CN102105106A - X射线ct图像形成方法和应用了该方法的x射线ct装置 - Google Patents
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Abstract
为了提供一种能够减少起因于图像重建方法的伪影的CT图像形成方法和使用了该方法的X射线CT装置，本发明的X射线CT图像形成方法通过对由CT扫描而得到的投影数据进行图像重建，来得到被检体的检查部位的重建图像，该X射线CT图像形成方法的特征在于，通过运算来求出起因于所述投影数据的图像重建方法的伪影分量，从所述投影数据中减去所求出的该伪影分量，来生成包含有逆伪影分量的补正投影数据，并通过对该补正投影数据进行图像重建来得到减少了伪影的重建图像。并且，其特征还在于，所述逆伪影分量作为投影数据和对重建该投影数据而得到的重建图像进行反投影而得到的再投影数据之间的差异来求出。
Description
技术领域
本发明涉及X射线CT图像形成方法和使用了该方法的X射线CT装置，特别涉及减少伪影(artifact)的技术，该伪影起因于通过CT扫描而取得的投影数据的图像重建方法。
背景技术
X射线CT图像是通过对投影数据进行图像重建而得到的，该投影数据是由通过将X射线管和X射线检测器在被检体的周围进行CT扫描而取得的多个视图数据构成的。在被重建了的CT图像中，由于各种各样的原因，有时产生被称作伪影的伪像。若在图像上产生了伪影，则会妨碍医生的图像诊断，因此开发了与伪影的种类相应的伪影减少技术。
另外，近年向被检体的体轴方向排列了多列X射线检测器的检测元件列的多层(multi slice)型X射线CT装置(以下，记作多层CT)不断得到普及，并且其检测器的元件列数也不断增大。多层CT与以往的单层CT相比，用1次扫描能够拍摄到广泛的被检体区域，因此带来检查时间的缩短这一大的优点。若扫描速度和检测元件尺寸相同，则该检查时间的缩短与检测元件列数成比例。因此，检测元件列正以2的乘方增加，近年具备64列检测元件的检测器的多层CT已经在市场出售。
对于X射线CT装置的图像重建方法，若粗略分类，分为解析重建方法和代数重建方法。这些图像重建方法中，解析重建方法中存在傅里叶变换法、滤波补正反投影法、重叠积分法，而代数重建方法中存在由MLEM(Maximum Likelihood Expectation Maximization)法、OSEM(OrderedSubset Expectation Maximization)法所代表的逐次近似重建方法。其中，现在被实用化了的解析手法，存在如下问题：若应用于具有大锥角的多层CT，则由于重建算法的不完整性，而产生锥束伪影。另一方面，虽然知道代数手法与解析手法相比，其完整性较高，但存在为了进行递归运算而需要非常长的计算时间的问题。因此，代数手法以往在核医学的领域被使用，但在X射线CT领域没有得到普及。但是，逐次近似重建方法的计算时间较长的问题，通过近年计算机技术的发展正在被解决，在专利文献1中公开了在X射线CT装置的图像形成中使用逐次近似重建方法来进行画质改善。
作为现状的多层CT的图像重建方法，研究了属于解析手法的各种各样的方法。虽然在检测元件列较少的装置中，例如具有4列检测元件的多层CT中，用以往的单层CT用的滤波补正反投影(Filtered Back Projection)法能够对应，但在检测元件更多，例如具有64列检测元件的多层CT中，研究了采用在非专利文献1中公开的被称作费耳德坎普(Feldkamp)法的图像重建方法或将其改良后的图像重建方法。
费耳德坎普法是基于滤波补正反投影法的近似图像重建方法，考虑了从X射线管向X射线检测器放射的X射线束(锥束X射线)的对端部检测元件列的入射角度(锥角)的影响，被认为相对较少地产生多层CT特有的锥束伪影。
专利文献1：JP特开2006-25868号公报
非专利文献1：L.A.Feldkamp et al.Practical conebeam algorithm，J.Opt.Soc.Am.A，Vol.1，No.6，pp612-619，1984
但是，可以认为即使通过费耳德坎普法或其改良法能够抑制锥束伪影，也不能将其完全消除。此外，鉴于多层CT的检测元件列进一步被增加的技术动向，期望确立锥束伪影的减少技术。
发明内容
本发明鉴于上述技术背景而作，目的在于提供一种能够减少起因于图像重建方法的伪影的CT图像形成法和使用了该方法的X射线CT装置。
为了解决上述课题，本发明的X射线CT图像形成方法，通过对由CT扫描而得到的投影数据进行图像重建，来得到被检体的检查部位的重建图像，该X射线CT图像形成方法的特征在于，通过运算来求出起因于所述投影数据的图像重建方法的伪影分量，从所述投影数据中减去所求出的该伪影分量，来生成包含有逆伪影分量的补正投影数据，并通过对该补正投影数据进行图像重建，来得到减少了伪影的重建图像。
另外，为了解决上述课题，本发明的X射线CT图像形成方法，通过对由CT扫描而得到的投影数据进行图像重建，来得到被检体的检查部位的重建图像，该X射线CT图像形成方法的特征在于包括：步骤1，对所述投影数据进行图像重建，得到初始重建图像；步骤2，对所述初始重建图像进行再投影来得到再投影数据；步骤3，求出所述投影数据和所述再投影数据之间的差异数据；步骤4，从所述投影数据中减去所述差异数据，求出包含有逆伪影分量的补正投影数据；和步骤5，对所述补正投影数据进行图像重建，得到补正重建图像。
并且，本发明的X射线CT图像形成方法，其特征在于，继所述步骤5之后，利用在所述步骤5中得到的补正重建图像来置换所述步骤2的初始重建图像，并n次反复进行从所述步骤2到步骤5，其中，n是n≥1的整数，且对n规定有上限。
另外，为了解决上述课题，本发明的X射线CT装置，其将X射线源和X射线检测器隔着被检体相对配置，通过图像处理装置来重建对所述被检体进行CT扫描而得到的投影数据，得到所述被检体的检查部位的重建图像，该X射线CT装置的特征在于，所述图像处理装置具备：伪影分量提取单元，其提取起因于所述投影数据的图像重建方法的伪影分量；补正投影数据生成单元，其从所述投影数据中减去所述伪影分量，生成包含有逆伪影分量的补正投影数据；和补正重建图像生成单元，其通过对所述补正投影数据进行图像重建，来生成减少了起因于图像重建方法的伪影的补正重建图像。并且，所述伪影分量提取单元具有：用于对重建所述投影数据而得到的重建图像进行再投影来得到再投影数据的单元；和用于求出所述投影数据与再投影数据之间的差异数据的单元。
