CN103764037A - 医用图像处理装置及x射线计算机断层摄影装置 - Google Patents

医用图像处理装置及x射线计算机断层摄影装置 Download PDF

Info

Publication number
CN103764037A
CN103764037A CN201380001694.4A CN201380001694A CN103764037A CN 103764037 A CN103764037 A CN 103764037A CN 201380001694 A CN201380001694 A CN 201380001694A CN 103764037 A CN103764037 A CN 103764037A
Authority
CN
China
Prior art keywords
attenuation coefficient
primary standard
data
pixel
energy
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.)
Granted
Application number
CN201380001694.4A
Other languages
English (en)
Other versions
CN103764037B (zh
Inventor
高松裕子
田口博基
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
Publication of CN103764037A publication Critical patent/CN103764037A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN103764037B publication Critical patent/CN103764037B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • 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
    • 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
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • 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
    • A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • 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

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Algebra (AREA)
  • Mathematical Analysis (AREA)
  • Mathematical Optimization (AREA)
  • Pure & Applied Mathematics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

本发明涉及医用图像处理装置及X射线计算机断层摄影装置。实施方式的医用图像处理装置具备分离部（34b）、重建部（36a）、以及提取部（36b）。分离部（34b）将投影数据分离成预先设定的至少两个以上的多个基准物质各自的线积分数据。重建部（36a）根据上述多个基准物质各自的线积分数据，来重建各像素的像素值表示存在于该像素中的基准物质的存在率的基准物质图像数据。提取部（36b）基于根据上述多个基准物质各自的基准物质图像数据所算出的各像素的减弱系数，来提取伪影区域。

