JP2004208713A

JP2004208713A - X-ray ct system, image processor and image processing method

Info

Publication number: JP2004208713A
Application number: JP2002378352A
Authority: JP
Inventors: Tetsuya Horiuchi; 哲也堀内
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2002-12-26
Filing date: 2002-12-26
Publication date: 2004-07-29
Anticipated expiration: 2022-12-26
Also published as: JP4316231B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a tomographic image of high image quality by performing a correction processing for artifact removal to the optimum extent regardless of the size of a testee body. <P>SOLUTION: The projection cross section of the testee body is judged as an ellipse, a projection (maximum projection) relating to the long axis of the ellipse is estimated (step S52) and a minimum count value corresponding to the maximum projection is obtained (step S53). Then, a correction gain g for controlling the effect of correction for the artifact removal is determined on the basis of the minimum count value (step S55). <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体にＸ線を複数方向から投影して得られる投影データに基づき、高品質な被検体断層像を提供するためのＸ線ＣＴシステム等における画像処理技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ（Computerized Tomography）システムは、被検体に複数方向からＸ線を投影するスキャンを行い、被検体を透過した各方向からのＸ線より得られる投影データに基づいて画像再構成処理を行うことによって、診断部位の断層像を提供する。
【０００３】
断層像の画質を改善するために、これまでにさまざまな画像処理技術が提案され、実際に導入されている。例えば、再構成処理前または再構成処理後のデータに対して、断層像に現れるアーチファクトを除去するための補正などが行われる（例えば特許文献１を参照。）。
【０００３】
【特許文献１】
特開平７−３１６１０号公報
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のアーチファクト除去用の補正処理では、被検体のサイズによっては補正が不十分であったり逆に過補正であったりする場合があるという問題がある。
【０００５】
そこで、この発明は、被検体のサイズにかかわらず最適な度合いでアーチファクト除去用の補正処理を行うことを可能にし、もって高画質の断層像を提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明の一の側面は、Ｘ線発生源からのＸ線を被検体に複数方向から照射しその透過Ｘ線を検出することで収集された投影データを入力し、その投影データに基づいて被検体の断層像を生成する画像処理装置に関する。この画像処理装置は、入力した投影データに対してアーチファクト除去用の補正処理を行う補正手段を備えており、当該補正手段は、被検体の投影断面を楕円と見立てたときの長軸をＸ線パスとする透過Ｘ線の強度を推定する推定手段と、推定した前記強度に基づいてこの補正手段による補正効果を制御する制御手段とを含むことを特徴とする。
【０００７】
本発明の他の側面は、Ｘ線発生源からのＸ線を被検体に複数方向から照射しその透過Ｘ線を検出することで収集された投影データを入力し、その投影データに基づいて被検体の断層像を生成する画像処理方法に関する。この画像処理方法は、入力した投影データに対してアーチファクト除去用の補正処理を行う補正ステップを有し、当該補正ステップは、被検体の投影断面を楕円と見立てたときの長軸をＸ線パスとする透過Ｘ線の強度を推定する推定ステップと、推定した前記強度に基づいてこの補正ステップによる補正効果を制御する制御ステップとを含むことを特徴とする。
【０００８】