更进一步，所述图像处理装置还具有逐次近似图像重建单元，设n为整数，该逐次近似图像重建单元使下述动作从n＝1开始到n＝n为止反复执行来得到所述伪影逐渐减少的补正重建图像，即：在对所述补正重建图像生成单元所生成的补正重建图像再次进行再投影而得到第n再投影数据之后，使所述伪影分量提取单元得到所述投影数据与第n再投影数据之间的第n差异数据，使所述补正投影数据生成单元从所述投影数据中减去所述第n差异数据来得到第n补正投影数据，使所述补正重建图像生成单元重建所述第n补正投影数据。
另外，优选的是：所述反复次数n在图像重建处理前设定有上限值。或者，在操作单元中设有输入单元，其用于随时输入是否进行用以得到所述补正重建图像的反复。
本发明优选应用于具备多层型X射线检测器作为所述X射线检测器，并使用属于滤波补正反投影法的方法作为所述图像重建方法来进行图像重建的X射线CT装置。
附图说明
图1是表示X射线CT装置的整体结构的立体图。
图2是表示本发明所涉及的X射线CT装置的详细结构的模块图。
图3是表示本发明的第1实施方式所涉及的CT图像形成的处理步骤的流程图。
图4是表示本发明的第1实施方式所涉及的CT图像形成的处理步骤的流程图。
图5是将图3所示的流程图进行图形化后的图。
图6是表示第1实施方式的变形例的流程图。
图7是将本发明的第2实施方式所涉及的CT图像形成的处理步骤进行图形化后的图。
图8是将本发明的第3实施方式所涉及的CT图像形成的处理步骤进行图形化后的图。
具体实施方式
以下，使用图1至图8，对本发明中的优选实施方式进行说明。
如图1所示，第1实施方式所涉及的多层CT由扫描器1、床2、通过电线连接到扫描器1的操作单元3构成。扫描器1使X射线管和X射线检测器在被检体24的周围一边放射X射线一边旋转，从多个方向测量构成被检体的组织的X射线吸收系数。床2将被检体相对于扫描器1的开口部进行搬入、搬出。操作单元3具备用于输入摄影参数和重建参数的输入装置、和对从X射线检测器输出的数据进行处理的处理装置以及显示重建图像及其附带信息的显示装置而成。
图2是表示本发明所涉及的多层CT的概要结构的模块图。扫描器1具备：作为X射线产生源的X射线管装置5；高电压产生装置7；X射线控制装置9、中央控制装置(CPU)11、扫描器控制装置13；准直器15；准直器控制装置17；扫描旋转驱动装置19；X射线检测器27；前置放大器29；信号处理电路31等。另外，X射线检测器27除了具有向以X射线管焦点为中心的规定半径的圆弧方向(称作通道(channel)方向。)的X射线检测元件排列之外，在被检体断层面方向(称作层方向。)上也具有多列X射线检测元件排列。
床2由载板21、床控制装置23、床移动测量装置25等构成。
操作单元3具备：运算装置33；由CRT或液晶显示器构成的显示装置35；键盘和鼠标等输入装置37；存储装置39。
在如上述那样构成的多层CT中，若由操作者从操作单元3的输入装置37输入X射线摄影条件(管电压、管电流、床移动速度、层间距等)或重建参数(FOV(摄影视野尺寸)、重建图像尺寸、反投影相位宽度、重建滤波函数等)，则从CPU11向X射线控制装置9、床控制装置23、扫描控制装置13、扫描旋转驱动装置19、准直器控制装置17发送摄影所需要的控制信号。接下来，若由操作者向操作单元3输入摄影开始指令，则从CPU11向扫描旋转驱动装置19发送控制信号，X射线管装置5和X射线检测器27开始在被检体24的周围旋转，在该旋转达到稳定速度，且X射线管装置5达到规定旋转角度位置的时刻，从扫描旋转控制装置19发出摄影开始信号。
摄影开始信号被发出后，从CPU11向X射线控制装置9输出X射线放射开始信号，从X射线控制装置9向高电压产生装置7发送控制信号，对X射线管装置5施加所设定的管电压，同时向X射线管5的阴极灯丝提供管电流并从X射线管5向被检体24照射X射线。
另一方面，从CPU11向床控制装置23输入与扫描中的被检体移动相关的信号，从而载置了被检体24的载板21与其相应地被置于禁止状态、步进进给、连续移动中的任意一种动作状态。
从X射线管5放射出的X射线，被照射到位于由准直器15设定的X射线照射范围内的被检体组织上，与被检体24的组织的X射线吸收系数相应地被衰减，并被X射线检测器27检测到。被X射线检测器27检测到的X射线被变换为电流，被前置放大器29放大后通过信号处理电路31进行A/D变换、对数变换、校准处理，变换为视图数据后被输入到操作单元3的运算装置33。该视图数据按照X射线管5和X射线检测器7的每个规定旋转角度来取得，并依次输入运算装置33中。
运算装置33取得进行CT图像的重建所需要的规定数量的视图数据(投影数据)后，在运算装置33内的重建运算单元33a中进行图像重建运算，形成重建图像。该重建图像保存在操作单元3内的存储装置39中，而且根据需要在图像处理单元33b中实施图像处理，并作为CT图像显示在显示装置35。
<第1实施方式>
接下来，使用图3至图5对本发明的CT图像形成方法的第1实施方式进行说明。
首先由CT装置进行被检体24的摄影(CT扫描)，取得图5所示的初始投影数据41，并输入运算装置33中(步骤101)。虽然图5所示的初始投影数据41利用窦腔X线照相(sinogram)而表示了1组投影数据，但多组投影数据被输入运算装置33中。
针对输入运算装置33中的初始投影数据41，由运算装置33内的重建运算单元33a进行三维滤波补正反投影法，作为一个例子，进行基于费耳德坎普法的图像重建运算，形成初始重建图像43(步骤S102)。虽然该初始重建图像43也在图5中表示了1个图像，但初始设定的与层数相当的图像被进行重建。这些初始重建图像43显示在显示装置35。以上的动作在多层CT中是公知的，因此省略详细的说明。
操作者依次观察显示在显示装置35上的这些初始重建图像43，判断是否能将诊断部位的图像用于诊断，即，是否需要消除伪影(步骤S103)。并且，在操作者判断起因于图像重建方法的伪影在图像上较多，有给诊断带来障碍的危险的情况下(步骤103的Y(是))，通过步骤105以下的逐次近似处理来进行所述伪影的消除处理操作。此外，在操作者判断所述伪影不会给诊断带来障碍的情况下(步骤103的N(“否”))，不进行步骤105以下的逐次近似处理，而进行在后面说明的最终重建图像的生成操作。所述伪影的消除处理的要否判断结果，可以通过由操作者使用输入装置37输入到设置于显示装置35的画面上的窗口中来进行。
