CN104902818B - X射线ct装置以及图像重构方法 - Google Patents

X射线ct装置以及图像重构方法 Download PDF

Info

Publication number
CN104902818B
CN104902818B CN201480004061.3A CN201480004061A CN104902818B CN 104902818 B CN104902818 B CN 104902818B CN 201480004061 A CN201480004061 A CN 201480004061A CN 104902818 B CN104902818 B CN 104902818B
Authority
CN
China
Prior art keywords
scope
projection
data
mentioned
application
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.)
Active
Application number
CN201480004061.3A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104902818A (zh
Inventor
小原亮太
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.)
Fujifilm Healthcare Corp
Original Assignee
Hitachi Ltd
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 Hitachi Ltd filed Critical Hitachi Ltd
Publication of CN104902818A publication Critical patent/CN104902818A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104902818B publication Critical patent/CN104902818B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • 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
    • G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. 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
    • G06T5/70—
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T7/00—Image analysis
    • G06T7/0002—Inspection of images, e.g. flaw detection
    • G06T7/0012—Biomedical image inspection
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/46—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B6/467—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B6/469—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selecting a region of interest [ROI]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agents
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/541—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving acquisition triggered by a physiological signal
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10072—Tomographic images
    • G06T2207/10081—Computed x-ray tomography [CT]
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10116—X-ray image
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/20—Special algorithmic details
    • G06T2207/20092—Interactive image processing based on input by user
    • G06T2207/20104—Interactive definition of region of interest [ROI]
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/424—Iterative
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/428—Real-time

Landscapes

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

Abstract

本发明为了提供一种通过限定范围来适用逐次近似投影数据校正处理从而缩短逐次近似投影数据校正处理所需要的运算时间，并且能生成与检查目的相应的低噪声图像的X射线CT装置等，X射线CT装置(1)的运算装置(202)对通过拍摄所获得的投影数据实施逐次近似投影数据校正处理来创建校正投影数据，并采用校正投影数据来重构CT图像。运算装置(202)基于拍摄条件、重构条件等来决定适用逐次近似投影数据校正处理的范围。例如，基于X射线束宽度来决定切片方向适用范围，基于FOV来决定通道方向适用范围。运算装置(202)对与决定出的适用范围相应的投影数据实施逐次近似投影数据校正处理，来创建校正投影数据。