本発明の更に別の側面は、Ｘ線発生源からのＸ線を被検体に複数方向から照射しその透過Ｘ線を検出することで投影データを収集し、その投影データに基づいて被検体の断層像を生成するＸ線ＣＴシステムに関する。このＸ線ＣＴシステムは、入力した投影データに対してアーチファクト除去用の補正処理を行う補正手段を備え、前記補正手段は、被検体の投影断面を楕円と見立てたときの長軸をＸ線パスとする透過Ｘ線の強度を推定する推定手段と、推定した前記強度に基づいてこの補正手段による補正効果を制御する制御手段とを含むことを特徴とする。
【０００９】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して実施形態について詳細に説明する。
【００１０】
図１は、実施形態に係るＸ線ＣＴシステムの構成を示す図である。
【００１１】
図示の如く、本システムは、被検体へのＸ線照射と被検体（患者）を透過したＸ線を検出するガントリ１００と、ガントリ１００に対して各種動作設定を行うとともに、ガントリ１００から出力されてきたデータに基づいて断層像を再構成し出力（表示）する操作コンソール２００を含む構成である。
【００１２】
ガントリ１００は、その全体の制御をつかさどるメインコントローラ１をはじめ以下の構成を備える。
【００１３】
２ａおよび２ｂは操作コンソール２００との通信を行うためのインタフェース、３はテーブル１１上に横たえた被検体を図面に垂直な方向（一般に患者の体軸の方向に一致する方向であり、以下、ｚ軸方向という。）に搬送するための空洞部を有する回転部であり、その内部には、Ｘ線発生源であるＸ線管４（Ｘ線管コントローラ５により駆動が制御される）、Ｘ線の照射範囲を制限するための開口を有するコリメータ６、コリメータ６のｚ軸方向の開口幅を調整するための開口制御モータ７（開口制御モータドライバ８により駆動が制御される）が設けられている。
【００１４】
また、回転部３には、コリメータ６および空洞部を経由してきたＸ線管４からのＸ線を検出するための複数（例えば1,000個）の検出チャネルを有するＸ線検出部１４、および、Ｘ線検出部１４の各検出チャネルの出力に基づき投影データとして収集するデータ収集部１５も備える。Ｘ線管４およびコリメータ６とＸ線検出部１４とは、互いに空洞部を挟んで、すなわち、被検体を挟んで、対向する位置に設けられる。回転部３は、その位置関係を維持した状態で空洞部の周りを回転するように構成されている。この回転は、回転モータドライバ１０からの駆動信号により駆動される回転モータ９によって行われる。また、被検体を載置するテーブル１１は、ｚ軸方向への搬送がなされるが、その駆動は、テーブルモータドライバ１３からの駆動信号により駆動されるテーブルモータ１２によって行われる。
【００１５】
メインコントローラ１は、インタフェース２ａを介して受信した各種コマンドの解析を行い、それに基づいて上記のＸ線管コントローラ５、開口制御モータドライバ８、回転モータドライバ１０、テーブルモータドライバ１３、およびデータ収集部１５に対し、各種制御信号を出力することになる。
【００１６】
また、データ収集部１５で収集されたデータは、インタフェース２ｂを介して操作コンソール２００に送出される。
【００１７】
一方、操作コンソール２００は、いわゆるワークステーションであり、図示するように、装置全体の制御を司るＣＰＵ５１、ブートプログラム等を記憶しているＲＯＭ５２、主記憶装置として機能するＲＡＭ５３をはじめ、以下の構成を備える。
【００１８】
ＨＤＤ５４は、ハードディスク装置であって、ここにＯＳのほか、ガントリ１００に各種指示を与えたり、ガントリ１００より受信したデータに基づいて断層像を再構成し、表示するための画像処理プログラムが格納されている。また、ＶＲＡＭ５５は表示しようとするイメージデータを展開するメモリであり、ここにイメージデータ等を展開することでＣＲＴ５６に表示させることができる。５７および５８はそれぞれ、各種設定を行うためのキーボードおよびマウスである。また、５９および６０はガントリ１００と通信を行うためのインタフェースであり、それぞれガントリ１００のインタフェース２ａおよび２ｂに接続される。
【００１９】
実施形態におけるＸ線ＣＴシステムの構成は概ね上記のとおりである。かかる構成のＸ線ＣＴシステムにおいて、投影データの収集は例えば次のように行われる。
【００２０】
まず、被検体を回転部３の空洞部に位置させた状態でｚ軸方向の位置を固定し、Ｘ線管４からのＸ線ビームを被検体に照射し（Ｘ線の投影）、その透過Ｘ線をＸ線検出部１４で検出する。そして、この透過Ｘ線の検出を、Ｘ線管４とＸ線検出部１４を被検体の周囲を回転させながら（すなわち、投影角度（ビュー角度）を変化させながら）複数N（例えば、N=1,000）のビュー方向で、360度分行う。
【００２１】
検出された各透過Ｘ線は、データ収集部１５でディジタル値に変換されて投影データとしてインタフェース２ｂを介して操作コンソール２００に転送される。これら一連の工程を１つの単位として１スキャンとよぶ。そして、順次ｚ軸方向にスキャン位置を所定量移動して、次のスキャンを行っていく。このようなスキャン方式はアキシャルスキャン方式とよばれるが、投影角度の変化に同期してテーブル１１を所定速度で移動させることでスキャン位置を移動させながら（Ｘ線管４とＸ線検出部１４とが被検体の周囲をらせん状に周回することになる）投影データを収集する、いわゆるヘリカルスキャン方式であってもよい。
【００２２】
