-range corrected projection data 79 includes an inverse artifact component of the artifact component when the effective detector in-range projection data 71 is reconstructed.
  • the difference data 77 may be weighted and then subtracted from the effective detector in-range reprojection data 75.
  • the effective detector in-range corrected projection data 79 is reconstructed by the three-dimensional filter correction back projection method under the first image reconstruction condition, and the effective detector in-range correction is performed.
  • a reconstructed image 81 is formed (step 2054-1).
  • the inverse artifact component is canceled by the image reconstruction in step 2054-1.
  • the 3D filtered back projection method itself is an approximate reconstruction method, the artifacts are not completely eliminated.
  • the operator observes the reconstructed image 81 corrected within the effective detector range again and determines whether or not it can be used for diagnosis.
  • execution of the second artifact removal process is input to the operation unit.
  • the artifact removal processing is performed by calculating difference data between the reprojection data of the corrected image within the effective detector range and the initial projection data within the effective detector range, and the nth reprojection data within the effective detector range. And the image reconstruction of the nth reprojection data within the effective detector range are repeated.
  • the final image 83 is reconstructed based on the second image reconstruction condition (step 208). . Then, the reconstructed final image 83 is displayed on the display device 35.
  • the time required for the artifact removal processing can be significantly reduced.
  • the FOV that covers the entire abdomen of a person with a large physique is close to 500 mm, but since the FOV is about 200 mm in children and the head, the time required for the artifact removal processing differs almost twice between them.
  • the present invention can be applied to image blur correction in addition to the removal of artifacts generated by the image reconstruction method. That is, when a CT image is reconstructed, projection data cannot be created with only actual measurement data, but it is necessary to reconstruct the image by creating projection data by interpolation. Since this interpolated projection data is created by interpolating actual measurement data, it includes a blur component. The third embodiment also removes the blur component included in the interpolation projection data.
  • initial projection data is acquired by performing a CT scan of the subject 24 as in the first and second embodiments (step 301).
  • the initial projection data is reconstructed in the reconstruction calculation means 33a based on the first reconstruction condition set by the operator. Thereby, an initial reconstructed image is obtained (step 302).
  • the operator determines whether or not the initial reconstructed image can be used for diagnosis, and inputs the result to the operation unit 3 (step 303).
  • the operator determines that the initial reconstructed image can be used for diagnosis, the final image is reconstructed, and when it is determined that many artifacts due to the image reconstruction method cannot be used for diagnosis. Then, an artifact removal process is executed.
  • the CPU 11 causes the arithmetic unit 33 to generate the nth reprojection data (step 3051-1).
  • the reprojection data is generated by reprojecting the initial reconstructed image in the same manner as in the first and second embodiments, but it is necessary to generate reprojection data by interpolation processing. For this reason, when compared with the projection data obtained by photographing, the reprojection data becomes data including blur due to the influence of the interpolation processing. This blur component hinders the artifact removal processing.
  • the CPU 11 causes the computing device 33 to execute a filtering process for adding a blur component equivalent to the blur component included in the first reprojection data to the initial projection data.
  • filter-corrected projection data is generated (step 3052-1).
  • the filter function used for the filtering process can be obtained by photographing and reprojecting a small structure such as a microsphere or a thin cylinder.
  • the filtering process for adding the blur component to the initial projection data only needs to be performed before the difference calculation between the first reprojection data and the filter correction projection data described below.
  • the CPU 11 causes the calculation device 33 to execute a difference calculation between the first reprojection data and the filter corrected projection data.
  • difference data between the first reprojection data and the filter-corrected projection data is calculated (step 3053-1).
  • the difference calculation in step 3053-1 cancels out the blur component included in both the first reprojection data and the filter-corrected projection data. Therefore, the calculated difference data becomes an artifact component resulting from the image reconstruction method when the initial projection data is reconstructed.
  • the calculated difference data is subtracted from the initial projection data, and as a result, first corrected projection data is generated (step 3054-1).
  • the first corrected projection data obtained by subtracting the difference data from the initial projection data is the inverse component of the artifact caused by the image reconstruction method that occurs when the first corrected projection data is reconstructed by the three-dimensional filter correction back projection method. Will be included.
  • the difference data may be weighted and then subtracted from the initial projection data.
  • the first corrected projection data generated in step 3054-1 is reconstructed based on the first image reconstruction condition. As a result, a first corrected reconstructed image is formed (step 3055-1).
  • the first corrected reconstructed image is displayed on the display device 35.
  • the first corrected reconstructed image obtained in this step is obtained by reconstructing the first corrected projection data including the inverse component of the artifact caused by the image reconstruction method, and thus the artifact caused by the image reconstruction method. Is greatly reduced.
  • n means the nth artifact removal processing.
  • the generation of the nth corrected projection data by subtraction of the initial projection data and the nth difference data, the formation of the nth corrected reconstructed image by the image reconstruction of the nth corrected projection data, and the display on the image display device 35 are sequentially repeated.
  • the CPU 11 stops the successive approximation process. Then, the reconstruction calculating means 33a causes the nth corrected projection data to be reconstructed based on the second image reconstruction condition. Thereby, the final image is acquired (step 308).
  • the acquired final image is displayed on the screen of the image display device 35 (step 309), stored in the storage device 39 provided in the operation unit 3, and used for image diagnosis by a doctor.
  • the influence of the blur component generated in the process of reprojection (back projection) of the reconstructed image performed for the purpose of removing artifacts caused by the image reconstruction method is eliminated. can do.
  • the present invention has been described with reference to the first to third embodiments, the present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the scope of the present invention.
  • the final image is reconstructed based on the second image reconstruction condition.
  • this may be performed as necessary. . That is, if the examination site can be diagnosed with the nth corrected reconstructed image, it is not necessary to obtain a high-definition final image.
  • the imaging data obtained by normal scanning without movement of the bed is reconstructed by the Feldkamp method, it is separated from the midplane (cross section at the center in the slice direction).
  • the reconstructed FOV range is shaped like an abacus ball.
