CN107530042A - X射线ct装置和迭代修正参数决定方法 - Google Patents

X射线ct装置和迭代修正参数决定方法 Download PDF

Info

Publication number
CN107530042A
CN107530042A CN201680023071.0A CN201680023071A CN107530042A CN 107530042 A CN107530042 A CN 107530042A CN 201680023071 A CN201680023071 A CN 201680023071A CN 107530042 A CN107530042 A CN 107530042A
Authority
CN
China
Prior art keywords
noise
ray
projection
shooting condition
images
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
CN201680023071.0A
Other languages
English (en)
Other versions
CN107530042B (zh
Inventor
山川惠介
小嶋进
小嶋进一
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 CN107530042A publication Critical patent/CN107530042A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN107530042B publication Critical patent/CN107530042B/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
    • G06T11/006—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
    • A61B6/5205—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 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
    • G06T5/00—Image enhancement or restoration
    • G06T5/70—Denoising; Smoothing
    • 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
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/424—Iterative

Landscapes

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

Abstract

本发明提供一种X射线CT装置和迭代修正参数决定方法，其不增加工时和保存的数据量而兼顾高品质的图像和减少辐射暴露。保存在代表性的拍摄条件(以下称为代表拍摄条件)下优化的迭代修正参数的表，根据该表中保存的迭代修正参数，决定在实际拍摄条件下优化的迭代修正参数。另外，与参数的表一起保存作为基准的权重，在每个像素位置的迭代修正参数生成时也反映该基准权重。