操作コンソール２００は、ガントリ１００から転送されてくる投影データをＨＤＤ５４に格納するとともに、例えば、所定の再構成関数とたたみ込み演算を行い、バックプロジェクション処理により断層像を再構成する。ここで、操作コンソール２００は、スキャン処理中にガントリ１００から順次転送されてくる投影データからリアルタイムに断層像を再構成し、常に最新の断層像をＣＲＴ５６に表示させることが可能である。さらに、ＨＤＤ５４に格納されている投影データを呼び出して改めて画像再構成を行わせることも可能である。
【００２３】
次に、本実施形態における操作コンソール２００で行われる処理の概要を、図２のフローチャートを用いて説明する。このフローチャートに対応するプログラムは、ＨＤＤ５４にインストールされている画像処理プログラムに含まれ、ＲＡＭ５３にロードされてＣＰＵ５１によって実行されるものである。
【００２４】
まず、スキャン計画を立てる（ステップＳ１）。一般には、画像処理プログラムが提供するＧＵＩ（ＣＲＴ５６に設定画面が表示され、キーボード５７および／またはマウス５８を用いて入力することを可能にするユーザインタフェース）を介して、諸種のスキャン条件が設定されることになる。スキャン条件としては、例えば、スライス厚、スキャン開始／終了位置、Ｘ線管４に与える電流値、ガントリ３の回転速度等がある。このスキャン計画そのものは公知のものであるので、その詳細は省略する。設定されたスキャン条件はＲＡＭ５３に記憶される。
【００２５】
次に、ステップＳ２で、オペレータからのキーボード５７またはマウス５８の入力に応じて、設定されたスキャン条件を含むスキャン指示をガントリ１００に送出する。ガントリ１００はこれに応じて、スキャン条件に従いスキャンを開始する。
【００２６】
そして、ガントリ１００より転送されてくる各スライス位置の投影データを入力し（ステップＳ３）、その投影データに対し、対数変換、線質硬化（Beam Hardning）補正、所定のリファレンス用検出チャネルを用いた投影データの正規化（リファレンス補正）等の、所定の前処理を行う（ステップＳ４）。
【００２７】
その後、アーチファクト除去用の補正処理を実行する（ステップＳ５）。この補正処理の内容については後ほど詳しく説明する。
【００２８】
そして、所定の画像再構成アルゴリズム（例えば、フィルタード・バックプロジェクション）に従い断層像の再構成を行い（ステップＳ６）、その断層像をＣＲＴ５６に表示する（ステップＳ７）。
【００２９】
本実施形態における操作コンソール２００で行われる処理の概ね上記のとおりであるが、次に、上記のステップＳ５におけるアーチファクト除去用の補正処理について詳しく説明する。
【００３０】
図３は、投影角度θにおいて被検体にＸ線を照射したときに収集される投影データを示す図である。
【００３１】
同図において、Ｘ線管４から強度Ｉ_０のＸ線が、投影角度θで被検体に照射される（同図（ａ））。ＨはＸ線が照射される被検体（テーブル１１に横たわっている）の断層面を示している。Ｘ線検出器１４の各検出チャネル（ｃｈ）では、Ｘ線パスに係る吸収係数の通路積分量だけ減衰した強度のＸ線が投影データとして検出される（同図（ｂ））。本明細書では、検出強度（検出チャネル出力）のことを「カウント値」といい、また、投影角度θ、検出チャネルｃｈにおけるカウント値をｃ（θ，ｃｈ）で表す。
【００３２】
上記したステップＳ３では各投影角度における各検出チャネルのカウント値が操作コンソール２００に入力されることになる。操作コンソール２００では、このカウント値をＸ線減衰量を表すかたちに変形するため、次式で示すような対数変換を行う（上記したステップＳ４における前処理として行われる。）。本明細書では、カウント値の対数変換後のデータをプロジェクションとよび、投影角度θ、検出チャネルｃｈにおけるプロジェクションをｐ（θ，ｃｈ）で表す。
【００３３】
ｐ（θ，ｃｈ）＝−ｌｏｇ（ｃ（θ，ｃｈ）／Ｉ_０）（１）
【００３４】
このようにして得られたプロジェクションｐ（θ，ｃｈ）が、同図（ｃ）に示される。
【００３５】
さて、このｐ（θ，ｃｈ）にアーチファクト除去用の補正処理を加えるわけであるが、本実施形態におけるアーチファクト除去用の補正処理は、基本的には、検出チャネルｃｈのカウント値が小さいほど、すなわちＸ線減衰量が大きいほど、検出チャネル方向のｐ（θ，ｃｈ）の高周波抑制効果を大きくするような補正を行う。これは、カウント値が小さいほど、すなわちＸ線減衰量が大きいほど増大するノイズ成分を抑圧するためである。
【００３６】
補正後のデータｐ’（θ，ｃｈ）は、次式で表される。
【００３７】
ｐ’（θ，ｃｈ）＝ｓｍ（ｐ（θ，ｃｈ））＋ｇ・｛ｐ（θ，ｃｈ）−ｓｍ（ｐ（θ，ｃｈ））｝（２）
【００３８】
ただし、右辺第１項のｓｍ（ｐ（θ，ｃｈ））は、典型的には前後複数チャネル（例えば７チャネル）の移動平均法による平均化処理である。これによって低周波成分が抽出され高周波成分が抑制される。もちろん、高周波抑制効果が得られるかぎり、移動平均法による平滑化だけではなく別のローパスフィルタを用いてもよい。
【００３９】
そして、右辺第２項は、元のデータｐ（θ，ｃｈ）から低周波成分ｓｍ（ｐ（θ，ｃｈ））を差し引いて得られる高周波成分に所定のゲインｇ（ただし０≦ｇ≦１）を乗じる演算である。上式より、このゲインｇを小さくするほど補正効果（すなわち高周波抑制効果）が強まり、逆にゲインｇを大きくするほど補正効果が弱まることが理解されよう。したがって、この補正処理においては、図４に示すように、検出チャネルｃｈのカウント値が小さいほど（すなわちＸ線減衰量が大きいほど）、補正効果を強めるべくゲインｇが小さな値に設定され、検出チャネルｃｈのカウント値が大きいほど（すなわちＸ線減衰量が小さいほど）、補正効果を弱めるべくゲインｇが大きな値に設定されることになる。