  • the reconstructed image data during the successive approximation process is expanded in the reconstruction slice direction
  • the detector size during the reprojection is expanded in the slice direction
  • the incomplete data range during the reprojection May be compensated by compensating with projection data.
  • a virtual image slice is arranged outside the image range of the initial reconstructed image, or a virtual detector is arranged outside the detector range at the time of photographing.
  • substitution or weighted addition is performed using projection data.

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Abstract

　画像再構成法に起因するアーチファクトを低減することができるCT画像形成法及びそれを用いたX線CT装置を提供するために、本発明のX線CT画像形成法は、CTスキャンによって得られた投影データを画像再構成することによって、被検体の検査部位の再構成画像を得るX線CT画像形成方法であって、前記投影データの画像再構成法に起因するアーチファクト成分を演算によって求め、この求められたアーチファクト成分を前記投影データから減算し逆アーチファクト成分を含んだ補正投影データを作成し、この補正投影データを画像再構成することによりアーチファクトが低減された再構成画像を得ることを特徴としている。そして、前記逆アーチファクト成分は、投影データと、この投影データを再構成して得られた再構成画像を逆投影して得られた再投影データとの差異として求められることを特徴としている。

Description

Ｘ線ＣＴ画像形成方法及びそれを用いたＸ線ＣＴ装置
　本発明は、X線CT画像形成方法及びそれを用いたX線CT装置に係り、特にCTスキャンによって取得された投影データの画像再構成法に起因するアーチファクトを低減する技術に関するものである。
　X線CT画像は、X線管とX線検出器を被検体の周りでCTスキャンすることによって取得された複数のビューデータから成る投影データを画像再構成することで得られる。再構成されたCT画像には、様々な原因により、アーチファクトと呼ばれる偽像が発生することがある。画像上にアーチファクトが発生すると、医師の画像診断を妨げることとなるので、アーチファクトの種類に応じたアーチファクト低減技術が開発されている。
　ところで、近年X線検出器の検出素子列を被検体の体軸方向へ複数列配列したマルチスライス型X線CT装置(以下、マルチスライスCTと記す。)が普及し、かつその検出器の素子列数が増大しつつある。マルチスライスCTは従来のシングルスライスCTに比べ、1スキャンで広範な被検体領域を撮影できるため、検査時間の短縮という大きなメリットをもたらす。この検査時間の短縮はスキャンスピードと検出素子サイズが同じであれば、検出素子列の数に比例する。このために、検出素子列は2のべき乗で増加され、近年は64列の検出素子列の検出器を備えたマルチスライスCTが市販されるに至っている。
　X線CT装置の画像再構成法には、大きく分類すると、解析的再構成法と代数的再構成法がある。これらの画像再構成法のうち解析的再構成法には、フーリエ変換法、フィルタ補正逆投影法、重畳積分法があり、代数的再構成法には、MLEM(Maximum Likelihood Expectation Maximization)法やOSEM(Ordered Subset Expectation Maximization)法に代表される逐次近似再構成法がある。このうち、現在実用化されている解析的手法は、広いコーン角を有したマルチスライスCTへ適用すると、再構成アルゴリズムの不完全性により、コーンビームアーチファクトを生ずるという問題点を有する。一方、代数的手法は、解析的手法と比較して完全性が高いことが知られているが、再帰的演算を行うために非常に長い計算時間が掛かるという問題を有している。このため代数的手法は、従来は核医学の分野では用いられていたが、X線CT分野では普及していなかった。しかし、逐次近似再構成法の計算時間が長いという問題は近年のコンピュータ技術の発達により解決されつつあり、X線CT装置の画像形成に逐次近似再構成法を用いて画質改善を行うことが特許文献1に開示されている。
　現状のマルチスライスCTの画像再構成法としては、解析的手法に属する様々な方法が検討されている。検出素子列が少ない装置、例えば4列の検出素子を有したマルチスライスCTでは、従来のシングルスライスCT用のフィルタ補正逆投影(Filtered Back Projection)法で対応が可能であったが、更に検出素子数が多い、例えば64列の検出素子を有したマルチスライスCTでは、非特許文献1に開示されたフェルドカンプ(Feldkamp)法と称される画像再構成法又はそれを改良した画像再構成法の採用が検討されている。
　フェルドカンプ法は、フィルタ補正逆投影法をベースとした近似画像再構成法であって、X線管からX線検出器へ向けて放射されるX線束(コーンビームX線)の端部検出素子列への入射角度(コーン角)の影響が考慮されたものであり、マルチスライスCT特有のコーンビームアーチファクトの発生が比較的に少ないと言われている。
特開2006-25868号公報
L.A.Feldkamp et al. Practical conebeam algorithm, J.Opt.Soc.Am.A, Vol.1, No.6, pp612-619, 1984
　しかし、フェルドカンプ法又はその改良法によっても、コーンビームアーチファクトを抑制することはできても、完全になくすことは不可能であると考えられる。また、マルチスライスCTの検出素子列は更に増加される技術動向に鑑み、コーンビームアーチファクトの低減技術の確立が望まれている。