Description

X射线CT装置和迭代修正参数决定方法
技术领域
本发明涉及X射线CT(Computed Tomography：计算机断层扫描)装置，特别涉及对CT图像迭代修正的迭代重建技术。
背景技术
X射线CT装置根据从多方向拍摄被拍摄体而得到的测量投影数据计算被拍摄体内各点的X射线吸收系数(CT值)，得到其分布图像(CT图像)。作为兼顾减少被拍摄体辐射暴露和提高画质的技术，有称为迭代重建法的方法(例如参考专利文献1)。迭代重建法中，对计算投影数据或者CT图像迭代地修正以使X射线CT装置中得到的测量投影数据与基础于从该测量数据生成的CT图像计算出的计算投影数据相等，由此在低辐射量下降低CT图像的噪声。
迭代重建法与现有的解析地计算CT值的方法相比较，计算量随着反复更新而增加。另外，需要大量的参数的优化等。特别是，在更新中对相邻像素之间进行平滑化处理而得到噪声的降低效果。此时，需要进行大量参数的设定。
作为减少其计算量的方法，有在迭代修正中输出的CT图像的噪声、此处为表示CT值的误差的标准差(Standard Deviation，以下称为SD)的计测值达到要求的值时中止修正，或者变更参数的方法(例如参考专利文献2)。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2006-25868号公报
专利文献2：日本特许第4535795号公报
发明内容
发明要解决的课题
根据专利文献2中公开的技术，需要在迭代修正中的CT图像中计测SD。对于SD，需要将兴趣区域(Region of Interest，以下称为ROI)设定在由均匀的CT值构成的组织中进行计测，所以在摄影对象是由不同的CT值构成的组织的情况下，难以正确地计测。
为了成为要求的SD，可以列举对于在拍摄前预先设想的X射线管和床台(扫描床)速度等拍摄条件，在表中保存优化后的重建参数的方法。但是，拍摄条件的数量庞大，生成表需要大量的工时。另外，保存参数的表数量也增加。
本发明是鉴于上述情况而得到的，目的在于不增大工时和保存的数据量就兼顾高品质的图像和减少辐射暴露。
用于解决课题的技术方案
本发明保存在代表性的拍摄条件(以下称为代表拍摄条件)下优化的迭代修正参数的表，根据该表中保存的迭代修正参数，决定在实际拍摄条件下优化的迭代修正参数。另外，与参数的表一起保存作为基准的权重，在每个像素位置的迭代修正参数生成时也反映该基准权重。
发明效果
根据本发明，能够不增大工时和保存的数据量就兼顾高品质的图像和减少辐射暴露。
附图说明
图1是第一实施方式的X射线CT装置各部的硬件结构的框图。
图2是第一实施方式的X射线CT装置的功能框图。
图3是用于说明第一实施方式的拍摄条件受理画面例的说明图。
图4是第一实施方式的迭代重建部的功能框图。
图5是第一实施方式的迭代修正处理中的、参数决定部和表部进行的处理的流程图。
图6(a)是用于说明第一实施方式的表计算部进行的处理的说明图，(b)是用于说明第一实施方式的每个基准参数的噪声降低比例的变化的一例的曲线图。
图7是用于说明第一实施方式中的参数表的一例的说明图。
图8(a)是用于说明第一实施方式的检测元件的权重、(b)是用于说明基准权重计算部得到的计算结果的说明图。
图9(a)是用于说明第一实施方式的迭代修正处理中的更新次数与噪声的关系的说明图。(b)是用于说明第一实施方式的噪声表的一例的说明图。
图10(a)是用于说明第一实施方式的权重图像例、(b)是用于说明第一实施方式的各像素位置的迭代修正参数例的说明图。
图11是第一实施方式的迭代修正部进行的迭代修正处理的流程图。
图12(a)～(c)是用于说明第一实施方式的实施例的结果的说明图。
图13是第二实施方式的迭代修正处理中的、参数决定部和表部进行的处理的流程图。
图14是用于说明第二实施方式的修正方法噪声表的一例的说明图。
图15(a)和(b)是用于说明第二实施方式的噪声增减比计算方法的说明图。
图16是第三实施方式的迭代修正处理中的、参数决定部和表部进行的处理的流程图。
图17是第四实施方式的迭代重建部的功能框图。
图18是用于说明第四实施方式的代表噪声降低比例变换部的处理的说明图。
图19是用于说明本发明的实施方式的变形例的权重图像的说明图。
具体实施方式
＜＜第一实施方式＞＞
用附图说明本发明的第一实施方式。以下，在用于说明本发明的实施方式的全部附图中，对于基本上具有相同功能的部分附加相同符号，省略其反复的说明。
[X射线CT装置]
首先，说明本实施方式的X射线CT装置。X射线CT装置是根据从多方向拍摄被拍摄体而得到的测量投影数据计算出被拍摄体内各点的X射线吸收系数，得到X射线吸收系数分布图像的装置。各点的X射线吸收系数按空气为-1000、水为0规范化。此后将规范化后的X射线吸收系数称为CT值，将X射线吸收系数分布图像称为CT图像。
在图1中示出本实施方式的X射线CT装置100的硬件结构。另外，在图2中示出本实施方式的X射线CT装置100的软件实现的功能的框图。
如这些图所示，本实施方式的X射线CT装置100具备输入部110、拍摄部120和图像生成部130。
[输入部]
输入部110起到输入拍摄条件的拍摄条件输入部211的作用。本实施方式的拍摄条件输入部211在监视器上显示拍摄条件受理画面，经由该画面受理拍摄条件的输入，设定受理的拍摄条件。本实施方式的拍摄条件受理画面和经由该画面受理的拍摄条件的详情在后文中叙述。
另外，如图1所示，输入部110具有通用的计算机所具备的硬件结构，具备作为输入输出接口的键盘111和鼠标112、存储数据的存储器113和HDD(Hard Disk Drive：硬盘驱动器)装置115、进行运算处理的中央处理装置(CPU)114等。进而，输入部110具备省略了图示的监视器。输入部110内的各构成要素被数据总线116连接。
键盘111和鼠标112用于进行拍摄条件的输入等。另外，为了输入拍摄条件，也可以具备手写板或触摸面板等其他输入单元。用键盘111等输入的数据被传帝至作为处理部的CPU114。
CPU114通过展开、起动存储器113、HDD装置115等中预先保存的规定的程序，而起到拍摄条件输入部211的作用。另外，CPU114通过展开、起动其他程序，而对拍摄部120发送控制信号，也起到拍摄部120的拍摄控制部221的一部分的作用。
另外，CPU114实现的全部或一部分功能也可以用ASIC(Application SpecificIntegrated Circuit：专用集成电路)、FPGA(field-programmable gate array：现场可编程门阵列)等硬件实现。另外，用于各功能的处理的各种数据、处理中生成的各种数据被保存在存储器113、HDD装置115等中。
[拍摄部]
拍摄部120如图2所示，起到基于经由拍摄条件输入部211输入的拍摄条件控制各部来执行拍摄的拍摄控制部221、和进行X射线的照射和检测的信号取得部222的作用。拍摄部120通过这些功能，与受理的拍摄条件相应地进行X射线拍摄，得到测量投影数据。
信号取得部222如图1所示，具备与设定的拍摄条件相应地发生X射线的X射线发生部121、检测穿透被拍摄体101后的X射线而得到测量投影数据的X射线检测部122、和搭载X射线发生部121和X射线检测部122并在被拍摄体101的周围旋转的机构。该机构具备台架123、搭载X射线发生部121和X射线检测部122并在被拍摄体101的周围旋转的旋转板124、和用以插入载置被拍摄体101的床台(扫描床)125的圆形的开口部126。
X射线发生部121和X射线检测部122与一般的X射线CT装置同样地，实现对被拍摄体101的X射线的照射和穿透被拍摄体101后的X射线的检测。X射线检测部122包括由闪烁体和光电二极管等构成的公知的X射线检测元件(以下简称为检测元件)，多个检测元件在通道方向、即在与旋转板124的主平面平行的面内沿与X射线发生部121等距离的圆弧的方向、和切片方向、即被拍摄体101的体轴方向上分别配置。
X射线发生部121的X射线发生点与X射线检测部122的X射线输入面的距离的代表例是1000[mm]。开口部126的直径的代表例是700[mm]。旋转板124一转所需时间的代表例是1.0[s]。
例如，通道方向的检测元件的数量(以下称为通道数)是1000个。各检测元件的通道方向的尺寸的代表例是1[mm]。旋转板124一转期间的拍摄次数是900次，旋转板124每旋转0.4度进行1次拍摄。进行拍摄时的旋转板124的角度称为投影角。另外，各规格不限定于上述值，能够与X射线CT装置100的结构相应地进行各种变更。
另外，拍摄控制部221如图1所示，具备控制旋转板124的旋转动作的台架控制器127、控制X射线发生部121和X射线检测部122的动作的X射线控制器128、和控制床台125的位置的床台控制器129。台架控制器127、X射线控制器128和床台控制器129按照CPU114的指示控制各部。
CPU114从用户受理拍摄开始的指示时，对台架控制器127发出指示，使旋转板124的旋转开始。旋转板124被驱动电机驱动。在旋转板124的旋转进入匀速状态、并且被拍摄体101向拍摄位置的配置结束时，CPU114对X射线控制器128指示X射线的照射时机，对X射线检测部122指示X射线检测时机。
接着，图2的拍摄部120进行与拍摄条件输入部211受理的拍摄条件相应的X射线拍摄。用户使用鼠标112和键盘111等指示拍摄开始时，CPU114对拍摄控制部221的床台控制器129和台架控制器127输出。床台控制器129受理控制信号，进行使床台125在旋转板124的旋转轴方向上移动的控制，在被拍摄体101的拍摄部位与X射线发生部121和X射线检测部122之间的X射线通过范围、即拍摄位置一致时，使床台125的移动停止。由此，完成被拍摄体101向拍摄位置的配置。
另外，台架控制器127在由CPU114指示拍摄开始的同时经由驱动电机使旋转板124的旋转开始。在旋转板124的旋转进入匀速状态、并且被拍摄体101向拍摄位置的配置结束时，CPU114对X射线控制器128指示X射线发生部121的X射线照射时机和X射线检测部122的拍摄时机。X射线控制器128按照该指示从X射线发生部121照射X射线，X射线检测部122检测X射线开始拍摄。另外，X射线控制器128例如根据用户设定的X射线发生部121的管电压和管电流时间积，决定照射的X射线的能量谱和输出量。
另外，此处说明了使用具有1种能量谱的X射线的例子，但本实施方式的结构也能够应用于多能量CT。该情况下，例如以每一转或在一转中高速地切换管电压而照射具有2种以上能量谱的X射线、取得拍摄数据的方式进行控制。
另外，在本实施方式的X射线CT装置100中，被拍摄体指的是拍摄对象，包括被拍摄体101和支持被拍摄体101的床台125。另外，被拍摄体101不限于人体，也可以是体模或机械等检查对象物体。
[图像生成部]
图像生成部130根据用拍摄部120检测出的信号(取得的测量投影数据)重建CT图像。CT图像是将被拍摄体的断层面在体轴方向上重叠表示的。在医疗现场中，使用CT图像能够准确且即时地诊断患者的症状，在临床上是有用的。但是，在得到医师诊断所需的高画质的条件下，被拍摄体会承受一定量的辐射暴露。
为了实现辐射暴露减少而降低X射线量时，噪声相对于检测出的信号的比率增加。由此，会较多地发生成为误诊原因的线状的条状伪影和粒状的噪声。因此，优选在低线量拍摄时减少条状伪影和噪声，从而兼顾提高图像品质和减少辐射暴露。
本实施方式的图像生成部130为了实现这一点，用迭代重建法生成最终的输出图像。
为了实现这一点，本实施方式的图像生成部130如图1所示，具备数据收集系统(Data Acquisition System，以下称为DAS)131、存储数据的存储器132、HDD装置134、进行运算处理的中央处理装置(Central Processing Unit，以下称为CPU)133、和显示处理结果等的显示部(监视器)135。它们被数据总线136连接。
图像生成部130首先从测量投影数据生成CT图像(初始图像)。然后，对初始图像进行迭代重建(迭代修正)以使对该初始图像进行正投影计算而计算出的计算投影数据与测量投影数据相等。
为了实现这一点，本实施方式的图像生成部130起到进行将信号取得部222的X射线检测部122检测出的信号变换为数字信号的AD变换的信号收集部231、对变换为数字信号后的测量投影数据进行修正的修正处理部232、根据修正后的测量投影数据重建CT图像的迭代重建部233、和输出重建的CT图像的图像显示部234的作用。
图像生成部130的信号收集部231将X射线检测部122的输出信号变换为数字信号，保存在存储器132中。该信号收集部231用DAS131实现。即，用拍摄部120的X射线检测部122检测出的信号，被起到信号收集部231的作用的DAS131收集，变换为数字信号，传递至CPU133。
修正处理部232对于用信号收集部231处理后的测量投影数据，进行修正X射线检测信号的零值的偏移修正、修正每个投影角度下检测出的信号成分的误差的参考修正、和修正检测元件之间的灵敏度的公知的空气修正处理等修正。修正后的测量投影数据被发送至迭代重建部233。
这样，对于X射线检测部122得到的测量投影数据，在迭代修正前在修正处理部232中实施修正处理。之后，将修正后的测量投影数据称为测量投影数据。
迭代重建部233从测量投影数据生成CT图像。此时，为了减少根据用测量投影数据生成的CT图像按正投影计算求出的计算投影数据与测量投影数据的差，而对CT图像进行迭代修正。本实施方式中，进行CT图像的迭代修正以实现要求的噪声降低比例或者X射线量降低比例。噪声降低比例或者X射线量降低比例通过迭代修正时使用的参数(迭代修正参数)的选择来控制。
迭代重建部233在迭代修正中，反复进行使用测量投影数据与计算投影数据的差修正CT图像以减小该差的计算(第一计算)、和使用修正前的CT图像的2个以上像素之间的CT值差修正CT图像以减小CT值差的计算(第二计算)。
作为第一计算，例如进行Likelihood(似然)计算或者Datafit计算。以下称为Likelihood计算代表两者。另外，作为第二计算，进行Prior计算或者Regularization(正则化)计算。以下称为Prior计算代表两者。迭代修正参数用作该Prior计算的系数。另外，迭代修正参数也可以用于Likelihood计算的系数代替Prior计算的系数。
在本实施方式的迭代重建部233中，在代表性的拍摄条件(代表拍摄条件)下，预先计算出并保存作为目标的噪声降低比例或者X射线量降低比例与迭代修正参数的关系。然后，在实际拍摄时，将实际的拍摄条件(实际拍摄条件)下指定的(要求的)噪声降低比例或者X射线量降低比例换算为代表拍摄条件下的噪声降低比例或者X射线量降低比例，决定与该降低比例对应的迭代修正参数，用于迭代修正。本实施方式的迭代重建部233进行的迭代修正处理的详情在后文中叙述。
图像显示部234显示用迭代重建部233迭代修正后的CT图像。图像显示部234用监视部135实现。
另外，修正处理部232和迭代重建部233通过CPU133展开、起动在存储器132、HDD装置134等中预先保存的规定的程序而实现。
即，CPU133作为修正处理部232对信号进行修正，作为迭代重建部233使用迭代处理进行图像重建。另外，在HDD装置134等中保存数据，根据需要向外部输入输出数据。通过图像重建得到的CT图像在起到图像显示部234的作用的液晶显示器和CRT等监视器135上显示。