【００４０】
従来、ゲインｇは例えば次式により求められていた。
【００４１】
ｇ＝1.0−ｅ^{ｃ（θ，ｃｈ）} ^/U （３）
ただし、Ｕは所定の定数である。
【００４２】
さて、従来のアーチファクト除去用の補正処理では、被検体のサイズによっては補正が不十分であったり逆に過補正であったりする場合があるということは先述したとおりである。この原因は、上記（３）式によるゲインｇの設定にあることが分かった。以下、その理由を図５を用いて詳しく説明する。
【００４３】
図５の（ａ）は、被検体Ｈの投影断面を示している。この投影断面を楕円と仮定し、この楕円の短軸の半径をＡ、長軸の半径をＢとする。そして、この短軸に所定線量のＸ線を照射したときのカウント値をｃ_Ａ、長軸に同じ線量のＸ線を照射したときのカウント値をｃ_Ｂとする。
【００４４】
図５の（ｃ）は、（３）式による、各カウント値に対するゲインｇを示すグラフである。このグラフから分かるようにカウント値が大きくなるほどゲインｇの値は１に近づいていく。このグラフにおけるカウント値ｃ_Ｂ〜ｃ_Ａの区間では、ゲインｇが適度に変動し、適切な補正効果が得られる。
【００４５】
図５の（ｂ）は、（ａ）に示した被検体Ｈより小さいサイズの被検体Ｈ’の投影断面を示しており、やはりその投影断面を楕円と仮定する。この楕円の短軸の半径をＡ’、長軸の半径をＢ’とし、また、この短軸に所定線量のＸ線を照射したときのカウント値をｃ_Ａ’、長軸に同じ線量のＸ線を照射したときのカウント値をｃ_Ｂ’とする。
【００４６】
さて、（ｃ）のグラフにおけるこのカウント値ｃ_Ｂ’〜ｃ_Ａ’の区間に注目してみると、その区間ではゲインｇはほぼ１に収束しており、補正がほとんど効かないことになる。
【００４７】
さらに、図示は省略するが、逆に（ａ）に示した被検体Ｈよりも大きいサイズの被検体に対しては、（ｃ）のグラフにおける対応する区間ではゲインｇは小さな値でのみ変動することになり、過補正になるおそれがある。
【００４８】
このように、従来のゲインｇの設定式は被検体の投影断面のサイズをまったく考慮していないために、補正が不十分であったり、過補正となる場合があった。
【００４９】
そこで、本件発明者は、被検体の投影断面を楕円と見立て、その楕円の長軸（被検体のサイズを表す）をＸ線パスとする透過Ｘ線の強度（カウント値）に基づいて補正曲線を調整することで、補正効果を制御することを提案する。
【００５０】
被検体内のＸ線吸収係数が均一と仮定すれば、Ｘ線が被検体を通過する距離はプロジェクションに対応する。よって、楕円の長軸の長さを求めることは１スキャンにおける最大のプロジェクションを求めることに相当する。しかし、適正な補正を開始するまでに１スキャン待たなければならないのは望ましくない。本発明は第１スキャンの第１ビューの投影データから適正な補正が加えられることを一つの特徴とする。
【００５１】
図６は、実施形態における、ステップＳ５のアーチファクト除去用の補正処理の内容を示すフローチャートである。ここでは、第１ビューの投影データに係る補正について示すこととし、第１ビューの投影角度をθとする。これは、ヘリカルスキャンを行う場合には一般に、初期投影角度は任意であることを考慮したものである。
【００５２】
まず、ステップＳ５２で、被検体の投影断面を楕円と見立てたときの長軸に係るプロジェクション、すなわち最大プロジェクションｐ_ｍａｘを推定する。具体的には、例えば以下のように推定する。
【００５３】
まず、投影下面積（プロジェクション面積）を求める。これは各検出チャネルｃｈのプロジェクションの総和を求めることとほぼ等価である。よって、プロジェクション面積Ｓは次式で表される。
【００５４】

【００５５】
ただし、Ｎは検出チャネルの総数を表す。
【００５６】
また、投影断面である楕円の短軸の半径をＡ、長軸の半径をＢとすると、投影断面の面積Ｓ（＝プロジェクション面積）は次式で表される。
【００５７】
Ｓ＝ｋＡＢπ＋ｉ（５）
ただし、ｋ、ｉは装置によって決まる定数である。
【００５８】
さらに、Ｘ線検出部１４の中心の検出チャネルｃｃｈにおけるプロジェクションｐ（θ，ｃｃｈ）は、次式で表される。
【００５９】

【００６０】
上記した（４）、（５）、（６）式より、Ａ、Ｂが求められる。Ｂの長さは長軸に係るプロジェクションに相当する。これによって最大プロジェクションｐ_ｍａｘを推定することができる。
【００６１】
次に、ステップＳ５３で、最大プロジェクションｐ_ｍａｘに対応するカウント値（最小カウント値）ｃ_ｍｉｎを次式により求める。
【００６２】

【００６３】
これにより、被検体の投影断面を楕円と見立てたときの長軸をＸ線パスとする透過Ｘ線の強度（最小カウント値）が推定された。
【００６４】
次に、ステップＳ５４で、上記した最小カウント値ｃ_ｍｉｎを用いた補正係数αを次式により求める。
【００６５】
α＝β・ｃ_ｍｉｎ／ｌｎ（0.1）（８）
ただし、βは補正強度を決定する所定の係数である。
【００６６】
続いて、上記した補正係数αを用いた補正ゲインｇを、次式により求める。
【００６７】