Description

医用图像处理装置及X射线计算机断层摄影装置
技术领域
本发明的实施方式涉及一种医用图像处理装置及X射线计算机断层摄影装置。
背景技术
以往，有一种通过X射线计算机断层摄影（CT：ComputedTomography）装置并使用多种不同的管电压进行摄影来获得图像的方法。在使用两种不同的管电压时，相关方法被称为“Dual Energy CT：双能量CT”。另外，在“Dual Energy CT：双能量CT”中，已知将通过两种不同的管电压获得的两个投影数据分离成预先设定的两个基准物质的各自的投影数据（线积分数据），分别根据分离得到的两个数据来重建基于基准物质的存在率的图像（基准物质图像）的应用技术。相关应用技术中，通过使用两个基准物质图像进行加权计算处理，能够获得单色X射线图像、密度图像、有效原子序数图像等各种图像。
上述应用技术对于射束硬化所导致的伪影的校正是有效的。但是，作为伪影，除了射束硬化以外，还有基于高吸收体的投影数据的精度恶化所导致的伪影、散乱线所导致的伪影等各种伪影。
尤其是，伪影多由于基于高吸收体的投影数据的精度恶化而产生。这是因为，如果金属等线吸收系数大的物质存在于摄影对象中，那么在低管电压的摄影时，检测器的计数变得微小，无法得到正确的投影数据。这时，无法准确得到基准物质的投影数据，其结果为，得到的单色X射线图像中，产生例如欠缺高吸收体周边的信息的伪影等。上述的应用技术中，无法生成去除了射束硬化以外的伪影的影响的单色X射线图像。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2009－261942号公报
发明内容
本发明要解决的课题在于提供一种能够提取单色X射线图像中产生的伪影的医用图像处理装置及X射线CT装置。
实施方式的医用图像处理装置具备分离部、重建部、以及提取部。分离部将投影数据分离成预先设定的至少两个以上的多个基准物质各自的线积分数据。重建部根据上述多个基准物质各自的线积分数据，来重建各像素的像素值表示存在于该像素中的基准物质的存在率的基准物质图像数据。提取部基于根据上述多个基准物质各自的基准物质图像数据算出的各像素的减弱系数，来提取伪影区域。
附图说明
图1是表示第1实施方式的X射线CT装置的整体构成例的图。
图2是表示第1实施方式所涉及的前处理部及图像生成部的构成例的图。
图3是用于说明第1实施方式所涉及的提取部的图。
图4是表示第1实施方式所涉及的校正部的处理结果的一个例子的图。
图5是表示第1实施方式的处理的概要的图。
图6是表示第1实施方式所涉及的X射线CT装置的处理例的流程图。
图7A是用于说明第4实施方式的图（1）。
图7B是用于说明第4实施方式的图（2）。
具体实施方式
以下，参照所添附的附图，详细说明医用图像处理装置的实施方式。另外，以下说明中，将作为医用图像处理装置而发挥功能的X射线计算机断层摄影（CT：Computed Tomography）装置作为实施方式进行说明。
（第1实施方式）
首先，使用图1对于第1实施方式所涉及的X射线CT装置的整体构成的一个例子进行说明。图1是表示第1实施方式的X射线CT装置的整体构成例的图。如图1所示，第1实施方式所涉及的X射线CT装置具备：架台装置10、寝台装置20、及控制台装置30。
架台装置10是对被检体P照射X射线并收集X射线检测数据的装置，其具备高电压产生部11、X射线管12、X射线检测器13、数据收集部14、旋转框架15以及架台驱动部16。
高电压产生部11是产生高电压并将所产生的高电压供给至X射线管12的装置。X射线管12是利用从高电压产生部11供给的高电压来产生X射线的真空管，X射线管12所产生的X射线对被检体P进行照射。
X射线检测器13是用于检测表示从X射线管12照射并透过被检体P的X射线的强度分布的X射线检测数据的检测器。即，X射线检测器13检测表示在被检体P的体内所产生的X射线吸收的程度的X射线检测数据。例如，X射线检测器13是沿被检体P的体轴方向（图1所示的Z轴方向）多列排列检测元件列的二维阵列型检测器，其中，检测元件列沿通道方向（图1所示的Y轴方向）排列有多个X射线检测元件。
旋转框架15支承X射线管12和X射线检测器13，以使X射线管12和X射线检测器13隔着被检体P而对置。架台驱动部16是通过对旋转框架15进行旋转驱动，从而在以被检体P为中心的圆轨道上使X射线管12及X射线检测器13旋转的驱动装置。
数据收集部14是DAS（Data Acquisition System：数据采集系统），收集通过X射线检测器13检测到的X射线检测数据。具体而言，数据收集部14收集分别与来自X射线管12的X射线照射方向对应的X射线检测数据。X射线照射方向也被称为视角（view）。并且，数据收集部14对收集到的每个视角的X射线检测数据进行放大处理、A/D转换处理等，并输出至控制台装置30的前处理部34（后述）。例如，数据收集部14输出将表示每个X射线检测元件的X射线检测量的X射线检测数据按每个X射线照射方向时序化而得的数据（正弦图数据：sinogramdata）。
寝台装置20是载置被检体P的装置，如图1所示，具有顶板22和寝台驱动装置21。顶板22是载置被检体P的床，寝台驱动装置21通过使顶板22向被检体P的体轴方向（Z轴方向）移动，使被检体P向旋转框架15内移动。
控制台装置30是接收由操作者进行的X射线CT装置的操作，并且根据通过架台装置10收集到的数据组来重建断层图像的装置，如图1所示，其具有输入装置31、显示装置32、扫描控制部33、前处理部34、投影数据存储部35、图像生成部36、图像存储部37以及系统控制部38。
输入装置31具有操作X射线CT装置的医师或技师等操作者用于输入各种指示的鼠标、键盘、按钮、轨迹球、操纵杆等，将从操作者接收的各种命令传送至后述的系统控制部38。
显示装置32具有监视器，该监视器用于显示经由输入装置31从操作者接收指示用的GUI（Graphical User Interface：图形用户界面），或显示后述的图像存储部37存储的图像。
扫描控制部33控制高电压产生部11、架台驱动部16、数据收集部14以及寝台驱动装置21的动作。由此，扫描控制部33对使用架台装置10进行的被检体P的X射线扫描处理、X射线检测数据组的收集处理及对X射线检测数据组的数据处理进行控制。
具体而言，扫描控制部33一边使旋转框架15旋转，一边从X射线管12连续地或者间歇地照射X射线，来执行X射线扫描。例如，扫描控制部33执行使顶板22移动的同时使旋转框架15连续旋转并进行摄影的螺旋扫描、或者保持固定被检体P的位置的状态地使旋转框架15旋转一周或连续旋转并进行摄影的常规扫描。