另外，CPU133实现的全部或一部分功能，也可以用ASIC(Application SpecificIntegrated Circuit)、FPGA(field-programmable gate array)等硬件实现。另外，各功能的处理中使用的各种数据、处理中生成的各种数据被保存在存储器132、HDD装置134等中。
另外，信号收集部231也可以具备信号取得部222。该情况下，拍摄部120输出数字信号。例如，经由网络连接图像生成部130的情况下，该结构是优选的。
另外，输入部110和图像生成部130可以成独立的硬件，也可以成为共用其硬件的结构。从而，如上所述CPU133和存储器132和监视器135等能够与输入部110共用。
[拍摄条件受理画面]
此处，对于拍摄条件输入部211在监视器上显示、受理拍摄条件的输入的拍摄条件受理画面进行说明。在图3中示出本实施方式的拍摄条件受理画面400的例子。
本实施方式的拍摄条件受理画面400，具备用于设定与照射的X射线的能量和输出量对应的管电压、管电流时间积、和一转中的拍摄次数的X射线条件设定区域410、用于设定重建图像的范围的重建范围设定区域420、用于选择迭代重建中使用的权重的权重设定区域430、用于设定拍摄部位的拍摄部位设定区域440、用于选择要求的画质的拍摄/图像设定区域450、用于选择重建滤波的重建滤波设定区域460、用于选择测量投影数据的修正方法的投影数据修正设定区域470、和用于选择根据投影数据重建的CT图像(以下称为初始图像)或者迭代修正中使用的测量投影数据的范围的投影数据范围设定区域480。
用户在观看监视器上显示的拍摄条件受理画面400的同时，操作鼠标112和键盘111等，分别在X射线条件设定区域410中设定X射线条件，在重建范围设定区域420中设定重建范围，在权重设定区域430中设定权重条件，在拍摄部位设定区域440中设定拍摄部位，在拍摄/图像设定区域450中设定要求的画质，在重建滤波设定区域460中设定重建滤波的条件，在投影数据修正设定区域470中设定测量投影数据的修正方法，在投影数据范围设定区域480中设定初始图像或者迭代修正中使用的测量投影数据的范围。以下更加详细地说明。
在图3中示出由用户在X射线条件设定区域410中设定了管电压值120[kV]、管电流时间积200[mAs]、拍摄次数900[次/转]的例子作为一例。另外，图3中示出了使用具有1种能量谱的X射线的例子，但在使用2种以上X射线的多能量CT的情况下，在X射线条件设定区域410中追加管电压、管电流时间积、和拍摄次数的项目，按每种X射线同样地设定。
在重建范围设定区域420中，用户设定进行图像重建的区域即重建范围(Field ofView，以下称为FOV)。FOV通过设定FOV的大小和中心位置而设定。本实施方式中，按正方形定义FOV作为一例。在图3的例子中，FOV设定为一边700[mm]，FOV的中心位置设定为与X射线CT装置100的旋转中心相等的X＝Y＝Z＝0[mm]。但是，FOV不限于正方形，也能够设定为圆形、长方形、立方体、长方体、球等任意的形状。该情况下也能够应用本实施方式的结构。
权重设定区域430设定对于用X射线检测部122的各检测元件检测出的测量投影数据与用正投影计算计算出的计算投影数据的差分赋予的权重的种类。权重的种类从使对所有检测元件的数据赋予的权重固定的“固定值”、和赋予与用检测元件检测出的X射线光子数相应的权重的“检测元件的光子数”这2种中选择。另外，X射线光子数指的是例如用公知的光子计数型的检测元件检测出的X射线光子的数量、或根据上述变换为数字信号后的测量投影数据使用逆对数变换推测用检测元件检测出的X射线光子的数量得到的数量。此处例示了选择了“固定值”的情况。以下，在本说明书中，将对于用各检测元件检测出的测量投影数据与用正投影计算计算出的计算投影数据的差分赋予的权重简称为检测元件的权重。
拍摄部位设定区域440受理拍摄部位的选择。本实施方式中，通过从列举的X射线照射对象(头部、胸部、肺野等部位和组织)中受理选择、和受理数值的指定作为将X射线照射对象近似得到的椭球体的条件中的某一方而受理。此处例示了从列举的X射线照射对象中选择了“头部”的情况。
拍摄/图像设定区域450受理要求的画质的选择。本实施方式中，例如从列举的模式中受理选择，并且用数值受理降低比例或者噪声值。
此处，作为模式，准备取得达成要求的噪声降低比例的CT图像的模式(“固定噪声降低比例”)、取得达成要求的X射线量降低比例的CT图像的模式(“固定X射线量降低比例”)、和取得达成要求的噪声值的CT图像的模式(“固定噪声值”)，用户从这些模式中选择，并且指定目标值。
在图3中例示了选择取得达成要求的噪声降低比例的CT图像的模式、该降低比例的目标值是75％的情况。这表示使用后述的迭代修正，取得使初始图像的噪声降低75％的CT图像。
另外，“固定X射线量降低比例”是在用相当于指定的X射线量降低比例的X射线量拍摄的情况下，取得与通过对用降低前的X射线量拍摄的数据解析地重建而得到的CT图像同等的图像噪声的模式。另外，“固定噪声值”是使用迭代修正取得具有要求的噪声值的CT图像的模式。
本实施方式中，如后所述地以对迭代修正输入的初始图像为基准计算噪声的降低比例，但也可以在初始图像之外，用迭代修正前从X射线CT装置100输出的CT图像(以下称为装置输出图像)作为基准。此后，因为能够同样地处理初始图像和装置输出图像，所以省略装置输出图像的记载，统一为初始图像进行说明。
重建滤波设定区域460是受理对于迭代修正时使用的初始图像应用的重建滤波的种类的区域。重建滤波决定作为用于决定噪声降低量的基准的初始图像的画质。该重建滤波多根据部位决定，所以此处通过受理部位的指定，而受理重建滤波的种类。一般而言，在头部和肺野等的拍摄时使用的重建滤波，具有取得高分辨率且高噪声的CT图像的效果。另一方面，在腹部的拍摄时使用的重建滤波，具有取得低分辨率且低噪声的CT图像的效果。在图3中例示了指定了头部用的滤波的情况。
投影数据修正设定区域470是受理用于初始图像的测量投影数据的修正方法的指定的区域。随着修正效果变大，通道方向、投影角度方向、或者列方向的检测元件的数据与相邻元件的数据进行平滑化处理，能够降低检测元件的数据的噪声。此处，对于修正效果按其大小阶段性地划分，按大小的阶段受理指定。在图3中例示了按修正效果的大小将修正方法划分为小、中、大，选择了大的情况。
投影数据范围设定区域480是受理初始图像的生成(重建)和后述的迭代修正中分别使用的测量投影数据的范围的指定的区域。此处，通过指定投影角度等而受理。例如，如果使用投影角度180度的测量投影数据范围，则能够得到较高的时间分辨率。另外，使用投影角度360度的测量投影数据范围时，能够抑制噪声。另外，在公知的螺旋扫描中，与床台移动距离[mm]除以X射线的光束宽度[mm]得到的光束间距相应地，在CT图像的各像素位置收集的测量投影数据的范围变化。除此以外，也能够进行使用在CT图像的各像素位置收集的全部数据(最大收集值)这样的指定。在图3中例示了选择对于初始图像使用360度的测量投影数据范围、在迭代修正中使用全部数据的情况。
另外，拍摄条件受理画面400不限定于图3的画面结构。另外，也可以将用拍摄条件受理画面400受理了设定的X射线条件、重建范围、权重的设定条件、拍摄部位的设定条件、拍摄/图像条件、重建滤波、投影数据的修正方法、和投影数据范围的组合保存在HDD装置115中。该情况下，在下一次相同条件的拍摄时，拍摄条件输入部211按照用户的指示从HDD装置115读取并使用。该情况下，用户不需要在每次拍摄时输入X射线条件等。另外，也可以构成为在HDD装置115中预先保存多种上述设定条件的组合，用户从多种中选择。
[迭代修正处理]
接着，用图4和图5说明本实施方式的迭代重建部233进行的迭代修正处理的详情。
如上所述，本实施方式中，将实际拍摄条件下指定的(要求的)噪声降低比例或者X射线量降低比例换算为代表拍摄条件下的噪声降低比例或者X射线量降低比例，将与该降低比例对应的迭代修正参数用于迭代修正。另外，在选择了固定噪声值的模式的情况下，计测初始图像中的对应范围的噪声值，根据与要求的固定噪声值的比例计算实际拍摄条件下指定的(要求的)噪声降低比例或者X射线量降低比例。然后，将与降低比例对应的迭代修正参数用于迭代修正。
拍摄条件中对迭代修正参数有影响的拍摄条件，包括经由图3的拍摄条件受理画面400设定的拍摄条件中的经由重建滤波设定区域460受理的重建滤波、经由投影数据修正设定区域470受理的测量投影数据的修正方法、和经由投影数据范围设定区域480受理的迭代修正中使用的测量投影数据的范围。
以下，在本实施方式中，说明用户设定的拍摄条件(实际拍摄条件)与代表拍摄条件中重建滤波不同的情况下的换算方法。
迭代重建部233如上所述，首先通过对初始图像在正方向上进行投影计算(以下称为正投影计算)而求出计算投影数据。对初始图像进行迭代修正以使求出的计算投影数据与测量投影数据相等，最终得到CT图像。迭代修正时使用的迭代修正参数使用与按每个像素位置不同的权重相应的最优值。该迭代修正参数通过将代表性的拍摄条件(代表拍摄条件)下优化的参数(基准参数)换算为对于拍摄时的拍摄条件最优的值而计算。
另外，迭代修正参数是为了计算出达成要求的噪声降低比例或者X射线量降低比例的CT图像而在迭代修正时使用的参数。
为了实现这一点，本实施方式的迭代重建部233如图4所示，具备用表保存代表拍摄条件下的噪声降低比例与迭代修正参数的关系、并且保存代表拍摄条件的图像中的作为基准的权重的表部310，和与实际拍摄时受理的拍摄条件相应地决定每个像素的迭代修正中使用的迭代修正参数的参数决定部320，和使用决定的迭代修正参数对初始图像进行迭代修正的迭代修正部330。
[噪声降低比例X射线量降低比例]
在各部的说明之前，先说明噪声降低比例和X射线量降低比例。
本实施方式中，噪声降低比例例如如下式(1)所示，以使用公知的Feldkamp法等解析重建法重建的初始图像的噪声为基准，用百分比表示迭代修正后CT图像的噪声降低的比例。
[式1]
另一方面，本实施方式中，X射线量降低比例是在取得与上述使用解析重建法重建的CT图像同等的画质的条件下，用百分比表示通过迭代重建能够降低的X射线量的比例。本实施方式中，画质使用表示任意区域的噪声的标准差SD说明，但也可以使用空间分辨率等其他评价指标。X射线量降低比例能够根据SD近似地换算X射线量，所以能够用下式(2)表达。
[式2]
此后，因为噪声降低比例与X射线量降低比例能够根据式(1)和式(2)换算，所以省略X射线量降低比例的记载，用噪声降低比例代表。
[表部]
表部310对于代表性的拍摄条件即代表拍摄条件下取得的CT图像(初始图像)，保存通过迭代修正降低噪声或X射线量的比例即降低比例、与实现该降低比例的迭代修正中使用的参数即基准参数的关系。降低比例与基准参数的关系例如用以噪声降低比例为变量的基准参数的函数预先生成，在存储器132或HDD装置134中保存。以下，在本说明书中，将表示噪声降低比例与基准参数的关系的函数称为表。
另外，根据每个检测元件的权重计算出的权重图像中，权重值按像素位置不同。从而，不仅与拍摄条件、也与图像上的像素位置相应地，为了得到要求画质(噪声降低比例、空间分辨率等)的图像的最优的迭代修正参数不同。本实施方式的表部310为了对每个像素位置决定最优的迭代参数，也计算作为基准的位置的权重(称为基准权重)并保存。
为了实现这一点，本实施方式的表部310如图4所示，具备表计算部311、基准权重计算部312和计算表保存部313。各部通过CPU133执行程序而实现，但其一部分在由存储器132和HDD装置134构成的存储部中构建。
[表计算部]
表计算部311使用事先取得的代表性的体模，生成确定基准参数的大小与CT图像的噪声降低比例的关系的函数(表)(图5的步骤S1101)。表是使用实际上对该体模的CT图像(初始图像)迭代修正的结果计算出的。另外，该CT图像在代表拍摄条件下取得。
表计算部311对于得到的初始图像，使用多个不同的迭代修正参数即基准参数βb进行迭代修正。然后，分别计测初始图像的噪声和迭代修正后的CT图像的噪声，计算每个基准参数βb的噪声降低比例。噪声的计测在预先设定的ROI内进行。
用于计测噪声和权重的ROI设定在CT图像的X射线CT装置100的旋转中心的位置。但是，ROI的位置不限定于此。也可以设定在周边的位置。另外，也可以设定位于中心以外的周边的多个ROI。此时，可以按每个ROI计测噪声生成表，也可以将多个ROI的噪声的计测值平均化生成表。
用图6(a)说明表计算部311的处理。图6(a)在代表拍摄条件下拍摄内部充满水、直径30cm、高100cm的圆柱体模得到的断层面的CT图像510。计测噪声的ROI511如上所述设定在CT图像510的旋转中心。
表计算部311首先计测初始图像的ROI511内的噪声。之后，改变基准参数βb的值，分别进行迭代修正处理，计测修正后的CT图像的ROI511的噪声。然后，分别按照式(1)计算噪声降低比例。
在图6(b)中示出此时的每个基准参数βb的值的噪声降低比例的变化的一例。本图中，512是计测值，对各基准参数βb的值的噪声降低比例作图得到。
表计算部311根据计测值512的作图结果，例如使用最小二乘法等计算出近似曲线513。然后，用表保存表达表示该基准参数βb的值与噪声降低比例的关系的近似曲线513的函数。通过使用该表，能够得到实现任意的噪声降低比例的基准参数βb。
另外，迭代修正如上所述反复第一计算和第二计算。其反复次数预先决定。然后，即使是相同的迭代修正参数，噪声降低比例也因反复次数而不同。从而，表计算部311例如可以按每个反复次数生成上述表。
在图7中示出表计算部311用上述流程生成的表的一例。此处，以按每个反复次数(更新次数)生成的表为例进行说明。将按每个反复次数保存表的数据库称为参数表。如本图所示，参数表710按每个反复次数(更新次数)711保存表713。此时，也可以一起保存用作代表拍摄条件的拍摄条件(本实施方式中为重建滤波的种类)712。
另外，此处以使用实际使用X射线CT装置100取得的CT图像生成参数表710的情况为例进行了说明，但参数表710的生成方法不限定于此，参数表710也可以使用虚拟的X射线CT装置得到的模拟数据生成。
[基准权重计算部]
基准权重计算部312基于每个检测元件的权重，计算CT图像中的预先决定的作为基准的区域(基准区域)的像素的权重值作为基准权重。具体而言，基准权重计算部312与用户能够指定为拍摄条件的FOV和FOV的中心位置的条件相应地，根据各检测元件的权重W(i)计算权重分布(权重图像)WI(j)，取得基准区域的权重Wb(以下称为基准权重)(图5的步骤S1102)。
另外，每个检测元件的权重预先经由拍摄条件受理画面400的权重设定区域430设定。另外，权重图像WI(j)是对于检测元件的权重W(i)实施不包括公知的重建滤波处理的单纯反投影处理而得到的每个像素的权重值的分布。
例如，用户能够指定的FOV有FOV＝300、500、700[mm]这3种，并且FOV的中心位置有X＝Y＝Z＝0[mm]和X＝30[mm]、Y＝Z＝0[mm]这2种的情况下，取得合计6种基准权重Wb。
基准区域优选是与表计算部311中用于噪声计测的ROI511相同的位置。也可以使用位于中心以外的周边的多个ROI。
使用图8(a)和图8(b)用具体例说明基准权重计算部312的处理。
在图8(a)中示出检测元件的权重W(i)分布。其中，i是对每个投影角度的检测元件分别分配的检测元件编号。投影角度不同的情况下，即使对于同一通道和列的检测元件，也采用不同的检测元件编号。此处，示出在上述拍摄条件受理画面400的权重设定区域430中选择了固定值的情况下的权重W(i)分布。即，各权重W(i)的值全部是相同的值。权重W(i)的值例如设为1。当然也可以是1以外的值。