ｇ＝1.0−ｅ^{ｃ（θ，ｃｈ）} ^/ ^α （９）
【００６８】
上記した従来の補正ゲインｇの設定式（３）では、被検体のサイズに関する情報が考慮されていなかったのに対し、この（９）式には、被検体の投影断面を楕円と見立てたときの長軸をＸ線パスとする透過Ｘ線の強度（最小カウント値）によって決定される係数αが含まれている。
【００６９】
（９）式で表される補正ゲインｇによる補正曲線は、図７に示すように、標準的な曲線７０が、αの値に応じて曲線７１や曲線７２のように調整されることになる。
【００７０】
そして、ステップＳ５６で、上記した（２）式と同様に補正を実行する。
【００７１】
ｐ’（θ，ｃｈ）＝ｓｍ（ｐ（θ，ｃｈ））＋ｇ・｛ｐ（θ，ｃｈ）−ｓｍ（ｐ（θ，ｃｈ））｝（10）
【００７２】
以上説明した実施形態によれば、被検体の投影断面を楕円と見立て、被検体のサイズとしての楕円の長軸をＸ線パスとする透過Ｘ線の強度（カウント値）に基づいて補正曲線を調整するようにした。これにより、補正効果が適正に制御されるようになる。
【００７３】
また、以上説明した実施形態によれば、本発明はＸ線ＣＴシステムにおける操作コンソール２００の制御処理によって実現されたが、この操作コンソール２００とは独立してスクリーニング検査等のための画像観察用端末（Dr's console）を上記システムに接続し、上述した処理をこの端末に行わせることももちろん可能である。操作コンソール２００および上記画像観察用端末の構成自体は汎用の画像処理装置（ワークステーションやパーソナルコンピュータ等）で実現できるものであるので、上述のとおり、ソフトウェアを同装置にインストールし、それでもって実現することが可能である。
【００７４】
したがって、本発明の機能処理をコンピュータで実現するための、コンピュータにインストールされるプログラム自体および、そのプログラムを格納した記録媒体そのものも本発明を実現するものである。つまり、本発明の特許請求の範囲には、本発明の機能処理を実現するためのプログラム自体および、そのプログラムを格納したコンピュータ読み取り可能な記録媒体も含まれる。
【００７５】
プログラムを供給するための記録媒体としては、例えば、フレキシブルディスク、光ディスク（CD-ROM、CD-R、CD-RW、DVD等）、光磁気ディスク、磁気テープ、メモリカード等がある。
【００７６】
その他、プログラムの供給方法としては、インターネットを介して本発明のプログラムをファイル転送によって取得する態様も含まれる。
【００７７】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、被検体のサイズにかかわらず最適な度合いでアーチファクト除去用の補正処理を行うことを可能にし、もって高画質の断層像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施形態におけるＸ線ＣＴシステムのブロック構成図である。
【図２】実施形態における操作コンソールで行われる処理の概要を示すフローチャートである。
【図３】被検体にＸ線を照射したときに収集される投影データを示す図である。
【図４】実施形態における補正ゲインと補正効果との関係を示す図である。
【図５】被検体のサイズと補正ゲインとの関係を説明する図である。
【図６】実施形態におけるアーチファクト除去用の補正処理を示すフローチャートである。
【図７】補正曲線が調整されるようすを示す図である。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an image processing technique in an X-ray CT system or the like for providing a high-quality tomographic image of a subject based on projection data obtained by projecting X-rays on the subject from a plurality of directions.
[0002]
[Prior art]
An X-ray CT (Computerized Tomography) system performs a scan for projecting X-rays on a subject from a plurality of directions, and performs an image reconstruction process based on projection data obtained from X-rays from each direction transmitted through the subject. This provides a tomographic image of the diagnostic site.
[0003]
To improve the image quality of tomographic images, various image processing techniques have been proposed and actually introduced. For example, correction for removing an artifact appearing in a tomographic image is performed on the data before or after the reconstruction processing (for example, see Patent Document 1).