　本発明は、上記技術的背景に鑑みて成されたもので、画像再構成法に起因するアーチファクトを低減することができるCT画像形成法及びそれを用いたX線CT装置を提供することを目的とする。
　本発明は上記課題を解決するために、CTスキャンによって得られた投影データを画像再構成することによって、被検体の検査部位の再構成画像を得るX線CT画像形成方法であって、前記投影データの画像再構成法に起因するアーチファクト成分を演算によって求め、この求められたアーチファクト成分を前記投影データから減算し逆アーチファクト成分を含んだ補正投影データを作成し、この補正投影データを画像再構成することによりアーチファクトが低減された再構成画像を得ることを特徴としている。そして、前記逆アーチファクト成分は、投影データと、この投影データを再構成して得られた再構成画像を再投影して得られた再投影データとの差異データとして求められることを特徴としている。
　また本発明は上記課題を解決するために、CTスキャンによって得られた投影データを画像再構成することによって、被検体の検査部位の再構成画像を得るX線CT画像形成方法であって、
　(1)前記投影データを画像再構成し、初期再構成画像を得るステップと、
　(2)前記初期再構成画像を再投影して再投影データを得るステップと、
　(3)前記投影データと前記再投影データとの差異データを求めるステップと、
　(4)前記投影データから前記差異データを減算し、逆アーチファクト成分を含んだ補正
投影データを求めるステップと、
　(5)前記補正投影データを画像再構成し補正再構成画像を得るステップ
を備えたことを特徴としている。
　そして、前記ステップ(5)に引き続いて、前記ステップ(2)の初期再構成画像を前記ステップ(5)で得られた補正再構成画像で置換し、前記ステップ(2)から(5)をn回(nは、n≧1となる整数で、上限が決められている。)繰り返して行うことを特徴としている。
　さらに本発明は上記課題を解決するために、X線源とX線検出器とを被検体を間に挟んで対向配置し、前記被検体に対しCTスキャンを行って取得された投影データを画像処理装置によって再構成し、被検体の検査部位の再構成画像を得るX線CT装置において、前記画像処理装置は、前記投影データの画像再構成法に起因するアーチファクト成分を抽出するアーチファクト成分抽出手段と、前記アーチファクト成分を前記投影データから減算し逆アーチファクト成分を含んだ補正投影データを生成する補正投影データ生成手段と、前記補正投影データを画像再構成することにより画像再構成法に起因するアーチファクが低減された補正再構成画像を生成する補正再構成画像生成手段とを備えることを特徴としている。そして、前記アーチファクト成分抽出手段は、前記投影データを再構成して得られた再構成画像を再投影して再投影データを得る手段と、前記投影データと再投影データの差異データを求める手段とを有することを特徴としている。
　さらに、前記画像処理装置は、前記アーチファクト成分抽出手段に対し、補正再構成画像生成手段によって生成された補正再構成画像を再度再投影して第n再投影データを得させた後に、前記投影データと第n再投影データとの第n差異データを得させ、前記補正投影データ生成手段に対し、前記投影データから前記第n差分データを減算して第n補正投影データを得させ、補正再構成画像生成手段に対し、前記第n補正投影データを再構成させる動作を、nを整数として、n＝1からn＝nとなるまで繰り返して実行させ前記アーチファクトが漸減した補正再構成画像を得る逐次近似画像再構成手段を備えることを特徴としている。
　そして、前記繰返し回数nは、画像再構成処理前に上限値が設定されることが望ましく、または前記補正再構成画像を得る繰返しを、その都度入力する入力手段が操作ユニットに設けられていることが望ましい。
　本発明は、前記X線検出器としてマルチスライス型X線検出器を備え、前記画像再構成法としてフィルタ補正逆投影法に属するものを用いて画像再構成をするX線CT装置へ適用されることが望ましい。
　本発明によれば、X線CT装置における画像再構成法に起因するアーチファクトを低減することが可能となる。
X線CT装置の全体構成を示す斜視図。 本発明に係るX線CT装置の詳細な構成を示すブロック図。 本発明の第1の実施形態に係るCT画像形成の処理手順を示すフローチャート。 本発明の第1の実施形態に係るCT画像形成の処理手順を示すフローチャート。 図3に示すフローチャートをグラフィック化した図。 第1の実施形態の変形例を示すフローチャート。 本発明の第2の実施形態に係るCT画像形成の処理手順をグラフィック化した図。 本発明の第3の実施形態に係るCT画像形成の処理手順を示すフローチャート。
　以下、図1乃至8を用い、本発明における望ましい実施の形態について詳説する。
　図1に示すとおり、第1の実施形態に係るマルチスライスCTは、スキャナ1と、寝台2と、スキャナ2へケーブル4により接続された操作ユニット3とから成る。スキャナ1は、X線管とX線検出器とを被検体24の周りでX線を放射しながら回転させ、被検体を構成する組織のX線吸収係数を多方向から計測するものである。寝台2は被検体24をスキャナ1の開口部に対して搬入、搬出するものである。操作ユニット3は、撮影パラメータや再構成パラメータを入力するための入力装置や、X線検出器から出力されたデータを処理する処理装置や、再構成画像並びにその付帯情報を表示する表示装置を備えて成る。
　図2は、本発明に係るマルチスライスCTの概略構成を示すブロック図である。スキャナ1は、X線発生源であるX線管装置5、高電圧発生装置7、X線制御装置9、中央制御装置(CPU)11、スキャナ制御装置13、コリメータ15、コリメータ制御装置17、スキャナ回転駆動装置19、X線検出器27、プリアンプ29、信号処理回路31等を備えている。なお、X線検出器27は、X線管焦点を中心とした所定半径の円弧方向(チャンネル方向という。)へのX線検出素子配列に加えて、被検体断層面方向(スライス方向という。)にも複数列のX線検出素子配列を有する。
　寝台2は、天板21、寝台制御装置23、寝台移動計測装置25等から成る。
　操作ユニット3は、演算装置33、CRTや液晶ディスプレイから成る表示装置35、キーボードやマウス等の入力装置37、記憶装置39を備えている。