图8(b)是根据图8(a)所示的检测元件的权重W(i)分布生成的权重图像WI(j)。此处，示出指定FOV为700[mm]、FOV的中心位置为X＝Y＝Z＝0[mm]时取得的CT图像的权重图像WI(j)。权重图像WI(j)通过对各检测元件的权重W(i)实施与CT的图像重建相同的处理而得到。另外，j是像素编号。
如图8(a)所示，因为各检测元件的权重W(i)的值是固定值，所以权重图像WI(j)是在图像中心附近圆形状地具有大致固定的像素值、图像周边因为是视野外所以具有接近0的值的图像。
基准权重计算部312使用下式(3)计算出基准区域(ROI514)的像素j的权重值WI(j)。像素j的权重WI(j)是计算图8(b)的ROI514内的像素的权重图像的结果。
[式3]
此处，I是每个投影角度下不同的检测元件编号的总数，L是总像素数，l在连接更新对象的像素j与检测元件i的直线上存在L个像素的情况下，表示这些像素的编号。C(i，j)表示像素j对检测元件i贡献的比例，因X射线检测部122的位置和正投影计算或反投影计算的方法而不同。
然后，基准权重计算部312根据ROI514内的各像素j的权重WI(j)，计算基准权重Wb。基准权重Wb例如通过计算各像素j的权重WI(j)的平均值而得到。另外，不限于平均值，也可以将WI(j)的最大值、最小值等作为基准权重Wb。
[计算表保存部]
计算表保存部313将表计算部311计算得到的表713和基准权重计算部312计算出的基准权重Wb保存在存储器132和HDD装置134等中。参数决定部320参考保存的表713和基准权重Wb。
另外，表部310的处理在被拍摄体101的拍摄前进行。另外，也可以是在X射线CT装置100出厂前。
另外，本实施方式中，如图7所示，对于存在实际用于迭代修正的可能性的各反复次数(此处为20次、60次、…)711取得表713，但不限定于此。只要取得2个以上不同反复次数(更新次数)711的表713即可。该情况下，其他反复次数的表基于取得的反复次数的表713，用公知的线性插值等通过内插值或外插值而得到。由此，能够减少保存的表713的数量。
本实施方式中，如图7所示，使用代表拍摄条件的重建滤波712，按每个反复次数(更新次数)711将使基准参数与噪声降低比例关联的函数决定为表713。但是，代表拍摄条件不限定于此。也可以对于各管电压、床台的动作速度等其他拍摄条件或重建条件分别取得表(使基准参数与噪声降低比例关联的近似曲线)。另外，更新次数指的是迭代修正的反复次数。
本实施方式中，也可以与管电压等拍摄条件、FOV等重建条件和测量投影数据的种类相应地，保存多个计算表。由此，能够降低因条件不同而引起的迭代修正参数与真值的误差。
[参数决定部]
参数决定部320将实际拍摄时的拍摄条件即实际拍摄条件下的要求的降低比例变换为代表拍摄条件下的降低比例即代表降低比例，参考表部310保存的关系(表)，决定实现该要求的降低比例的迭代修正参数。实际拍摄条件用拍摄条件受理画面400受理。
即，参数决定部320决定在作为实际拍摄条件用拍摄条件受理画面400受理的拍摄条件下、实现经由该拍摄条件受理画面400的拍摄/图像设定区域450受理的噪声降低比例(实际降低比例)的迭代修正参数。此时，参数决定部320将实际降低比例换算为代表拍摄条件的噪声降低比例(代表降低比例)，按照上述表713得到迭代修正参数。
为了实现这一点，本实施方式的参数决定部320如图4所示，具备将设定为拍摄条件的要求的降低比例(实际噪声降低比例)变换为代表噪声降低比例的代表噪声降低比例变换部321、参考表部310保存的关系(表)决定与代表噪声降低比例对应的基准参数βb的计算表参考部322、基于各检测元件的权重计算CT图像的各位置(像素)的权重的权重计算部323、和使用基准参数βb和各位置的权重变换为各位置的参数的参数变换部324。
以下，用图5说明本实施方式的参数决定部320的各部的处理的详情。
[代表噪声降低比例变换部]
代表噪声降低比例变换部321使用由代表拍摄条件与实际拍摄条件的差异决定的、在代表拍摄条件下取得的CT图像的噪声相对于在实际拍摄条件下去的的CT图像的噪声的比即噪声增减比，将设定为拍摄条件的要求的降低比例(实际噪声降低比例)变换为用于对代表拍摄条件的表713输入的噪声降低比例(代表降低比例)(图5的步骤S1201、S1202)。以下说明变换处理的详情。
在说明变换处理之前，先说明反复次数(更新次数)与噪声(SD)的关系。在图9(a)中示出该关系。图9(a)是以反复次数(更新次数)为横轴，以噪声(SD)为纵轴，表示随着反复次数(更新次数)增加的噪声(SD)531的变换的状况的曲线图。
如本图所示，噪声(SD)随着反复次数(更新次数)增加而降低，最终收敛至规定的值534。图9(a)中，例示了反复次数(更新次数)超过60次时成为噪声SD531不变化的收敛阶段的情况作为一例。另外，反复次数(更新次数)0次指的是初始图像。
本实施方式中，使用同一迭代修正参数时，迭代修正的收敛阶段的噪声与初始图像的噪声无关而相等。
首先，代表噪声降低比例变换部321使用按实际拍摄条件的重建滤波取得的CT图像(初始图像)的噪声(图9(a)的532)，计算出在代表拍摄条件下取得的CT图像(初始图像)的噪声(图9(a)的533)(步骤S1201)。
此处，代表噪声降低比例变换部321首先计算出按实际拍摄条件的重建滤波取得的初始图像的噪声(SDAint)532。计算使用实际得到的初始图像的像素值进行。然后，使用在拍摄/图像设定区域450中设定的实际降低比例(RRA％)，计算出迭代修正后的目标噪声(SDAtar)。目标噪声(SDAtar)能够用下式(4)计算。
SDAtar＝SDAint×(100-RRA)/100…(4)
接着，代表噪声降低比例变换部321计算出下式(5)所示的在代表拍摄条件下取得的CT图像的噪声相对于在实际拍摄条件下取得的CT图像的噪声的比即噪声增减比。
[式5]
本实施方式中，实际拍摄条件与代表拍摄条件仅有重建滤波不同。从而，两个图像的噪声的差取决于重建滤波。本实施方式中，准备图9(b)所示的按每个重建滤波的种类521保存噪声(SD)522的滤波噪声表520，计算出滤波间噪声比，作为噪声增减比。
滤波噪声表520对于设想使用的每种重建滤波，保存在上述代表拍摄条件下拍摄同一对象时的上述CT图像的噪声。此处，对于各重建滤波，使用代表性的体模，在代表拍摄条件下拍摄，计测SD，保存其结果。在图9(b)中，例示了作为设想使用的重建滤波的种类521保存了腹部用、头部用、胸部肺野用、Ramp、Shepp-logan的情况。如本图所示，滤波噪声表520预先生成，保存在HDD装置134等中。
代表噪声降低比例变换部321参考上述滤波噪声表520，将要求的降低比例(实际降低比例)换算为代表降低比例。即，作为噪声增减比(RSD)，计算出代表拍摄条件的重建滤波得到的噪声(SDRfil)相对于实际拍摄条件的重建滤波得到的噪声(SDAfil)的滤波间噪声比(SDRfil/SDAfil)。
例如，在代表拍摄条件的重建滤波的种类521是Ramp、实际拍摄条件的重建滤波的种类521是头部用的情况下，使用滤波噪声表520的值计算出的滤波间噪声比是20/40＝0.5。
然后，代表噪声降低比例变换部321使用该噪声增减比(RSD)，根据式(5)的关系计算出在代表拍摄条件下取得的初始图像的噪声(SDRint)。在代表拍摄条件下取得的初始图像的噪声(SDRint)能够用下式(6)计算。
SDRint＝RSD×SDAint…(6)
接着，代表噪声降低比例变换部321使用在代表拍摄条件下取得的初始图像的噪声(SDRint)和目标噪声(SDAtar)，计算出代表拍摄条件下的噪声降低比例(代表噪声降低比例RRR％)(步骤S1202)。
代表噪声降低比例(RRR)能够用下式(7)计算。
RRR＝(1-SDAtar/SDRint)×100…(7)
另外，以上叙述中，代表噪声降低比例变换部321根据在实际拍摄条件下计算出的初始图像的噪声(SDAint)计算出在代表拍摄条件下取得初始图像的情况下的噪声(SDRint)，根据目标噪声(SDAtar)计算出代表降低比例(RRR)，但不限定于该方法。
例如，代表噪声降低比例RRR能够使用作为实际拍摄条件经由拍摄/图像设定区域450设定的噪声降低比例(实际噪声降低比例)和噪声增减比，用下式(8)计算。
[式8]
如上所述，噪声增减比能够根据滤波噪声表520计算。从而，即使不如上所述地计算出实际拍摄条件的初始图像的噪声(SDAint)、和代表拍摄条件的初始图像的噪声(SDRint)，也可以用式(8)直接计算出代表噪声降低比例。
例如，实际噪声降低比例是75％、代表拍摄条件的重建滤波的种类521是Ramp、实际拍摄条件的重建滤波的种类521是头部用的情况下，代表噪声降低比例是(1-(1-75/100)/0.5)×100＝50％。
[计算表参考部]
计算表参考部322从表部310保存的关系(表)中提取与对实际噪声降低比例变换得到的代表噪声降低比例对应的基准参数βb，决定迭代修正参数(图5的步骤S1203)。
具体而言，计算表参考部322按照表部310的表计算部311生成的表713，决定与代表噪声降低比例对应的基准参数βb。
例如，在图7的参数表710中，与更新次数711为60次关联的表713的近似曲线示出图6(b)的变化方式。计算表参考部322例如在计算出代表噪声降低比例为50％的情况下，按照该近似曲线513，得到0.65作为基准参数βb。
[权重计算部]
权重计算部323基于每个检测元件的权重W(i)，计算CT图像中的每个像素的权重WI(j)。(图5的步骤S1204)。权重图像WI(j)的计算方法与基准权重计算部312的计算方法相同。但是，基准权重计算部312仅计算出基准区域部分的权重值，但权重计算部323计算出图像中全部区域的权重值。
从而，例如也可以是基准权重计算部312构成为在计算出基准权重时计算出全部区域的权重值、将其保存在存储器132等中，权重计算部323从存储器132等中读取。
在图10(a)中示出计算出的权重图像WI(j)。权重图像WI(j)是以CT图像的各位置(像素)的权重值为像素值的图像。j表示像素编号。如上所述，本实施方式中，各检测元件的权重W(i)的值固定。权重图像WI(j)是根据该权重W(i)分布生成的，所以在各像素位置(例如j1、j2)，像素值(WI(j1)、WI(j2))分别不同。
[参数变换部]
参数变换部324根据每个像素j的权重WI(j)和基准参数βb决定每个像素的迭代修正参数βI(j)。
参数变换部324使用基准权重计算部312计算出的基准权重Wb、计算表参考部322确定的基准参数βb、和权重计算部323计算得到的权重图像WI(j)，按照下式(9)计算各像素位置j的迭代修正参数的分布βI(j)。
[式9]
另外，如上所述，基准权重Wb是在与拍摄条件中指定的FOV和FOV的中心位置相同的条件下计算出的。
在图10(b)中示出参数变换部324计算得到的各像素位置j的迭代修正参数的分布βI(j)。在各像素位置(例如j1、j2)，像素值(WI(j1)、WI(j2))不同，所以参数β的值(βI(j1)、βI(j2))也分别不同。
[迭代修正部]
迭代修正部330使用参数决定部320中计算得到的迭代修正参数βI(j)进行迭代修正(迭代重建)处理(图5的步骤S1300)。本实施方式中，迭代修正部330对每个像素j应用每个像素j的迭代修正参数βI(j)，进行迭代修正。
迭代修正部330迭代地修正CT图像以使对CT图像通过计算正投影求出的计算投影数据与测量投影数据接近。此时，使用参数决定部320计算得到的各像素位置j的迭代修正参数βI(j)(迭代修正参数的分布βI(j))作为迭代修正参数来对CT图像进行迭代修正。由此，生成高精度地除去了噪声的CT图像。
能够使用公知的迭代重建方法作为修正图像的算法。此处说明使用SPS(Separable-Paraboloidal-Surrogate：可分离抛物线代替)法的情况作为一例。
为了实现这一点，迭代修正部330具备解析重建部331、正投影部332、差分部333、反投影处理部334、Prior计算部335和图像修正部336。以下按照图11说明迭代修正处理步骤S1300中的各部的处理。
解析重建部331使用公知的Feldkamp法等解析重建方法，根据修正处理部232修正后的测量投影数据R(i)得到CT图像λk＝0(j)(步骤S1301)。其中，k是表示迭代重建的反复次数(更新次数、修正次数)的0以上的整数，k＝0表示初始图像。另外，j是像素编号，λk(j)表示更新次数为k次的图像的像素j的像素值。
SPS法中，修正次数为(k+1)次的CT图像λk+1(j)使用k次的CT图像λk(j)用下式(10)表达。
[式10]
其中，J是总像素数。i表示检测元件的编号，I是总检测元件数。另外，W(i)是各检测元件的权重。另外，P1和P2分别表示分子和分母的Prior的计算式。
另外，该迭代重建法不仅能够应用于一般的二维(x、y方向)的断层像，也能够应用于一维数据(x方向)、在体轴方向z上使像重合得到的三维数据(x、y、z方向)、以及考虑了时间方向t的四维数据(x、y、z、t)。像素编号j表示迭代重建处理的计算对象的像素，例如是二维数据的情况下，像素编号j的范围是(1×1)、(2×1)、…、(X×1)、(1×2)、…(X×Y)。X、Y分别表示x、y方向的像素数。
以下按每个步骤说明基于式(10)的迭代重建处理、即对修正次数为k次的CT图像λk(j)进行修正、计算出修正次数为(k+1)次的CT图像λk+1(j)的处理。
迭代修正部330进行以下处理(步骤S1302、S1307)直到反复次数(更新次数)达到预先决定的次数。
正投影部332对CT图像λk(j)的像素进行正投影处理，求出计算投影数据S(i)(步骤S1303)。计算投影数据S(i)通过计算下式(11)而得到。
[式11]
式(11)中，l表示位于连接修正对象的像素j与第i个检测元件(检测元件i)的直线上的L个像素的编号。C(i，l)表示像素l对检测元件i贡献的比例。另外，对C(i，l)的值设定因检测元件的位置和正投影计算或反投影计算的方法而不同的值。
差分部333按照下式(12)，从测量投影数据R(i)中减去计算投影数据S(i)，求出修正投影数据ΔRk(i)(步骤S1304)。
[式12]
Prior计算部335按照下式(13)和式(14)，分别计算P1和P2。另外，此处，ψ表示公知的Generalized-Geman-Prior的一阶导函数。P1、P2分别是使用公知的Surrogate function(替代函数)的式子。
[式13]
此时，Prior计算部335对于构成CT图像的像素间的CT值的差分值，乘以迭代修正参数之后，与Likelihood计算后的修正图像相加。该处理能够在迭代修正中减小像素间的CT值差，具有降低噪声的效果。
上述式(13)、式(14)中，β是表示Prior的强度的固定的迭代修正参数(迭代修正参数)。本实施方式中，使用参数决定部320中计算得到的每个像素j的迭代修正参数βI(j)代替β。另外，(λj k-λm k)是CT图像λk(j)中的以2个像素的CT值的差分值(λj k-λm k)为变量的函数。
反投影处理部334用下式(15)对修正投影数据ΔRk(i)进行反投影处理，生成修正图像Δλk(j)(步骤S1305)。
[式15]
图像修正部336通过计算下式(16)而求出使用修正图像Δλk(j)修正后的CT图像λk+1(j)，得到反复次数(更新次数)(k+1)的图像(步骤S1306)。