[0003]
[Patent Document 1]
JP-A-7-31610
[Problems to be solved by the invention]
However, in the conventional correction processing for artifact removal, there is a problem that the correction may be insufficient or overcorrected depending on the size of the subject.
[0005]
Therefore, an object of the present invention is to enable a correction process for removing artifacts to be performed at an optimum degree regardless of the size of a subject, thereby providing a high-quality tomographic image.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
One aspect of the present invention is to input projection data collected by irradiating an object with X-rays from an X-ray source from a plurality of directions and detecting transmitted X-rays, and based on the projection data, The present invention relates to an image processing apparatus that generates a tomographic image of a specimen. The image processing apparatus includes a correction unit that performs correction processing for removing artifacts on input projection data, and the correction unit sets a long axis when a projection cross section of the subject is regarded as an ellipse as an X-ray. It is characterized by including estimating means for estimating the intensity of transmitted X-rays serving as a path, and control means for controlling a correction effect of the correcting means based on the estimated intensity.
[0007]
According to another aspect of the present invention, projection data collected by irradiating the subject with X-rays from an X-ray source from a plurality of directions and detecting the transmitted X-rays is input, and based on the projection data, The present invention relates to an image processing method for generating a tomographic image of a specimen. This image processing method includes a correction step of performing a correction process for removing artifacts on input projection data, and the correction step includes setting a long axis when the projected cross section of the subject is regarded as an ellipse in an X-ray path. An estimation step of estimating the intensity of transmitted X-rays, and a control step of controlling a correction effect of the correction step based on the estimated intensity.