若操作者输入需要所述伪影的消除处理，则CPU11使运算装置33执行第1次伪影消除处理(步骤105-n)(n为反复次数，在此情况下n＝1，因此记作步骤105-1。以下，同样)。从CPU11接收到了第1次伪影消除处理执行指令的运算装置33，其沿着X射线束，并沿着扫描轨迹，对初始重建图像43进行再投影。由此，生成第n再投影数据(在此情况下，n＝1，是第1再投影数据。以下，同样)45(步骤1051-n)(在此情况下n＝1，因此记作步骤1051-1。以下，同样)。该再投影可以对所有初始重建图像进行，也可以只对由操作者判断为在图像上伪影较多并给诊断带来障碍的图像时进行。在由上述再投影而生成的第1再投影数据45中，包含有起因于图像重建方法的伪影分量。
若生成了第1再投影数据45，则运算装置33根据CPU11的指令来执行初始投影数据41和第1再投影数据45的差分运算，并计算第n差异数据(在此情况下，n＝1，是第1差异数据。以下，同样)47(步骤1052-1)。该第1差异数据47是起因于图像重建方法的伪影分量。另外，上述差分运算可以对所有初始投影数据41和第1再投影数据45来进行，也可以在初始投影数据41的一部分和与其对应的第1再投影数据的组合上执行，并省略执行在其他初始投影数据41和与其对应的第1再投影数据的组合上的差分运算，而利用与该投影数据的X射线入射角对应的加权处理来计算。
接下来，CPU11使运算装置33执行初始投影数据41和第1差异数据47的减法处理。由此，生成第n补正投影数据(在此情况下，n＝1，是第1补正投影数据。以下，同样)49(步骤1053-1)。在生成的第1补正投影数据49中含有起因于图像重建方法的伪影分量的逆分量(以下，称作逆伪影分量。)。另外，在步骤1053-n中，初始投影数据41和第1差异数据的减法处理也可以在对第1差异数据进行了以逐次近似处理技术而周知的称作松弛系数的加权处理之后进行。由此，能够使逐次近似处理快速收敛。
并且，若生成了第1补正投影数据49，则CPU11使重建运算单元33a根据第1补正图像重建条件通过所述三维滤波补正反投影法对第1补正投影数据49进行图像重建。由此，形成第n补正重建图像(在此情况下，n＝1，是第1补正重建图像。以下，同样)51(步骤1054-1)。在该第1补正重建图像51中产生的起因于图像重建方法的伪影，被第1补正投影数据49所包含的逆伪影分量抵消，大幅减少了伪影。至此第1次伪影消除处理结束，第1补正重建图像51显示于显示装置35上。
在步骤1054-1中使用的第1补正图像重建条件优选假定继续对第1补正重建图像51进行再投影，以使其再投影处理的误差变少的方式来设定。例如，第1补正图像重建条件以重建FOV和重建中心位置包含被检体整体的方式来决定(例如，最大FOV尺寸＝500mm，重建中心位置为扫描旋转中心位置)。此外，重建图像矩阵尺寸、重建图像层数、以及层间隔被设定得较大，以使得再投影时的插值误差变小(例如，图像矩阵尺寸＝1024×1024像素、层数＝100层、层间距＝0.5mm)。并且，重建滤波以再投影数据和初始投影数据之间的误差变小的方式(例如，使用斜波(Ramp)滤波器、SL(Shepp and Logan)滤波器。)来决定。
操作者对显示于显示装置35上的第1补正重建图像51进行观察，并再次判断是否能够用于诊断(步骤106-n)(在此情况下n＝1，因此记作步骤106-1。以下，同样)。并且，在操作者判断在第1补正重建图像51中伪影仍然很多，会给诊断带来障碍的情况下(步骤106-n的“是”)，再次进行所述伪影消除处理。此外，在操作者判断所述伪影不会给诊断带来障碍的情况下(步骤106-n的“否”)，生成后面说明的最终重建图像(最终图像)。该伪影消除处理的要否输入与步骤103中的说明相同地进行。
若操作者输入需要进行所述伪影的消除处理，则处理流程再次返回步骤105-n，CPU11使运算装置33执行第2次伪影消除处理(步骤105-2)。从CPU11接收到了第2次伪影消除处理执行指令的运算装置33，其沿着X射线束，并且沿着扫描轨迹，对第1补正重建图像51进行再投影。由此生成第2再投影数据53(步骤1051-2)。该再投影既能够对所有第1补正重建图像51进行，也能够只对由操作者判断为伪影较多且给诊断带来障碍的图像进行。在由上述再投影生成的第2再投影数据53中，含有在第1次伪影消除处理中没有被消除而出现在第1补正重建图像51中的伪影分量。
若生成了第2再投影数据53，则运算装置33执行初始投影数据41和第2再投影数据53的差分运算，计算第2差分数据55(步骤1052-2)。该第2差分数据55是在第1次伪影消除处理中没有被消除而出现在第1补正重建图像51中的伪影分量，小于出现在初始重建图像43中的伪影分量。
接下来，在运算装置33中，执行初始投影数据41和第2差分数据55的减法处理，生成第2补正投影数据57(步骤1053-2)。在生成的第2补正投影数据57中含有在第1次伪影消除处理中没有被消除而出现在第1补正重建图像51中的伪影分量的逆伪影分量。另外，在本步骤1053-2中，也可以对第2差异数据57进行加权并从初始投影数据41中减去。
然后，生成的第2补正投影数据57在重建运算单元33a中，与所述步骤1054-1相同地，通过所述三维滤波补正反投影法进行图像重建，形成第2补正重建图像59(步骤1054-2)。该第2补正重建图像59与第1补正重建图像51相比，伪影进一步被减少，接近被检体的真正图像。至此第2次伪影消除处理结束，第2补正重建图像59显示于显示装置35上。
操作者对显示于显示装置35上的第2补正重建图像59进行观察，并再次判断是否能够用于诊断(步骤106-2)。并且，在操作者判断在第2补正重建图像59中伪影仍然较多且有给诊断带来障碍的危险的情况下(步骤106-n的“是”)，返回步骤105-n，并反复进行所述伪影的消除处理操作。此外，在操作者判断所述伪影不会给诊断带来障碍的情况下(步骤106-n的“否”)，进行最终图像的生成操作。