　上記の如く構成されたマルチスライスCTにおいては、操作ユニット3の入力装置37からX線撮影条件(管電圧、管電流、寝台移動速度、スライスピッチなど)や、再構成パラメータ(FOV、再構成画像サイズ、逆投影位相幅、再構成フィルタ関数など)が操作者によって入力されると、CPU11から撮影に必要な制御信号がX線制御装置9、寝台制御装置23、スキャナ制御装置13、スキャナ回転駆動装置19、コリメータ制御装置17へ送られる。次いで、操作者が操作ユニット3へ撮影スタート指令を入力すると、CPU11からスキャナ回転駆動装置19へ制御信号が送られ、X線管装置5とX線検出器27が被検体24の周りで回転を始め、その回転が定常スピードに達し、X線管装置5が所定回転角度位置に来たタイミングでスキャナ回転駆動装置19から撮影スタート信号が発せられる。
　撮影スタート信号が発せられると、CPU11からX線制御装置9へX線放射開始信号が出力され、X線制御装置9から高電圧発生装置7へ制御信号が送られ、X線管装置5へ設定された管電圧が印加されるとともに、管電流がX線管装置5の陰極フィラメントへ供給されX線管装置5から被検体24へX線が照射される。
　一方、寝台制御装置23にはスキャン中の被検体移動に関する信号がCPU11から入力されていて、それに応じて被検体24が載置された天板21は、静止状態、ステップ送り、連続移動のいずれかの動作状態に置かれる。
　X線管装置5から放射されたX線は、コリメータ15により設定されたX線照射野内にある被検体組織へ照射され、被検体24の組織のX線吸収係数に応じて減衰され、X線検出器27で検出される。X線検出器27で検出されたX線は、電流に変換され、プリアンプ29で増幅され、信号処理回路31でA/D変換、対数変換、キャリブレーション処理等が行われ、ビューデータとされて操作ユニット3の演算装置33へ入力される。このビューデータは、X線管装置5とX線検出器27の所定回転角度毎に取得され、演算装置33へ順次取り込まれる。
　演算装置33へCT画像の再構成を行うために必要な所定数のビューデータ(投影データ)が取り込まれると、演算装置33内の再構成演算手段33aにおいて画像再構成演算が行われ、再構成画像が形成される。この再構成画像は、操作ユニット3内の記憶装置39に保存され、また必要に応じて画像処理手段33bにおいて画像処理が施されて表示装置35へCT画像として表示される。
　〈第1の実施形態〉
　次に、本発明のCT画像形成方法の第1の実施形態を、図3乃至図5を用いて説明する。
　初めにCT装置によって被検体24の撮影(CTスキャン)が行われ、図5に示す初期投影データ41が取得され、演算装置33へ取り込まれる(ステップ101)。図5に示す初期投影データ41は、サイノグラムによって1組の投影データを示しているが、演算装置33へは、複数組の投影データが取り込まれる。
　演算装置33へ取り込まれた初期投影データ41に対し演算装置33内の再構成演算手段33aによって3次元フィルタ補正逆投影法、一例としてフェルドカンプ法による画像再構成演算が行われ、初期再構成画像43が形成される(ステップ102)。この初期再構成画像43も図5では1枚の画像が示されているが、初期設定されたスライス数分の画像が再構成される。これらの初期再構成画像43は、表示装置35へ表示される。以上の動作は、マルチスライスCTにおいて公知であるので、詳細な説明は省略する。
　表示装置35へ表示されたこれらの初期再構成画像43を操作者が順次、観察し、診断部位の画像を診断に供することができるか否か、すなわちアーチファクトの除去の要否を判断する(ステップ103)。そして、操作者が画像再構成法に起因するアーチファクトが画像上に多く、診断に支障をきたす恐れがあると判断した場合(ステップ103のY(Yes))には、ステップ105以下の逐次近似処理による前記アーチファクトの除去処理操作が行われる。また、前記アーチファクトが診断に支障を来たさないと操作者が判断した場合(ステップ103のN(No))には、ステップ105以下の逐次近似処理は行われずに、後に説明する最終再構成画像の作成操作が行われる。前記アーチファクトの除去処理の要否判断結果は、操作者が表示装置35の画面上へ設けられたウィンドウへ入力装置37を用いて入力することで行うことができる。
　操作者が前記アーチファクトの除去処理要と入力すると、CPU11は演算装置33へ第1回目のアーチファクト除去処理を実行させる(ステップ105-n)(nは繰返し回数で、この場合はn＝1となり、したがってステップ105-1と記す。以下、同様)。CPU11から第1回目のアーチファクト除去処理実行指令を受けた演算装置33は、初期再構成画像43をX線ビームに沿って、またスキャン軌跡に沿って再投影する。これによって第n再投影データ(この場合は、n＝1と成り、第1再投影データである。以下、同様)45が生成される(ステップ1051-n)(この場合はn＝1となり、したがってステップ1051-1と記す。以下、同様)。この再投影は、初期再構成画像の全てに対して行うこともできるし、操作者が画像上にアーチファクトが多く診断に支障を来たすと判断した画像についてのみ行うこともできる。上記再投影によって生成された第1再投影データ45には、画像再構成法に起因するアーチファクト成分が含まれることとなる。
　第1再投影データ45が生成されると、演算装置33は、CPU11の指令に基づき、初期投影データ41と第1再投影データ45の差分演算を実行し、第n差異データ(この場合は、n＝1と成り、第1差異データである。以下、同様)47を求める(ステップ1052-1)。この第1差異データ47は画像再構成法に起因するアーチファクト成分となる。なお。上記差分演算は初期投影データ41と第1再投影データ45の全てについて行っても良いが、初期投影データ41の一部とそれに対応する第1再投影データとの対において実行し、その他の初期投影データ41とそれに対応する第1再投影データとの対における差分演算の実行を省略し、当該投影データのX線入射角に応じた重み付処理で求めるようにしても良い。
　次に、CPU11は、演算装置33に初期投影データ41と第1差異データ47の減算処理を実行させる。これにより、第n補正投影データ(この場合は、n＝1と成り、第1補正投影データである。以下、同様)49が生成される(ステップ1053-1)。生成された第1補正投影データ49には画像再構成法に起因するアーチファクト成分の逆成分(以下、逆アーチファクト成分という。)が含まれることとなる。なお、ステップ1053-nにおいて初期投影データ41と第1差異データとの減算処理は、第1差異データへ逐次近似処理技術で周知の緩和係数と呼ばれる重み付け処理をした後に行っても良い。これによって、逐次近似処理を早期に収束に向わせることができる。