[0008]
Yet another aspect of the present invention is to collect projection data by irradiating the subject with X-rays from an X-ray source from a plurality of directions and detecting the transmitted X-rays, and based on the projection data, collect the projection data. The present invention relates to an X-ray CT system that generates a tomographic image. The X-ray CT system includes correction means for performing correction processing for removing artifacts on the input projection data, and the correction means sets a long axis when the projected cross section of the subject is regarded as an ellipse in an X-ray path. And estimating means for estimating the intensity of transmitted X-rays, and control means for controlling a correction effect of the correcting means based on the estimated intensity.
[0009]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments will be described in detail with reference to the drawings.
[0010]
FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration of an X-ray CT system according to the embodiment.
[0011]
As shown in the figure, the present system includes a gantry 100 for irradiating a subject with X-rays and detecting X-rays transmitted through the subject (patient), performs various operation settings for the gantry 100, and outputs the gantry 100 from This is a configuration including an operation console 200 that reconstructs and outputs (displays) a tomographic image based on acquired data.
[0012]
The gantry 100 includes the following configuration including the main controller 1 that controls the entire gantry.
[0013]

Reference numerals

2a and 2b denote interfaces for performing communication with the operation console 200. Reference numeral 3 denotes a direction in which the subject lying on the table 11 is perpendicular to the drawing (generally, the direction coincides with the direction of the patient's body axis; A rotating unit having a hollow portion for transporting in the axial direction. Inside the rotating unit, an X-ray tube 4 (the driving of which is controlled by an X-ray tube controller 5) and an X-ray A collimator 6 having an opening for restricting the irradiation range of the collimator, and an aperture control motor 7 (the drive is controlled by an aperture control motor driver 8) for adjusting the aperture width of the collimator 6 in the z-axis direction are provided. .
[0014]
Further, the rotating unit 3 includes an X-ray detector 14 having a plurality of (for example, 1,000) detection channels for detecting X-rays from the X-ray tube 4 that has passed through the collimator 6 and the cavity, and an X-ray detector. There is also provided a data collection unit 15 for collecting as projection data based on the output of each detection channel of the line detection unit 14. The X-ray tube 4, the collimator 6, and the X-ray detection unit 14 are provided at positions opposing each other with the cavity therebetween, that is, with the subject interposed therebetween. The rotating unit 3 is configured to rotate around the cavity while maintaining the positional relationship. This rotation is performed by a rotation motor 9 driven by a drive signal from a rotation motor driver 10. The table 11 on which the subject is placed is conveyed in the z-axis direction. The table 11 is driven by a table motor 12 driven by a drive signal from a table motor driver 13.
[0015]
The main controller 1 analyzes various commands received via the interface 2a, and based on the analysis, the X-ray tube controller 5, the aperture control motor driver 8, the rotary motor driver 10, the table motor driver 13, and the data collection unit. 15 to output various control signals.
[0016]
The data collected by the data collection unit 15 is sent to the operation console 200 via the interface 2b.
[0017]
On the other hand, the operation console 200 is a so-called workstation, and includes the following components, including a CPU 51 that controls the entire apparatus, a ROM 52 that stores a boot program and the like, and a RAM 53 that functions as a main storage device, as shown in the figure. Prepare.
[0018]
The HDD 54 is a hard disk device in which, in addition to the OS, an image processing program for giving various instructions to the gantry 100 and for reconstructing and displaying a tomographic image based on data received from the gantry 100 is stored. ing. The VRAM 55 is a memory for expanding the image data to be displayed, and by expanding the image data and the like here, it can be displayed on the CRT 56.

Reference numerals

57 and 58 denote a keyboard and a mouse for making various settings.

Interfaces

59 and 60 for communicating with the gantry 100 are connected to the

interfaces

2a and 2b of the gantry 100, respectively.
[0019]
The configuration of the X-ray CT system in the embodiment is substantially as described above. In the X-ray CT system having such a configuration, collection of projection data is performed, for example, as follows.