若操作者判断通过第n补正重建图像的生成，伪影不再给诊断带来障碍，则操作者将最终图像的生成指令输入到操作单元3(步骤108)。此时，操作者在输入最终图像的生成操作的同时，还输入最终图像的图像重建条件(第2图像重建条件)。该第2图像重建条件，是适于由医生对检查部位进行诊断的条件，例如，使用了如下这样的条件：重建FOV＝250mm，重建中心位置是从扫描的旋转中心向x方向偏离20mm、向y方向偏离10mm的位置，重建矩阵尺寸＝512×512像素，层数＝64层，层间距＝0.625mm，重建滤波器是腹部用滤波器。
若操作者如上述那样进行了最终图像的生成指示，则CPU11使运算装置33对在步骤101中得到的初始投影数据41或在步骤105-n中得到的第n补正投影数据49、57......用分别设定的重建条件进行重建运算。由此，生成最终图像61(步骤108)。
像这样，通过使逐次近似重建处理过程中的重建条件(第1图像重建条件)和生成最终图像时的重建条件(第2图像重建条件)不同，能够高画质地得到希望条件的图像。
然后，重建后的最终图像61被显示到显示装置35的显示画面中(步骤109)。
以上，对本发明的第1实施方式进行了说明，但上述第1实施方式能够进行各种变形。例如，虽然在上述第1实施方式中，是根据操作者的判断来判断伪影的消除要否，但也可以对初始投影数据与再投影数据的差异数据的例如合计值或最大值预先规定阈值，并自动地反复执行所述步骤105-n、106-n直到初始投影数据与再投影数据的差异数据成为该阈值以下。由此，操作者不再需要每次进行是否进行伪影的消除处理的判断和将其结果输入到操作单元3中的操作。
此外，也可以使上述第1实施方式如图6所示，预先设定所述步骤105-n、106-n的反复次数n，当所述步骤105-n、106-n反复了n次后，对最终图像进行重建。由此，能够在规定时间内结束伪影消除。
另外，上述反复次数n也可以与锥角或层位置相应地设定。即，也可以对于锥角较大且锥束伪影较强地出现的层位置的图像，使反复次数n较大，对于锥束伪影不那么强地出现的层位置的图像，使反复次数n较小。由此，能够最恰当地设定逐次近似处理的反复次数。因此，能够缩短得到诊断图像(最终图像)为止的时间。
<第2实施方式>
接下来，对本发明的第2实施方式进行说明。该第2实施方式不是使用检测器的整个区域的投影数据，而是使用被检体透过数据成为最大区域的检测器区域(以下，称作有效检测器范围。)的投影数据来进行伪影的消除处理。在决定投影数据的使用范围的手法中，存在通过对重建图像或窦腔X线照相(sinogram)或扫描图像(scanogram)进行解析，来计算或手动设定包含被检体整体的圆形尺寸和其圆形中心位置的方法。在本第2实施方式中，处理流程也基本上与图3至图6相同。以下，使用图7所示的第2实施方式中的伪影消除处理概念图来对第2实施方式进行说明。
首先，与第1实施方式相同地进行被检体24的CT扫描，取得初始投影数据41并将其输入运算装置33中(步骤201-1)。虽然图7所示的初始投影数据41表示了1组投影数据，但多组投影数据被输入运算装置33中。
接下来，用前述方法由CPU11设定有效检测器范围，并由运算装置33提取存在于该有效检测器范围内的初始投影数据，生成将有效检测器范围外的数据设为零的有效检测器范围投影数据71(步骤201-2)。
然后，有效检测器范围内投影数据71将所述圆形尺寸作为FOV，将圆形中心位置作为图像重建中心，由重建运算单元33a使用三维滤波补正反投影法来对有效检测器范围内初始重建图像73进行图像重建(步骤202)。
操作者对有效检测器范围内初始重建图像73进行观察，对检查部位的图像是否能够用于诊断，即是否进行伪影消除处理的判断，并将其结果通过输入装置37输入到操作单元3中。在有效检测器范围内初始重建图像73能够用于诊断的情况下，不进行伪影消除处理，而进行最终图像的重建，在并非如此的情况下，如下所述进行伪影消除处理。
关于伪影消除处理，首先作为第1次，有效检测器范围内初始重建图像73的有效检测器范围内数据与上述第1实施方式相同地被再投影，而生成有效检测器范围内第1再投影数据75(步骤2051-1)。在该有效检测器范围内再投影数据75中含有对有效检测器范围内投影数据71进行图像重建时的伪影分量。
接下来，由运算装置33计算有效检测器范围内投影数据71和有效检测器范围内再投影数据75的差异数据77(步骤2052-1)。该差异数据77是对有效检测器范围内投影数据71进行了图像重建时的伪影分量。
将在步骤2052-1中计算出的差异数据77从有效检测器范围内再投影数据75中减去，计算出有效检测器范围内补正投影数据79(步骤2053-1)。该有效检测器范围内补正投影数据79含有对有效检测器范围内投影数据71进行图像重建时的伪影分量的逆伪影分量。另外，在本步骤2053-1中，以下这一点与第1实施方式相同：也可以在对差异数据77进行了加权后从有效检测器范围内再投影数据75中减去。
接下来，与第1实施方式相同地，利用第1图像重建条件通过三维滤波补正反投影法，对有效检测器范围内补正投影数据79进行图像重建，形成有效检测器范围内补正重建图像81(步骤2054-1)。通过本步骤2054-1中的图像重建，所述逆伪影分量被抵消。但是，因为三维滤波补正反投影法自身为近似重建法，所以伪影并没有完全消失。
因此，操作者再次对有效检测器范围内补正重建图像81进行观察，对是否能够用于诊断进行判断。在判断有效检测器范围内补正重建图像81不能用于诊断的情况下，向操作单元输入第2次伪影消除处理的执行。
以下，伪影消除处理在有效检测器范围内补正重建图像的再投影数据和有效检测器范围内初始投影数据之间，反复进行差异数据的运算、有效检测器范围内第n再投影数据的生成、和有效检测器范围内第n再投影数据的图像重建。并且，若操作者判断有效检测器范围内第n再投影数据的重建图像能够用于诊断，则最终图像83根据第2图像重建条件被重建(步骤208)。
然后，重建后的最终图像83被显示在显示装置35上。
根据以上所述的本发明的第2实施方式，因为图像重建和再投影的数据较少即可，所以能够大幅减少伪影消除处理所需要的时间，具体来说，因为包含成年且较大体格的人的腹部整体的FOV接近500mm，而幼儿或头部的FOV为200mm左右，所以伪影消除处理所需要的时间在其之间相差近两倍。
<第3实施方式>
以上，对本发明的实施方式进行了详细的说明，但本发明除了能够应用于由图像重建方法产生的伪影的消除之外，还能够应用于图像模糊的修正。即，在对CT图像进行重建时，产生了如下情况：只用实际测量数据无法做成投影数据，必须通过插值来生成投影数据，进而对图像进行重建。因为该插值投影数据是对实测数据进行插值而生成的，所以含有模糊分量。第3实施方式也消除包含于插值投影数据中的模糊分量。