　そして、第1補正投影データ49が生成されると、CPU 11は再構成演算手段33aに対し、第1補正投影データ49を第1補正画像再構成条件に基づいて前記3次元フィルタ補正逆投影法により画像再構成させる。これにより、第n補正再構成画像(この場合は、n＝1と成り、第1補正再構成画像である。以下、同様)51が形成される(ステップ1054-1)。この第1補正再構成画像51に発生する画像再構成法に起因するアーチファクトが第1補正投影データ49に含まれる逆アーチファクト成分によって相殺され、アーチファクトが大幅に低減されたものとなる。以上で第1回目のアーチファクト除去処理が終了し、第1補正再構成画像51が表示装置35へ表示される。
　ステップ1054-1において用いられる第1補正画像再構成条件は、第1補正再構成画像51を引き続いて再投影することを想定して、その再投影処理の誤差が少なくなるように設定されることが望ましい。例えば、第1補正画像再構成条件は、再構成FOVや再構成中心位置は被検体全体が包含されるように決定される(例えば、最大FOVサイズ＝500mm、再構成中心位置はスキャナ回転中心位置)。また、再投影時の補間誤差が小さくなるように再構成画像マトリクスサイズ，再構成画像スライス数及びスライス間隔は大きく設定される(例えば、画像マトリクスサイズ＝1,024×1,024画素、スライス数＝100枚、スライス間隔＝0.5mm)。さらに、再構成フィルタは再投影データと初期投影データとの誤差が小さくなるように(例えば、ラムプ(Ramp)フィルタやシェップ　アンド　ローガン(Shepp and Logan
)フィルタを使用する。)決定される。
　操作者は、表示装置35へ表示された第1補正再構成画像51を観察し、再度診断に供することが可能か否かを判断する(ステップ106-n)(この場合はn＝1となり、したがってステップ106-1と記す。以下、同様)。そして、第1補正再構成画像51には、まだアーチファクトが多く診断に支障をきたす恐れがあると操作者が判断した場合(ステップ106-nのYes)には、前記アーチファクトの除去処理操作が再度行われる。また、前記アーチファクトが診断に支障を来たさないと操作者が判断した場合(ステップ106-nのNo)には、後に説明する最終再構成画像(最終画像)の作成が行われる。このアーチファクト除去処理の要否入力は、ステップ103における説明と同様に行われる。
　操作者が前記アーチファクトの除去処理要と入力すると、処理フローは再度ステップ105-nへ戻り、CPU11は演算装置33へ第2回目のアーチファクト除去処理を実行させる(ステップ105 -2)。CPU11から第2回目のアーチファクト除去処理実行指令を受けた演算装置33は、第1補正再構成画像51をX線ビームに沿って、またスキャン軌跡に沿って再投影する。これによって第2再投影データ53が生成される(ステップ1051-2)。この再投影は、第1補正再構成画像51の全てに対して行うこともできるし、アーチファクトが多く診断に支障を来たすと操作者が判断した画像についてのみ行うこともできる。上記再投影によって生成された第2再投影データ53には、第1回目のアーチファクト除去処理で除去されずに第1補正再構成画像51に出現したアーチファクト成分が含まれることとなる。
　第2再投影データ53が生成されると、演算装置33は、初期投影データ41と第2再投影データ53の差分演算を実行し、第2差異データ55を求める(ステップ1052-2)。この第2差異データ55は第1回目のアーチファクト除去処理で除去されずに第1補正再構成画像51に出現したアーチファクト成分であって、初期再構成画像43に出現したアーチファクト成分と比較し、小さなものとなる。
　次に、演算装置33において、初期投影データ41と第2差異データ55との減算処理が実行され、第2補正投影データ57が生成される(ステップ1053-2)。生成された第2補正投影データ57には第1回目のアーチファクト除去処理で除去されずに第1補正再構成画像51に出現したアーチファクト成分の逆アーチファクト成分が含まれることとなる。なお、本ステップ1053-2においても、第2差異データ57へ重み付けを行って初期投影データ41から減算しても良い。
　そして、生成された第2補正投影データ57は再構成演算手段33aにおいて、前述のステップ1054-1と同様にして、前記3次元フィルタ補正逆投影法により画像再構成され、第2補正再構成画像59が形成される(ステップ1054-2)。この第2補正再構成画像59は第1補正再構成画像51と比較しアーチファクトがより低減され、被検体の真の画像に近いものとなる。以上で第2回目のアーチファクト除去処理が終了し、第2補正再構成画像59が表示装置35へ表示される。
　操作者は、表示装置35へ表示された第2補正再構成画像59を観察し、再度診断に供することが可能か否かを判断する(ステップ106-2)。そして、第2補正再構成画像59には、まだアーチファクトが多く診断に支障をきたす恐れがあると操作者が判断した場合(ステップ106-nのYes)には、ステップ105-nへ戻り、前記アーチファクトの除去処理操作(第n補正再構成画像の生成)を繰返し行う。また、前記アーチファクトが診断に支障を来たさないと操作者が判断した場合(ステップ106-nのNo)には、最終画像の作成操作を行なう。
　第n補正再構成画像の生成によってアーチファクトが診断に支障を来たさなくなったと操作者が判断すると、操作者は最終画像の作成指令を操作ユニット3へ入力する(ステップ108)。この時、操作者は最終画像の作成操作の入力とともに、最終画像の画像再構成条件(第2の画像再構成条件)をも入力する。この第2の画像再構成条件としては、医師が検査部位を診断するに適したものであり、例えば、再構成FOV＝250mm、再構成中心位置はスキャナの回転中心からx方向に20mm、y方向に10mmずれた位置、再構成マトリクスサイズ＝512×512画素、スライス数＝64枚、スライスピッチ＝0.625mm、再構成フィルタは腹部用フィルタのような条件が用いられる。
　操作者が上記の如く最終画像の作成指示を行うと、CPU11は演算装置33に対し、ステップ101で得られた初期投影データ41又はステップ105-nにおいて得られた第n補正投影データ49、57、…に対し、それぞれ設定された再構成条件で再構成演算を行わせる。これによって、最終画像61が生成される(ステップ108)。
　このように、逐次近似再構成処理過程における再構成条件(第1の画像再構成条件)と最終画像を生成する際の再構成条件(第2の画像再構成条件)とを異ならせることにより、所望の条件の画像を高画質で得ることができる。