前处理部34通过对从数据收集部14发送的X射线检测数据进行对数转换处理、偏移校正、或灵敏度校正等校正处理，来生成投影数据。另外，对于第1实施方式所涉及的前处理部34进行的处理，在后文中详细说明。
投影数据存储部35存储通过前处理部34生成的投影数据。
图像生成部36根据投影数据存储部35存储的投影数据生成各种图像，并将所生成的图像保存在图像存储部37中。例如，图像生成部36通过逆投影处理（例如，基于FBP（Filtered Back Projection）法的逆投影处理）将投影数据重建为X射线CT图像，并将重建而成的X射线CT图像保存在图像存储部37中。另外，关于第1实施方式所涉及的图像生成部36所进行的处理，在后文中详细说明。
系统控制部38通过对架台装置10、寝台装置20及控制台装置30的动作进行控制，来进行X射线CT装置的整体控制。具体而言，系统控制部38通过对扫描控制部33进行控制，来控制基于架台装置10及寝台装置20的X射线检测数据组的收集处理。另外，系统控制部38通过控制前处理部34、图像生成部36，来对控制台装置30中的图像处理进行控制。另外，系统控制部38进行控制以将图像存储部37所存储的各种图像显示于显示装置32。
以上，对于第1实施方式所涉及的X射线CT装置的整体构成进行了说明。在相关构成的基础上，第1实施方式所涉及的X射线CT装置除了进行将管电压固定为一种的摄影并收集投影数据，还进行多种不同的管电压的“基于Multi Energy的摄影”并收集投影数据。例如，第1实施方式所涉及的X射线CT装置进行使用两种不同的管电压的“基于Dual Energy的摄影”并收集投影数据。
“基于Dual Energy的摄影”例如通过以下三种摄影方法进行。第1摄影方法是先使用第1管电压进行摄影，接着，使用第2管电压进行摄影的“Slow-kV switching方式（2周旋转方式）”。第2摄影方法是不使用图1所例示的1个球管的X射线CT装置，而是用2个球管的X射线CT装置，并以不同的管电压进行摄影的“Dual Source方式（双管球方式）”。第3摄影方法是使旋转框架15旋转的同时，按每个视角以高速切换管电压来进行摄影的“Fast-kV switching方式（高速切换方式）”。由此，能够获得能量不同的两种原始数据（投影数据）。
以下，对通过高速切换方式来进行“基于Dual Energy的摄影”的情况进行说明。另外，本实施方式也可以应用于使用2周旋转方式或双管球方式进行“基于Dual Energy的摄影”的情况。
近年来，开发有一种将根据两种不同的管电压获得的两个投影数据分离成预先设定的两个基准物质各自的投影数据（线积分数据），由此，重建基于基准物质的存在率的图像（基准物质图像）的应用技术。相关应用技术中，通过使用两个基准物质图像来进行加权计算处理，能够获得单色X射线图像、密度图像、有效原子序数图像等各种图像。
上述的应用技术对于射束硬化所导致的伪影的校正是有效的，例如，能够生成由相比由以往的连续X射线构成的X射线CT图像，降低了射束硬化的影响的单色X射线所构成的X射线CT图像（单色X射线图像或者单色X射线CT图像）。但是，作为伪影，除了射束硬化以外，还有基于高吸收体的投影数据的精度恶化所导致的伪影、散乱线所导致的伪影等各种伪影。
上述的应用技术中，无法生成除去了射束硬化以外的伪影的影响的单色X射线图像。因此，第1实施方式中，为了提取单色X射线图像中产生的伪影，进行以下说明的前处理部34及图像生成部36的处理。
图2是表示第1实施方式所涉及的前处理部及图像生成部的构成例的图。如图2所例示的那样，第1实施方式所涉及的前处理部34具有投影数据生成部34a及分离部34b。另外，如图2所例示的那样，第1实施方式所涉及的图像生成部36具有重建部36a、提取部36b、及校正部36c。
投影数据生成部34a对从数据收集部14发送的X射线检测数据进行对数转换处理等，来生成投影数据。第1实施方式中，投影数据生成部34a根据第1管电压（例如，130kV）的X射线检测数据生成投影数据（以下，记载为高能量投影数据）。另外，第1实施方式中，投影数据生成部34a根据第2管电压（例如，80kV）的X射线检测数据生成投影数据（以下，低能量投影数据）。
分离部34b将投影数据分离成预先设定的至少两个以上的多个基准物质的各自的线积分数据。第1实施方式中，上述投影数据是两种不同的管电压分别收集的两个投影数据（高能量投影数据及低能量投影数据）。另外，第1实施方式中，上述多个基准物质是两个基准物质，例如，骨和水。以下说明中，将两个基准物质的一个记载为第1基准物质，将另一个记载为第2基准物质。
即，分离部34b将高能量投影数据及低能量投影数据分离成第1基准物质的线积分数据（第1线积分数据）和第2基准物质的线积分数据（第2线积分数据）。另外，基准物质根据各种能量下的质量减弱系数已知的物质来设定。
通过分离部34b分离而得的第1线积分数据及第2线积分数据被保存在投影数据存储部35中。
然后，重建部36a根据多个基准物质各自的线积分数据，来重建各像素（像元或者体元）的像素值表示存在于该像素中的基准物质的存在率的基准物质图像数据。具体而言，重建部36a通过对第1线积分数据进行逆投影处理，来重建第1基准物质的基准物质图像数据（以下，第1基准物质图像数据）。另外，重建部36a通过对第2线积分数据进行逆投影处理，来重建第2基准物质的基准物质图像数据（以下，第2基准物质图像数据）。在此，第1基准物质图像数据的像素“i”的像素值为像素“i”中的第1基准物质的存在率“c1”。另外，第2基准物质图像数据的像素“i”的像素值为像素“i”中的第2基准物质的存在率“c2”。
在此，与任意的能量“E”下的像素“i”对应的摄影部位的减弱系数“μ(E)”通过以下的公式（1）来求得。另外，以下的公式（1）中，“μ1(E)”是第1基准物质的“E”下的减弱系数，“μ2(E)”是第2基准物质的“E”下的减弱系数。
【公式1】
μ(E)=c1μ1(E)+c2μ2(E)         ···(1)
另外，关于与“E”下的像素“i”对应的摄影部位的CT值“CT#(E)”通过将公式（1）所求得的“μ(E)”和水的“E”下的减弱系数“μw(E)”代入以下的公式（2）中，可以求得。
【公式2】
CT # ( E ) = 1000 × μ ( E ) - μ w ( E ) μ w ( E ) · · · ( 2 )