[式16]
λk+1(j)＝λk(j)-Δλk(j)…(16)
迭代修正部330得到反复次数(更新次数)(k+1)的图像时，使修正次数k增加1(步骤S1307)，转移至步骤S1302，从解析重建部331的处理(步骤S1303)起反复处理直到增加后的修正次数k与预先设定的修正次数K相等(步骤S1302)。由此，反复进行上述各部的处理直到增加后的修正次数k与预先设定的修正次数K相等。
修正次数k达到K时，图像显示部234在监视器135上显示得到的CT图像CT图像λk(j)。
如以上所说明，本实施方式的X射线CT装置100包括与设定的拍摄条件相应地发生X射线的X射线发生部121；用多个检测元件检测穿透被拍摄体101后的上述X射线来得到测量投影数据的X射线检测部122；和具有迭代重建部233的图像生成部130，上述迭代重建部233对从上述测量投影数据生成的CT图像进行迭代修正，使得对上述CT图像进行正投影计算而求出的计算投影数据与上述测量投影数据相等的，上述迭代重建部233包括将降低比例与基准参数的关系作为表保存的表部310，其中，所述降低比例是通过上述迭代修正而使在代表性的拍摄条件即代表拍摄条件下取得的上述CT图像的噪声或X射线量降低的比例，所述基准参数是实现该降低比例的上述迭代修正中使用的参数；参数决定部320，其将实际拍摄时的拍摄条件即实际拍摄条件下的要求的上述降低比例变换为上述代表拍摄条件下的降低比例即代表降低比例，并参考上述表部310保存的上述关系决定实现该要求的降低比例的上述迭代修正参数；和使用上述参数决定部320决定的上述迭代修正参数进行上述迭代修正的迭代修正部330。
另外，上述参数决定部320可以包括：代表噪声降低比例变换部321，其使用由上述代表拍摄条件与上述实际拍摄条件的差异引起的、在上述代表拍摄条件下取得的CT图像的噪声相对于在上述实际拍摄条件下取得的CT图像的噪声的比即噪声增减比，将上述要求的降低比例变换为上述代表降低比例；从上述表中提取与上述变换后的代表降低比例对应的基准参数的计算表参考部322；基于上述每个检测元件的权重计算CT图像中的每个像素的权重的权重计算部323；和基于上述每个像素的权重和上述基准参数决定每个像素的迭代修正参数的参数变换部324。
进而，上述表部310可以还包括基准权重计算部312，其基于上述每个检测元件的权重，计算出CT图像中的预先决定的作为基准的区域的像素的权重值作为基准权重，上述参数变换部324还使用上述基准权重来决定上述每个像素的迭代修正参数。
取决于用户设定的拍摄条件与上述代表拍摄条件的不同，重建滤波不同，上述迭代重建部233还包括滤波噪声表520，在所述滤波噪声表520中对每个上述重建滤波保存在上述代表拍摄条件下拍摄同一个对象时的上述CT图像的噪声，上述代表噪声降低比例变换部321可以参考上述滤波噪声表520，将上述要求的降低比例变换为上述代表降低比例。
这样，根据本实施方式，将实际的拍摄条件的降低比例换算为代表拍摄条件的降低比例，得到实际拍摄条件下最优的迭代修正参数。从而，不需要对每个拍摄条件保存最优的迭代修正参数，仅对代表拍摄条件保存最优的迭代修正参数即可。从而，根据本实施方式，能够不增加生成表所需的工时和表数而得到实际拍摄条件下最优的迭代修正参数。
另外，本实施方式中，使用事先计算出的基准权重Wb，决定与各位置的权重相应的迭代修正参数βI(j)。由此，在迭代修正部330中，能够决定各位置的Prior计算后的参数，所以能够与CT图像的区域无关地取得达成要求的噪声降低比例的CT图像。即，在迭代修正部330中，能够使用对于每个像素最优的迭代修正参数βI(j)对CT图像进行迭代修正。
结果，在本实施方式的图像生成部130中，能够生成高精度地除去了噪声的CT图像。该CT图像是通过迭代重建生成的，所以将其投影得到的计算投影数据与测量投影数据非常一致，能够得到将测量投影数据高精度地图像化的CT图像。
另外，本实施方式中，着眼于噪声降低效果依赖于测量投影数据和迭代修正参数的设定值，根据事先计算的表计算并使用CT图像的各位置的参数。由此，能够不大幅变更迭代修正处理自身而容易地导入与要求的噪声降低比例、拍摄条件、重建条件和测量投影数据相应地决定的最优的迭代修正参数βI(j)。
如以上所说明，本实施方式的X射线CT装置100在迭代重建(迭代修正)时，使用对于每个像素最优的迭代修正参数。因此，能够使用与对于每个像素不同的权重相应的最优的迭代修正参数进行重建。从而，能够高精度地进行画质控制，能够得到达成要求的噪声降低比例的高品质的CT图像。
另外，本实施方式中，对于重建滤波，仅与代表性的拍摄条件关联地保存对于各像素最优的迭代修正参数。然后，在实际拍摄时，换算为实际拍摄条件用的值使用。从而，也能够节约存储器容量。
另外，本实施方式中，以使用一周360度的测量投影数据重建CT图像的情况为例进行了说明。但是，不限定于此。CT重建方法例如也可以是公知的半重建或者使用一周360度以上的测量投影数据的重建。
＜实施例＞
为了验证本实施方式的有效性，拍摄内部充满水的直径38cm、高100cm的圆柱体模。体模设置在X射线CT装置100的旋转中心。
图12(a)表示初始图像611，图12(b)表示用现有方式迭代修正得到的CT图像612，图12(c)表示用本实施方式的方式迭代修正得到的CT图像613。其中，现有方式是与像素位置j无关地使用相同的迭代修正参数β的迭代修正。另外，本实施方式的方式是使用对于每个像素位置j最优的迭代修正参数βI(j)的迭代修正。图12(a)～图12(c)各图像的右下的白框内是将各重建图像的中心部放大的结果。另外，窗位(以下称为WL)设为0[HU]，窗宽(以下称为WW)设为100[HU]。
迭代修正中，使用公知的使用子集法的OS-SPS，将反复次数(更新次数)设定为60次，子集数设定为24。对于在图3的权重设定区域430中设定的权重条件，设定固定值，对于要求的拍摄/图像条件，设定20％作为要求的噪声降低比例。
可知用现有方式得到的CT图像612与初始图像611相比噪声增加。另一方面，可知用本实施方式的方式得到的CT图像613与初始图像611相比噪声降低。另外，在用本实施方式的方式得到的CT图像613中，对设定在其中心的ROI内的噪声进行计测，结果与初始图像611相比噪声降低了约20％。即，达成了20％的噪声降低比例。
这样，表示了用本实施方式的方式能够取得达成要求的噪声降低比例的CT图像。
＜＜第二实施方式＞＞
接着，说明本实施方式的第二实施方式。第一实施方式中，用户设定的拍摄条件(实际拍摄条件)与代表拍摄条件中，重建滤波不同。另一方面，本实施方式中，用户设定的拍摄条件(实际拍摄条件)与代表拍摄条件中，对测量投影数据的修正方法不同。
本实施方式的X射线CT装置具有基本上与第一实施方式的X射线CT装置100相同的结构。但是，如上所述，在实际拍摄条件与代表拍摄条件之间在不同的拍摄条件中存在不同。因此，本实施方式中，参数决定部320的代表噪声降低比例变换部321的处理与第一实施方式不同。以下，对于本实施方式，以与第一实施方式不同的结构为中心进行说明。
按照图13说明本实施方式的参数决定部320的代表噪声降低比例变换部321。
本实施方式的参数决定部320的代表噪声降低比例变换部321与第一实施方式同样地，将在实际拍摄条件下指定的噪声降低比例，换算为用于对代表拍摄条件的表输入的代表噪声降低比例。
但是，本实施方式中，代替第一实施方式的滤波噪声表520地，进一步具备对于每个修正方法保存相对于基准的修正方法的噪声增减比的修正方法噪声表。然后，代表噪声降低比例变换部321参考修正方法噪声表，将要求的降低比例(实际降低比例)变换为代表降低比例(步骤S3201)。
在图14中示出本实施方式的修正方法噪声表540的一例。如本图所示，修正方法噪声表540对于每个测量投影数据的修正方法541保存相对于基准修正方法的噪声增减比542。
如第一实施方式的图3所示，修正方法根据其效果划分为大、中、小，根据该划分受理指定。从而，修正方法噪声表540也保存该划分(修正小、修正中、修正大)作为修正方法541。
噪声增减比542是使用修正效果小、中、大各投影数据修正方案分别取得代表性的体模的CT图像，根据在该CT图像中计测的SD计算出的。本图所示的修正方法噪声表540保存了将修正效果小的值设为1.0时的噪声增减比。
例如，作为拍摄条件中使用的投影数据的修正方案是修正效果设为小、代表拍摄条件中使用的投影数据的修正方案是修正效果设为中的情况下的噪声增减比，根据该修正方法噪声表540，得到0.77/1.0＝0.77。
另外，修正方法噪声表540预先生成，保存在HDD装置134等中。
代表噪声降低比例变换部321使用该噪声增减比，用与第一实施方式同样的方法，按照式(8)将实际噪声降低比例变换为代表噪声降低比例。
例如，实际拍摄条件和代表拍摄条件的修正效果分别是小和中，实际噪声降低比例是75％的情况下，根据上述式(8)，本实施方式的代表噪声降低比例是(1-(1-0.75)/0.77)×100＝67.5％。
其他处理与第一实施方式相同，所以此处省略说明。
如以上所说明，本实施方式的X射线CT装置100与第一实施方式同样具备X射线发生部121、X射线检测部122和具有迭代重建部233的图像生成部130。另外，上述迭代重建部233具备表部310、参数决定部320和迭代修正部330。然后，上述参数决定部320可以具备代表噪声降低比例变换部321、计算表参考部322、权重计算部323和参数变换部324。另外，上述表部310可以进一步具备基准权重计算部312。
另外，用户设定的拍摄条件与上述代表拍摄条件中，对测量投影数据的修正方法不同，上述迭代重建部233进一步具备对于每个上述修正方法保存相对于基准修正方法的噪声增减比的修正方法噪声表30，上述代表噪声降低比例变换表321可以参考上述修正方法噪声表540，将上述要求的降低比例变换为上述代表降低比例。
这样，根据本实施方式，在实际拍摄条件的测量投影数据的修正方法与代表拍摄条件的不同的情况下，也能够取得达成要求的噪声降低比例的CT图像。
即，根据本实施方式，即使在实际拍摄条件与代表拍摄条件不同的情况下，也与第一实施方式同样地，将实际拍摄条件的降低比例换算为代表拍摄条件的降低比例，得到最优的迭代修正参数。从而，能够与第一实施方式同样地，不增加生成表所需的工时和表数地，得到实际拍摄条件下最优的迭代修正参数。
另外，能够与第一实施方式同样地，使用对于每个像素最优的迭代修正参数βI(j)进行迭代修正。从而，能够得到实现要求的噪声降低比例的高品质的CT图像。
另外，根据本实施方式，不计算实际拍摄条件的噪声(SD)地，使用修正方法噪声表540取得噪声增减比。但是不限定于此。本实施方式中，也可以与第一实施方式同样地，使用实际拍摄条件和代表拍摄条件各自的修正方案取得CT图像，分别计测预先决定的区域(ROI)的SD，使用其结果计算噪声增减比。
在图15(a)和图15(b)中示出分别使用在实际拍摄条件和代表拍摄条件下指定的修正方案对测量投影数据进行修正、根据其结果得到的CT图像630、640。体模中心的ROI631、641分别是用于SD计测的区域。根据该计测结果，按照式(5)计算噪声增减比。
另外，用于SD计测的区域不限定于体模中心的区域621、631。只要是图像630和图像640的相同位置的区域即可，例如可以是周边区域632和642、区域633和643。
进而，噪声增减比不需要在各图像中一致地设定。也可以对于每个位置独立地求出噪声增减比。即，上述例子中，也可以分别计算区域631、641中的噪声增减比、区域632、642中的噪声增减比、区域633、643中的噪声增减比。
进而，本实施方式中，也与第一实施方式同样，CT重建方法例如可以是公知的半重建或者使用一周360度以上的测量投影数据的重建。
＜＜第三实施方式＞＞
对本发明的第三实施方式进行说明。第一实施方式中，用户设定的拍摄条件(实际拍摄条件)与代表拍摄条件中，重建滤波不同。另一方面，本实施方式中，用户设定的拍摄条件(实际拍摄条件)与代表拍摄条件中，CT图像生成中使用的测量投影数据的范围和迭代修正中使用的测量投影数据的范围不同。
本实施方式的X射线CT装置具有基本上与第一实施方式的X射线CT装置100相同的结构。但是，如上所述，在实际拍摄条件与代表拍摄条件之间在不同的拍摄条件中存在不同。因此，本实施方式中，参数决定部320的代表噪声降低比例变换部321的处理与第一实施方式不同。以下，对于本实施方式，以与第一实施方式不同的结构为中心进行说明。
按照图16说明本实施方式的参数决定部320的代表噪声降低比例变换部321。
本实施方式中，参数决定部320的代表噪声降低比例变换部321也与第一实施方式同样地，将在实际拍摄条件下指定的噪声降低比例换算为用于对代表拍摄条件的表输入的代表噪声降低比例。但是，本实施方式中，并不如第一实施方式一般具备滤波噪声表520。
即，本实施方式的代表噪声降低比例变换部321使用分别在实际拍摄条件和代表拍摄条件下的CT图像生成时使用的测量投影数据范围、和迭代修正中使用的测量投影数据范围，将上述要求的降低比例变换为上述代表降低比例(步骤S4201)。
另外，测量投影数据范围如上所述，指的是初始图像的生成和迭代修正进行的重建中使用的测量投影数据的范围，用投影角度指定。
设投影数据范围指定为360度的情况下得到的CT图像的SD为1时，投影数据指定为ANG度的情况下得到的CT图像的SD用下式(17)表达。
例如，对于全部投影数据的范围，在投影角度方向、检测元件的通道方向、或者检测元件的切片列方向上使用数据的比例即权重相等的情况下，投影数据范围指定为180度的情况下得到的CT图像的SD增加至倍，另外，指定为270度的情况下增加至1.15倍。另一方面，对于CT图像的投影数据的范围，变更了在各方向上使用数据的比例即权重的情况下，需要计算考虑了权重的SD的增加量。
代表噪声降低比例变换部321使用下式(18)计算噪声增减比。
[式18]
另外，初始投影数据范围是初始图像生成时的测量投影数据范围，迭代修正投影数据范围是迭代修正时使用的测量投影数据范围。另外，螺旋扫描中，在CT图像的各像素位置收集的测量投影数据的范围变化，所以可以计算CT图像的中心位置的噪声增减比作为代表值，也可以计算各像素位置的噪声增减比。
例如，设实际拍摄条件下的初始图像生成中使用的测量投影数据范围为180度，迭代修正中使用的测量投影数据范围为360度，代表拍摄条件下的初始图像生成中使用的测量投影数据范围为360度，迭代修正中使用的测量投影数据范围为360度。该情况下，用式(18)计算出的噪声增减比是
代表噪声降低比例变换部321使用该噪声增减比，用与第一实施方式同样的方法，按照式(8)将实际噪声降低比例变换为代表噪声降低比例。
即，本实施方式的代表噪声降低比例变换部321计算代表拍摄条件的初始投影数据范围相对于实际拍摄条件下使用的初始投影数据范围的比例、和实际拍摄条件的迭代修正投影数据范围相对于代表拍摄条件的迭代修正投影数据范围的比例，将它们相乘，得到噪声降低比例。然后，使用得到的噪声降低比例，计算代表拍摄条件的初始图像的噪声和实际拍摄条件的迭代修正后的CT图像的噪声(目标噪声)。
此时，代表噪声降低比例变换部321也可以构成为对于CT图像的投影数据的范围，给出在投影角度方向、检测元件的通道方向、或者检测元件的切片列方向上使用数据的比例即权重。
其他处理与第一实施方式相同，所以此处省略说明。