以下，使用图8所示的流程图，对本发明的第3实施方式进行说明。
首先，与第1、第2实施方式相同地通过对被检体24进行CT扫描来取得初始投影数据(步骤301)。
接下来，根据由操作者设定的第1重建条件，在重建运算单元33a中对初始投影数据进行图像重建。由此，得到初始重建图像(步骤302)。
操作者对初始重建图像能否用于诊断进行判断，并将其结果输入到操作单元3中(步骤303)。并且，在操作者判断初始重建图像能够用于诊断的情况下，进行最终图像的重建，在判断起因于图像重建方法的伪影较多而无法用于诊断的情况下，执行伪影消除处理。
在伪影的消除处理中，CPU11使运算装置33生成第n再投影数据(步骤3051-1)。该再投影数据的生成，虽然与上述第1、第2实施方式相同地通过对所述初始重建图像进行再投影而进行，但需要通过插值处理来生成再投影数据。因此，与通过摄影而得到的投影数据相比，再投影数据由于插值处理的影响而成为含有模糊的数据。该模糊分量给伪影消除处理带来障碍。
因此，CPU11使运算装置33进行用于将与第1再投影数据所包含的模糊分量等价的模糊分量附加给初始投影数据的滤波处理。由此，生成滤波补正投影数据(步骤3052-1)。使用于所述滤波处理的滤波函数可以通过对微小球体或细圆柱体这种小构造物进行摄影并再投影来计算。另外，对初始投影数据附加模糊分量的滤波处理只要在下述第1再投影数据和滤波补正投影数据之间的差分运算的执行前进行即可。
接下来，CPU11使运算装置33执行第1再投影数据与滤波补正投影数据的差分运算。由此，计算出第1再投影数据与滤波补正投影数据的差异数据(步骤3053-1)。本步骤3053-1中的差分运算将第1再投影数据和滤波补正投影数据双方所包含的模糊分量抵消。因此，计算出的差异数据为对初始投影数据进行重建时的起因于图像重建方法的伪影分量。
计算出的差异数据从初始投影数据中减去，作为其结果生成第1补正投影数据(步骤3054-1)。从初始投影数据中减去了差分数据的第1补正投影数据，包含用三维滤波补正反投影法对该第1补正投影数据进行图像重建时生成的起因于图像重建方法的伪影的逆分量。另外，在本步骤3054-1中，以下这一点与所述第1、第2实施方式相同：也可以在对差异数据进行了加权后，与初始投影数据之间进行减法处理。
在步骤3054-1中生成的第1补正投影数据是根据所述第1图像重建条件来进行图像重建的。由此形成第1补正重建图像(步骤3055-1)。并且，该第1补正重建图像显示在显示装置35上。在本步骤中得到的第1补正重建图像，是对包含有起因于图像重建方法的伪影的逆分量的第1补正投影数据进行重建后的图像，因此大幅减少了起因于图像重建方法的伪影。
以下，根据操作者的图像观察结果，从n＝2开始到n＝n为止(n＝1在步骤3055-1之前已作为第1次执行)进行反复如下处理的逐次近似处理(递归处理)：基于初始投影数据41和第n补正重建图像(n表示第n次伪影消除处理)的再投影数据来计算第n差异数据；基于初始投影数据和第n差异数据的减法来生成第n补正投影数据；和基于第n补正投影数据的图像重建来形成第n补正重建图像以及显示于图像显示装置。
并且，在操作者判断能够将第n补正重建图像用于诊断，且对操作单元3输入了不需要第(n+1)次伪影消除处理的情况下，CPU11使逐次近似处理停止，使重建运算单元33a根据第2图像重建条件对第n补正投影数据进行图像重建。由此，取得了最终图像(步骤308)。
取得的最终图像被显示在图像显示装置35的画面上(步骤309)，而且被存储于操作单元3所具备的存储装置39中，并被提供给医生进行图像诊断。
根据以上说明的本发明的第3实施方式，能够排除在以消除起因于图像重建方法的伪影为目的而进行的重建图像的再投影(反投影)的过程中所产生的模糊分量的影响。
以上，通过第1至第3实施方式对本发明进行了说明，但本发明不限定于上述实施方式，能够在不脱离本发明的主要内容的范围内进行多种变形。例如，虽然在上述实施方式中，在伪影对诊断的影响变小时，根据第2图像重建条件来对最终图像进行重建，但这只要根据需要来进行即可。即，这是因为，若利用第n补正重建图像即能够对检查部位进行诊断，则不需要得到高精细的最终图像。
此外，在进行利用具有大锥角的多层CT的摄影时，若用费耳德坎普法对通过床无移动的正常扫描而得到的摄影数据进行重建，则在远离中平面(层方向中心部剖面)的位置上，重建FOV范围成为算盘珠那样的形状。若对这种位置的重建数据进行再投影，则得到的再投影数据与初始投影数据相比，存在数据的缺少而成为不完整的数据。若将该不完整的再投影数据与初始投影数据进行比较运算，则产生很大误差，对得到的最终图像产生大的不良影响。
在此情况下，也可以将逐次近似处理时的重建图像数据向重建层方向扩展，或将再投影时的检测器尺寸向层方向扩展，或者在再投影时对不完整的数据范围通过用投影数据进行补正来对应。具体来说，在向层方向的扩展中，在初始重建图像的图像范围外配置虚拟图像层，或在摄影时的检测器范围外配置虚拟检测器。此外，在利用投影数据的补正中，进行利用投影数据的代替或加权加法。像这样，通过扩展层方向范围，或用投影数据进行补正，修正缺失的数据部分，因此即使在多层CT的正常扫描中也能够得到良好的图像。
(标号说明)
1-扫描器、2-床、3-操作单元、11-中央控制装置(CPU)、27-X射线检测器、33-运算装置、33a-重建运算单元、41-初始投影数据、43-初始重建图像、45、53-再投影数据、47、55-差异数据、49、57-补正投影数据、51、59-补正重建图像、61-最终图像、71-有效检测器范围内投影数据、73-有效检测器范围内初始投影重建图像、75-有效检测器范围内再投影数据、77-差异数据、79-有效检测器范围内补正投影数据、83-最终图像。
Claims (12)
1.一种X射线CT图像形成方法，通过对由CT扫描而得到的投影数据进行图像重建，来得到被检体的检查部位的重建图像，该X射线CT图像形成方法的特征在于，
通过运算来求出起因于所述投影数据的图像重建方法的伪影分量，
从所述投影数据中减去所求出的该伪影分量，来生成包含有逆伪影分量的补正投影数据，
并通过对该补正投影数据进行图像重建，来得到减少了伪影的重建图像。
2.根据权利要求1所述的X射线CT图像形成方法，其特征在于，