Description

X射线CT装置以及图像重构方法
技术领域
本发明涉及对被检体照射X射线来获得CT图像的X射线CT装置等。尤其涉及X射线CT装置快速地执行基于逐次近似法的投影数据的校正的技术。
背景技术
近年来，为了实施辐射剂量少的CT检查，开发了执行基于逐次近似法的图像重构的X射线CT装置。如果采用基于逐次近似法的图像重构，则可获得低剂量且噪声也少的CT图像。
在非专利文献1中，公开了作为逐次近似法之一的逐次近似投影数据校正处理。逐次近似投影数据校正处理为作为图像重构的前处理的投影数据的校正处理之一。在逐次近似投影数据校正处理中，采用将投影数据的投影值设为变量的更新式。更新式包括表示校正的强度的平滑系数(也称作校正系数或惩罚项。)。此外，更新式包括相邻元件间的加权加法处理。在逐次近似投影数据校正处理中，采用上述的更新式来反复更新投影值。而且，每次更新时，采用价值函数来评价在更新后获得的投影值。针对各检测元件反复更新投影值，直到价值函数的结果变得良好为止。
式(1)表示在现有的逐次近似投影数据校正处理中采用的价值函数。
式(2)表示在现有的逐次近似投影数据校正处理中采用的更新式。
在上述的式(1)以及式(2)中，p为更新投影值，y为原始的投影值，β为平滑系数，d为检测特性值，i为检测元件序号，n为迭代次数，w为权重。
此外，在非专利文献1中，分别记载了与上述的式(1)、式(2)对应的式子。式(1)为与非专利文献1的p.1274所记载的式(9)对应的式子。式(2)为与非专利文献1的p.1274所记载的式(11)对应的式子。
在本说明书中，由于采用沿着发明主旨的说明，因此采用与非专利文献1不同的形式以及记号来记述各个式子，但上述的式(1)、式(2)的内容是与非专利文献1所记述的各个式子相同的内容。
在先技术文献
非专利文献
非专利文献1：Jing Wang et.al.，“Penalized Weighted Least-SquaresApproach to Sinogram Noise Reduction and Image Reconstruction for Low-Dose X-Ray Computed Tomography”，IEEE TRANSACTIONS ON MEDICAL IMAGING，VOL.25，NO.10，OCTOBER 2006，1272-1283
发明内容
发明所要解决的课题
但是，在上述的非专利文献1所记载的处理中，针对所有的检测元件适用逐次近似投影数据校正处理。因而，存在处理需要很多时间的问题。
本发明正是鉴于以上的问题点而完成的，其目的在于提供一种通过限定范围来适用逐次近似投影数据校正处理从而缩短逐次近似投影数据校正处理所需要的运算时间，并且能够生成与检查目的相应的低噪声图像的X射线CT装置等。
用于解决课题的手段
为了实现上述目的，本发明的X射线CT装置，其特征在于，具备：X射线产生装置，其从被检体的周围照射X射线；X射线检测装置，其检测透射上述被检体的X射线；数据收集装置，其收集由上述X射线检测装置检测的数据；运算装置，其输入由上述数据收集装置收集的数据来创建投影数据，并采用上述投影数据来重构CT图像；和显示装置，其显示上述CT图像，上述运算装置具备：适用范围决定部，其决定对上述投影数据适用逐次近似投影数据校正处理的范围，该逐次近似投影数据校正处理为基于采用了表示校正的强度的平滑系数的逐次近似法的校正处理；逐次近似投影数据校正处理部，其对与由上述适用范围决定部决定出的范围相应的投影数据实施上述逐次近似投影数据校正处理，来创建校正投影数据；和图像重构部，其采用上述校正投影数据来重构CT图像。
此外，本发明的图像重构方法，采用表示校正的强度的平滑系数对投影数据实施基于逐次近似法的校正处理来创建校正投影数据，并采用上述校正投影数据来重构CT图像，上述图像重构方法的特征在于，由运算装置进行：适用范围决定步骤，决定对上述投影数据适用基于上述逐次近似法的校正处理的范围；和校正投影数据创建步骤，对与决定出的范围相应的投影数据实施基于上述逐次近似法的校正处理，来创建校正投影数据。
发明效果
根据本发明，能够提供一种通过限定范围来适用逐次近似投影数据校正处理从而缩短逐次近似投影数据校正处理所需要的运算时间，并且能生成与检查目的相应的低噪声图像的X射线CT装置等。
附图说明
图1为表示X射线CT装置1的整体构成的外观图。
图2为X射线CT装置1的硬件框图。
图3为运算装置202的功能框图。
图4为表示整个处理的流程的流程图。
图5为第1实施方式中的运算装置202a的功能框图。
图6为表示切片方向适用范围1001的一例的图。
图7为表示通道方向适用范围1002的一例的图。
图8为在正弦图(sinogram)1000上表现的通道方向适用范围1002以及适用范围余量2002的一例。
图9为说明通道方向适用范围以及适用范围余量与平滑系数的变化的关系的图。
图10为说明切片方向适用范围以及适用范围余量与平滑系数的变化的关系的图。
图11为表示第1实施方式中的适用范围设定/显示画面501a的一例的图。
图12为表示第1实施方式中的处理的流程的流程图。
图13为第2实施方式中的运算装置202b的功能框图。
图14为表示第2实施方式中的适用范围显示画面501b的一例的图。
图15为对旋转方向适用范围1003a、1003b进行说明的图。
图16为表示心电图信息300与照射剂量变化曲线600的关系的图。
图17为在正弦图1000b上表现的旋转方向适用范围1003以及适用范围余量2003的一例。
图18为表示第2实施方式中的处理的流程的流程图。
图19为第3实施方式中的运算装置202c的功能框图。
图20为表示第3实施方式中的适用范围设定/显示画面501c的一例的图。
图21为表示第3实施方式中的处理的流程的流程图。
图22为说明ROI设定的细节的流程图。
图23为第4实施方式中的运算装置202d的功能框图。
图24为表示根据图像变动量求出的最适心相位与时间方向适用范围的关系的图。
图25为表示第4实施方式中的处理的流程的流程图。
图26为第5实施方式中的运算装置202e的功能框图。
图27为第5实施方式中的处理的流程的流程图。
具体实施方式
以下，基于附图来详细地说明本发明的优选实施方式。首先参照图1以及图2来说明X射线CT装置1的硬件构成。
X射线CT装置1大体上来分由扫描仪10以及操作单元20构成。
扫描仪10包括床台装置101、X射线产生装置102、X射线检测装置103、准直仪装置104、高电压产生装置105、数据收集装置106、驱动装置107等。操作单元20包括中央控制装置200、输入输出装置201、运算装置202等。
操作者经由输入输出装置201来输入拍摄条件、重构条件等。拍摄条件例如为X射线束宽度、床台进给速度、管电流、管电压、拍摄范围(体轴方向范围)、每旋转一圈的拍摄视图数等。此外，重构条件例如为关心区域、FOV(Field Of View，视场)、重构滤波函数等。输入输出装置201包括显示CT图像等的显示装置211、鼠标、跟踪球、键盘、触摸面板等输入装置212、存储数据的存储装置213等。
中央控制装置200输入拍摄条件、重构条件，并将拍摄所需的控制信号发送给扫描仪10所包含的各装置。准直仪装置104基于控制信号来控制准直仪的位置。如果接受拍摄开始信号而开始拍摄，则高电压产生装置105基于控制信号而向X射线产生装置102施加管电压、管电流。在X射线产生装置102中，从阴极释放与所施加的管电压相应的能量的电子，所释放的电子与靶(阳极)碰撞，从而与电子能量相应的能量的X射线被照射到被检体3。
驱动装置107基于控制信号而使搭载有X射线产生装置102、X射线检测装置103等的台架100绕着被检体3旋转。床台装置101基于控制信号来控制床台。
从X射线产生装置102照射的X射线通过准直仪来限制照射区域。X射线在被检体3内的各组织中根据X射线衰减系数被吸收(衰减)后通过被检体3，由配置在与X射线产生装置102对置的位置的X射线检测装置103来检测。X射线检测装置103由配置在二维方向(通道方向以及与其正交的列方向)的多个检测元件构成。由各检测元件所受光的X射线被变换为实际投影数据。即，由X射线检测装置103检测出的X射线通过数据收集装置106进行各种数据处理(向数字数据的变更、LOG变换、校准等)，作为原始数据来收集，并输入到运算装置202。
此时，互相对置的X射线产生装置102以及X射线检测装置103在被检体3的周围旋转，因此X射线产生装置102从被检体3的周围照射X射线。此外，X射线检测装置103对透射被检体3的X射线进行检测。即，原始数据在旋转方向的离散X射线管位置(也称作对置的检测器位置。)处被收集。各个X射线管位置处的投影数据的获取单位为“视图”。
运算装置202由重构处理装置221、图像处理装置222等构成。此外，输入输出装置201具备输入装置212、显示装置211、存储装置213等。
重构处理装置221输入由数据处理装置106收集的原始数据来创建投影数据。此外，重构处理装置221对投影数据进行逐次近似投影数据校正处理，创建校正投影数据。然后，采用校正投影数据来重构CT图像。
另外，本发明涉及逐次近似投影数据校正处理的改良。关于本发明所涉及的逐次近似投影数据校正处理将在后面叙述。
重构处理装置221将所生成的CT图像保存于存储装置213。此外，重构处理装置221将所生成的CT图像显示于显示装置211。或者，图像处理装置222对保存于存储装置213的CT图像进行图像处理，并将图像处理后的图像显示于显示装置211。
X射线CT装置1大致区分为：采用在二维方向上排列检测元件的X射线检测装置103的多切片CT、和采用检测元件排列为1列即一维方向(仅通道方向)的X射线检测装置103的单切片CT。在多切片CT中，与X射线检测装置103一致地从X射线源即X射线产生装置102照射呈圆锥状或角锥状扩展的X射线束。在单切片CT中，从X射线产生装置102照射呈扇状扩展的X射线束。通常，在X射线CT装置1所进行的拍摄中，台架100绕着载置于床台的被检体3旋转，同时进行X射线的照射(但是，除定位拍摄之外。)。
在拍摄中床台被固定，X射线产生装置102绕着被检体3呈圆轨道状旋转的拍摄形式被称作轴位扫描等。此外，床台连续地移动，X射线产生装置102绕着被检体3呈螺旋轨道状旋转的拍摄形式被称作螺旋扫描等。
床台装置101在轴位扫描的情况下，在进行拍摄的期间，设为使床台处于静止的状态。此外，床台装置101在螺旋扫描的情况下，按照作为拍摄条件之一的床台进给的速度，在进行拍摄的期间，使床台在被检体3的体轴方向上平行移动。
接下来，参照图3来说明本发明的X射线CT装置1的功能构成。图3尤其示出运算装置202的功能构成。
运算装置202作为主要的功能构成，具有适用范围决定用参数获取部31、适用范围决定部32、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算部35。
此外，作为本发明的前提，运算装置202采用以下所示的式(3)的价值函数以及式(4)的更新式，对投影数据执行逐次近似投影数据校正处理。
式(3)以及式(4)分别为与非专利文献1所公开的价值函数(非专利文献1的p.1274的式(9))以及更新式(同文献同页的式(11))对应的式子。
在此，p为更新投影值，y为原始的投影值，β为平滑系数，d为检测特性值，i为与时间相关的索引，j为与场所(检测元件的场所)相关的索引，n为迭代次数，w为权重。
在执行逐次近似投影数据校正处理之前，运算装置202决定适用逐次近似投影数据校正处理的范围(以下称作适用范围。)。适用范围按照检查目的、拍摄条件等来决定。适用范围包括与检测元件的场所相关的范围和与时间相关的范围。作为与检测元件的场所相关的范围，存在切片方向的适用范围以及通道方向的适用范围。此外，由于X射线CT装置1在被检体3的周围旋转的同时从多个角度方向获得投影数据，因此所谓与时间相关的范围换言之是指台架100的旋转方向(视图角度)的范围。
上述的适用范围在逐次近似投影数据校正处理中所采用的更新式以及价值函数(上述的式(4)以及式(3))之中，由加法部的索引i以及j的范围来表现。如上述那样，i为与时间相关的索引，j为与场所(检测元件的位置)相关的索引。运算装置202基于拍摄条件、检查目的等来计算适用范围(索引i以及索引j的范围)，对适用范围内的投影数据适用逐次近似投影数据校正处理。
对图3所示的各功能部进行说明。
适用范围决定用参数获取部31获取用于决定适用逐次近似投影数据校正处理的范围的参数(以下称作适用范围决定用参数。)。
适用范围决定用参数例如既可以设为设定于X射线CT装置1的拍摄条件信息，也可以设为照射剂量信息，还可以设为图像重构条件信息。此外，如心电图同步拍摄中的心电图信息那样也可以设为内脏器官的周期运动的信息。此外，如造影剂拍摄中的造影监视用图像的变动量等那样也可以设为通过解析图像而获得的信息。
适用范围决定用参数能够从输入装置212、存储装置213、心电图仪109等外围设备、以及运算装置202内的存储区域(RAM等)等中获取。
例如，拍摄条件信息为X射线束宽度、体轴方向拍摄范围等的各种参数。