　そして、再構成された最終画像61は、表示装置35の表示画面へ表示される(ステップ109)。
　以上、本発明の第1の実施形態を説明したが、上記第1の実施形態は種々の変形が可能である。例えば、アーチファクトの除去要否判断を上記第1の実施形態では操作者の判断で行うようにしているが、初期投影データと再投影データとの差異データの例えば合計値又は最大値について、予め閾値を定めておき、初期投影データと再投影データとの差異データがその閾値以下になるまで自動的に前記ステップ105-n，106-nを繰返し実行するようにしても良い。これによって、操作者がアーチファクトの除去処理を行うか否かの判定と、その結果を操作ユニット3へ入力する操作をその都度行う必要がなくなる。
　また、上記第1の実施形態を図6に示すように、前記ステップ105-n，106-nの繰返し回数nを予め設定しておき、前記ステップ105-n，106-nをn回繰り返したら、最終画像を再構成するようにしても良い。これによって、アーチファクト除去を所定時間内で終了することができる。
　なお、上記繰返し回数nは、コーン角又はスライス位置に応じて設定するようにしても良い。すなわち、コーン角が大きく、コーンビームアーチファクトが強く出るスライス位置の画像に対しては繰返し回数nを大きくし、コーンビームアーチファクトがそれほど強く出ないスライス位置の画像に対しては繰返し回数nを小さくするようにしても良い。これにより、逐次近似処理の反復回数を最適に設定することができる。したがって、診断画像(最終画像)を得るまでの時間を短縮することができる。
　〈第2の実施形態〉
　次に、本発明の第2の実施形態について説明する。この第2の実施形態は、アーチファクトの除去処理を、検出器の全領域の投影データを用いるのでなく、被検体透過データが最大領域となる検出器領域(以下、有効検出器範囲という。)の投影データを用いて行うものである。投影データの使用範囲を決める手法には、再構成画像又はサイノグラム若しくはスキャノグラムを解析することで、被検体全体を包含する円形サイズとその円形中心位置を算出または手動で設定する方法がある。本第2の実施形態においても、処理フローは、基本的には図3乃至図6と同様である。以下、図7に示す第2の実施形態におけるアーチファクト除去処理概念図を用いて第2の実施形態を説明する。
　先ず、第1の実施形態と同様に、被検体24のCTスキャンを行い初期投影データ41が取得され、演算装置33へ取り込まれる(ステップ201-1)。図7に示す初期投影データ41は、1組の投影データを示しているが、演算装置33へは、複数組の投影データが取り込まれる。
　次いで、前述の方法で有効検出器範囲がCPU11によって設定され、この有効検出器範囲内に存在する初期投影データが演算装置33によって抽出され、有効検出器範囲外のデータをゼロとした有効検出器範囲内投影データ71が作成される(ステップ201-2)。
　そして、有効検出器範囲内再投影データ71は、前記円形サイズをFOV、円形中心位置を画像再構成中心とし、再構成演算手段33aによって3次元フィルタ補正逆投影法を用いて有効検出器範囲内初期再構成画像73が画像再構成される(ステップ202)。
　操作者は有効検出器範囲内初期再構成画像73を観察し、検査部位の画像が診断に供せるか否か、すなわちアーチファクト除去処理を行うか否かを判断し、その結果を入力装置37により操作ユニット3へ入力する。有効検出器範囲内初期再構成画像73が診断に供せる場合には、アーチファクト除去処理は行われずに、最終画像の再構成が行われ、そうでない場合には以下のようにアーチファクト除去処理が行われる。
　アーチファクト除去処理は、先ず第1回目として、有効検出器範囲内初期再構成画像73の有効検出器範囲内データが上記第1の実施形態と同様に再投影され、有効検出器範囲内第1再投影データ75が生成される(ステップ2051-1)。この有効検出器範囲内再投影データ75には、有効検出器範囲内投影データ71を画像再構成した際のアーチファクト成分が含まれている。
　次いで、有効検出器範囲内再投影データ71と有効検出器範囲内再投影データ75との差異データ77が演算装置33により求められる(ステップ2052-1)。この差異データ77は、有効検出器範囲内投影データ71を画像再構成した際のアーチファクト成分となる。
　ステップ2052-1において求められた差異データ77が有効検出器範囲内再投影データ75から減算され、有効検出器範囲内補正投影データ79が算出される(ステップ2053-1)。この有効検出器範囲内補正投影データ79は、有効検出器範囲内投影データ71を画像再構成した際のアーチファクト成分の逆アーチファクト成分を含んでいることとなる。なお、本ステップ2053-1において、差異データ77へ重み付けを行った後に有効検出器範囲内再投影データ75から減算されるようにしても良いことは、第1の実施形態と同様である。
　次に、第1に実施形態と同様に、第1の画像再構成条件で3次元フィルタ補正逆投影法により、有効検出器範囲内補正投影データ79を画像再構成し、有効検出器範囲内補正再構成画像81が形成される(ステップ2054-1)。本ステップ2054-1における画像再構成により前記逆アーチファクト成分が相殺されることになる。しかし。3次元フィルタ補正逆投影法自体が近似再構成法であるので、アーチファクトが完全になくなる訳ではない。
　そこで、操作者は、有効検出器範囲内補正再構成画像81を再度観察し、診断に供することができるか否かを判断する。有効検出器範囲内補正再構成画像81が診断に供するものでないと判断した場合には、2回目のアーチファクト除去処理の実行を操作ユニットへ入力する。
　以下、アーチファクト除去処理が、有効検出器範囲内補正再構成画像の再投影データと有効検出器範囲内初期投影データとの間で、差異データの演算と、有効検出器範囲内第n再投影データの生成と、有効検出器範囲内第n再投影データの画像再構成とが繰り返される。そして、操作者が有効検出器範囲内第n再投影データの再構成画像が診断に供せると判断すると、最終画像83が第2の画像再構成条件に基づいて再構成される(ステップ208)。　
　そして、再構成された最終画像83は、表示装置35へ表示される。
　以上のべた本発明の第2の実施形態によれば、画像再構成並びに再投影するデータが少なくて済むので、アーチファクト除去処理に要する時間を大幅に低減することができる、具体的には、成人の大きな体格の人の腹部全体を包含するFOVは500mm近いが、小児や頭部ではFOVは200mm程度であるので、アーチファクト除去処理に要する時間は、それらの間においては2倍近く異なる。