重建部36a使用基准物质图像数据以及公式（1）和公式（2），能够生成任意的能量“E”下的单色X射线图像。通过公式（1）所求得的减弱系数降低了基于射束硬化的误差。但是，通过公式（1）所求得的减弱系数中，存在着例如由于金属伪影、骨和造影剂所导致的伪影以及锥形束伪影的影响。
因此，图2所示的提取部36b基于根据多个基准物质各自的基准物质图像数据所算出的各像素的减弱系数，来提取伪影区域。第1实施方式所涉及的提取部36b在不包含吸收端能量的能量范围内，通过比较两个不同的能量下的减弱系数，来提取伪影区域。图3是用于说明第1实施方式所涉及的提取部的图。
第1实施方式所涉及的提取部36b使用公式（1），对每个像素算出两个能量（E1及E2）各自的减弱系数。两个能量的大小关系是“E1＜E2”。在此，物质的质量减弱系数(线减弱系数/密度)相对光子能量成为图3所示的形状。图3中，用实线表示水的质量减弱系数，用虚线表示骨（皮质骨）的质量减弱系数，用点划线表示碘的质量减弱系数。
如图3所示，光电效应或者康普顿散乱占支配性的能量区域中，除了减弱系数成为不连续的吸收端能量附近，对于任何物质，“μ(E1)>μ(E2)”都成立。利用该点，提取部36b在“μ(E1)>μ(E2)”不成立的像素中，判断为无法得到正确的“c1”及“c2”，并提取该像素作为伪影区域。换言之，当根据某个像素的“c1”及“c2”所算出的两个能量各自的减弱系数的大小关系成为物理性地矛盾的大小关系时，提取部36b将该像素判定为伪影区域。
在除去所设定的两个基准物质的吸收端能量的范围内，由操作者设定两个能量。或者，还可以根据基准物质对，预先在装置中对两个能量进行初始设定。或者，还可以根据基准物质对，提取部36b对两个能量进行设定。
然后，如图2所示的校正部36c校正伪影区域的减弱系数。校正部36c利用例如以下所说明的点，来校正伪影区域的减弱系数。即，伪影区域的“c1”及“c2”不正确，在根据不正确的“c1”及“c2”所算出的各种能量下的减弱系数中，通过某个能量“E_cor”所得到的减弱系数是合适的值这样的点。
在除去吸收端能量的范围内，随着能量变大，正确的减弱系数的值变小。即，正确的减弱系数的曲线图成为向右下方的形状。另一方面，通过第1实施方式提取的伪影区域的减弱系数，即使在除去吸收端能量的范围内，也随着能量变大而变大。即，伪影区域的减弱系数的曲线图成为向右上方的形状。成为向右下方的形状的正确的减弱系数的曲线图与成为向右上方的形状的伪影区域的减弱系数的曲线图在某点交差。该交差点处的能量成为上述的“E_cor”。
因此，校正部36c获得根据多个基准物质各自的基准物质图像数据的像素值所算出的伪影区域的减弱系数成为大致正确的减弱系数的能量“E_cor”。本实施方式中，校正部36c获得根据第1基准物质图像数据及第2基准物质图像数据的像素值所算出的伪影区域的减弱系数成为大致正确的减弱系数的能量“E_cor”。然后，校正部36c使用在“E_cor”处的伪影区域的减弱系数和在“E_cor”处的特定的物质的减弱系数，来进行校正处理。
例如，校正部36c获得经验性地或者实验性地预先求得的能量值来作为“E_cor”。该情况下，“E_cor”的值例如在系统控制部38中预先设定，校正部36c从系统控制部38获得“E_cor”。或者，在进行校正部36c的处理时，可以由操作者经由输入装置31来设定“E_cor”的值。该情况下，校正部36c经由系统控制部38获得使用输入装置31设定的“E_cor”。
但是，获得了合适的减弱系数的能量“E_cor”不限于相同的值。因此，本实施方式中，预先求得某个能量“A”的减弱系数“μ(A)”与“E_cor”的相关。另外，“A”是在除去吸收端能量的范围内，根据基准物质对，预先设定的能量。另外，“μ(A)”是通过将“c1”和“c2”、“A”下的第1基准物质的减弱系数、及“A”下的第2基准物质的减弱系数代入公式（1）所求得的值。
作为一个例子，第1实施方式中，使用斜率“a”及Y截距“b”，“E_cor”和“μ(A)”利用了如以下的公式（3）那样的一次函数表示的关系式的成立。
【公式3】
E_cor=a×μ(A)+b           ···(3)
另外，“A”、“a”及“b”是实验性地求得的值。另外，本实施方式中，对“E_cor”与“μ(A)”的关系式通过一次函数表示的情况进行了说明，但是也可以是“E_cor”与“μ(A)”的关系式通过多项式函数、指数函数、对数函数等各种函数来表示的情况。另外，如上述那样，“E_cor”的值被设定为恒定值并进行校正处理时，公式（3）被设定为“a＝0，b＝E_cor”。
校正部36c将根据被提取为伪影区域的像素的“c1”及“c2”算出的“μ(A)”代入公式（3），来算出“E_cor”。然后，校正部36c将“E_cor”下的第1基准物质的减弱系数和第2基准物质的减弱系数、及“c1”和“c2”代入公式（1），来算出“E_cor”的减弱系数“μ(E_cor)”。减弱系数“μ(E_cor)”是在“E_cor”处的伪影区域的减弱系数，能够作为与在「E_cor」处的伪影区域的真的减弱系数接近的值来使用。
然后，校正部36c使用减弱系数“μ(E_cor)”及在“E_cor”处的特定物质的减弱系数，进行校正处理。例如，将特定物质设定为水。该情况下，校正部36c将与单色X射线图像对应的能量“E”下的水的减弱系数“μw(E)”、“E_cor”下的水的减弱系数“μw(E_cor)”、及“μ(E_cor)”代入以下所示的公式（4）中。由此，校正部36c求得被提取为伪影区域所的像素的校正后的减弱系数“μ’(E)”。
【公式4】
μ ′ ( E ) = μ ( E _ cor ) × μ w ( E ) μ w ( E _ cor ) · · · ( 4 )
另外，上述的公式（4）中，使用了水的减弱系数，但是本实施方式中，可以使用其它的适当的物质的减弱系数来算出校正后的减弱系数。在此，即使将「E_cor」设定为恒定值并进行校正处理时，也使用上述的公式（4），来求得伪影区域的校正后的减弱系数。
图4是表示第1实施方式所涉及的校正部的处理结果的一个例子的图。图4中，用实线表示伪影区域的校正前的减弱系数（线减弱系数）的曲线图，用虚线表示伪影区域的校正后的减弱系数（线减弱系数）的曲线图。通过进行校正部36c的校正处理，向右上方的校正前的减弱系数的曲线图的形状如图4所例示那样，成为物理性不矛盾的向右下方的形状。
图2所示的重建部36a使用校正后的减弱系数生成单色X射线图像。具体而言，重建部36a在伪影区域，将校正后的减弱系数代入公式（2），由此算出CT值。另外，重建部36a在伪影区域以外的区域，根据第1基准物质图像数据及第2基准物质图像数据各自的像素值并使用公式（1）算出减弱系数，通过将所算出的减弱系数代入公式（2），来算出CT值。由此，重建部36a生成能量“E”的单色X射线图像。