拍摄条件信息在拍摄前通过操作者从输入装置212输入。或者存储于存储装置213、运算装置202内的存储区域。
照射剂量信息为管电流、管电压。照射剂量信息基于拍摄条件、重构条件以及被检体的体格等由运算装置202来计算最适的值，并保持于运算装置202内的存储区域。或者存储于存储装置213。
图像重构条件信息例如为ROI、FOV、进行重构的体轴方向范围等，从输入装置212输入。或者存储于存储装置213。
心电图信息在心脏部的拍摄等中，从安装于被检体3的心电图仪109(参照图3)实时地获取。
采用了造影剂的拍摄中的造影监视用图像的变动量根据运算装置202所进行的解析的结果来获得。
适用范围决定部32从数据收集装置106获取所输入的投影数据。
此外，从适用范围决定用参数获取部31获取适用范围决定用参数。
然后，适用范围决定部32对所获取的投影数据来决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围。适用范围成为使图像质量提高的范围。提高图像质量的目的大致区分为两个。一个是由于为了降低辐射量而以低剂量进行了拍摄从而无法获得设为目标的图像质量的情况。另一个是虽然剂量充足但为了进一步提高关注部位的图像质量。
适用范围决定部32基于拍摄条件等的适用范围决定用参数来决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围。适用范围决定部32缩减整个投影数据之中与适用校正处理的检测元件的场所相关的范围、以及与时间相关的范围。所谓与检测元件的场所相关的范围，是指检测元件的通道方向范围以及切片方向范围。此外，所谓与时间相关的范围，是指检测装置的旋转角度(视图角度)的范围。
与检测元件的场所相关的范围对应于上述的价值函数(式(3))以及更新式(式(4))中包括的加法部的索引j的范围。此外，与时间相关的范围对应于上述的价值函数(式(3))和更新式(式(4))中包括的加法部的索引i的范围。适用范围决定部32将所决定的适用范围输出到逐次近似投影数据校正处理部33以及适用范围显示区域运算部35。
分别在各个实施方式中说明采用了各适用范围决定用参数的适用范围的决定方法的详细内容。
适用范围决定部32按照目标图像质量、检查目的来决定式(4)中包括的平滑系数的大小。平滑系数为表示校正的强度的系数。
逐次近似投影数据校正处理部33针对由适用范围决定部32所决定的适用范围来执行逐次近似投影数据校正处理。在逐次近似投影数据校正处理中，运算装置202对处于适用范围内的投影数据适用式(4)的更新式。以迭代的方式进行运算，直到式(3)所示的价值函数成为良好结果为止。运算的结果，将获得的投影值作为校正投影数据而输出到图像重构部34。
图像重构部34基于从逐次近似投影数据校正处理部33输入的校正投影数据来重构CT图像。图像重构部34将重构后的CT图像输出到显示装置211。
适用范围显示区域运算部35进行用于显示由适用范围决定部32所决定的适用范围的运算。例如计算CT图像上的适用范围的位置。
显示装置211显示由图像重构部34重构的CT图像。此外，显示逐次近似投影数据校正处理的适用范围。例如，显示装置211在CT图像上明示上述的适用范围。也可以在适用范围与非适用范围的边界显示线。另外，边界的显示形式并不限定于线，也可采用其他的形式来显示。
接下来，参照图4来说明本发明的X射线CT装置1的整个处理的流程。
首先，X射线CT装置1对被检体3进行定位拍摄。接下来，X射线CT装置1基于通过定位拍摄所拍摄到的定位图像来进行拍摄条件、重构条件等的各种条件设定。然后，X射线CT装置1进行断层拍摄(正式拍摄)，获取投影数据(步骤S101)。
运算装置202对所获取的投影数据进行逐次近似投影数据校正处理(步骤S102)。在本发明中，如上述那样，在执行逐次近似投影数据校正处理的迭代运算之前，决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围。逐次近似投影数据校正处理的适用范围的决定方法将在各实施方式中进行说明。运算装置202仅对适用范围的投影数据执行逐次近似投影数据校正处理。
运算装置202采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据来进行图像重构，生成CT图像(步骤S103)。运算装置202例如进行基于逐次近似法的图像重构。在本发明中，由于投影数据的一部分的适用范围通过逐次近似投影数据校正处理被校正，因此校正投影数据成为一部分被降低了噪声的数据。因此，由校正投影数据所生成的CT图像提高了与上述的适用范围对应的部位的图像质量。
运算装置202将所生成的CT图像(噪声降低图像)显示于显示装置211。此外，运算装置202也可将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示在例如CT图像上(步骤S104)。显示方式的详细内容将在后面叙述。
[第1实施方式]
接下来，参照图5～图12来详细地说明第1实施方式。
如上述那样，如果缩减逐次近似投影数据校正处理的适用范围，则有时会在被校正处理后的部分和未被校正处理的部分的边界区域中产生条纹状伪像。因而，在第1实施方式中，运算装置202在适用范围中设定余量区域。此外，在适用范围内外的边界附近，逐次近似投影数据校正处理的更新式中包含的平滑系数平滑地连续。具体而言，使适用于余量区域内的平滑系数如从适用范围朝向适用范围外逐渐变小那样连续地变化。
图5为表示第1实施方式的运算装置202a的功能构成的图。
第1实施方式的运算装置202a除了图4所示的运算装置202的功能构成之外，还具备余量设定部36以及平滑系数决定部37。即，第1实施方式的运算装置202a具有适用范围决定用参数获取部31a、适用范围决定部32a、余量设定部36、平滑系数决定部37、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算部35a。
另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符号，并省略重复的说明。此外，第1实施方式的运算装置202a为与图2所示的运算装置202相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
第1实施方式的适用范围决定用参数获取部31a作为适用范围决定用参数而获取X射线束宽度以及剖面内的拍摄范围的尺寸即FOV。X射线束宽度包括在拍摄条件信息中。FOV包括在重构条件信息中。拍摄条件信息以及重构条件信息既可以设为操作者在输入装置212中设定的内容，也可以设为按照每个检查目的而被预置(存储于存储装置213)的内容等。
适用范围决定部32a基于X射线束宽度θ来决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围。具体而言，计算与X射线束宽度θ对应的体轴方向(切片方向)的检测元件范围，并将所计算的检测元件范围设为校正处理的切片方向适用范围1001。图6为在图的横向上观察被检体3的体轴方向的图。如图6所示，从X射线管102照射的X射线束的体轴方向的扩展角θ为X射线束宽度。适用范围决定部32a将与X射线束宽度θ对应的切片方向的检测元件范围设定为校正处理的切片方向适用范围1001。
此外，适用范围决定部32a基于FOV来决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围。具体而言，适用范围决定部32a计算与FOV对应的通道方向的检测元件范围。而且，将所计算的检测元件范围设为校正处理的通道方向适用范围1002。图7为在图的横向上观察被检体3的体宽(X)方向、且在图的深度方向上观察体轴方向的图。图7的单点划线所示的范围4被设定为FOV。适用范围决定部32a将与FOV对应的通道方向检测元件范围设为校正处理的通道方向适用范围1002。
图5的余量设定部36在适用范围决定部32a所决定的适用范围中设定余量区域。
逐次近似投影数据校正处理中采用的更新式，如上述的式(4)所示那样，包括相邻元件间的加权加法处理。余量设定部36基于进行加权加法处理的相邻元件范围来设定运算处理的余量。例如，在加权加法处理的相邻元件范围为2元件的情况下，在两端设定1元件量的运算处理用余量。另外，该例子为一例，也可以设置2元件量以上的运算处理用余量。
此外，余量设定部36如上述那样为了防止条纹状伪像的产生，而扩大适用范围决定部32a所决定的适用范围。将此意义的余量称作适用范围余量。适用范围余量的宽窄期望考虑在逐次近似投影数据校正处理以后的处理中影响所波及的范围来设定。例如，在逐次近似投影数据校正处理以后进行滤波处理的情况下，余量设定部36设定给滤波处理带来影响的元件数份的适用范围余量。此外，适用范围余量的方向根据适用范围的方向来设定。例如，在通道方向以及切片方向之中的至少任一方或者双方中设置适用范围余量。
图8为1剖面量的投影数据的正弦图1000。横轴表示检测元件的通道位置，纵轴表示旋转角度。正弦图1000由灰色标度(浓淡)来表示各旋转角度位置处的各检测元件的投影值。
例如，如果将图7所示的通道方向适用范围1002表现在正弦图1000上，则成为图8的灰色所示的范围。余量设定部36在通道方向适用范围1002的通道方向两端设定通道方向适用范围余量2002。
图5的平滑系数决定部37计算适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数。平滑系数决定部37设定为适用于适用范围余量的平滑系数从适用范围朝向适用范围外连续地变小。如果如上那样使平滑系数在适用范围和适用范围外的边界(适用范围余量)平滑地发生变化，则能够减轻条纹状伪像的产生。平滑系数决定部37针对通道方向以及体轴方向的双方，使平滑系数在适用范围内外的边界平滑地发生变化。
图9为表示通道方向的适用范围内外的边界附近的平滑系数的变化的图。如图9所示，在通道方向适用范围1002与适用范围外的边界位置设定了适用范围余量2002。平滑系数决定部37将适用于适用范围1002内的平滑系数设定为固定值。而且，将适用于适用范围1002的外侧的范围的平滑系数设定为0。进而，在适用范围内外的边界区域(适用范围余量2002)设定为平滑系数平滑地发生变化。
对于切片方向也同样地，余量设定部36在切片方向适用范围1001(1001a、1001b)中设置切片方向适用范围余量2001(2001a、2001b、2001c)(参照图10)。此外，平滑系数决定部37关于切片方向也与通道方向同样地设定平滑系数。
图10为表示切片方向的平滑系数的变化的图。在图10的例子中，在体轴方向的多个区域中设定了切片方向适用范围1001a、1001b。如图10所示，在适用范围1001a、1001b和适用范围外的区域的边界，分别设定了适用范围余量2001a、2001b。如图10所示，平滑系数决定部37也可以在各适用范围1001a、1001b中设定不同的平滑系数。在各适用范围1001a、1001b中设定不同大小的平滑系数的情况下，如图10所示也可以在适用范围1001a、1001b的中间的区域中较宽地设定适用范围余量2001c，以使平滑系数阶段性地发生变化。
图5的适用范围显示区域运算部35a计算由适用范围决定部32所决定的适用范围在CT图像上的位置。在第1实施方式中，在适用范围的周围设置了适用范围余量。因此，期望计算适用范围以及适用范围余量双方在CT图像上的位置。另外，也可以通过操作者的选择操作来切换有无适用范围以及适用范围余量的边界显示。
图11为表示适用范围设定/显示画面501a的例子的图。
在图11的例子中，在CT图像显示区51所显示的CT图像上显示了表示适用范围的边界线1005以及表示适用范围余量的边界线2005。也可以显示表示适用范围的边界线1005以及表示适用范围余量的边界线2005之中的任一者。此外，也可以构成为通过操作者的选择来切换有无边界线1005、2005。
此外，在图11所示的适用范围设定/显示画面501a中，也可以设置用于移动各边界线1005、2005或进行尺寸变更的输入操作部(滑动条55、56、57)。作为输入操作部，如果采用例如调整边界线1005、2005的宽窄、位置的GUI，则能进行直观的操作。如果通过操作者操作输入操作部来移动边界线1005、2005的位置，或者进行尺寸变更，则适用范围决定部32a以及余量设定部36将逐次近似投影数据校正处理的适用范围或者适用范围余量重新设定为被移动、变更后的位置或者尺寸。逐次近似投影数据校正处理部33对被重新设定的适用范围等来再次执行逐次近似投影数据校正处理。
图12为说明第1实施方式的运算装置202a所执行的处理的流程的流程图。
运算装置202a从数据收集装置106获取投影数据(步骤S201)。此外，运算装置202a(适用范围决定部32a)获取拍摄条件信息等(步骤S202)。所获取的拍摄条件信息为X射线束宽度θ、FOV。