　〈第3の実施形態〉
　以上、本発明の実施形態を詳細に説明したが、本発明は画像再構成法により発生するアーチファクトの除去に加えて、画像ボケの修正に適用することが可能である。すなわち、CT画像を再構成する場合、実計測データのみでは投影データが作成できずに、補間により投影データを作成して画像を再構成しなければならないことが生ずる。この補間投影データは実測データを補間して作成するためボケ成分が含まれる。第3の実施形態は補間投影データに含まれたボケ成分をも除去するものである。
　以下、本発明の第3の実施形態を、図8に示すフローチャートを用いて説明する。　
　先ず第1、第2の実施形態と同様に被検体24をCTスキャンすることによって初期投影データが取得される(ステップ301)
　次いで、初期投影データは操作者によって設定された第1の再構成条件に基づいて再構成演算手段33aにおいて画像再構成される。これにより、初期再構成画像が得られる(ステップ302)。
　操作者は、初期再構成画像が診断に供せるか否かを判断し、その結果を操作ユニット3へ入力する(ステップ303)。そして初期再構成画像が診断に供せると操作者が判断した場合には、最終画像の再構成が行われ、画像再構成法に起因するアーチファクトが多く診断に供せないと判断した場合には、アーチファクト除去処理が実行される。
　アーチファクトの除去処理において、CPU11は演算装置33に対し、第n再投影データを生成させる(ステップ3051-1)。この再投影データの生成は、上記第1、第2の実施形態と同様に前記初期再構成画像を再投影することでなされるが、補間処理によって再投影データを生成することが必要となる。このために、撮影により得られた投影データと比較すると、再投影データは補間処理の影響によりボケを含んだデータとなる。このボケ成分は、アーチファクト除去処理に支障を来たす。
　そこで、CPU11は、演算装置33に対し、第1の再投影データに含まれるボケ成分に等価なボケ成分を初期投影データへ付加するためのフィルタリング処理を実行させる。これにより、フィルタ補正投影データが生成される(ステップ3052-1)。前記フィルタリング処理に用いるフィルタ関数は、微小球体又は細い円柱体のような小さな構造物を撮影し再投影することで求めることが可能である。なお、初期投影データへボケ成分を付加するフィルタリング処理は、次に述べる第1の再投影データとフィルタ補正投影データとの差分演算の実行前に行われていれば良い。
　次に、CPU11は、演算装置33に対し、第1の再投影データとフィルタ補正投影データとの差分演算を実行させる。これにより、第1の再投影データとフィルタ補正投影データとの差異データが算出される(ステップ3053-1)。本ステップ3053-1における差分演算は、第1の再投影データとフィルタ補正投影データとの双方に含まれるボケ成分を相殺する。したがって、算出された差異データは初期投影データを再構成した際の画像再構成法に起因するアーチファクト成分となる。
　算出された差異データは初期投影データから減算され、その結果として第1補正投影データが生成される(ステップ3054-1)。初期投影データから差分データが減算された第1補正投影データは、この第1補正投影データを3次元フィルタ補正逆投影法で画像再構成した際に生ずる画像再構成法に起因するアーチファクトの逆成分を含むこととなる。なお、本ステップ3054-1において、差異データに重み付けを行ってから初期投影データとの間で減算処理を行っても良いことは、前記第1、第2の実施形態と同様である。
　ステップ3054-1において生成された第1補正投影データは、前記第1の画像再構成条件に基づいて画像再構成される。これにより第1補正再構成画像が形成される(ステップ3055-1)。そして、この第1補正再構成画像は表示装置35へ表示される。本ステップにおいて得られた第1補正再構成画像は、画像再構成法に起因するアーチファクトの逆成分を含んだ第1補正投影データを再構成したものであるので、画像再構成法に起因するアーチファクトは大幅に低減されたものとなっている。
　以下、操作者の画像観察結果に基づいて、初期投影データ41と第n補正再構成画像(nはn回目のアーチファクト除去処理を意味する。)の再投影データに基づく第n差異データの算出と、初期投影データと第n差異データの減算による第n補正投影データの生成と、第n補正投影データの画像再構成による第n補正再構成画像の形成並びに画像表示装置35への表示を繰り返す逐次近似処理(再帰処理)がn＝2からn＝nまで(n＝1はステップ3055-1までに1回目として実行済み)行われる。
　そして、操作者が第n補正再構成画像を診断に供せると判断し、(n+1)回目のアーチファクト除去処理は不要と操作ユニット3へ入力した場合には、CPU11は逐次近似処理を停止させ、再構成演算手段33aに対し第n補正投影データを第2の画像再構成条件に基づいて画像再構成させる。これにより、最終画像が取得される(ステップ308)。
　取得された最終画像は画像表示装置35の画面上へ表示され(ステップ309)、また操作ユニット3に備えられた記憶装置39へ記憶され、医師の画像診断へ供される。
　以上説明した本発明の第3の実施形態によれば、画像再構成法に起因するアーチファクトを除去する目的で行った再構成画像の再投影(逆投影)の過程で生ずるボケ成分の影響を排除することができる。
　以上、本発明を第1乃至第3の実施形態により説明したが、本発明は上記実施形態に限定されることはなく本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の変形が可能である。例えば、上記実施形態では、アーチファクトが診断へ与える影響が小さくなったときに、最終画像を第2の画像再構成条件に基づいて再構成することとしたが、これは必要に応じて行えば良い。すなわち、検査部位を第n補正再構成画像で診断可能であれば、高精細な最終画像を得る必要がないからである。
　また、広いコーン角を有するマルチスライスCTでの撮影の際に、寝台の移動のないノーマルスキャンにより得られた撮影データをフェルドカンプ法で再構成すると、ミッドプレーン(スライス方向中心部断面)から離れた位置では、再構成FOV範囲は算盤玉のような形となる。このような位置の再構成データを再投影すると、得られる再投影データは初期投影データと比較して、データの欠落があり不完全なものとなる。この不完全な再投影データと初期投影データとを比較演算すると、大きな誤差が生じ、得られた最終画像に大きな悪影響を及ぼす。