然后，通过系统控制部38的控制，显示装置32显示能量“E”的单色X射线图像。
图5是表示第1实施方式的处理的概要的图。如图5的上段图所示，在不进行校正部36c的校正处理的情况下，单色X射线图像中，由于基于高吸收体的投影数据的精度恶化，产生了变白的伪影和变黑的伪影。
该区域如图5的中段图所示，通过提取部36b的提取处理，全部被提取为伪影区域。然后，通过进行校正部36c的校正处理，如图5的下段图所示，生成对由高吸收体而导致的伪影区域进行了校正而得到的单色X射线图像。
另外，将“E_cor”设定为恒定值并进行校正处理时，操作者可以改变“E_cor”的值。例如，操作者参照使用伪影区域的能量“E”下的校正后的减弱系数生成的单色X射线图像，然后，操作者判断为该单色X射线图像的校正不适当时，改变“E_cor”的值。该情况下，校正部36c使用改变后的“E_cor”再次进行减弱系数的校正处理，重建部36a使用再校正后的减弱系数生成单色X射线图像。另外，将“E_cor”设为恒定值并进行校正处理时，也可以将多个值设定为“E_cor”，利用这些的值分别进行校正处理，生成多个单色X射线图像。该情况下，操作者例如可以从多个单色X射线图像选择适当地减少了伪影的单色X射线图像。另外，使用公式（3）获得“E_cor”，即使在使用通过公式（3）获得的“E_cor”和公式（4）来校正伪影区域的减弱系数时，操作者也可以进行改变“E_cor”的值的处理。
另外，本实施方式中，也可以通过不使用公式（3）及公式（4）的以下的处理来进行校正处理。例如，校正部36c还可以进行将伪影区域的减弱系数置换为特定物质的减弱系数的校正处理。该情况下，校正部36c通过将伪影区域的减弱系数置换为任意的物质的减弱系数，来进行校正处理。作为任意的物质，可列举例如软组织。
或者，校正部36c对经过伪影区域的投影数据或线积分数据进行校正，由此来校正伪影区域的减弱系数。例如，校正部36c对经过伪影区域的高能量投影数据及低能量投影数据进行校正，然后再次在分离部34b使校正后的投影数据分离成第1线积分数据及第2线积分数据。或者，例如，校正部36c对经过伪影区域的第1线积分数据及第2线积分数据进行校正。然后，校正部36c再次使重建部36a根据第1线积分数据及第2线积分数据来重建基准物质图像数据。由此，校正部36c能够求得校正后的减弱系数。
接着，使用图6对第1实施方式所涉及的X射线CT装置的处理的一个例子进行说明。图6是表示第1实施方式所涉及的X射线CT装置的处理例的流程图。
如图6所例示的那样，第1实施方式所涉及的X射线CT装置的分离部34b将收集到的高能量投影数据及低能量投影数据分离成第1线积分数据及第2线积分数据（步骤S101）。然后，重建部36a根据第1线积分数据及第2线积分数据，分别重建第1基准物质图像数据及第2基准物质图像数据（步骤S102）。
然后，提取部36b基于根据第1基准物质图像数据及第2基准物质图像数据所算出的各像素的减弱系数，提取伪影区域（步骤S103），校正部36c对伪影区域的减弱系数进行校正（步骤S104）。
然后，重建部36a使用校正后的减弱系数，生成单色X射线图像（步骤S105）。然后，显示装置32显示单色X射线图像（步骤S106），并结束处理。
如上述那样，在第1实施方式中，将根据基准物质图像数据算出的减弱系数的值为物理性矛盾的值的像素提取为伪影区域。由此，在第1实施方式中，能够提取单色X射线图像中产生的伪影。另外，在第1实施方式中，校正伪影区域的减弱系数，并使用校正后的减弱系数，生成单色X射线图像。即，在第1实施方式中，能够进行生成单色X射线图像时的加权系数的校正。由此，在第1实施方式中，能够降低单色X射线图像中的伪影。
（第2实施方式）
第2实施方式中，对通过提取部36b进行的伪影区域提取方法的其他实施方式进行说明。另外，将第1实施方式中说明的伪影区域提取方法作为第1提取方法、将第2实施方式所涉及的提取部36b所进行的伪影区域提取方法分为第2提取方法至第6提取方法来进行说明。
第2提取方法是利用减弱系数物理性不可能成为0以下这一特征的方法。在第2提取方法中，提取部36b将减弱系数能够成为0以下的像素提取为伪影区域。提取所使用的能量范围根据所设定的第1基准物质和第2基准物质、及X射线CT装置能够照射的管电压的范围来设定。以下说明中，能量范围设为“Ea～Eb”来进行说明。
例如，提取部36b根据各像素的“c1”和“c2”及公式（1），在“Ea～Eb”范围内，依次算出减弱系数。然后，在“Ea～Eb”范围内，提取部36b将具有0以下的减弱系数被算出的“c1”及“c2”的组合的像素提取为伪影区域。但是，在上述的方法中，需要在“Ea～Eb”的范围内算出全部的减弱系数。因此，在第2提取方法中，为了降低提取处理的负荷，某个像素的“c1”及“c2”的组合是以下三种情况时，将该像素提取为伪影区域。首先，第1情况是“c1”及“c2”均为0以下的值的情况。
另外，第2情况是若“c1”为负值，并且，将“Ea～Eb”的范围内的“μ2(E)/μ1(E)”的最大值设为“R”，则以下的公式（5）成立的情况。
【公式5】
|c1|≥R×|c2|           ···(5)
另外，第3情况是若“c2”为负值，并且，将“Ea～Eb”的范围内的“μ1(E)/μ2(E)”的最大值设为“R’”，则以下的公式（6）成立的情况。
【公式6】
|c2|≥R′×|c1|          ···(6)
“c1”及“c2”的值在全部像素中已知，另外，“R”及“R’”也是已知的，因此，通过进行使用第1情况至第3情况的判定，能够在第2提取方法中，降低提取处理的负荷。
接着，对于第3提取方法及第4提取方法进行说明。在第3提取方法及第4提取方法中，提取部36b通过对规定能量下的减弱系数与预先设定的物质的该能量下的减弱系数进行比较来提取伪影区域。在此，将规定能量设为“E’”。“E’”是通过操作者设定的值或是初始设定的值。
在第3提取方法中，将能够存在于人体内部的X射线吸收为最大的物质（最大吸收物质）设为上述的预先设定的物质。在第3提取方法中，提取部36b提取具有通过公式（1）算出的“E’”下的减弱系数“μ(E’)”比最大吸收物质的“E’”下的减弱系数大的“c1”及“c2”的组合的像素来作为伪影区域。
在第4提取方法中，将能够存在于人体内部的X射线吸收为最小的物质（最小吸收物质）设为上述的预先设定的物质。在第4提取方法中，提取部36b提取具有通过公式（1）算出的“E’”下的减弱系数“μ(E’)”比最小吸收物质的“E’”下的减弱系数小的“c1”及“c2”的组合的像素来作为伪影区域。