如以上所说明，本实施方式的X射线CT装置100与第一实施方式同样地，具备X射线发生部121、X射线检测部122和具有迭代重建部233的图像生成部130。另外，上述迭代重建部233具备表部310、参数决定部320和迭代修正部330。然后，上述参数决定部320可以具备代表噪声降低比例变换部321、计算表参考部322、权重计算部323和参数变换部324。另外，上述表部310可以进一步具备基准权重计算部312。
用户设定的拍摄条件与上述代表拍摄条件中，上述CT图像生成中使用的上述测量投影数据的范围和迭代修正中使用的上述测量投影数据的范围不同，上述代表噪声降低比例变换部321可以使用分别在上述用户设定的拍摄条件和上述代表拍摄条件下的上述CT图像生成时使用的测量投影数据范围和迭代修正中使用的上述测量投影数据范围，将上述要求的降低比例变换为上述代表降低比例。
这样，根据本实施方式，即使在实际拍摄条件下使用与代表拍摄条件不同的投影数据的范围的情况下，也能够取得达成要求的噪声降低比例的CT图像。
即，根据本实施方式，即使在实际拍摄条件与代表拍摄条件不同的情况下，也与第一实施方式同样地，将实际拍摄条件的降低比例换算为代表拍摄条件的降低比例，得到最优的迭代修正参数。从而，能够与第一实施方式同样地，不增加生成表所需的工时和表数地，得到实际拍摄条件下最优的迭代修正参数。
另外，能够与第一实施方式同样地，使用对于每个像素最优的迭代修正参数βI(j)进行迭代修正。从而，能够得到实现要求的噪声降低比例的高品质的CT图像。
另外，本实施方式中，用上述式(18)计算噪声增减比，但不限定于该方法。例如，也可以构成为预先生成与使用的测量投影数据范围的组合相应的表，参考该表。
另外，如公知的加权解析重建一般，按每个投影角度改变对反投影贡献的权重的情况下，需要同样地根据各投影角度的权重计算相对的SD增减比。该情况下，不仅在投影角度的方向，在通道方向或者切片方向上改变权重的情况下，也需要同样地计算相对的SD增减比。
＜＜第四实施方式＞＞
接着，说明本发明的第四实施方式。上述各实施方式中，以迭代修正的收敛阶段的噪声相等为前提。但是，实际上，取决于设定的更新次数，可能不达到收敛阶段。于是，本实施方式中，预先决定更新次数，实际拍摄条件下得到的初始图像在其反复次数(更新次数)下不到达收敛阶段的噪声的情况下，在迭代修正处理前对用户通知。
本实施方式的X射线CT装置具有基本上与第一实施方式的X射线CT装置100相同的结构。但是，如上所述需要对用户通知，所以本实施方式的迭代重建部233如图17所示，进一步具备适当与否判断部341和判断结果通知部342。
[适当与否判断部]
适当与否判断部341判断根据按照实际拍摄条件得到的测量投影数据生成的CT图像(初始图像)适当与否。然后，适当与否判断部341在判断迭代修正中CT图像(初始图像)在预先决定的反复次数内不收敛的情况下，判断为不适当。即，判断给出的初始图像是否能够用上述各实施方式的方法进行迭代修正处理的初始图像，否的情况下对用户通知该消息。
判断与根据给出的初始图像的噪声和收敛阶段的噪声(以下称为收敛噪声)得到的实际噪声降低比例相应地进行。即，该实际噪声降低比例在规定次数时不达到收敛噪声的情况下，适当与否判断部341判断为否。
适当与否判断部341根据预先决定的上述降低比例的阈值判断适当与否。作为判定基准的阈值是与更新次数相应地预先设定的。设定的阈值是在规定次数时初始图像的噪声成为收敛阶段的噪声的、噪声降低比例的上限值(最大阈值TH％)和下限值(最小阈值TL％)。
适当与否判断部341在实际给出了初始图像时，根据该初始图像的噪声和收敛阶段的噪声，计算出其噪声降低比例(A％)，判断其是否在最大阈值TH与最小阈值TL之间，在两个阈值之外的情况下，对用户通知该消息。即，在TL≤A≤TH的情况下，判断为可处理的初始图像，在A<TL或者A>TH的情况下，判断为否。
用于判定的阈值(TH和TL)，例如如图6(a)所示，事前使用代表性的体模，根据使用多个不同的基准参数βb进行迭代修正的结果求出。
用具体例进行说明。图18是表示使用代表性的迭代修正参数时的噪声的变化的曲线图552。横轴表示各反复次数(更新次数)，纵轴表示噪声。另外，反复次数(更新次数)0次指的是初始图像。另外，曲线图552中，在反复次数(更新次数)60次以上时达到SD不变动的收敛阶段。设收敛噪声为554。
此时，根据给出的初始图像的噪声553和收敛噪声554计算出的噪声降低比例A％大于最大阈值TH％的情况下，在反复次数(更新次数)60次时不到达收敛阶段的噪声。本实施方式的适当与否判断部341对A％与TH％进行比较，进行判定，噪声降低比例大于预先决定的最大阈值TH％的情况下，判断为不适当(否)。
例如曲线图555中，使用了噪声降低比例B％在最大阈值TH％以上的初始图像，所以在反复次数(更新次数)60次时不到达收敛噪声554。
相反，初始图像的噪声是556的情况下，根据该噪声556和收敛噪声554决定的噪声降低比例C％在最小阈值TL％以下的情况下，也同样地在反复次数(更新次数)60次时不到达收敛噪声554。该情况下，适当与否判断部341也判断为不适当(否)。
[判断结果通知部]
判断结果通知部342在适当与否判断部341得到的判断结果是不适当的情况下，对用户通知。对用户的通知例如采用错误消息等显示。但是不限定于此。例如，也可以不是用显示等输出，而是通过进行使操作停止这样的处理，而对用户通知。
进而，也可以用将初始图像变更为在阈值内的初始图像的方式对用户通知，也可以构成为自动地变更。
例如，构成为自动地变更的情况下，迭代重建部233在判断结果通知部342之外，或者代替判断结果通知部342而具备图像变更部343。
图像变更部343在适当与否判断部341得到的判断结果是不适当的情况下，变更CT图像(初始图像)。此时，图像变更部343变更为降低比例在阈值内的、与判断对象的CT图像(初始图像)的降低比例最接近的CT图像。即，变更的初始图像是噪声降低比例在阈值内的初始图像中初始图像的噪声最接近的。
另外，本实施方式中，以对于1种反复次数(更新次数；60次)保存阈值的情况为例进行了说明，但不限定于此。例如也可以构成为对于反复次数(更新次数)100次、200次等多种反复次数分别保存阈值。
如以上所说明，本实施方式的X射线CT装置100与第一实施方式同样地具备X射线发生部121、X射线检测部122和具有迭代重建部233的图像生成部130。另外，上述迭代重建部233具备表部310、参数决定部320和迭代修正部330。然后，上述参数决定部320可以具备代表噪声降低比例变换部321、计算表参考部322、权重计算部323和参数变换部324。另外，上述表部310可以进一步具备基准权重计算部312。
上述迭代重建部233可以进一步具备判断根据上述测量投影数据生成的CT图像适当与否的适当与否判断部341，上述适当与否判断部341判断在上述迭代修正中上述CT图像在预先决定的反复次数内不收敛的情况下，判断为不适当。另外，上述迭代重建部233可以进一步具备在上述适当与否判断部341得到的判断结果是不适当的情况下对用户通知的判断结果通知部342、和在上述适当与否判断部341得到的判断结果是不适当的情况下变更上述CT图像的图像变更部343中的至少一者。
这样，根据本实施方式，在实际拍摄条件下得到的初始图像在预先决定的更新次数时不到达收敛阶段的噪声的情况下，对用户通知。然后，用户能够变更拍摄条件等，将初始图像变更为在预先决定的更新次数时到达收敛阶段的噪声。或者将初始图像自动地变更为在预先决定的更新次数时到达收敛阶段的噪声。
从而，根据本实施方式，在使用上述第一至第三实施方式中说明的方法时，初始图像必然满足必要的条件。由此，根据本实施方式，能够可靠地得到实现要求的噪声降低比例的高品质的CT图像。
特别是，在具备图像变更部343的情况下，通过使用具有接近在实际拍摄条件下得到的初始图像的噪声的图像实施迭代修正，能够取得接近实际拍摄条件的初始图像的画质的、要求的噪声降低比例的图像。
＜权重条件的变形例＞
另外，上述各实施方式中，以使全部检测元件的权重固定的情况为例进行了说明。但是不限定于此。例如，也可以经由权重设定区域430使用与用检测元件检测出的光子数相应的权重。
该情况下，因为权重条件不同，所以基准权重计算部312、权重计算部323和参数变换部324的处理不同。
[基准权重计算部]
上述各实施方式中，使各检测元件的权重固定，所以计算权重图像得到WI(j)。但是，本变形例中，使各检测元件的权重成为与光子数相应的。设各检测元件i的权重为WP(i)。
本变形例的基准权重计算部312对于该各检测元件i的权重WP(i)，与上述实施方式同样地实施与CT图像重建相同的处理，得到基准区域的各像素位置的权重WIP(j)。然后，与上述各实施方式同样地，将根据各权重值得到的平均值、最大值、最小值等值作为基准权重Wb。其中，j表示像素位置。
[权重计算部]
本变形例的权重计算部323对于该各检测元件i的权重WP(i)，与上述实施方式同样地施加与CT的图像重建相同的处理，得到权重图像WIP(j)。
[参数变换部]
本变形例的参数变换部324使用按与上述各实施方式相同的方法计算出的基准参数βb、和用本变形例的方法计算出的基准权重Wb、和各像素位置的权重值WIP(j)，按照下式(19)计算本变形例的迭代修正参数的分布βIP(j)。
[式19]
另外，迭代修正部330使用该计算出的各像素位置j的迭代修正参数βIP(j)，进行迭代修正。迭代修正处理的详情与上述实施方式相同。
在图19中示出根据拍摄充满水的直径30cm、高100cm的圆柱体模的结果、使用检测元件的光子数计算得到的权重图像WIP(j)620。体模配置在从旋转中心向下移动10cm的位置。如本图所示，各位置j1和j2的权重图像WIP(j1)和WIP(j2)具有不同的值。
这样，即使在设定了检测元件的光子数作为权重条件的情况下，也通过使用每个位置(像素)的权重值(各位置的参数β图像βIP(j))作为迭代修正时的权重，能够取得达成要求的噪声降低比例的CT图像。
＜其他变形例＞
上述实施方式1-4能够组合地使用。通过组合，即使在实际拍摄条件与代表拍摄条件中多个条件不同的情况下，也能够用上述各实施方式的方法将实际拍摄条件的要求的噪声降低比例换算为代表拍摄条件的目标噪声降低比例，用简易的结构实现要求的噪声降低比例。
另外，上述第一至第三实施方式中，作为与实际拍摄条件不同的拍摄条件，采用重建滤波、对测量投影数据的修正方法、测量投影数据范围进行了说明。但是，不同的拍摄条件不限定于这些。只要是能够得知因改变拍摄条件引起的噪声变化量的拍摄条件，就能够应对任意的拍摄条件。
另外，上述各实施方式和变形例中，举出为了缩短计算时间而预先实施表部310和参数决定部320的处理的情况为例进行了说明。但是，表部310和参数决定部320进行的处理不需要事先实施。只要在迭代修正部330进行的处理前，就可以与用户指定的拍摄条件或者重建条件相应地，在拍摄时或者图像生成时实施。
另外，例如也可以将权重计算部323和参数变换部324添加为Prior计算部335的一部分。此时，式(9)所示的权重图像WI(j)与式(15)右侧的分母的P2以外的部分即以下项(20)等价。
[式20]
从而，在Prior计算部335中，通过将式(9)的βI(j)代入式(15)(式(13)和式(14))的β，能够省略权重计算部323和参数变换部324。由此，能够削减重复的WI(j)的权重计算所需的计算量。
另外，上述各实施方式和变形例中，输入部110和图像生成部130不需要与具备拍摄部120的本体装置(X射线CT装置100)一体地构成，也可以在与拍摄部120独立的信息处理装置中构建。该情况下，该信息处理装置与X射线CT装置100可以经由网络连接。另外，也可以仅使图像生成部130作为处理测量投影数据的处理装置在独立的信息处理装置中构建。
该情况下，X射线CT装置100构成为能够使用网络适配器经由局域网、电话线路、互联网等网络将完成了迭代修正的CT图像发送至外部的终端。
另外，上述各实施方式和变形例中，使用了平滑化项的系数β(βI(j))作为控制画质的迭代修正参数，但不限定于此。迭代修正参数只要是决定Likelihood计算与Prior计算的比例的参数，就可以使用Likelihood计算的系数、或者两个计算的系数。
另外，上述式(10)所示的迭代重建方法是一例，不限定于此。也可以使用公知的OS-SPS、OS-SPS-TV、PWLS、OS-PWLS、ASIRT、MSIRT、GRADY、CONGR、ART、SART、SART-TV、OS-SART、OS-SART-TV、ML-EM、OS-EM、FIRA、RAMLA、DRAMA等其他方法。
另外，上述各实施方式和变形例中，举出用床台125和台架123静止的状态的常规扫描方式取得测量投影数据的情况为例进行了说明，但不限定于此。例如，也可以是以一定间隔依次反复床台125的动作和停止同时进行常规扫描的步进拍摄方式、或使床台125移动同时拍摄的螺旋扫描方式。
进而，上述各实施方式和变形例中，作为一例举出生物体用的X射线CT装置100为例进行了说明，但也可以是以爆炸物检查和产品检查等非破坏性检查为目的的X射线CT装置。
另外，上述各实施方式和变形例中，作为一例举出公知的第三代的多切片X射线CT装置100为例进行了说明，但X射线CT装置也可以是公知的第一、第二、第四代的X射线CT装置。另外，也可以是公知的单切片X射线CT装置或电子束CT。
符号说明
100…X射线CT装置，101…被拍摄体，110…输入部，111…键盘，112…鼠标，113…存储器，114…CPU，115…HDD装置，116…数据总线，132…存储器，120…拍摄部，133…CPU，121…X射线发生部，122…X射线检测部，123…台架，124…旋转板，125…床台，126…开口部，127…台架控制器，128…X射线控制器，129…床台控制器，130…图像生成部，131…DAS，132…存储器，133…CPU，134…HDD装置，135…监视器，136…数据总线，211…拍摄条件输入部，221…拍摄控制部，222…信号取得部，231…信号收集部，232…修正处理部，233…迭代重建部，234…图像显示部，310…表部，311…表计算部，312…基准权重计算部，313…计算表保存部，320…参数决定部，321…代表噪声降低比例变换部，322…计算表参考部，323…权重计算部，324…参数变换部，330…迭代修正部，331…解析重建部，332…正投影部，333…差分部，334…反投影处理部，335…Prior计算部，336…图像修正部，400…拍摄条件受理画面，410…X射线条件设定区域，420…重建范围设定区域，430…权重设定区域，440…拍摄部位设定区域，450…拍摄/图像设定区域，460…重建滤波设定区域，470…投影数据修正设定区域，480…投影数据范围设定区域，510…CT图像，511…ROI，512…计测值，513…近似曲线，514…ROI，520…滤波噪声表，521…重建滤波的种类，531…噪声，532…实际拍摄条件下的初始图像的噪声，533：代表拍摄条件下的初始图像的噪声，534：噪声的收敛值，540：修正方法噪声表，541：测量投影数据的修正方法，542：噪声增减比，552：噪声的变化曲线图，553：初始图像的噪声，554：收敛噪声，555：噪声的变化曲线图，556：初始图像的噪声，611…初始图像，612…CT图像，613…CT图像，620：权重图像，630：CT图像，631：区域，632：区域，633：区域，640：CT图像，641：区域，642：区域，643：区域，710…参数表，711…更新次数，712…重建滤波，713…表。