运算装置202a如图6所示那样基于X射线束宽度来计算切片方向适用范围1001(步骤S203)。然后，如图7所示那样基于FOV来计算通道方向适用范围1002(步骤S204)。
首先决定切片方向适用范围1001的原因在于，在切片方向上缩减适用范围的情形所削减的数据量大。
接下来，运算装置202a设定与各适用范围对应的适用范围余量2001、2002(步骤S205)。
运算装置202a求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数(步骤S206)。如图9以及图10所示那样平滑系数在适用范围内外平滑连续地发生变化。
接下来，运算装置202a对由步骤S203～步骤S205的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由步骤S206所求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理(步骤S207)。
在步骤S203～步骤S204的处理中所决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据校正处理的更新式(上述的式(4))中包括的索引i、j之中的、与场所相关的索引j的范围。此外，平滑系数相当于更新式中包括的β。
运算装置202a作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输出校正投影数据，并发送到重构处理装置221。
重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据来进行图像重构，生成CT图像(步骤S208)。重构处理装置221例如进行基于逐次近似法的图像重构。在本发明中，由于投影数据的一部分的适用范围通过逐次近似投影数据校正处理来校正，因此校正投影数据成为一部分被降低了噪声的数据。根据校正投影数据所生成的CT图像提高与上述的适用范围对应的部位的图像质量。
运算装置202a求出CT图像上的适用范围的显示区域(步骤S209)。
运算装置202a将所生成的CT图像显示于显示装置211(步骤S210)。此时，如图11所示，运算装置202将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示在CT图像上(步骤S211)。
如以上说明的那样，第1实施方式的运算装置202a在进行投影数据的逐次近似处理时，首先基于X射线束宽度以及FOV等拍摄条件或者重构条件来缩减适用逐次近似投影数据校正处理的范围。此外，在与适用范围相邻的区域中设置适用范围余量，并将平滑系数设定为校正处理的强度在适用范围内外的边界变得平滑。然后，对适用范围以及适用范围余量适用上述的平滑系数，执行逐次近似投影数据校正处理。
由此，能够将逐次近似投影数据校正处理限定于投影数据的一部分，因此能够缩短处理时间。此外，适用范围基于拍摄条件、重构条件来设定，因此能够按照CT检查的目的来适当缩短处理时间。此外，根据拍摄条件、重构条件等来决定适用范围，因此针对与所关注的部位对应的投影数据进行校正处理。由此，能短时间地生成低噪声图像。此外，在适用范围的周围设置余量，并将平滑系数设定为校正的强度根据距适用范围的距离而逐渐变小，因此能够减轻在适用范围内外的图像质量的变化所引起的不协调感。此外，在所生成的CT图像中重叠显示适用范围和适用范围外的边界线，因此在观察图像时能够在CT图像上视觉辨认被进行了校正处理后的区域。
[第2实施方式]
接下来，参照图13～图18来详细地说明第2实施方式。
在第2实施方式中，X射线CT装置1利用照射剂量信息作为用于决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围的参数。所谓照射剂量信息，是指X射线管电流、管电压等的参数。照射剂量信息基于拍摄条件、拍摄部位、被检体的体格等来决定。X射线CT装置的运算装置202在拍摄之前，计算向各体轴方向位置照射的最适剂量的变化曲线。通常，在诊断部位(关注部位)输出用于满足设为目标的图像质量的充足的照射剂量。另一方面，在其他部位设为仅图像重构所需的低剂量，来谋求辐射量的降低。
在第2实施方式中，利用拍摄时所使用的照射剂量信息来决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围。
图13为表示第2实施方式的运算装置202b的功能构成的图。
在第2实施方式中，设置照射剂量信息获取部31b来代替图3所示的运算装置202的适用范围决定用参数获取部31。
如图13所示，第2实施方式的运算装置202b具有照射剂量信息获取部31b、适用范围决定部32b、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算部35b。
另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符号，并省略重复的说明。此外，第2实施方式的运算装置202b为与图2所示的运算装置202相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
图14为第2实施方式的适用范围显示画面501b的一例。在适用范围显示画面501b中显示了定位图像601和照射剂量变化曲线600。此外，定位图像601的体轴方向位置和照射剂量变化曲线600的体轴方向位置一致。
第2实施方式的照射剂量信息获取部31b作为用于决定适用范围的参数而获取照射剂量信息。照射剂量信息例如为图14所示的照射剂量变化曲线600。照射剂量变化曲线600表示与体轴方向位置相应的照射剂量[mAs]的变化。照射剂量信息既可以利用基于拍摄条件等由运算装置202b计算出的信息，也可以利用被预置的信息。照射剂量信息也有时基于在心电图同步拍摄等中从心电图仪109输入的心电图信息来创建。
在本实施方式中，作为一例，对使照射剂量发生变化的同时拍摄全身(包括心脏)的情况进行说明。其中，即便是包括心脏的全身拍摄以外也能适用本发明。
适用范围决定部32b基于从照射剂量信息获取部31b输入的照射剂量信息来计算适用逐次近似投影数据校正处理的体轴方向(切片方向)的范围。例如，适用范围决定部32b在照射剂量的变化曲线600中设定阈值。
而且，将成为比阈值小的照射剂量的体轴方向范围设为适用范围。或者也可以将成为比阈值大的照射剂量的体轴方向范围设为适用范围。
将成为比阈值小的照射剂量的范围设为适用范围的目的在于，针对以低剂量进行拍摄所获得的范围，通过校正投影数据，由此来提高图像质量。
另一方面，将成为比阈值大的照射剂量的范围设为适用范围的目的在于，通过校正包括关注部位的范围的投影数据，由此来进一步提高诊断用图像的图像质量。
关注部位通常以足够大的照射剂量来拍摄。
此外，适用范围决定部32b也可以基于照射剂量的体轴方向的变化量(微分值)的有无来决定适用范围。
例如，在图14所示的照射剂量变化曲线600中，在被检体3的头顶部、以及从胸部到腹部的范围中照射剂量的变化大。适用范围决定部32b将照射剂量的变化量大的切片方向范围设为校正处理的切片方向适用范围1001c、1001d。此外，下肢以低剂量来拍摄。将以比规定的阈值小的低剂量所拍摄到的切片方向范围设为校正处理的切片方向适用范围1001e。
进而，适用范围决定部32b基于旋转方向的照射剂量的变化来计算适用逐次近似投影数据校正处理的旋转方向的范围。
图15为表现了旋转方向的适用范围1003a、1003b的图。
适用范围决定部32b对在旋转角度方向上发生变化的照射剂量设定阈值，在比阈值大的旋转角度范围或者比阈值小的旋转角度范围中限定逐次近似投影数据校正处理的适用范围。或者，也可以按照有无照射剂量的旋转角度方向的变化量(微分值)来限定适用范围。
此外，在心脏拍摄中，适用范围决定部32b也可以心电图的特征波形(例如R波)作为基准来决定适用范围。
图16为表示在心脏拍摄时所获取的心电图波形和对应于心电图波形所决定的照射剂量的图。横轴为时间。
如图16所示，在心电图同步拍摄(ECG；Electrocardiogram)中，为了减轻心脏的运动所引起的运动伪像，基于心电图信息而在包括最适于拍摄的心相位(静止心相位)的范围中照射充足的剂量。在其他的相位中设为低剂量。
适用范围决定部32b将照射剂量比规定的阈值大的旋转方向范围(时间方向范围)设为校正处理的旋转方向适用范围1003a。或者，也可以将照射剂量成为规定的阈值以下的旋转方向范围(时间方向范围)设为校正处理的旋转方向适用范围1003b。
图15所示的旋转方向适用范围1003a、1003b分别对应于图16所示的旋转方向适用范围1003a、1003b。
图17为投影数据的正弦图1000b。横轴表示检测元件的通道位置，纵轴表示旋转角度位置。
如果在正弦图1000b上表现旋转方向适用范围1003，则例如像图17的虚线以及箭头所示的范围那样表现。旋转角度方向的规定范围被缩减为适用范围1003。另外，也可以如第1实施方式所说明的那样，也在旋转角度方向上设定适用范围余量2003。
第2实施方式的适用范围显示区域运算部35b计算用于显示由适用范围决定部32b所决定的适用范围的显示用数据。
图14为表示适用范围显示画面501b的例子的图。
在图14的例子中，如与定位图像601的体轴方向位置一致那样表示照射剂量变化曲线600。此外，在定位图像601上显示表示切片方向适用范围1001c、1001d、1001e的边界线、箭头等。
此外，如图15所示，也可以将表示旋转方向适用范围1003a、1003b的图显示在适用范围显示画面501b内。
此外，在进行心电图同步拍摄的情况下，如图16所示，也可以在心电图300、照射剂量变化曲线600上显示表示适用范围1003a、1003b的边界线、箭头。
此外，在图14的适用范围显示画面501b中，也可以设置用于移动表示所显示的适用范围的标记(在图14、图15、图16中为边界线、箭头)、或者进行尺寸变更的输入操作部。如果通过输入操作部移动了适用范围的位置、或者进行了尺寸变更，则适用范围决定部32b将适用范围重新设定为被移动或者被变更后的位置或者尺寸，再次执行逐次近似投影数据校正处理。
图18为说明第2实施方式的运算装置202b所执行的处理的流程的流程图。
运算装置202b从数据收集装置106获取投影数据(步骤S301)。运算装置202b(适用范围决定部32b)获取照射剂量信息(步骤S302)。
运算装置202b对所获取的照射剂量信息进行阈值判定。或者判定变化量(微分值)(步骤S303)。然后，基于判定结果首先计算切片方向适用范围1001(步骤S304)。例如运算装置202b按照切片方向的照射剂量的变化来计算切片方向适用范围1001c、1001d、1001e。切片方向的校正处理适用范围在更新式中被表现为与场所相关的索引j的范围。
如上述那样，将照射剂量比规定的阈值小(或者大)的切片方向范围设为切片方向适用范围1001e。或者，根据照射剂量的变化(微分值)的有无来决定切片方向适用范围1001c、1001d。
然后，运算装置202b计算旋转方向适用范围(步骤S305)。旋转方向适用范围的决定方法与切片方向适用范围1001相同。例如，将照射剂量比规定的阈值小(或者大)的旋转方向范围设为适用范围。或者，根据照射剂量的变化(微分值)的有无来限定旋转方向适用范围。此外，在心电图同步拍摄中，由于基于在拍摄时所获得的心电图信息来决定照射剂量，因此以照射剂量的特征波形(例如R波)为基准而将适当的心相位设为旋转方向适用范围1003。
旋转方向的校正处理适用范围在更新式中被表现为与时间相关的索引i的范围。
步骤S306以后的处理的流程与第1实施方式的步骤S205以后的处理相同。
运算装置202b设定与各适用范围对应的适用范围余量(步骤S306)。运算装置202b求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数(步骤S307)。接下来，运算装置202b对由步骤S304～步骤S306的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由步骤S307求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理(步骤S308)。
在步骤S304、步骤S305中决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据校正处理的更新式(上述的式(4))中包括的索引i、j的范围。此外，由步骤S307所决定的平滑系数相当于更新式中包括的β。运算装置202b作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输出校正投影数据，并发送到重构处理装置221。
重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据来进行图像重构，生成CT图像(步骤S309)。此外，运算装置202b求出用于显示适用范围的显示数据(步骤S310)。运算装置202b将所生成的CT图像显示于显示装置211(步骤S311)。此外，如图14所示，运算装置202b将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示于适用范围显示画面501b(步骤S312)。