所述逆伪影分量，作为投影数据和对重建该投影数据所得到的重建图像进行再投影而得到的再投影数据之间的差异数据来求出。
3.一种X射线CT图像形成方法，通过对由CT扫描而得到的投影数据进行图像重建，来得到被检体的检查部位的重建图像，该X射线CT图像形成方法的特征在于包括：
步骤1，对所述投影数据进行图像重建，得到初始重建图像；
步骤2，对所述初始重建图像进行再投影来得到再投影数据；
步骤3，求出所述投影数据和所述再投影数据之间的差异数据；
步骤4，从所述投影数据中减去所述差异数据，求出包含有逆伪影分量的补正投影数据；和
步骤5，对所述补正投影数据进行图像重建，得到补正重建图像。
4.根据权利要求3所述的X射线CT图像形成方法，其特征在于，
继所述步骤5之后，利用在所述步骤5中得到的补正重建图像来置换所述步骤2的初始重建图像，并n次反复进行从所述步骤2到步骤5，其中，n是n≥1的整数。
5.根据权利要求4所述的X射线CT图像形成方法，其特征在于，
对所述n规定有上限。
6.一种X射线CT图像形成方法，通过对由CT扫描而得到的投影数据进行图像重建，来得到被检体的检查部位的重建图像，
该X射线CT图像形成方法的特征在于包括：
步骤1，对所述投影数据进行图像重建，得到初始重建图像；
步骤2，对所述初始重建图像进行包含插值处理的再投影来生成再投影数据；
步骤3，执行将所述再投影数据中所含的模糊分量附加给所述投影数据的滤波处理，来生成滤波补正投影数据；
步骤4，求出所述滤波补正投影数据和所述再投影数据之间的差异数据；
步骤5，从所述投影数据中减去所述差异数据，求出包含有逆伪影分量且减少了所述模糊分量的补正投影数据；和
步骤6，对所述补正投影数据进行图像重建，得到补正重建图像。
7.一种X射线CT装置，其将X射线源和X射线检测器隔着被检体相对配置，通过图像处理装置来重建对所述被检体进行CT扫描而得到的投影数据，得到所述被检体的检查部位的重建图像，
该X射线CT装置的特征在于，所述图像处理装置具备：
伪影分量提取单元，其提取起因于所述投影数据的图像重建方法的伪影分量；
补正投影数据生成单元，其从所述投影数据中减去所述伪影分量，生成包含有逆伪影分量的补正投影数据；和
补正重建图像生成单元，其通过对所述补正投影数据进行图像重建，来生成减少了起因于图像重建方法的伪影的补正重建图像。
8.根据权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述伪影分量提取单元具有：用于对重建所述投影数据而得到的重建图像进行再投影来得到再投影数据的单元；和用于求出所述投影数据与再投影数据之间的差异数据的单元。
9.根据权利要求7或8所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述图像处理装置还具有逐次近似图像重建单元，
设n为整数，该逐次近似图像重建单元使下述动作从n＝1开始到n＝n为止反复执行来得到所述伪影逐渐减少的补正重建图像，即：
在对所述补正重建图像生成单元所生成的补正重建图像再次进行再投影而得到第n再投影数据之后，
使所述伪影分量提取单元得到所述投影数据与第n再投影数据之间的第n差异数据，
使所述补正投影数据生成单元从所述投影数据中减去所述第n差异数据来得到第n补正投影数据，
使所述补正重建图像生成单元重建所述第n补正投影数据。
10.根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述反复次数n在图像重建处理前设定有上限值。
11.根据权利要求9或10所述的X射线CT装置，其特征在于，
在操作单元中设有输入单元，其用于随时输入是否进行用以得到所述补正重建图像的反复。
12.根据权利要求7至11中的任意一项所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述X射线检测器为多层型X射线检测器，
所述图像重建方法属于滤波补正反投影法。
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Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103619259A (zh) * | 2011-07-08 | 2014-03-05 | 株式会社日立医疗器械 | 图像重构装置及图像重构方法 |
| CN104039233A (zh) * | 2012-01-10 | 2014-09-10 | 株式会社东芝 | 使用迭代近似法的x射线计算机断层摄影装置(x射线ct装置) |
| CN104902818A (zh) * | 2013-02-05 | 2015-09-09 | 株式会社日立医疗器械 | X射线ct装置以及图像重构方法 |
| CN105374012A (zh) * | 2014-08-27 | 2016-03-02 | 通用电气公司 | 用于消除由性能差异的探测器单元所致的条状伪影的方法 |
| CN105551001A (zh) * | 2015-12-11 | 2016-05-04 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种图像重建方法、装置及设备 |
| CN105574904A (zh) * | 2015-12-11 | 2016-05-11 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种图像重建方法、装置及设备 |
| CN107913077A (zh) * | 2016-10-11 | 2018-04-17 | 西门子保健有限责任公司 | 通过x射线装置确定三维图像数据组的方法 |
| CN108877892A (zh) * | 2017-05-12 | 2018-11-23 | 瓦里安医疗系统公司 | 自动估算和减少计算机断层成像扫描中的散射 |
| CN108937995A (zh) * | 2017-05-03 | 2018-12-07 | 西门子医疗有限公司 | 用于生成减少伪影的ct图像数据的自适应方法 |
| CN110796620A (zh) * | 2019-10-29 | 2020-02-14 | 广州华端科技有限公司 | 乳腺断层重建图像的层间伪影抑制方法和装置 |