　そのような場合には、逐次近似処理時の再構成画像データを再構成スライス方向へ拡張したり、再投影時の検出器サイズをスライス方向へ拡張したり、再投影時に不完全なデータ範囲については投影データで補償することで対応しても良い。具体的には、スライス方向への拡張では、初期再構成画像の画像範囲外に仮想画像スライスを配置したり、撮影時の検出器範囲外に仮想検出器を配置したりする。また、投影データによる補償では、投影データによる代替又は重み付け加算を行う。このように、スライス方向範囲を拡張したり、投影データで補償したりすることで、欠落データ部分が修正されることから、マルチスライスCTのノーマルスキャンにおいても、良好な画像が得られる。
　1　スキャナ、2　寝台、3　操作ユニット、11　中央制御装置(CPU)、27　X線検出器、33　演算装置、33a　再構成演算手段、41　初期投影データ、43　初期再構成画像、45、53　再投影データ、47、55　差異データ、49、57　補正投影データ、51、59　補正再構成画像、61　最終画像、71　有効検出器範囲内投影データ、73　有効検出器範囲内初期再構成画像、75　有効検出器範囲内再投影データ、77　差異データ、79　有効検出器範囲内補正投影データ、83　最終画像

Claims (12)

  1. 　CTスキャンによって得られた投影データを画像再構成することによって、被検体の検査部位の再構成画像を得るX線CT画像形成方法であって、前記投影データの画像再構成法に起因するアーチファクト成分を演算によって求め、この求められたアーチファクト成分を前記投影データから減算し逆アーチファクト成分を含んだ補正投影データを作成し、この補正投影データを画像再構成することによりアーチファクトが低減された再構成画像を得ることを特徴とするX線CT画像形成方法。
  2. 　前記逆アーチファクト成分は、投影データと、この投影データを再構成して得られた再構成画像を再投影して得られた再投影データとの差異データとして求められることを特徴とする請求項1に記載のX線CT画像形成方法。
  3. 　CTスキャンによって得られた投影データを画像再構成することによって、被検体の検査部位の再構成画像を得るX線CT画像形成方法であって、
    　(1)前記投影データを画像再構成し、初期再構成画像を得るステップと、
    　(2)前記初期再構成画像を再投影して再投影データを得るステップと、
    　(3)前記投影データと前記再投影データとの差異データを求めるステップと、
    　(4)前記投影データから前記差異データを減算し、逆アーチファクト成分を含んだ補正投影データを求めるステップと、
    　(5)前記補正投影データを画像再構成し補正再構成画像を得るステップ
    を備えたX線CT画像形成方法。
  4. 　請求項3に記載のX線CT画像形成方法において、前記ステップ(5)に引き続いて、前記ステップ(2)の初期再構成画像を前記ステップ(5)で得られた補正再構成画像で置換し、前記ステップ(2)から(5)をn回(nは、n≧1となる整数)繰り返して行うことを特徴とするX線CT画像形成方法。
  5. 　請求項4に記載のX線CT画像形成方法において、nには上限が定められていることを特徴とするX線CT画像形成方法。
  6. 　CTスキャンによって得られた投影データを画像再構成することによって、被検体の検査部位の再構成画像を得るX線CT画像形成方法であって、
    　(1)前記投影データを画像再構成し、初期再構成画像を得るステップと、
    　(2)前記初期再構成画像を補間処理を含めて再投影して再投影データを得るステップと、
    　(3)前記再投影データに含まれるボケ成分を前記投影データへ付加するフィルタリング処理を実行しフィルタ補正投影データを生成するステップと、
    　(4)前記フィルタ補正投影データと前記再投影データとの差異データを求めるステップと、
    　(5)前記投影データから前記差異データを減算し、逆アーチファクト成分を含み前記ボケ成分が低減された補正投影データを求めるステップと、
    　(6)前記補正投影データを画像再構成し補正再構成画像を得るステップ
    　を備えたX線CT画像形成方法。
  7. 　X線源とX線検出器とを被検体を間に挟んで対向配置し、前記被検体に対しCTスキャンを行って取得された投影データを画像処理装置によって再構成し、被検体の検査部位の再構成画像を得るX線CT装置において、
    　前記画像処理装置は、前記投影データの画像再構成法に起因するアーチファクト成分を抽出するアーチファクト成分抽出手段と、前記アーチファクト成分を前記投影データから減算し逆アーチファクト成分を含んだ補正投影データを生成する補正投影データ生成手段と、前記補正投影データを画像再構成することにより画像再構成法に起因するアーチファクトが低減された補正再構成画像を生成する補正再構成画像生成手段とを備えることを特徴とするX線CT装置。
  8. 　前記アーチファクト成分抽出手段は、前記投影データを再構成して得られた再構成画像を再投影して再投影データを得る手段と、前記投影データと再投影データの差異データを求める手段とを有することを特徴とする請求項7に記載のX線CT装置。
  9. 　前記画像処理装置は、前記アーチファクト成分抽出手段に対し、補正再構成画像生成手段によって生成された補正再構成画像を再度再投影して第n再投影データを得させた後に、前記投影データと第n再投影データとの第n差異データを得させ、前記補正投影データ生成手段に対し、前記投影データから前記第n差異データを減算して第n補正投影データを得させ、補正再構成画像生成手段に対し、前記第n補正投影データを再構成させる動作を、nを整数として、n＝１からn＝nとなるまで繰り返して実行させ前記アーチファクトが漸減した補正再構成画像を得る逐次近似画像再構成手段を備えることを特徴とする請求項7又は8に記載のX線CT装置。
  10. 　前記繰返し回数nは、画像再構成処理前に上限値が設定されることを特徴とする請求項9に記載のX線CT装置。
  11. 　前記補正再構成画像を得る繰返しを、その都度入力する入力手段が操作ユニットに設けられていることを特徴とする請求項9又は10に記載のX線CT装置。
  12. 　前記X線検出器は、マルチスライス型X線検出器であって、前記画像再構成法はフィルタ補正逆投影法に属するものであることを特徴とする請求項7乃至11いずれか一項に記載のX線CT装置。
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