如以上说明的那样，第2实施方式的运算装置202b在使照射剂量于体轴方向位置或者旋转方向位置发生变化的同时进行拍摄的最适剂量拍摄中，基于照射剂量信息而在切片方向以及旋转方向上缩减逐次近似投影数据校正处理的适用范围。尤其，在心脏拍摄中，基于心电图信息来创建照射剂量的变化曲线。因此，基于心电图信息而在切片方向以及旋转方向上缩减适用逐次近似投影数据校正处理的范围。由此，能够缩短逐次近似投影数据校正处理的处理时间。此外，由于将校正处理的适用范围与定位图像、影像图、或者心电图信息一起来显示，因此操作者能容易地识别逐次近似投影数据校正处理的适用范围和适用范围外。由此，能够明确是否获得了与照射剂量平衡的噪声降低图像。
[第3实施方式]
接下来，参照图19～图22来详细地说明第3实施方式。
在第3实施方式中，说明基于操作者在图像上设定的ROI(Region Of Interest，关心区域)信息来计算逐次近似投影数据校正处理的适用范围的方法。
图19为表示第3实施方式的运算装置202c的功能构成的图。
在第3实施方式中，设置ROI信息获取部31c来代替图3所示的运算装置202的适用范围决定用参数获取部31。
如图19所示，第3实施方式的运算装置202c具有ROI信息获取部31c、适用范围决定部32c、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算部35c。
另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符号，并省略重复的说明。此外，第3实施方式的运算装置202c为与图2所示的运算装置202相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
ROI信息获取部31c作为用于决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围的参数而获取ROI信息。ROI信息既可以设为由操作者在CT图像上设定的信息，也可以为基于图像的解析的结果而设定的信息。在本实施方式中，说明基于由操作者在CT图像上设定的ROI信息来决定逐次近似投影数据校正处理的范围的例子。
ROI信息获取部31c例如将图20所示的适用范围设定/显示画面501c显示于显示装置211。适用范围设定/显示画面501c为用于由操作者设定ROI、逐次近似投影数据校正处理的适用范围的操作画面。
对图20所示的适用范围设定/显示画面501c进行说明。
适用范围设定/显示画面501c具有CT图像显示区51、旋转方向适用范围显示区52、切片方向适用范围显示区53、心电图信息/照射剂量信息显示区54、滑动条55、56、57等。
在CT图像显示区51中显示基于投影数据所生成的CT图像。另外，该CT图像既可以设为原始图像(基于校正处理前的投影数据而重构的CT图像)，也可以设为基于被逐次近似投影数据校正处理后的校正投影数据而重构的CT图像。例如，在拍摄之后为了ROI设定用而立即显示原始图像，在ROI设定后显示基于校正投影数据而重构的CT图像。操作者能够在CT图像上设定ROI(即逐次近似投影数据校正处理的适用范围1005)。
在旋转方向适用范围显示区52中显示旋转方向适用范围。
在图20的例子中，设定并显示了多个旋转方向适用范围1003c、1003d、1003e。
体轴方向适用范围显示区53显示定位用图像以及体轴方向的图像创建范围。图像创建范围虽然被设定为重构条件，但将其设为逐次近似投影数据校正处理的切片方向适用范围1001。
在心电图信息/照射剂量信息显示区54中，心电图信息300与照射剂量信息(照射剂量变化曲线)600沿着同一时间轴来显示。此外，逐次近似投影数据校正处理的时间方向(旋转方向)适用范围1003c、1003d、1003e沿着与心电图信息300以及照射剂量信息600的时间轴相同的时间轴来显示。
滑动条55、56为用于调整适用范围的位置以及范围的操作部。例如，能够通过调整滑动条55来调整表示时间方向适用范围1003的虚线以及箭头的位置。此外，能够通过调整滑动条56来调整表示时间方向适用范围1003的箭头的长度(虚线的范围)。
滑动条57为用于变更在CT图像显示区51中显示的图像的剖面位置的操作部。
在将由操作者设定的ROI设定为逐次近似投影数据校正处理的适用范围的情况下，ROI信息获取部31c根据所设定的重构条件来获取体轴方向的图像创建范围。此外，获取与ROI对应的FOV。
适用范围决定部32c基于从ROI信息获取部31c输入的ROI信息来计算体轴方向(切片方向)以及通道方向的适用范围。
适用范围显示区域运算部35c计算显示用数据，以使在上述的适用范围设定/显示画面501c显示出的CT图像、定位图像、或者照射剂量信息等的相应范围中显示适用范围。
图21为说明第3实施方式的运算装置202c所执行的处理的流程的流程图。
运算装置202c从数据收集装置106获取投影数据(步骤S401)。接下来，运算装置202c(ROI信息获取部31c)基于投影数据来创建ROI设定用图像，并显示于上述的适用范围设定/显示画面501c(步骤S402)。如果由操作者设定了ROI、重构条件(步骤S403)，则运算装置202c获取所设定的体轴方向图像创建范围以及ROI所对应的FOV。另外，在适用范围设定/显示画面501c中，也可以设定将二维的ROI扩展为三维的VOI(Volume Of Interest，关心体积)。
运算装置202c基于所获取的图像创建范围来计算切片方向适用范围(步骤S404)。然后，运算装置202c基于所获取的FOV范围来计算通道方向适用范围(步骤S405)。如图20的设定画面所示那样，切片方向适用范围被设定为与操作者所输入的图像创建范围对应的范围(在体轴方向适用范围显示区53中设定的符号1001的范围)。
此外，不仅按照ROI信息来决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围，而且也可以如第2实施方式所示那样还参照心电图信息、照射剂量信息来决定适用范围。此时，运算装置202c基于心电图信息、照射剂量信息来决定旋转方向适用范围1003c、1003d、1003e。
如果这样设定了切片方向、旋转方向的适用范围，则运算装置202基于切片方向适用范围来决定在逐次近似投影数据校正处理中使用于运算的更新式的索引j的范围(与场所相关的范围)。同样地，基于旋转方向适用范围来决定与时间相关的索引i的范围。
步骤S406以后的处理的流程与第1实施方式的步骤S205以后的处理相同。
运算装置202c设定与各适用范围对应的适用范围余量(步骤S406)。运算装置202c求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数(步骤S407)。接下来，运算装置202c对由步骤S404～步骤S406的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由步骤S407求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理(步骤S408)。
在步骤S404、步骤S405中决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据校正处理的更新式(上述的式(4))中包括的索引i、j的范围。此外，由步骤S407所决定的平滑系数相当于更新式中包括的β。运算装置202c作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输出校正投影数据，并发送到重构处理装置221。
重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据来进行图像重构，生成CT图像(步骤S409)。此外，运算装置202c求出用于显示适用范围的显示数据(步骤S410)。运算装置202c将所生成的CT图像显示于显示装置211(步骤S411)。此外，如图20所示，运算装置202c将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示于适用范围设定/显示画面501c(步骤S412)。
例如，运算装置202c针对逐次近似投影数据校正处理的适用范围而在CT图像显示区51显示出的CT图像上显示适用范围1005。此外，运算装置202c在旋转方向适用范围显示区52、心电图信息/照射剂量信息显示区54中分别显示旋转方向适用范围1003c、1003d、1003e。此外，运算装置202c在切片方向适用范围显示区53中显示切片方向适用范围1001。
如以上说明的那样，如果由操作者设定了ROI，则运算装置202c基于ROI来缩减适用逐次近似投影数据校正处理的范围。同时，在心脏拍摄中，基于心电图信息而在切片方向以及旋转方向上缩减适用逐次近似投影数据校正处理的范围。由此，逐次近似投影数据校正处理的适用范围被缩减，因此能够缩短处理时间。此外，由于将校正处理的适用范围与定位图像、影像图、或者心电图信息一起显示，因此操作者能容易地识别适用范围和适用范围外。由此，能够明确在所设定的ROI中是否获得了与照射剂量平衡的噪声降低图像。
另外，ROI也可设定多个。补充记载设定有多个ROI的情况。
在同一CT图像上设定有多个ROI的情况下，也可以设置与各ROI对应的适用范围。但是，这样一来，适用范围的分布变得复杂，逐次近似投影数据校正处理的运算变得复杂。进而，在设置适用范围余量等情况下，表示平滑系数的函数也变得复杂。因而，在同一图像上设定有多个ROI的情况下，重新设定包含多个ROI的ROI(以下称作大ROI)，并将与重新设定的大ROI对应的切片方向以及通道方向范围设为逐次近似投影数据校正处理的适用范围即可。
在以下的说明中，将单独设定的ROI称作小ROI，将包括多个小ROI的范围称作大ROI。
图22为说明设定有多个小ROI的情况下的处理的流程图。
首先，运算装置202c(适用范围决定部32c)受理设定ROI的图像的选择。操作者调节设定画面的滑动条57，来选择在CT图像显示区51中显示的CT图像的体轴方向位置(步骤S501)。在所选择的CT图像上设定ROI(小ROI)(步骤S502)。小ROI既可以重叠也可以分离。小ROI的形状优选圆形，但也可以为矩形、椭圆等其他图形。
在设定有多个ROI的情况下(步骤S503；“是”)，运算装置202c采用在步骤S502中设定的小ROI的坐标信息来计算包含所有小ROI的区域。将该区域设为大ROI(步骤S504)。大ROI也有时包括操作者不作为小ROI来设定的区域。大ROI的形状设为圆形。此外，期望大ROI被设定为其中心接近拍摄的旋转中心。这是因为接近旋转中心的区域在正弦图上成为接近直线的范围，逐次近似投影数据校正处理的适用范围计算变得容易的缘故。
设定大ROI之后，与上述的步骤S404以后的处理相同。即，运算装置202获取由操作者所设定的大ROI的位置信息，并基于所获取的ROI信息来计算切片方向适用范围。然后，计算通道方向适用范围。在获取了照射剂量信息等的情况下，计算旋转方向适用范围。如果设定了切片方向、通道方向的适用范围，则运算装置202基于切片方向适用范围来决定在逐次近似投影数据校正处理中使用于运算的更新式的索引j的范围(与场所相关的范围)。同样地，按照旋转方向适用范围来决定与时间相关的索引i的范围。
如以上说明的那样，在第3实施方式中，能够基于操作者在CT图像上设定的ROI而在体轴方向以及通道方向上缩减逐次近似投影数据校正处理的适用范围。此外，在获取了照射剂量信息等的情况下，能够根据照射剂量信息而在旋转方向上缩减逐次近似投影数据校正处理的适用范围。其结果，能缩短逐次近似投影数据校正处理的处理时间。此外，在适用范围设定/显示画面501c中，将各方向的适用范围显示于CT图像、定位图像、照射剂量变化曲线上等。由此，操作者能容易地识别逐次近似投影数据校正处理的适用范围和适用范围外。因此能够容易地确认在期望的范围中是否获得了期望的噪声降低图像。
进而，在设定有多个ROI的情况下，能够设定包括多个ROI的一个大ROI来决定适用范围。因而，能够防止处理的复杂化，谋求处理时间的缩短。由此，能够提高操作性以及便利性并且能缩短处理时间。
[第4实施方式]
接下来，参照图23～图25来详细地说明第4实施方式。
在第4实施方式中，说明基于运动的内脏器官的变动量信息来计算逐次近似投影数据校正处理的适用范围的方法。所谓运动的内脏器官，例如为心脏、肺。在以下的说明中，以心脏为例来进行说明。
X射线CT装置1基于在拍摄中由心电图仪109测量到的心电图信息来计算时相不同的图像间的差分值，求出图像变动量。然后，将图像变动量小的时相设为最适心相位，采用最适心相位的投影数据来重构诊断用图像。在第4实施方式中，将最适心相位和其附近的时间范围设为逐次近似投影数据校正处理的适用范围。