接着，对第5提取方法及第6提取方法进行说明。在第5提取方法及第6提取方法中，提取部36b通过将两个不同的能量各自下的减弱系数的比与预先设定的物质的该两个不同的能量各自下的减弱系数的比进行比较，来提取伪影区域。在此，将两个不同的能量设为“E3及E4，其中，E3<E4”。“E3及E4”是由操作者设定的值或初始设定的值。
在第5提取方法中，将最大吸收物质设为上述的预先设定的物质。在第5提取方法中，提取部36b算出通过公式（1）算出的“E3”下的减弱系数“μ(E3)”与“E4”下的减弱系数“μ(E4)”的比“μ(E3)/μ(E4)”。另外，提取部36b提取最大吸收物质的“E3”下的减弱系数“μa(E3)”与“E4”下的减弱系数“μa(E4)”的比“μa(E3)/μa(E4)”。然后，提取部36b提取具有“μ(E3)/μ(E4)”大于“μa(E3)/μa(E4)”的「c1」及「c2」的组合的像素来作为伪影区域。
在第6提取方法中，将最小吸收物质设为上述的预先设定的物质。在第6提取方法中，提取部36b算出通过公式（1）算出的“E3”下的减弱系数“μ(E3)”与“E4”下的减弱系数“μ(E4)”的比“μ(E3)/μ(E4)”。另外，提取部36b提取最小吸收物质的“E3”下的减弱系数“μb(E3)”与“E4”下的减弱系数“μb(E4)”的比“μb(E3)/μb(E4)”。然后，提取部36b提取具有“μ(E3)/μ(E4)”小于“μb(E3)/μb(E4)”的“c1”及“c2”的组合的像素来作为伪影区域。
第1提取方法至第6提取方法可以单独进行，也可以通过两个以上的组合来进行。通过组合进行第1提取方法至第6提取方法，能够提高伪影区域的提取精度。另外，即使使用第2实施方式所说明的方法提取了伪影区域后，也可以进行第1实施方式中说明的校正处理及单色X射线图像的生成处理。
（第3实施方式）
在第3实施方式中，对进一步提高通过提取部36b进行的伪影区域的提取精度的方法进行说明。
第3实施方式涉及的提取部36b在进行第1提取方法至第6提取方法时，作为第7提取方法，在多个基准物质各自的基准物质图像数据中，将同一位置的像素的像素值为规定范围的像素从伪影区域的提取对象中除去。例如，提取部36b将“c1”及“c2”均处于“0±α”范围的像素作为提取的对象以外的像素。另外，“α”是由操作者设定的值或初始设定的值。
通过进行第7提取方法，在第3实施方式中，能够避免空气区域被提取为噪声。
并且，第3实施方式所涉及的提取部36b还可以在进行第1提取方法至第6提取方法时，与上述的第7提取方法一同执行，或者，不执行第7提取方法而进行以下的第8提取方法。
第3实施方式所涉及的提取部36b在第8提取方法中，根据对多个基准物质各自的基准物质图像数据进行了滤波处理后的数据，来提取伪影区域。例如，提取部36b在对基准物质图像数据进行了中值滤波等滤波处理后，进行伪影区域的提取。另外，滤波处理还可以通过提取部36b以外的处理部来执行。
通过进行第8提取方法，在第3实施方式中，能够排除基于基准物质图像数据的噪声的孤立点。
（第4实施方式）
在第4实施方式中，使用图7A及图7B对将通过提取部36b提取的伪影区域对观察者明示的情况进行说明。图7A及图7B是用于说明第4实施方式的图。
在第4实施方式中，系统控制部38进行控制以便在使用了校正后的减弱系数的单色X射线图像中，强调显示伪影区域。例如，通过系统控制部38的控制，如图7A所示那样，重建部36a使用虚线描画使用了校正后的减弱系数的单色X射线图像中的伪影区域的轮廓。然后，显示装置32基于系统控制部38的控制，显示图7A所示的图像。
或者，在第4实施方式中，系统控制部38进行控制以便在使用了校正前的减弱系数的单色X射线图像中，强调显示伪影区域。例如，通过系统控制部38的控制，如图7B所示那样，重建部36a使用虚线描画使用了校正前的减弱系数的单色X射线图像中的伪影区域的轮廓。然后，显示装置32基于系统控制部38的控制，显示图7B所示的图像。
另外，系统控制部38也可以进行控制以便显示对所提取的伪影区域着色的单色X射线图像。
另外，在第4实施方式中，在使用了校正前的减弱系数的单色X射线图像中强调显示伪影区域时，可以不进行基于校正部36c的减弱系数的校正处理。
在第4实施方式中，由于对单色X射线图像中的伪影区域进行了视觉化，对解读单色X射线图像的放射科医师，例如，能够提示由于高吸收体可能导致信息欠缺的区域。
另外，上述的第1至第4实施方式中说明的医用图像处理方法也可以用于使用三种以上的不同管电压进行的“基于Multi Energy的摄影”。另外，上述的第1至第4实施方式中说明的医用图像处理方法也可以用于设定三个以上的基准物质的情况。
另外，上述的第1至第4实施方式中，对X射线检测器13是积分型检测器的情况进行的说明。但是，上述的第1至第4实施方式中说明的医用图像处理方法还可以应用于X射线检测器13是对透过被检体P的X射线所产生的光进行分别计数的光子计数方式的检测器的情况。在X射线检测器13是光子计数方式的检测器的情况下，分离部34b能够根据进行将管电压固定为一种的摄影所收集的投影数据，来求得线减弱系数。
另外，上述的第1至第4实施方式所说明的医用图像处理方法还可以实施在与X射线CT装置分开设置的医用图像处理装置中。该情况下，医用图像处理装置接收X射线CT装置所收集到的投影数据，来执行上述的医用图像处理方法。
另外，图示的各装置的各组成部分是功能概念性的，并不需要物理性地按照图示地来构成。即，各装置的分散及统合的具体方式不限于图示，可以根据各种负荷和使用状况等，将其全部或一部分，根据任意的单位功能性地或物理性地进行分散及统合来构成。并且，关于各装置中进行的各处理功能，其全部或任意的一部分能够通过CPU及使用该CPU来解析并执行的程序来实现，或者，作为基于布线逻辑的硬件来实现。
以上，如所说明的那样，根据第1至第4实施方式，能够提取单色X射线图像中产生的伪影。
虽然说明了本发明的几个实施方式,但这些实施方式是作为例子而提示的,并不意图限定本发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种方式进行实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种的省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或要旨中一样地，包含于权利要求书记载的发明及其等同的范围中。