Claims (11)

1.一种X射线CT装置，其特征在于，包括：
与设定的拍摄条件相应地发生X射线的X射线发生部；
用多个检测元件检测穿透被拍摄体后的所述X射线，来获得测量投影数据的X射线检测部；和
具有迭代重建部的图像生成部，其中，所述迭代重建部对从所述测量投影数据生成的CT图像进行迭代修正，使得对所述CT图像进行正投影计算而求出的计算投影数据与所述测量投影数据相等，
所述迭代重建部包括：
将降低比例与基准参数的关系作为表来保存的表部，其中，所述降低比例是通过所述迭代修正而使在代表性的拍摄条件即代表拍摄条件下取得的所述CT图像的噪声或X射线量降低的比例，所述基准参数是实现所述降低比例的所述迭代修正中使用的参数，
参数决定部，其将实际拍摄时的拍摄条件即实际拍摄条件下的要求的所述降低比例变换为所述代表拍摄条件下的降低比例即代表降低比例，并参考所述表来决定实现该要求的降低比例的所述迭代修正参数；和
使用所述参数决定部决定的所述迭代修正参数进行所述迭代修正的迭代修正部。
2.如权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：
所述参数决定部包括：
代表噪声降低比例变换部，其使用由所述代表拍摄条件与所述实际拍摄条件的差异引起的、在所述代表拍摄条件下取得的CT图像的噪声相对于在所述实际拍摄条件下取得的CT图像的噪声的比即噪声增减比，将所述要求的降低比例变换为所述代表降低比例；
从所述表中提取与所述变换后的代表降低比例对应的基准参数的计算表参考部；
基于所述每个检测元件的权重计算CT图像中的每个像素的权重的权重计算部；和
基于所述每个像素的权重和所述基准参数来决定每个像素的迭代修正参数的参数变换部。
3.如权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于：
还包括基准权重计算部，其基于所述每个检测元件的权重，计算CT图像中的预先决定的作为基准的区域的像素的权重值作为基准权重，
所述参数变换部还使用所述基准权重来决定所述每个像素的迭代修正参数。
4.如权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于：
取决于用户设定的拍摄条件与所述代表拍摄条件的不同，重建滤波不同，
所述迭代重建部还包括滤波噪声表，在所述滤波噪声表中对每个所述重建滤波保存在所述代表拍摄条件下拍摄同一个对象时的所述CT图像的噪声，
所述代表噪声降低比例变换部参考所述滤波噪声表，将所述要求的降低比例变换为所述代表降低比例。
5.如权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于：
取决于用户设定的拍摄条件与所述代表拍摄条件的不同，对测量投影数据的修正方法不同，
所述迭代重建部还包括修正方法噪声表，在所述修正方法噪声表中对每个所述修正方法保存相对于基准的修正方法的噪声增减比，
所述代表噪声降低比例变换部参考所述修正方法噪声表，将所述要求的降低比例变换为所述代表降低比例。
6.如权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于：
取决于用户设定的拍摄条件与所述代表拍摄条件的不同，所述CT图像生成中使用的所述测量投影数据的范围与迭代修正中使用的所述测量投影数据的范围不同，
所述代表噪声降低比例变换部使用所述用户设定的拍摄条件和所述代表拍摄条件的各自条件下的所述CT图像生成时使用的测量投影数据范围和迭代修正中使用的所述测量投影数据范围，将所述要求的降低比例变换为所述代表降低比例。
7.如权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：
所述迭代重建部还包括判断从所述测量投影数据生成的CT图像适当与否的适当与否判断部；
所述适当与否判断部在判断出所述迭代修正中所述CT图像在预先决定的反复次数内不收敛的情况下，判断为不适当。
8.如权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于：
所述迭代重建部还包括判断结果通知部和图像变更部中的至少一者，其中，所述判断结果通知部在由所述适当与否判断部得到的判断结果为不适当的情况下通知用户，所述图像变更部在由所述适当与否判断部得到的判断结果为不适当的情况下变更所述CT图像。
9.如权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于：
所述每个检测元件的权重的值是固定值和与用各所述检测元件检测出的光子数成正比的值中的任一者。
10.一种在X射线CT装置中用于迭代修正的迭代修正参数决定方法，其特征在于：
所述X射线CT装置包括：
与设定的拍摄条件相应地发生X射线的X射线发生部；
用多个检测元件检测穿透被拍摄体后的所述X射线，来获得测量投影数据的X射线检测部；和
具有迭代重建部的图像生成部，其中，所述迭代重建部对从所述测量投影数据生成的CT图像进行所述迭代修正，使得对所述CT图像进行正投影计算而求出的计算投影数据与所述测量投影数据相等，
在所述迭代修正参数决定方法中，
将实际拍摄条件下的通过所述迭代修正而使所述CT图像的噪声或X射线量降低的比例即降低比例，换算为在预先决定的代表性的拍摄条件即代表拍摄条件下的所述降低比例，
参考预先保存的所述代表拍摄条件下的所述降低比例与为了实现该降低比例而在所述迭代修正中使用的参数即基准参数的关系，决定所述迭代修正参数。
11.一种X射线CT装置，其特征在于，包括：
与设定的拍摄条件相应地发生X射线的X射线发生部；
用多个检测元件检测穿透被拍摄体后的所述X射线，来获得测量投影数据的X射线检测部；和
具有迭代重建部的图像生成部，其中，所述迭代重建部进行迭代修正，使得对从所述测量投影数据生成的CT图像进行正投影计算而求出的计算投影数据与所述测量投影数据相等，
所述迭代重建部包括：
将降低比例与基准参数的关系作为表来保存的表部，其中，所述降低比例是通过所述迭代修正而使在代表性的拍摄条件即代表拍摄条件下取得的所述CT图像的噪声或X射线量降低的比例，所述基准参数是实现所述降低比例的所述迭代修正所使用的参数，
参数决定部，其将实际拍摄时的拍摄条件即实际拍摄条件下的要求的所述降低比例变换为所述代表拍摄条件下的降低比例即代表降低比例，并参考所述表来决定实现该要求的降低比例的所述迭代修正参数；和
使用所述参数决定部决定的所述迭代修正参数进行所述迭代修正的迭代修正部。
CN201680023071.0A 2015-06-12 2016-06-06 X射线ct装置和迭代修正参数决定方法 Active CN107530042B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015-119148 2015-06-12
JP2015119148 2015-06-12
PCT/JP2016/066753 WO2016199716A1 (ja) 2015-06-12 2016-06-06 Ｘ線ｃｔ装置および逐次修正パラメータ決定方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN107530042A true CN107530042A (zh) 2018-01-02
CN107530042B CN107530042B (zh) 2020-11-06