图23为表示第4实施方式的运算装置202d的功能构成的图。
在第4实施方式中，设置最适心相位决定部31d来代替图3所示的运算装置202的适用范围决定用参数获取部31。
如图23所示，第4实施方式的运算装置202d具有最适心相位决定部31d、适用范围决定部32d、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算部35。
另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符号，并省略重复的说明。此外，第4实施方式的运算装置202d为与图2所示的运算装置202相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
最适心相位决定部31d基于心电图信息来计算时相不同的图像间的差分值。然后，根据差分值的总和来计算对象时相下的图像间变动量。最适心相位决定部31d例如将图像间变动量最小的时相设为最适心相位。另外，最适心相位既可以设为在所有相位中图像间变动量成为最小值的时相，也可以考虑心脏的扩张和收缩而设为在扩张期以及收缩期中图像间变动量分别成为最小值的时相。
图24为表示用来表示各时相下的图像变动量的变化的变动量曲线700的一例的图。
横轴为时相(时间)，纵轴为图像变动量。如果在前后的时相取图像间的差分来计算图像变动量，则如图24所示，可知变动量的变迁。由于在图像变动量小的时相中难以出现运动伪像，因此例如将图像变动量小的时相决定为最适心相位。在图24中，将时相701、702设为最适心相位。
适用范围决定部32d获取由最适心相位决定部31d所决定的最适心相位的信息。然后，将包括最适心相位的时相范围设为逐次近似投影数据校正处理的时间方向(旋转方向)适用范围1003。如图24所示，例如将最适心相位702的附近的时相范围设为时间方向适用范围1003f。同样地，将最适心相位701的附近的时相范围设为时间方向适用范围1003g。
图25为说明第4实施方式的运算装置202d所执行的处理的流程的流程图。
运算装置202d获取投影数据以及心电图信息(步骤S601、步骤S602)。图像重构装置221基于所获取的投影数据以及心电图信息而在每个时相重构CT图像(步骤S603)。运算装置202d(最适心相位决定部31d)计算时相不同的图像间的差分值(步骤S604)。然后，根据差分值的总和来计算对象时相下的图像变动量(步骤S605)。运算装置202d基于在步骤S605中计算的图像变动量来决定最适心相位(步骤S606)。
然后，适用范围决定部32d(运算装置202d)获取由最适心相位决定部31d所决定的最适心相位的信息。运算装置202d将包括最适心相位的附近的时相范围设为逐次近似投影数据校正处理的适用范围1003f、1003g(步骤S607)。运算装置202d基于上述的适用范围1003f、1003g来决定在逐次近似投影数据校正处理中使用于运算的更新式的索引i的范围(与时间相关的范围)。
步骤S608以后的处理的流程与第1实施方式的步骤S205以后的处理相同。
运算装置202d设定与各适用范围对应的适用范围余量(步骤S608)。运算装置202d求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数(步骤S609)。接下来，运算装置202d对由步骤S607～步骤S608的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由步骤S609求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理(步骤S610)。
在步骤S607中决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据校正处理的更新式(上述的式(4))中包括的索引i的范围。此外，由步骤S609所决定的平滑系数相当于更新式中包括的β。运算装置202d作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输出校正投影数据，并发送到重构处理装置221。
重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据来进行图像重构，生成CT图像(步骤S611)。此外，运算装置202d求出用于显示适用范围的显示数据(步骤S612)。运算装置202d将所生成的CT图像显示于显示装置211(步骤S613)。此外，运算装置202d将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示于CT图像、设定画面等(步骤S614)。
例如，运算装置202d如图20的旋转方向适用范围显示区52那样显示逐次近似投影数据校正处理的适用范围。
如以上说明的那样，在第4实施方式中，在拍摄进行周期运动的内脏器官的情况下，运算装置202d求出图像变动量，并基于图像变动量来决定最适相位。
然后，将作为最适相位来决定的时相的附近的时间方向范围决定为逐次近似投影数据校正处理的适用范围。由此，能够在时间方向(即旋转方向)上缩减校正处理的适用范围。由此，能够缩短处理时间。
[第5实施方式]
接下来，参照图26～图27来详细地说明第5实施方式。
在第5实施方式中，说明造影剂拍摄中的对于造影剂监视用图像的逐次近似投影数据校正处理。
一直以来，在采用了造影剂的CT检查中，进行用于监视造影剂朝向关心区域的到达的造影剂监视拍摄。由于只要能够在造影剂监视拍摄中监视造影剂是否到达了规定的监视位置即可，因此以低剂量来拍摄。在第5实施方式中，对于为了造影剂监视用所获取的投影数据，也缩减范围来快速地进行逐次近似投影数据校正处理。由此，提高造影剂监视用图像的图像质量，可进行高精度的浓度监视。
图26为表示第5实施方式的运算装置202e的功能构成的图。
在第5实施方式中，设置监视图像解析部31e来代替图3所示的运算装置202的适用范围决定用参数获取部31。
如图26所示，第5实施方式的运算装置202e具有监视图像解析部31e、适用范围决定部32e、逐次近似投影数据校正处理部33、监视图像重构部34e和适用范围显示区域运算部35e。
另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符号，并省略重复的说明。此外，第5实施方式的运算装置202e为与图2所示的运算装置202相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
监视图像解析部31e在监视造影剂浓度的剖面下，每隔规定时间获取监视用拍摄的投影数据(以下称作监视用投影数据)。然后，基于监视用投影数据立即重构监视用图像。监视图像解析部31e创建上次拍摄到的监视用图像和本次拍摄到的监视用图像的时间差分图像。监视图像解析部31e解析所创建的时间差分图像内。在解析中，从时间差分图像中搜索较大的差分值集中的区域。然后，将ROI设定为包含较大的差分值集中的区域。将设定于时间差分图像的ROI设为监视图像的ROI。在进行了监视用拍摄的每个时刻设定ROI。
适用范围决定部32e获取由监视图像解析部31e所设定的ROI信息。基于该ROI信息，适用范围决定部32e对监视图像进行与第3实施方式相同的处理。即，适用范围决定部32e基于由监视图像解析部31e所设定的ROI，对监视用投影数据决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围。计算体轴方向(切片方向)以及通道方向的适用范围。
逐次近似投影数据校正处理部33e限定于监视用投影数据之中的由适用范围决定部32e所决定的适用范围来执行逐次近似投影数据校正处理。
监视图像重构部34e基于从逐次近似投影数据校正处理部33输入的校正投影数据来重构监视图像。监视图像重构部34e将重构后的监视图像输出到显示装置211。
适用范围显示区域运算部35e进行用于显示由适用范围决定部32e所决定的适用范围的运算。例如，计算监视图像上的适用范围的位置。
图27为说明第5实施方式的运算装置202d所执行的处理的流程的流程图。
运算装置202e选择用于监视造影剂浓度的剖面(造影监视剖面)(步骤S701)。接下来，运算装置202e每隔规定时间对由步骤S701选择的造影监视剖面进行监视用拍摄(步骤S702)。运算装置202e(监视图像解析部31e)在每次进行监视用拍摄时，采用通过监视用拍摄所获得的监视用投影数据来重构CT图像(步骤S703)。
进而，运算装置202e对上次拍摄图像和本次拍摄图像进行差分运算，来创建时间差分图像(步骤S704)。此外，运算装置202e(监视图像解析部31e)在每次进行监视用拍摄时，解析由步骤S702所创建的时间差分图像，来设定ROI(步骤S705)。在此，将ROI设定为包括时间差分图像内较大的差分值集中的区域。
步骤S706以后的处理与第3实施方式的ROI设定后的处理的流程(图21的步骤S403以后的处理)相同。
运算装置202e基于由步骤S705所设定的ROI信息，对监视用投影数据计算切片方向适用范围以及通道方向适用范围(步骤S706)。如果设定了切片方向以及通道方向的适用范围，则运算装置202基于切片方向适用范围来决定在逐次近似投影数据校正处理中使用于运算的更新式的索引j的范围(与场所相关的范围)。同样地，基于旋转方向适用范围来决定与时间相关的索引i的范围。
运算装置202e设定与各适用范围对应的适用范围余量(步骤S707)。此外，运算装置202e求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数(步骤S708)。接下来，运算装置202e对由步骤S706～步骤S707的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由步骤S708所求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理(步骤S709)。运算装置202e作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输出校正投影数据，并发送到重构处理装置221。
重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据来进行图像重构，生成监视图像(步骤S710)。此外，运算装置202e求出用于显示适用范围的显示数据(步骤S711)。
运算装置202e将所生成的监视图像显示于显示装置211(步骤S712)。此外，例如，如图11所示，运算装置202e将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示于监视图像上(步骤S713)。
如上那样，能够对造影拍摄时的通过造影剂监视用拍摄所获得的投影数据，缩减适用范围来进行逐次近似投影数据校正处理。由此，能够降低监视图像的造影之处的图像噪声，可实时地进行高精度的浓度监视。此外，由于进行逐次近似投影数据校正处理，因此能够以低剂量来创建监视用图像，能够降低辐射量。
以上，对本发明所涉及的X射线CT装置以及图像重构方法的优选实施方式进行了说明，但本发明并不限定于上述的实施方式。如果为本领域的技术人员，则显然能在本申请所公开的技术思想的范畴中想到各种变更例或者修正例，应该认为这样的情况当然也属于本发明的技术范围。
符号说明
1 X射线CT装置、3 被检体、10 扫描仪、20 操作单元、100 台架、101 床台装置、102 X射线产生装置、103 X射线检测装置、104 准直仪装置、105 高电压产生装置、106 数据收集装置、107 驱动装置、109 心电图仪、200 中央控制装置、201 输入输出装置、202 运算装置、211 显示装置、212 输入装置、213 存储装置、221 重构处理装置、222 图像处理装置、31、31a 适用范围决定用参数获取部、31b 照射剂量信息获取部、31c ROI信息获取部、31d 最适心相位决定部、31e 监视图像解析部、32、32a～32e 适用范围决定部、33 逐次近似投影数据校正处理部、34 图像重构部、34e 监视图像重构部、35、35a～35e 适用范围显示区域运算部、4 FOV、300 心电图、501a 501c 适用范围设定显示画面、501b 适用范围显示画面、55、56、57 滑动条(操作输入部)、600 照射剂量变化曲线、601 定位图像、700 图像变动量曲线、701、702 最适心相位、1000、1000b正弦图、1001、1001a、1001b 切片方向适用范围、1002 通道方向适用范围、1003、1003a～1003g 旋转方向(时间方向)适用范围、2001、2001a～2001c 切片方向适用范围余量、2002 通道方向适用范围余量、2003 旋转方向适用范围余量、1005 适用范围的边界线、2005 适用范围余量的边界线。