Claims (14)

1.一种医用图像处理装置，其中，具备：
分离部，其将投影数据分离成预先设定的至少两个以上的多个基准物质各自的线积分数据；
重建部，其根据所述多个基准物质各自的线积分数据，来重建各像素的像素值表示存在于该像素中的基准物质的存在率的基准物质图像数据；以及
提取部，其基于根据所述多个基准物质各自的基准物质图像数据算出的各像素的减弱系数，来提取伪影区域。
2.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，其中，
还具备校正部，所述校正部校正所述伪影区域的减弱系数，
所述重建部使用校正后的减弱系数来生成单色X射线图像。
3.根据权利要求2所述的医用图像处理装置，其中，
所述校正部获得根据所述多个基准物质各自的基准物质图像数据的像素值算出的所述伪影区域的减弱系数为大致正确的减弱系数的能量，并使用伪影区域的该能量下的减弱系数和该能量下的规定物质的减弱系数，来进行校正处理。
4.根据权利要求3所述的医用图像处理装置，其中，
所述校正部获得预先求得的值来作为根据所述多个基准物质各自的基准物质图像数据的像素值算出的所述伪影区域的减弱系数为大致正确的减弱系数的能量。
5.根据权利要求2所述的医用图像处理装置，其中，
所述校正部进行将所述伪影区域的减弱系数置换为规定物质的减弱系数的校正处理。
6.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，其中，
所述提取部根据对所述多个基准物质各自的基准物质图像数据进行了滤波处理后的数据，来提取所述伪影区域。
7.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，其中，
所述提取部在不包含吸收端能量的能量范围内，通过比较两个不同的能量下的减弱系数来提取所述伪影区域。
8.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，其中，
所述提取部提取减弱系数能够成为0以下的像素来作为所述伪影区域。
9.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，其中，
所述提取部通过对规定能量下的减弱系数与预先设定的物质的该能量下的减弱系数进行比较，来提取所述伪影区域。
10.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，其中，
所述提取部通过对两个不同的能量各自下的减弱系数的比与预先设定的物质的该两个不同的能量各自下的减弱系数的比进行比较，来提取所述伪影区域。
11.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，其中，
所述提取部在所述多个基准物质各自的基准物质图像数据中，从所述伪影区域的提取对象中除去同一位置的像素的像素值为规定范围的像素。
12.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，其中，
所述投影数据是两种不同的管电压各自收集到的两个投影数据。
13.根据权利要求2所述的医用图像处理装置，其中，
还具备控制部，所述控制部进行控制以便在使用了所述校正后的减弱系数的单色X射线图像或使用了校正前的减弱系数的单色X射线图像中，强调显示所述伪影区域。
14.一种X射线计算机断层摄影装置，其中，具备：
分离部，其将投影数据分离成预先设定的至少两个以上的多个基准物质各自的线积分数据；
重建部，其根据所述多个基准物质各自的线积分数据，来重建各像素的像素值表示存在于该像素中的基准物质的存在率的基准物质图像数据；以及
提取部，其基于根据所述多个基准物质各自的基准物质图像数据算出的各像素的减弱系数，来提取伪影区域。
CN201380001694.4A 2012-08-30 2013-08-26 医用图像处理装置及x射线计算机断层摄影装置 Active CN103764037B (zh)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012-190237 2012-08-30
JP2012190237 2012-08-30
PCT/JP2013/072771 WO2014034618A1 (ja) 2012-08-30 2013-08-26 医用画像処理装置及びｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2013174909A JP6242631B2 (ja) 2012-08-30 2013-08-26 医用画像処理装置及びｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2013-174909 2013-08-26