Family

ID=57503596

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680023071.0A Active CN107530042B (zh) 2015-06-12 2016-06-06 X射线ct装置和迭代修正参数决定方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10210633B2 (zh)
JP (1) JP6470837B2 (zh)
CN (1) CN107530042B (zh)
WO (1) WO2016199716A1 (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108903961A (zh) * 2018-07-19 2018-11-30 深圳市倍康美医疗电子商务有限公司 一种cbct成像方法、存储介质及系统

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20180064403A1 (en) * 2016-09-06 2018-03-08 Toshiba Medical Systems Corporation Medical image diagnostic apparatus
JP6858259B2 (ja) * 2016-12-21 2021-04-14 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． ショートスキャン偏心検出器ｘ線トモグラフィのための冗長重み付け
US10966671B2 (en) * 2017-06-20 2021-04-06 General Electric Company Methods and apparatus to correct the measurement of water equivalent diameter in computed tomography when patients are miscentered
JP6885803B2 (ja) * 2017-06-27 2021-06-16 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 放射線撮影装置及び撮影方法
US11076823B2 (en) * 2017-06-28 2021-08-03 Canon Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus including a photon-counting detector and circuitry configured to set a control parameter corresponding to a position of each detecting element in the photon-counting detector
WO2019010648A1 (en) 2017-07-12 2019-01-17 Shenzhen United Imaging Healthcare Co., Ltd. SYSTEM AND METHOD FOR CORRECTION TO AIR
US11480513B2 (en) 2017-09-08 2022-10-25 Sony Corporation Fine particle measurement apparatus, information processing apparatus, and information processing method
US20190180481A1 (en) * 2017-12-13 2019-06-13 General Electric Company Tomographic reconstruction with weights
US11195310B2 (en) 2018-08-06 2021-12-07 General Electric Company Iterative image reconstruction framework
CN111000574B (zh) * 2018-10-05 2024-04-26 佳能医疗系统株式会社 医用图像处理装置、方法、及记录介质

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102314698A (zh) * 2011-08-10 2012-01-11 南方医科大学 基于阿尔法散度约束的全变分最小化剂量ct重建方法
US20120207370A1 (en) * 2010-12-20 2012-08-16 Benjamin Pooya Fahimian Systems and Methods for Simultaneous Acquisition of Scatter and Image Projection Data in Computed Tomography
CN103413338A (zh) * 2013-05-29 2013-11-27 中国工程物理研究院流体物理研究所 一种基于广义变分最小化的少量投影ct图像重建方法
US20130336562A1 (en) * 2012-06-15 2013-12-19 Toshiba Medical Systems Corporation Adaptively determined parameter values in iterative reconstruction method and system
CN103501702A (zh) * 2011-04-28 2014-01-08 株式会社日立医疗器械 医用图像处理装置、医用图像处理方法
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

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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
US8731269B2 (en) * 2011-10-19 2014-05-20 Kabushiki Kaisha Toshiba Method and system for substantially reducing artifacts in circular cone beam computer tomography (CT)
US9020230B2 (en) * 2011-11-02 2015-04-28 General Electric Company Method and apparatus for iterative reconstruction
JP5696963B2 (ja) * 2012-06-21 2015-04-08 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 画像生成方法、画像生成装置および放射線断層撮影装置並びにプログラム
WO2015012323A1 (ja) * 2013-07-25 2015-01-29 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
WO2015137011A1 (ja) * 2014-03-14 2015-09-17 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置、及び処理装置

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20120207370A1 (en) * 2010-12-20 2012-08-16 Benjamin Pooya Fahimian Systems and Methods for Simultaneous Acquisition of Scatter and Image Projection Data in Computed Tomography
CN103501702A (zh) * 2011-04-28 2014-01-08 株式会社日立医疗器械 医用图像处理装置、医用图像处理方法
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
CN102314698A (zh) * 2011-08-10 2012-01-11 南方医科大学 基于阿尔法散度约束的全变分最小化剂量ct重建方法
US20130336562A1 (en) * 2012-06-15 2013-12-19 Toshiba Medical Systems Corporation Adaptively determined parameter values in iterative reconstruction method and system
CN103413338A (zh) * 2013-05-29 2013-11-27 中国工程物理研究院流体物理研究所 一种基于广义变分最小化的少量投影ct图像重建方法

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108903961A (zh) * 2018-07-19 2018-11-30 深圳市倍康美医疗电子商务有限公司 一种cbct成像方法、存储介质及系统

Also Published As

Publication number Publication date
WO2016199716A1 (ja) 2016-12-15
JP6470837B2 (ja) 2019-02-13
CN107530042B (zh) 2020-11-06
US10210633B2 (en) 2019-02-19
US20180174335A1 (en) 2018-06-21
JPWO2016199716A1 (ja) 2018-03-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN107530042A (zh) X射线ct装置和迭代修正参数决定方法
CN106232007B (zh) X射线ct装置和处理装置
US6904118B2 (en) Method and apparatus for generating a density map using dual-energy CT
CN103083032B (zh) X射线计算断层成像扫描仪、剂量计算方法以及程序
CN103400401B (zh) 改善图像分辨率的系统和方法
JP5792733B2 (ja) 取得プロトコル評価装置
CN105377141B (zh) X射线ct装置
JP5918374B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置およびｘ線ｃｔ画像の処理方法
JP5442530B2 (ja) 画像処理装置、画像表示装置およびプログラム並びにｘ線ｃｔ装置
CN105431885B (zh) 目标在扫描FoV外面的情况下对roi的迭代CT图像重建
WO2012147471A1 (ja) 医用画像処理装置、医用画像処理方法
CN108511043B (zh) 基于数值模拟的x-ct虚拟数据采集及图像重建方法及系统
CN106725565A (zh) 一种稀疏投影下的锥束xct成像质量评估方法
WO2020120344A1 (en) Energy weighting of photon counts for conventional imaging
CN105916283A (zh) 自动调整用于x射线检测器的信号分析参数
US7569828B2 (en) Application-driven optimization of acquisition and reconstruction of SPECT/PET projection data
CN107072626A (zh) 谱投影扩展
CN109381214B (zh) 利用不同能量门限集的计算机断层摄影记录
CN108113694B (zh) 生成具有光谱信息的高分辨率ct图像
WO2014107651A1 (en) System and method for ultra-high resolution tomorgraphic imaging
CN104545972B (zh) X射线计算机断层摄影装置、医用图像处理装置及方法
US20060126779A1 (en) Method and system for efficient helical cone-beam reconstruction
JP2022145494A (ja) 画像処理装置、補正方法及びプログラム
CN102512191B (zh) X射线ct装置和x射线管电流确定方法
US20240087111A1 (en) Apparatus, method, and non-transitory computer-readable storage medium for generating a task-aware dynamic sparse-view scanning procedure

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
TR01 Transfer of patent right
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20211112

Address after: Chiba County, Japan

Patentee after: Fujifilm medical health Co., Ltd

Address before: Tokyo, Japan

Patentee before: Hitachi Manufacturing Co., Ltd