Claims (13)

1.一种X射线CT装置，其特征在于，具备：
X射线产生装置，其从被检体的周围照射X射线；
X射线检测装置，其检测透射上述被检体的X射线；
数据收集装置，其收集由上述X射线检测装置检测的数据；
运算装置，其输入由上述数据收集装置收集的数据来创建投影数据，并采用上述投影数据来重构CT图像；和
显示装置，其显示上述CT图像，
上述运算装置具备：
适用范围决定部，其决定对上述投影数据适用逐次近似投影数据校正处理的范围，该逐次近似投影数据校正处理为基于采用了表示校正的强度的平滑系数的逐次近似法的校正处理；
余量设定部，其在由上述适用范围决定部决定出的范围的周围设定余量区域；
逐次近似投影数据校正处理部，其对与由上述适用范围决定部决定出的范围相应的投影数据实施上述逐次近似投影数据校正处理，对与由余量设定部所设定的余量区域相应的投影数据使上述平滑系数的大小连续性变化地实施上述逐次近似投影数据校正处理，来创建校正投影数据；和
图像重构部，其采用上述校正投影数据来重构CT图像。
2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述X射线CT装置还具备：适用范围显示部，其将上述逐次近似投影数据校正处理的适用范围显示在上述CT图像上。
3.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述适用范围决定部基于拍摄条件信息、上述X射线的照射剂量信息以及图像重构条件信息之中的至少一个信息来决定适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。
4.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述X射线CT装置还具备：输入部，其受理拍摄条件信息或者图像重构条件信息的输入，
上述适用范围决定部基于所输入的上述拍摄条件信息或者上述图像重构条件信息来决定适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。
5.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述X射线CT装置还具备：输入部，其受理ROI向CT图像上的设定，
上述适用范围决定部基于所设定的ROI来决定适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。
6.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述适用范围决定部基于在CT图像上设定的ROI来决定适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。
7.根据权利要求6所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述适用范围决定部设定包含多个ROI在内的一个大ROI，并基于上述大ROI来决定适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。
8.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述X射线CT装置还具备：测量部，其测量拍摄中的与内脏器官的周期运动相关的信息，
上述适用范围决定部基于由上述测量部测量出的与内脏器官的周期运动相关的信息来计算图像的周期的变动量，并基于计算出的变动量来决定最适于重构的时相，将包括决定出的时相在内的时间范围设为适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。
9.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述X射线CT装置还具备：造影监视拍摄部，其在采用了造影剂的拍摄中进行用于监视造影剂的到达的造影监视用拍摄，
上述运算装置具备：监视用图像重构部，其采用下述校正投影数据来重构监视用CT图像，该校正投影数据是由上述适用范围决定部决定对通过造影监视用拍摄所获取到的监视用投影数据适用逐次近似投影数据校正处理的范围，并对与决定出的范围相应的监视用投影数据实施上述逐次近似投影数据校正处理而获得的校正投影数据。
10.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述适用范围决定部在上述投影数据的所有范围之中的体轴方向、通道方向以及时间方向当中的至少任一个方向上缩减适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。
11.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述适用范围显示部一起显示上述逐次近似投影数据校正处理的适用范围和上述余量区域。
12.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述X射线CT装置还具备：操作画面显示部，其显示用于对适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围进行调整的操作画面。
13.一种图像重构方法，采用表示校正的强度的平滑系数对投影数据实施基于逐次近似法的校正处理来创建校正投影数据，并采用上述校正投影数据来重构CT图像，上述图像重构方法的特征在于，
由运算装置进行：
适用范围决定步骤，决定对上述投影数据适用基于上述逐次近似法的校正处理的范围；
余量区域设定步骤，在通过适用范围决定步骤而决定出的范围的周围设定余量区域；和
校正投影数据创建步骤，对与决定出的范围相应的投影数据实施基于上述逐次近似法的校正处理，对与所设定的余量区域相应的投影数据使上述平滑系数的大小连续性变化地实施基于上述逐次近似法的校正处理，来创建校正投影数据。
CN201480004061.3A 2013-02-05 2014-01-29 X射线ct装置以及图像重构方法 Active CN104902818B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013020456 2013-02-05
JP2013-020456 2013-02-05
PCT/JP2014/051926 WO2014123041A1 (ja) 2013-02-05 2014-01-29 Ｘ線ｃｔ装置及び画像再構成方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104902818A CN104902818A (zh) 2015-09-09
CN104902818B true CN104902818B (zh) 2017-09-29

Family

ID=51299637

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201480004061.3A Active CN104902818B (zh) 2013-02-05 2014-01-29 X射线ct装置以及图像重构方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9715745B2 (zh)
JP (1) JP6329490B2 (zh)
CN (1) CN104902818B (zh)
WO (1) WO2014123041A1 (zh)

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014199995A1 (ja) * 2013-06-11 2014-12-18 株式会社 東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、およびスキャン開始タイミング決定方法
JP6387003B2 (ja) * 2013-06-18 2018-09-05 キヤノン株式会社 トモシンセシス撮影の制御装置、撮影装置、撮影システム、制御方法および当該制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラム
CN106537452B (zh) * 2014-07-15 2021-04-09 皇家飞利浦有限公司 用于对对象的图像进行分割的设备、系统和方法
US9775580B2 (en) * 2014-10-20 2017-10-03 Koninklijke Philips N.V. Cardiac reconstruction for photon counting CT for heart and lung images
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
WO2016132880A1 (ja) * 2015-02-16 2016-08-25 株式会社日立製作所 演算装置、ｘ線ｃｔ装置、及び画像再構成方法
JP6877881B2 (ja) * 2015-04-27 2021-05-26 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置、ｘ線ｃｔ装置及び画像処理方法
CN108601575B (zh) * 2016-05-20 2021-10-22 上海联影医疗科技股份有限公司 用于计算机断层扫描的系统和方法
CN105912879B (zh) * 2016-06-03 2021-04-13 广州馨瑞艾特科技有限公司 一种胎心率曲线修正方法及其装置
US11200709B2 (en) * 2016-12-27 2021-12-14 Canon Medical Systems Corporation Radiation image diagnostic apparatus and medical image processing apparatus
CN106683144B (zh) * 2016-12-30 2020-07-14 上海联影医疗科技有限公司 一种图像迭代重建方法及装置
JP7210880B2 (ja) * 2018-01-25 2023-01-24 株式会社島津製作所 骨密度測定装置および骨密度撮影方法
JP7370802B2 (ja) * 2018-10-16 2023-10-30 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置及びｘ線ｃｔ装置

Family Cites Families (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6584166B2 (en) * 2001-04-03 2003-06-24 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray computerized tomographic apparatus
JP2003153893A (ja) 2001-11-21 2003-05-27 Hitachi Medical Corp 断層写真像の作成装置
US20040022447A1 (en) 2002-07-31 2004-02-05 General Electric Company Method and system for image compression and decompression using span of interest of an imaging sequence
JP4535795B2 (ja) * 2004-07-12 2010-09-01 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 画像処理装置及びｘ線ｃｔシステム
JP4987423B2 (ja) * 2005-10-31 2012-07-25 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US7656155B2 (en) 2005-10-31 2010-02-02 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and imaging method in the same
US9208582B2 (en) * 2005-11-02 2015-12-08 Hitachi Medical Corporation Image analyzing system and method
JP2009087270A (ja) * 2007-10-02 2009-04-23 Fuji Xerox Co Ltd 画像処理装置及びプログラム
US8135186B2 (en) * 2008-01-25 2012-03-13 Purdue Research Foundation Method and system for image reconstruction
JP5280450B2 (ja) * 2008-08-07 2013-09-04 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ画像形成方法及びそれを用いたｘ線ｃｔ装置
JP5701208B2 (ja) * 2009-05-18 2015-04-15 株式会社日立メディコ 医用画像表示装置及び医用画像表示方法
JP5346734B2 (ja) * 2009-08-07 2013-11-20 株式会社日立メディコ 画像処理装置
US8755565B2 (en) * 2009-11-04 2014-06-17 Hitachi Medical Corporation X-ray CT apparatus and image display method of X-ray CT apparatus
US8761478B2 (en) * 2009-12-15 2014-06-24 General Electric Company System and method for tomographic data acquisition and image reconstruction
JP5406063B2 (ja) * 2010-01-27 2014-02-05 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
CN102222352B (zh) * 2010-04-16 2014-07-23 株式会社日立医疗器械 图像处理方法和图像处理装置
JP5828841B2 (ja) * 2010-10-14 2015-12-09 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置及び画像再構成方法
JP5858928B2 (ja) * 2010-12-10 2016-02-10 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置及び画像再構成方法
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

Also Published As

Publication number Publication date
CN104902818A (zh) 2015-09-09
JP6329490B2 (ja) 2018-05-23
US20150348291A1 (en) 2015-12-03
JPWO2014123041A1 (ja) 2017-02-02
US9715745B2 (en) 2017-07-25
WO2014123041A1 (ja) 2014-08-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104902818B (zh) X射线ct装置以及图像重构方法
EP3449835B1 (en) Computed tomography system and method for imaging multiple anatomical targets
CN103501702B (zh) 医用图像处理装置、医用图像处理方法
JP5171215B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
KR101728046B1 (ko) 단층 영상 복원 장치 및 그에 따른 단층 영상 복원 방법
JP6492005B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置、再構成演算装置、及び再構成演算方法
CN105377141B (zh) X射线ct装置
JP6215449B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置、及び処理装置
CN104955396B (zh) X射线ct装置以及图像重构方法
US20120250966A1 (en) X-ray ct apparatus and image processing method
KR20170060698A (ko) 컴퓨터 단층 촬영장치 및 그 제어방법
US10593022B2 (en) Medical image processing apparatus and medical image diagnostic apparatus
CN107945850A (zh) 用于处理医学图像的方法和装置
NL2008400C2 (en) Method to reduce radiation dose delivered by imaging system.
US10098603B2 (en) Method for estimation and correction of grid pattern due to scatter
KR20170105876A (ko) 단층 촬영 장치 및 그에 따른 단층 영상 재구성 방법
US10299752B2 (en) Medical image processing apparatus, X-ray CT apparatus, and image processing method
JP6577257B2 (ja) Ｘ線診断装置、及びその作動方法
CN104700377B (zh) 获得对计算机断层扫描数据进行射束硬化校正的射束硬化校正系数的方法和装置
CN107730569A (zh) 一种医学图像伪影校正方法及装置
KR20180003400A (ko) 의료 영상 처리 장치 및 방법
JP2017217154A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JPWO2010100996A1 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及び画像修正プログラム
JP7258474B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及び放射線治療システム
JP2016202886A (ja) 医用画像処理装置、ｘ線ｃｔ装置及び画像処理方法

Legal Events

Date Code Title Description
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: 20160720

Address after: Tokyo, Japan, Japan

Applicant after: Hitachi Ltd.

Address before: Japan Tokyo Chiyoda District Kanda four chome 14 No. 1

Applicant before: Hitachi Medical Corporation

GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
TR01 Transfer of patent right
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20211116

Address after: Chiba County, Japan

Patentee after: Fujifilm medical health Co., Ltd

Address before: Tokyo, Japan

Patentee before: Hitachi Manufacturing Co., Ltd