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN103764037A true CN103764037A (zh) 2014-04-30
CN103764037B CN103764037B (zh) 2016-11-30

Family

ID=

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105608720A (zh) * 2016-01-30 2016-05-25 上海联影医疗科技有限公司 计算机断层成像伪影校正方法及装置
CN107405125A (zh) * 2015-02-24 2017-11-28 株式会社岛津制作所 X射线透视摄影装置
CN108135560A (zh) * 2015-10-27 2018-06-08 株式会社日立制作所 X射线ct数据处理装置以及搭载其的x射线ct装置
CN111315297A (zh) * 2017-11-08 2020-06-19 佳能株式会社 图像处理装置、图像处理方法、放射线摄像装置、放射线摄像装置的控制方法和程序
CN112120722A (zh) * 2019-06-25 2020-12-25 株式会社日立制作所 X射线断层合成装置、图像处理装置以及计算机可读记录介质

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1729936A (zh) * 2004-08-06 2006-02-08 株式会社东芝 用于螺旋多切片ct的伴随着恢复噪声的降低螺旋风车伪像的方法
CN101175440A (zh) * 2005-05-18 2008-05-07 株式会社日立医药 放射线摄影装置以及图像处理程序
JP2009047602A (ja) * 2007-08-21 2009-03-05 Toshiba Corp 陽電子放出コンピュータ断層撮影装置、減弱マップ作成装置および減弱マップ作成プログラム
EP2133840A2 (en) * 2008-04-21 2009-12-16 Kabushiki Kaisha Toshiba Method, apparatus, and computer-readable medium for pre-reconstruction decomposition and calibration in dual energy computed tomography

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1729936A (zh) * 2004-08-06 2006-02-08 株式会社东芝 用于螺旋多切片ct的伴随着恢复噪声的降低螺旋风车伪像的方法
CN101175440A (zh) * 2005-05-18 2008-05-07 株式会社日立医药 放射线摄影装置以及图像处理程序
JP2009047602A (ja) * 2007-08-21 2009-03-05 Toshiba Corp 陽電子放出コンピュータ断層撮影装置、減弱マップ作成装置および減弱マップ作成プログラム
EP2133840A2 (en) * 2008-04-21 2009-12-16 Kabushiki Kaisha Toshiba Method, apparatus, and computer-readable medium for pre-reconstruction decomposition and calibration in dual energy computed tomography

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107405125A (zh) * 2015-02-24 2017-11-28 株式会社岛津制作所 X射线透视摄影装置
CN108135560A (zh) * 2015-10-27 2018-06-08 株式会社日立制作所 X射线ct数据处理装置以及搭载其的x射线ct装置
CN108135560B (zh) * 2015-10-27 2021-07-30 株式会社日立制作所 X射线ct数据处理装置以及搭载其的x射线ct装置
US11179115B2 (en) 2015-10-27 2021-11-23 Hitachi, Ltd. X-ray CT data processing device and X-ray CT device comprising same
CN105608720A (zh) * 2016-01-30 2016-05-25 上海联影医疗科技有限公司 计算机断层成像伪影校正方法及装置
CN105608720B (zh) * 2016-01-30 2018-01-16 上海联影医疗科技有限公司 计算机断层成像伪影校正方法及装置
CN111315297A (zh) * 2017-11-08 2020-06-19 佳能株式会社 图像处理装置、图像处理方法、放射线摄像装置、放射线摄像装置的控制方法和程序
CN112120722A (zh) * 2019-06-25 2020-12-25 株式会社日立制作所 X射线断层合成装置、图像处理装置以及计算机可读记录介质
CN112120722B (zh) * 2019-06-25 2023-09-15 富士胶片医疗健康株式会社 X射线断层合成装置、图像处理装置以及记录介质

Also Published As

Publication number Publication date
WO2014034618A1 (ja) 2014-03-06
US9706973B2 (en) 2017-07-18
US20150164456A1 (en) 2015-06-18
JP2014061274A (ja) 2014-04-10
JP6242631B2 (ja) 2017-12-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US9706973B2 (en) Medical image processing apparatus and X-ray computed tomography apparatus
US9532759B2 (en) X-ray CT apparatus, image processing apparatus, and image processing method
CN105899137B (zh) 辐射检测器和使用辐射检测器的计算机断层扫描设备
KR101684448B1 (ko) 방사선 디텍터, 그에 따른 단층 촬영 장치, 및 x 선 촬영 장치
JP6413950B2 (ja) 放射線撮影システム及び画像処理装置
US10219756B2 (en) Radiography device, radiography method, and radiography program
EP3247275B1 (en) Tomography imaging apparatus and method
JP2004363109A (ja) 複数ピークのｘ線源を具備するｃｔイメージングシステム
JP5284025B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び画像処理装置
CN103156629A (zh) 图像处理设备和图像处理方法
KR20150080143A (ko) 방사선 디텍터 및 그에 따른 컴퓨터 단층 촬영 장치
JP6125257B2 (ja) 医用診断装置および画像処理装置
US10070841B2 (en) Arithmetic device, X-ray CT apparatus, and image reconstruction method
JP6812179B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
CN109924998A (zh) 医学成像方法及光子计数能谱ct成像设备
JP2005160544A (ja) 画像処理装置
JP2018202231A (ja) 放射線撮影システム及び画像処理装置
US11000248B2 (en) Systems and methods for accelerating transitions for dual energy computed tomography imaging
JP6510203B2 (ja) 画像処理装置、ｘ線ｃｔ装置およびプログラム
CN103764037B (zh) 医用图像处理装置及x射线计算机断层摄影装置
JP2010022576A (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置および画像再構成方法
WO2024062894A1 (ja) 医用画像処理装置およびその制御方法、医用画像処理プログラム
CN110881993B (zh) X射线ct装置、医用图像处理装置以及x射线ct系统
US20230404514A1 (en) Medical data processing method, model generating method, and medical data processing apparatus
US20240099675A1 (en) Medical image processing device and medical image processing method

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TA01 Transfer of patent application right

Effective date of registration: 20160729

Address after: Japan Tochigi Tian Yuan City

Applicant after: Toshiba Medical System Co., Ltd.

Address before: Tokyo, Japan, Japan

Applicant before: Toshiba Corp

Applicant before: Toshiba Medical System Co., Ltd.

C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant