CN116898465A - X射线ct装置、图像处理装置以及ct图像的活动补正图像重构方法 - Google Patents

X射线ct装置、图像处理装置以及ct图像的活动补正图像重构方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供X射线CT装置、图像处理装置以及CT图像的活动补正图像重构方法。从图像对取得扫描中的被摄体的活动信息，在进行活动补正图像重构来生成CT图像时，抑制活动分量的误识别以及过度的平滑化，提升活动补正的精度。具备减少图像对的噪声的滤波部，滤波部求取根据给构成图像对的第一图像以及第二图像各自的噪声量带来影响的信息来求得的噪声量的指标的关系性，使用该指标的关系来调整各图像的平滑化度。对于通过滤波而噪声减少的图像对判定活动的有无，对应于活动的有无使两图像的归一化的程度不同来进行归一化，检测活动的大小和方向。

Description

X射线CT装置、图像处理装置以及CT图像的活动补正图像重构 方法
技术领域
本发明涉及对被摄体照射X射线而得到医用图像的X射线CT装置，涉及用于提升针对有活动的被摄体的读片精度、读片效率的活动补正图像重构处理技术。
背景技术
在针对心脏等有活动的被摄体的CT检查中，有时在CT扫描中会由于被摄体活动而在图像中产生运动伪影。由于该运动伪影，图像的质量降低，作为结果，有可能会使医师、检查技师等(以下总称作检查者)对疾患的诊断精度、诊断效率降低。因此，进行用于使在有活动的被摄体的CT图像中产生的运动伪影减少的活动补正图像重构处理。
在活动补正图像重构处理中，从以目标的图像重构位置为中心在时间上正对的位置上重构的一对图像(第一图像以及第二图像)推定被摄体的活动，使用所推定的活动的信息，在补正目标重构位置的图像的同时，进行反投影，来进行重构。在此，若在活动的推定中所用的两个图像中有噪声，就存在会将噪声误识别为活动、或不能检测混杂在噪声中的活动等问题。因此，从包含噪声的第一图像和第二图像正确地提取被摄体的活动很重要。
在专利文献1，公开了通过对第一图像以及第二图像进行噪声减少处理来仅提取被摄体的活动的方法。在专利文献1公开方法中，基于取得第一图像以及第二图像时的X射线量来进行运用了低通滤波器的噪声减少。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：美国专利第10165989号说明书
在专利文献1公开的方法中，虽然对应于第一图像以及第二图像各自的噪声来减少噪声，但并未考虑图像间的噪声的关系性。因此，存在将两图像间的噪声的差异误识别为活动分量的可能性、由于过度的平滑化而损失活动分量的可能性，在这样的情况下，会损害活动补正效果。此外，在现有的活动补正中，由于并不考虑被摄体现在是否活动，因此，在对活动非常小的被摄体进行了活动补正的情况下，存在在图像中产生不自然的失真的可能性。
发明内容
因此，本发明的课题在于，抑制上述的活动分量的误识别以及过度的平滑化，提升活动补正的精度。
为了解决上述课题，本发明通过在考虑活动补正中所用的一对图像即第一图像以及第二图像间的噪声量的关系性的基础上决定滤波器的平滑化参数，并对各图像进行运用，来防止活动补正效果的降低。
即，本发明的X射线CT装置具备：摄像部，其具有在被摄体的周围旋转的X射线源以及X射线检测器，关于给定的角度范围取得所述被摄体的透过X射线数据；图像重构部，其使用所述摄像部所取得的透过X射线数据来生成重构图像；和图像处理部。图像处理部还具备：图像对生成部，其使用透过X射线数据的一部分，来生成正对的位置的图像对；噪声减少部，其分别对图像对生成部所生成的图像对进行噪声减少；和活动信息取得部，其使用噪声减少后的图像对来取得扫描中的被摄体的活动信息，噪声减少部基于所述图像对中所含的图像各自的噪声量的指标的关系来分别对所述图像对进行噪声减少，图像重构部使用活动信息取得部所算出的活动信息来补正扫描中的被摄体的活动，生成重构图像。
所谓噪声量的指标，是根据摄像中给图像的噪声量带来影响的各种条件求取的表示噪声量的指标。
此外，本发明的图像处理装置是对X射线CT装置所收集的透过X射线数据进行处理的图像处理装置，具备与上述X射线CT装置的图像处理部同样的功能。
进而，本发明的活动补正图像重构方法是使用透过X射线数据来补正扫描中的被摄体的活动，对CT图像进行图像重构的方法，其特征在于，使用透过X射线数据的一部分来生成一对图像，分别对一对图像进行噪声减少，这时，基于一对图像中所含的图像各自的噪声量的噪声量的指标的关系来调整噪声减少时的滤波平滑度，从噪声减少后的一对图像取得所述被摄体的活动信息，使用活动信息和透过X射线数据来进行重构。
发明效果
能对第一图像以及第二图像进行将活动信息的损失抑制在最小限的噪声减少处理，能将活动补正的效果最大化。此外，能进行基于被摄体的活动的有无的活动补正强度的调整，能抑制起因于图像噪声而在补正后的图像中产生伪变形。作为结果，能提升用户的疾患的诊断精度、诊断效率。
附图说明
图1是表示本发明的X射线CT装置的整体结构的图。
图2是表示本发明的X射线CT装置的构成要素的图。
图3A是表示包含活动补正重构的拍摄的流程的图。
图3B是表示活动补正图像重构处理的流程的图。
图4是实施方式1的图像处理部的功能框图。
图5是表示实施方式1的活动补正图像重构处理的流程的图。
图6是表示相对于目的重构位置的第一图像与第二图像的关系的图。
图7A是表示心电同步拍摄中的心电图波形数据与管电流值的大小的关系的图，是表示心电波形和目的拍摄心脏相位的图。
图7B是表示心电同步拍摄中的心电图波形数据与管电流值的大小的关系的图，是表示拍摄心脏相位与管电流的关系的图。
图7C是表示心电同步拍摄中的心电图波形数据与管电流值的大小的关系的图，是表示拍摄心脏相位与管电流的关系的图。
图8A是表示基于实施方式1中的管电流值的关系性的平滑化参数调整方法的图，是表示利用了平均管电流值的调整的图。
图8B是表示基于实施方式1中的管电流值的关系性的平滑化参数调整方法的图，是表示利用了平均管电流比的调整的图。
图9是表示实施方式1的滤波处理结果的一例的图。
图10是实施方式2的图像处理部的功能框图。
图11是表示实施方式2的图像重构条件设定的处理的流程的图。
图12是表示用于实施方式2的图像重构条件设定的显示例的图。
图13是说明重构心脏相位位置的设定的图。
附图标记说明
1：X射线CT装置、3：被摄体、10：摄像部、20：操作部、100：机架、101：床台装置、102：X射线产生装置、103：X射线检测装置、104：准直装置、105：高电压产生装置、107：驱动装置、106：数据收集装置、200：中央控制装置、210：输入输出装置、211：显示装置、212：输入装置、213：存储装置、301：图像重构部、302：图像处理部、310：图像对生成部、330：滤波部、340：管电流算出部、350：活动信息取得部、351：活动判定部、352：活动检测部、360：重构心脏相位设定部
具体实施方式
以下使用附图来说明本发明的实施方式。
最初说明运用本发明的X射线CT装置的整体结构。
如图1所示那样，X射线CT装置1具备：具备用于拍摄被摄体3的断层图像以及透视图像的机架100和床台装置101的摄像部10；和操作、控制摄像部10的操作部20。
如图2所示那样，在机架100中具备：产生对被摄体3照射的X射线的X射线产生装置102；使从X射线产生装置102产生的X射线的射线束收敛的准直装置104；检测透过被摄体的X射线的X射线检测装置103；搭载这些装置的扫描仪108；对X射线产生装置102施加高电压的高电压产生装置105；收集从X射线检测装置103得到的透过X射线数据的数据收集装置106；和使扫描仪在被摄体3的周围旋转的驱动装置107。虽未图示，但X射线产生装置102具备X射线管，通过对X射线管流过给定的管电流，来对被摄体3照射给定量的X射线。
操作部20具备：控制机架内置的各装置的中央控制装置200；和用于进行用户与中央控制装置200的交换的作为用户接口发挥功能的输入输出装置210，在中央控制装置200内搭载对数据收集装置106所收集的透过X射线数据进行图像重构等各种运算的运算部30。但也可以具备与中央控制装置200不同的运算装置，该运算装置作为运算部30发挥功能。中央控制装置200的功能通过由中央控制装置200读入并执行记述了运算算法、控制的处理步骤的程序来实现，运算部30所进行的运算、处理的一部分还能使用ASIC、FPGA等PLD(可编程逻辑器件)来进行。
输入输出装置210包含：用于操作者输入拍摄条件等的输入装置212；显示拍摄图像等数据、GUI的显示装置211；和存储程序、装置参数等拍摄所需的数据的存储装置213。
运算部30包含：对数据收集装置106所得到的透过X射线数据进行反投影处理来作成断层图像的图像重构部301；进行图像数据的解析、图像的补正等的图像处理部302。图像的补正包含活动补正图像重构。其详细之后叙述。
中央控制装置200通过经由输入装置212的来自操作者的操作指示，来控制摄像部10(X射线产生装置102、X射线检测装置103、高电压产生装置105、准直装置104、床台装置101、驱动装置107、数据收集装置106)、输入输出装置210以及运算部30。在中央控制装置200的控制下，这些各部进行动作，来进行CT图像的重构、重构后的CT图像的补正等。
参考图3A、图3B的流程来说明在中央控制装置200的控制下进行的X射线CT装置的动作的概略。
<步骤S1>
将被摄体3载置于床台装置101，进行定位拍摄。定位拍摄是用于设定被摄体3的拍摄范围的拍摄，在使扫描仪108与床台装置101(被摄体3)的相对位置变化的同时，沿着体轴方向取得透过X射线像。检查者使用该透过X射线像来设定拍摄范围。接着，摄像部10对基于定位图像设定的拍摄范围进行伴随扫描仪108的旋转的断层拍摄，收集被摄体的透过X射线数据。
<步骤S2>
设定针对拍摄S1中取得的被摄体的透过X射线数据的图像重构条件。图像重构条件例如是图像的厚度(截面的厚度)、FOV、滤波器的条件等，进而，在心电同步拍摄的情况下，包含重构心脏相位(目标重构心脏相位：重构哪个心脏相位的图像)等的设定。在心电同步拍摄中，通过设定目标重构心脏相位，来确定目标重构图像位置。图像处理部302经由输入装置212接受用户所设定的这些图像重构条件。
<步骤S3>
图像处理部302基于条件设定步骤S2中设定的图像重构条件，使用拍摄步骤S1中取得的被摄体的透过X射线数据来进行图像重构。这时，取得拍摄中的被摄体的活动信息，对活动进行补正，并进行重构(活动补正图像重构)。
如图3B所示那样，活动补正图像重构的步骤S3包含：根据拍摄步骤S1中收集的透过X数据来生成活动的检测中所用的一对图像(图像对)的步骤(图像对生成步骤)S31；使用图像对来检测活动的步骤(活动信息取得步骤)S32；使用拍摄步骤S1中收集的透过X数据和步骤S32中检测到的活动信息来进行图像重构的步骤(重构步骤)S33。在图像对生成步骤S31，对构成图像对的第一图像以及第二图像进行减少噪声的处理(滤波)。这些处理的详细之后叙述。
<步骤S4>
最后，在显示装置211显示重构步骤S3中作成的活动补正图像数据。
通过以上的步骤S1～S4得到补正了活动的CT图像，提示给检查者。以下说明活动补正图像重构处理的具体的实施方式。
[实施方式1]
本实施方式的特征在于，在生成图像对时，基于两图像的噪声量的指标的关系性进行滤波，此外，取得包含被摄体所产生的活动的有无或程度的信息，将该信息反映到活动补正图像重构中。在本实施方式中，说明在取得图像对的生成中所用的各透过X射线数据时使用管电流来作为噪声量的指标的情况。
在图4示出本实施方式的图像处理部302的结构例。如图示那样，图像处理部302具备：图像对生成部310；进行噪声减少的滤波部330；活动信息取得部350；以及活动补正图像重构部370。滤波部330包含平滑化滤波器331和调整滤波器的平滑化参数的参数调整部332。在平滑化中能使用低通滤波器、高通滤波器、高斯滤波器、双边滤波器等滤波器，滤波部330将这些当中的1个以上用作平滑化滤波器来进行噪声减少。活动信息取得部350包含：判定活动的有无的活动判定部351；和检测活动的大小和方向的活动检测部352。
以下参考图3B以及图5来说明图像处理部302的各部的活动补正图像重构处理的详细。
首先进行生成图像对的处理(S31)。
<步骤S51>
图像对生成部310根据拍摄步骤S1(图3A)中由数据收集装置106收集的透过X射线数据，通过滤波器补正反投影法来生成2个图像即第一图像以及第二图像。2个图像构成以目标的重构图像位置为中心而正对的图像对。
在图6示出目标的重构图像位置与第一图像以及第二图像的关系。在图6中，位置600表示重构条件设定步骤S2中设定的目标图像重构中心位置，在该示例中，X射线管和被摄体3正对的位置(扫描仪的旋转角度0°的位置)是目标图像重构中心位置。在断层像的重构中，使用以该位置600(0°)为中心的给定角度范围、例如180°以上的范围的透过X射线数据，图像对利用将分别以-90°以及+90°的位置为中心的范围601、602作为图像重构范围的透过X射线数据来生成。即，图像重构范围601和602的大小相等，是分别不足180°的角度的范围，这些图像重构中心位置相互离开180°。该角度范围可以设定默认决定的值，也可以在重构条件设定步骤S2中接受用户设定/变更。
另外，第一图像和第二图像分别并不限于是1张二维图像，成为由多张二维图像构成的三维图像。
<步骤S52>
本步骤是在对第一图像以及第二图像通过滤波进行噪声减少时用于设为与各自的噪声的程度相符的平滑度的处理，首先，参数调整部332取得成为噪声的程度(噪声量)的指标的管电流。
具体地，从拍摄步骤S1中收集的透过X射线数据取得管电流信息。既有使管电流固定来进行拍摄的情况，也有使管电流根据摄像条件而变化的情况。例如，在心脏的拍摄中，为了抑制被辐射剂量，有时根据拍摄时的心电图波形数据，来使作成重构图像的静止相位和这以外的相位中的管电流发生变化。
在图7(图7A～图7C)示出使管电流变化的情况下的心电图波形数据(700)与管电流值的大小(710以及720)的关系的示例。在图7A所示的心电波形700中，在相邻的R波与R波之间设定了拍摄目标心脏相位701的情况下，管电流如图7B所示那样，设定成其波形的中央成为拍摄目标心脏相位701。
在此，在条件设定步骤S2中设定的重构时选择心脏相位(即目标图像重构位置)711与拍摄目标心脏相位701一致的情况下，相对于位置711为等距离(等时间间隔)的第一图像的图像重构范围712以及第二图像的图像重构范围713中的管电流值相等，如图7C所示那样，在重构时选择心脏相位(目标图像重构位置)721从拍摄目标心脏相位701偏离某种程度的情况下，第一图像的图像重构范围722中的管电流值和第二图像的图像重构范围723中的管电流值不一致。
由于在透过X射线数据中，将取得时的管电流的信息作为附带信息来取得，因此，参数调整部332使用第一图像和第二图像取得时的管电流的信息，来对图像对生成步骤S51中取得的第一图像和第二图像算出各自的平均管电流值和平均管电流比。平均管电流值是在图6所示的图像重构范围601、602中变动的管电流的平均值，平均管电流比是第一图像的平均管电流值除以第二图像的平均管电流值而得到的值(或其倒数)。
<步骤S53>
参数调整部332使用管电流取得步骤S52中取得的第一图像和第二图像的平均管电流值和平均管电流比，来决定后续的滤波处理S54中所用的滤波器的平滑化参数。
具体地，在第一图像与第二图像的平均管电流比以1为中心处于一定范围内的情况下，例如在心电相位700(目标拍摄心脏相位701)和管电流710处于图7B那样的关系的情况下，对第一图像以及第二图像基于平均管电流值的信息来设定同一平滑化参数。一定范围例如能决定为平均管电流比为0.9到1.1的范围内等。
另一方面，在第一图像与第二图像的平均管电流比以1为中心处于一定范围外的情况下，例如，在心电相位700(目标拍摄心脏相位701)和管电流720是图7C那样的关系的情况下，对第一图像以及第二图像基于平均管电流值和平均管电流比的1个以上的信息来设定同一或相互不同的平滑化参数。
在图8(图8A、图8B)中示出基于平均管电流值来调整参数的情况和基于平均管电流比的信息来调整参数的情况。如图8A所示那样，在使用第一图像与第二图像的平均管电流值800的情况下，该值越大，则向越弱化平滑化的方向调整平滑化参数。即，由于平均管电流值越大，噪声越少，平均管电流值越小，噪声越大，因此，在第一图像和第二图像的平均管电流值不同的情况下，减弱平均管电流值大的一方的平滑化度，增强平均管电流值小的一方的平滑度。
如图8B所示那样，在使用第一图像与第二图像的平均管电流比801的情况下，其值越是从1向增加方向远离，则越是向增强针对成为基准的图像的平滑化的方向调整平滑化参数，其值越是从1向减少方向远离，则越是向增强针对成为基准的图像以外的图像的平滑化的方向调整平滑化参数。
通过如此地使用平均管电流值或平均管电流比，能进行反映了图像对的噪声的关系性的噪声减少。另外，不管在使用第一图像与第二图像的平均管电流值、平均管电流比的哪一者的情况下，都对平滑化参数设定上限值。由此，能防止过度的平滑化。
另外，在图8中，平均管电流值和平滑化的强度、平均管电流比和平滑化的强度分别成为线性的相关关系，但也可以设为非线性的相关关系。
此外，在图8中，将应调整的平滑化参数总括地表示为“平滑化的强度”(纵轴)，但平滑化参数根据所用的滤波器而不同。作为一例，说明使用双边滤波器的情况下能调整的参数。
双边滤波器用下式(1)表征，式中、w、σ1、σ2这3个参数是决定平滑化的强度的参数。通过调整这些1个以上的参数来决定平滑化的强度。分别在增强平滑化的情况下，向增大w、σ1、σ2的值的方向进行调整，在减弱平滑化的情况下，向减小w、σ1、σ2的值的方向进行调整。
【数学式1】
式中，f(i，j)表征输入图像数据的排列，g(i，j)表征输出图像数据的排列，w表征核的尺寸，σ1表征考虑了与对象体素的距离的权重，σ2表征考虑了与对象体素的像素值的差的权重。
<步骤S54>
在本步骤中，将参数调整部332所设定的参数的滤波器运用于图像对生成步骤S51中取得的第一图像以及第二图像，取得滤波后的第一图像以及第二图像。
在图9示出对平均管电流值相互大幅不同的第一图像以及第二图像进行滤波处理的结果。如图示那样，滤波前的第一图像900和第二图像901由于平均管电流值的差大，因此，噪声倾向相互大幅不同，通过对第一图像以及第二图像分别进行最优化的参数的滤波，从而滤波后的第一图像910和第二图像911的噪声倾向接近。
通过以上的步骤S51～S54，图3B的图像对的生成步骤S31完成。
接着，使用滤波的图像对来检测活动(活动信息取得步骤S32)。在活动信息取得步骤S32，在活动的检测之前，使用两图像的差分来判定活动的有无。以下说明其详细。
<步骤S55>
在本步骤中，首先，对于S51中取得的第一图像和第二图像、或S54中滤波后的第一图像和第二图像取得图像差分。第一图像以及第二图像如S51中说明的那样，在三维图像的情况下，按多个截面的每一者来生成。即，得到多个图像对，也得到多个差分图像。对所取得的所有差分图像按每1张图像来算出像素值的标准偏差，设定全部差分图像的标准偏差的中央值，来作为图像对的标准偏差的代表值。即，标准偏差的代表值成为作为所取得的三维图像的整体的活动的指标。
<步骤S56>
基于上述标准偏差算出步骤S55中取得的标准偏差的值来判定被摄体的活动的有无。具体地，在标准偏差的值为阈值以上的情况下，判定为在被摄体中有活动，在标准偏差的值不足阈值的情况下，判定为在被摄体中没有活动。
在图10示出针对没有活动的被摄体的活动有无的判定例。在图10中，差分图像1010是滤波后的第一图像1000以及第二图像1001的差分图像。如图示那样，差分图像1010的像素值本身低，据此算出的标准偏差的值低于阈值。因此，判定为在该被摄体中没有活动。
<步骤S57>
基于活动的有无的判定(S56)的结果，对滤波后的第一图像和第二图像进行像素值的归一化处理。归一化例如使用Min-Max法对第一图像以及第二图像的全部像素进行，但对应于判定步骤S56中的判定结果设为不同的处理。
对于判定为在被摄体中有活动的图像，通过对输入图像运用式(2)，来归一化成最小值为0且最大值为1的范围。
对于判定为在被摄体中没有活动的图像，通过对输入图像运用使式(2)的分母(fmax-fmin)增加至预先确定的固定值T(T≥fmax-fmin)的式子，来归一化成最小值为0且最大值为M(0＜M≤1)的范围。
【数学式2】
f(i，j)：输入图像数据的排列、g(i，j)：输出图像数据的排列、
fmin：输入图像的像素值的最小值、fmax：输入图像的像素值的最大值
通过如此地判定活动的有无，基于其判定结果来使归一化的方式不同(即，调整成没有活动的情况下的归一化后的值变小)，来调整活动补正的强度。由此，即使没有活动，也能抑制进行过度的活动补正。
<步骤S58>
在以上的步骤S55～S57完成后，使用归一化的图像对来检测活动(图3B的S32)。该处理与现有的活动检测技术同样，进行二图像的非刚体对位，算出图像间的活动向量。
<步骤S59>
最后，图像重构部301使用步骤S58中取得的活动向量和拍摄步骤(图3A：S1)中收集的透过X射线数据，来进行图像重构。
活动补正图像重构根据从以目标重构位置为中心在离开180°的位置作成的第一图像和第二图像算出的活动向量，来推定图像重构中所用的各透过X射线数据取得时的被摄体的活动的大小、方向，通过根据该信息在补正目标重构位置的图像的同时进行反投影，来重构断层像。
通过按多个截面的每一者进行该处理，来得到进行了活动补正的3D断层像数据。将所得到的断层像根据需要存放到存储装置213，而且显示于显示装置211。
如以上说明的那样，根据本实施方式，通过对用于检测活动的图像对进行反映了分别取得这些图像时的管电流的关系的噪声减少，来防止将二图像的噪声的差异误识别为活动分量这样的问题、过度的平滑化所导致的活动分量的损失，能提升活动补正的精度。
此外，根据本实施方式，即使在图像重构条件设定时间点，第一图像和第二图像的管电流值未知，也从透过X射线数据的附带信息取得管电流值，将其反映在噪声减少中，因此，在管电流值有变动的情况下，也能进行与各个变动对应的噪声减少，能实现活动补正精度降低的抑制、图像的不自然的失真的减少。
进而，根据本实施方式，通过判定被摄体的活动的有无，并对应于活动的程度(有无)来变更将二图像归一化时的条件，能消除即使活动微小也进行过度的补正，从而产生起因于图像噪声的不自然的失真等问题。
另外，在本实施方式中，是一并进行(1)反映了管电流的关系的噪声减少和(2)反映了被摄体的活动的有无的判定结果的活动补正的示例，但仅实施2个手段中的一者也包含在本发明中。
[实施方式2]
在实施方式1中，设定在图像重构条件的设定S2中设为目标的图像重构位置(重构心脏相位)，由此决定活动补正中所用的图像对的位置。因此，使用实际取得的第一图像和第二图像的管电流值来进行噪声减少处理。
与此相对，在本实施方式中，在生成图像对的步骤(图3：S31)中，求取能适合地进行活动补正的范围(活动补正可能范围)，在该范围设定重构心脏相位。由此，可事前减少活动补正精度的降低、产生不自然失真的风险。
在本实施方式中，图像处理部302的结构也与图4所示的实施方式1同样，但如图11所示那样，追加管电流算出部340以及重构心脏相位设定部(心脏相位设定部)360。管电流算出部340可以与进行管电流算出的实施方式1的参数调整部332共通化。
以下参考图12来说明本实施方式的处理的流程。
<步骤S41>
管电流算出部340从拍摄步骤S1中收集的透过X射线数据取得管电流信息。得到管电流信息来作为图7A所示那样的管电流的图表，在此，供给管电流，以使其在包含拍摄目标心脏相位的给定相位范围成为High。
管电流算出部340使用该管电流信息，每隔心脏相位的一定间隔，分别算出在给定心脏相位范围内正对的2个图像的平均管电流值。进而，也可以算出两者的平均管电流比。平均管电流值以及平均管电流比与实施方式1的管电流算出步骤S52中取得的同样。
<步骤S42>
接下来，重构心脏相位设定部360使用管电流算出部340所算出的平均管电流值或平均管电流比的至少一方，来预测是否能通过活动补正得到一定的效果。具体地，例如在某心脏相位范围内的图像对的平均管电流值为预先设定的阈值以上的情况下，将该心脏相位范围(心脏相位)判定为活动补正可能心脏相位。此外，在平均管电流值比阈值小的情况下，判定为活动补正不可能心脏相位。在以给定间隔错开心脏相位范围的同时执行这样的判定，最终对所取得的透过X射线数据的整个范围判定是否能进行活动补正。在使用平均管电流比的情况下，也能根据该值是否接近于1(例如平均管电流比为0.9到1.1的范围内还是范围外等)来判定能进行活动补正、不能进行活动补正。
在图13示出这样的判定中得到的结果的示例。在图13中，在应设定重构心脏相位的区域1300中，以白色示出的区域1301是判定为能进行活动补正的区域，以灰色示出的区域1302是判定为不能进行活动补正的区域，分别与心脏相位的区域对应。
<步骤S43>
重构心脏相位设定部360基于判定步骤S42的判定结果来决定重构心脏相位(图像重构位置)，将其设定为重构条件(图3A：S2)。该重构心脏相位的决定可以基于判定结果自动进行，也可以在重构条件设定时，将图13所示那样的包含管电流值1304、活动补正可能区域1301以及活动补正不可能区域1302在内的画面130和表示重构心脏相位的标志(GUI)1305显示在显示装置211，通过用户操作该标志1305，来在任意的位置设定重构心脏相位。也可以在该显示画面将与摄像平行地取得的心电图、心电波形在时间轴上对齐进行显示。由此，用户在拍摄目标心脏相位和管电流偏离的情况下也能指定合适的重构心脏相位。
<步骤S44>
图像对生成部310根据所设定的重构心脏相位(图像重构位置)，选择图6所示的第一图像的区域以及第二图像的区域，来生成第一图像以及第二图像。
<步骤S45>
图像对生成后的处理与图5所示的实施方式1同样地进行滤波器的参数调整(S53)、滤波处理(S54)、像素值的标准偏差算出(S55)、活动的有无判定(S56)、像素值的归一化(S57)、活动向量算出(S58)等。但关于图5的处理中所含的管电流信息的取得(S52)，由于已经在上述步骤S41中算出平均管电流值或平均管电流比，因此，能利用对活动检测中所用的图像对算出的值，能省略处理。
根据本实施方式，能在重构条件设定的阶段中谋求活动补正中所用的图像对的适合化，能提升活动补正的实效性。
在以上的实施方式中，作为噪声量的指标而使用管电流的值，但除此以外还能使用给图像对的噪声差的倾向带来影响的信息。例如，能使用管电压的值，与管电流同样地算出透过X射线数据取得时的噪声量的指标。此外，由于噪声的倾向会根据重构方法、重构滤波器函数、检测器排列等而发生改变，因此，可以加入这些1个以上的因素来算出噪声量的指标。在此，所谓重构方法，是滤波器补正反投影法、逐次近似法。重构滤波器函数是因面向心脏、面向肺区域、面向头部等而不同的滤波器函数。所谓检测器排列，是检测器的列数(16列、64列、256列等)。

Claims (12)

1.一种X射线CT装置，其特征在于，具备：
摄像部，其具有在被摄体的周围旋转的X射线源以及X射线检测器，关于给定的角度范围取得所述被摄体的透过X射线数据；
图像重构部，其使用所述摄像部所取得的透过X射线数据来生成重构图像；和
图像处理部，
所述图像处理部具备：
图像对生成部，其使用所述透过X射线数据的一部分来生成正对的位置的图像对；
噪声减少部，其分别对所述图像对生成部所生成的图像对进行噪声减少；和
活动信息取得部，其使用噪声减少后的图像对，来取得扫描中的被摄体的活动信息，
所述噪声减少部基于所述图像对中所含的图像各自的噪声量的指标的关系来分别对所述图像对进行噪声减少，
所述图像重构部使用所述活动信息取得部所算出的活动信息来补正扫描中的被摄体的活动，生成重构图像。
2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述噪声减少部使用所述图像对的生成中所用的各透过X射线数据取得时的管电流，来作为所述噪声量的指标。
3.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述噪声减少部具备滤波器和调整该滤波器的平滑化参数的参数调整部，所述参数调整部基于所述图像对的各图像用数据取得时的平均管电流值以及平均管电流值的比的至少一方，来调整所述参数。
4.根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述参数调整部将各图像用数据取得时的所述平均管电流值小的一方的平滑化度调整得比所述平均管电流值大的一方的平滑化度高。
5.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述活动信息取得部具备使用噪声减少后的图像对来判定活动的有无的活动判定部，基于所述活动判定部的结果，来分别对所述图像对进行归一化处理。
6.根据权利要求5所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述活动判定部分别对多个所述图像对算出差分图像，使用各差分图像的像素值的标准偏差来判定活动的有无。
7.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述X射线CT装置还具备：
心脏相位设定部，其设定心电同步拍摄时的重构心脏相位，
所述心脏相位设定部遍及多个心脏相位的范围来算出根据透过X射线数据生成的图像对中的各图像的平均管电流值以及平均管电流比的至少一方，对使用算出结果算出的心脏相位的范围判定活动补正可能心脏相位区域。
8.根据权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述心脏相位设定部在所判定的活动补正可能心脏相位区域设定所述重构心脏相位。
9.根据权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述心脏相位设定部将所判定的活动补正可能心脏相位区域显示在显示装置，接受用户的重构心脏相位的设定。
10.一种图像处理装置，接受X射线CT装置所收集的透过X射线数据，进行活动补正图像重构，其特征在于，
所述图像处理装置具备：
图像对生成部，其使用所述透过X射线数据的一部分来生成正对的位置的图像对；
噪声减少部，其分别对所述图像对生成部所生成的图像对，利用基于所述图像对中所含的图像各自的噪声量的指标的关系进行了调整的平滑度来进行噪声减少；
活动信息取得部，其使用噪声减少后的图像对，来取得扫描中的被摄体的活动信息；和
图像重构部，其生成使用所述活动信息取得部所算出的活动信息来对扫描中的被摄体的活动进行了补正的CT图像。
11.一种活动补正图像重构方法，使用透过X射线数据来补正扫描中的被摄体的活动，对CT图像进行图像重构，所述活动补正图像重构方法的特征在于，
使用透过X射线数据的一部分来生成一对图像，
分别对所述一对图像进行噪声减少，这时，基于一对图像中所含的图像各自的噪声量的指标的关系来调整噪声减少时的滤波平滑度，
从噪声减少后的一对图像取得所述被摄体的活动信息，
使用所述活动信息和所述透过X射线数据来进行重构。
12.根据权利要求11所述的活动补正图像重构方法，其特征在于，
生成噪声减少后的一对图像的差分图像，使用该差分图像的像素值的标准偏差来判定所述被摄体的活动的有无，
基于判定结果来进行所述一对图像的归一化处理。
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