Families Citing this family (19)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5387377B2 (ja) * | 2009-12-14 | 2014-01-15 | ソニー株式会社 | 画像処理装置、および画像処理方法、並びにプログラム |
| JP5677751B2 (ja) * | 2010-02-24 | 2015-02-25 | 株式会社東芝 | Ｘ線ｃｔ装置及び画像処理プログラム |
| JP5588697B2 (ja) * | 2010-03-03 | 2014-09-10 | 株式会社日立メディコ | Ｘ線ｃｔ装置 |
| WO2011122613A1 (ja) * | 2010-03-30 | 2011-10-06 | 株式会社 日立メディコ | 再構成演算装置、再構成演算方法、及びｘ線cｔ装置 |
| US9123156B2 (en) | 2010-10-14 | 2015-09-01 | Hitachi Medical Corporation | X-ray CT apparatus and image reconstruction method |
| JP5978429B2 (ja) * | 2011-04-28 | 2016-08-24 | 株式会社日立製作所 | 医用画像処理装置、医用画像処理方法 |
| WO2012164921A1 (ja) * | 2011-05-31 | 2012-12-06 | 株式会社島津製作所 | 放射線断層画像生成方法および放射線断層画像生成プログラム |
| GB201112359D0 (en) * | 2011-07-19 | 2011-08-31 | Univ Antwerpen | Filter for tomographic reconstruction |
| US8625870B2 (en) * | 2011-10-19 | 2014-01-07 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method and system for supplementing detail image in successive multi-scale reconstruction |
| BR112014010843A8 (pt) * | 2011-11-08 | 2017-06-20 | Koninklijke Philips Nv | aparelho e método de correção de imagens para um artefato; sistema de processamento de imagens médicas para corrigir uma imagem para um artefato de imagem; elemento do programa de computador para controlar um aparelho; e mídia legível por computador |
| JP5858760B2 (ja) * | 2011-12-02 | 2016-02-10 | 株式会社日立メディコ | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP6312401B2 (ja) * | 2012-11-30 | 2018-04-18 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、画像処理方法、及びプログラム |
| DE102013214689B4 (de) * | 2013-07-26 | 2023-08-24 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zur Reduzierung von Artefakten in Bilddatensätzen und Recheneinrichtung |
| CN104574292B (zh) | 2014-11-26 | 2018-06-26 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种ct图像的校正方法和装置 |
| CN106056645B (zh) * | 2016-05-25 | 2018-12-28 | 天津商业大学 | 基于频域分析的ct图像平移运动伪影校正方法 |
| US10475214B2 (en) * | 2017-04-05 | 2019-11-12 | General Electric Company | Tomographic reconstruction based on deep learning |
| JP7138858B2 (ja) * | 2018-07-04 | 2022-09-20 | 国立大学法人 東京大学 | フィルタ逆投影法によるｃｔ再構成処理方法 |
| CN116097301A (zh) * | 2020-12-01 | 2023-05-09 | 西安大医集团股份有限公司 | 图像处理方法及装置、医学影像设备及存储介质 |
| US12026932B2 (en) * | 2021-07-15 | 2024-07-02 | Innov8Tif Solutions Sdn. Bhd. | Method to determine authenticity of security hologram |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH05237089A (ja) | 1991-04-01 | 1993-09-17 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 骨と軟部組織との混在する射影データのビームハードニング補正方法 |
| JP3373720B2 (ja) * | 1996-03-25 | 2003-02-04 | 株式会社日立メディコ | Ｘ線断層撮影装置 |
| US6760366B1 (en) * | 1999-11-29 | 2004-07-06 | Qualcomm Incorporated | Method and apparatus for pilot search using a matched filter |
| WO2002086822A1 (en) | 2001-04-23 | 2002-10-31 | Philips Medical Systems Technologies Ltd. | Ct image reconstruction |
| US7596258B2 (en) * | 2003-11-10 | 2009-09-29 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Image processor |
| CN100524358C (zh) * | 2007-11-15 | 2009-08-05 | 南方医科大学 | 一种改进的锥形束ct环形伪影的消除方法 |
| DE102008053108A1 (de) * | 2008-06-27 | 2009-12-31 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bilddaten |
-
2009
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Cited By (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103619259B (zh) * | 2011-07-08 | 2015-12-09 | 株式会社日立医疗器械 | 图像重构装置及图像重构方法 |
| CN103619259A (zh) * | 2011-07-08 | 2014-03-05 | 株式会社日立医疗器械 | 图像重构装置及图像重构方法 |
| CN104039233A (zh) * | 2012-01-10 | 2014-09-10 | 株式会社东芝 | 使用迭代近似法的x射线计算机断层摄影装置(x射线ct装置) |
| CN104039233B (zh) * | 2012-01-10 | 2016-10-12 | 东芝医疗系统株式会社 | 使用迭代近似法的x射线计算机断层摄影装置(x射线ct装置) |
| CN104902818A (zh) * | 2013-02-05 | 2015-09-09 | 株式会社日立医疗器械 | X射线ct装置以及图像重构方法 |
| CN105374012B (zh) * | 2014-08-27 | 2018-11-27 | 通用电气公司 | 用于消除由性能差异的探测器单元所致的条状伪影的方法 |
| CN105374012A (zh) * | 2014-08-27 | 2016-03-02 | 通用电气公司 | 用于消除由性能差异的探测器单元所致的条状伪影的方法 |
| US10217248B2 (en) | 2014-08-27 | 2019-02-26 | General Electric Company | Method for removing streak from detector cell with performance difference |
| CN105551001B (zh) * | 2015-12-11 | 2019-01-15 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种图像重建方法、装置及设备 |
| US10008012B2 (en) | 2015-12-11 | 2018-06-26 | Shenyang Neusoft Medical Systems Co., Ltd. | Image reconstruction |
| US10163233B2 (en) | 2015-12-11 | 2018-12-25 | Shenyang Neusoft Medical Systems Co., Ltd. | Image reconstruction |
| CN105574904B (zh) * | 2015-12-11 | 2019-01-11 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种图像重建方法、装置及设备 |
| CN105574904A (zh) * | 2015-12-11 | 2016-05-11 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种图像重建方法、装置及设备 |
| CN105551001A (zh) * | 2015-12-11 | 2016-05-04 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种图像重建方法、装置及设备 |
| CN107913077A (zh) * | 2016-10-11 | 2018-04-17 | 西门子保健有限责任公司 | 通过x射线装置确定三维图像数据组的方法 |
| CN107913077B (zh) * | 2016-10-11 | 2021-09-17 | 西门子保健有限责任公司 | 通过x射线装置确定三维图像数据组的方法 |
| CN108937995A (zh) * | 2017-05-03 | 2018-12-07 | 西门子医疗有限公司 | 用于生成减少伪影的ct图像数据的自适应方法 |
| CN108877892A (zh) * | 2017-05-12 | 2018-11-23 | 瓦里安医疗系统公司 | 自动估算和减少计算机断层成像扫描中的散射 |
| CN108877892B (zh) * | 2017-05-12 | 2022-03-22 | 瓦里安医疗系统公司 | 自动估算和减少计算机断层成像扫描中的散射 |
| CN110796620A (zh) * | 2019-10-29 | 2020-02-14 | 广州华端科技有限公司 | 乳腺断层重建图像的层间伪影抑制方法和装置 |
| CN110796620B (zh) * | 2019-10-29 | 2022-05-17 | 广州华端科技有限公司 | 乳腺断层重建图像的层间伪影抑制方法和装置 |
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