[0020]
First, a position in the z-axis direction is fixed while the subject is positioned in the cavity of the rotating unit 3, and the subject is irradiated with an X-ray beam from the X-ray tube 4 (projection of X-rays) and transmitted therethrough. X-rays are detected by the X-ray detector 14. The detection of the transmitted X-rays is performed by rotating the X-ray tube 4 and the X-ray detector 14 around the subject (that is, changing the projection angle (view angle)) by a plurality of N (for example, N = In the view direction of 1,000), perform 360 degrees.
[0021]
Each of the detected transmitted X-rays is converted into a digital value by the data collection unit 15 and transferred to the operation console 200 via the interface 2b as projection data. These series of steps are called one scan as one unit. Then, the scan position is sequentially moved in the z-axis direction by a predetermined amount, and the next scan is performed. Such a scanning method is called an axial scanning method, but by moving the table 11 at a predetermined speed in synchronization with a change in the projection angle, while moving the scanning position (the X-ray tube 4 and the X-ray (Which spirals around the subject). A so-called helical scan method for collecting projection data may be used.
[0022]
The operation console 200 stores the projection data transferred from the gantry 100 in the HDD 54, performs a convolution operation with a predetermined reconstruction function, and reconstructs a tomographic image by back projection processing. Here, the operation console 200 can reconstruct a tomographic image in real time from projection data sequentially transferred from the gantry 100 during the scanning process, and can always display the latest tomographic image on the CRT 56. Further, it is also possible to call up the projection data stored in the HDD 54 and perform image reconstruction again.
[0023]
Next, an outline of a process performed by the operation console 200 according to the present embodiment will be described with reference to a flowchart of FIG. A program corresponding to this flowchart is included in the image processing program installed in the HDD 54, loaded into the RAM 53, and executed by the CPU 51.
[0024]
First, a scan plan is made (step S1). In general, various scan conditions are set through a GUI (a user interface that allows a setting screen to be displayed on the CRT 56 and input using the keyboard 57 and / or the mouse 58) provided by the image processing program. Will be. The scanning conditions include, for example, a slice thickness, a scan start / end position, a current value applied to the X-ray tube 4, a rotation speed of the gantry 3, and the like. Since the scan plan itself is publicly known, its details are omitted. The set scan conditions are stored in the RAM 53.
[0025]
Next, in step S2, a scan instruction including the set scan conditions is transmitted to the gantry 100 in response to an input from the keyboard 57 or the mouse 58 from the operator. In response, the gantry 100 starts scanning according to the scanning conditions.
[0026]
Then, the projection data of each slice position transferred from the gantry 100 is input (step S3), and the projection data is subjected to logarithmic conversion, beam hardening correction, and a predetermined reference detection channel. Predetermined preprocessing such as normalization (reference correction) of the projection data is performed (step S4).
[0027]
Thereafter, a correction process for removing artifacts is performed (step S5). The details of this correction processing will be described later in detail.
[0028]
Then, the tomographic image is reconstructed according to a predetermined image reconstruction algorithm (for example, filtered back projection) (step S6), and the tomographic image is displayed on the CRT 56 (step S7).
[0029]
The processing performed by the operation console 200 according to the present embodiment is generally as described above. Next, the correction processing for removing artifacts in step S5 will be described in detail.
[0030]
FIG. 3 is a diagram showing projection data collected when the subject is irradiated with X-rays at the projection angle θ.
[0031]
In the figure, the X-ray intensity I ₀ from the X-ray tube 4 is irradiated onto the subject at a projection angle theta (FIG. (A)). H indicates a tomographic plane of the subject (lying on the table 11) to which the X-ray is irradiated. In each detection channel (ch) of the X-ray detector 14, X-rays having an intensity attenuated by the path integral of the absorption coefficient relating to the X-ray path are detected as projection data (FIG. 2B). In this specification, the detection intensity (detection channel output) is referred to as “count value”, and the projection angle θ and the count value in the detection channel ch are represented by c (θ, ch).
[0032]
In step S3 described above, the count value of each detection channel at each projection angle is input to the operation console 200. In the operation console 200, in order to transform the count value into a form representing the amount of X-ray attenuation, logarithmic conversion as shown in the following equation is performed (performed as preprocessing in step S4 described above). In the present specification, the data after logarithmic conversion of the count value is called projection, and the projection angle θ and the projection in the detection channel ch are represented by p (θ, ch).
[0033]
p (θ, ch) = − log (c (θ, ch) / I ₀ ) (1)
[0034]
The projection p (θ, ch) obtained in this way is shown in FIG.
[0035]
Now, correction processing for artifact removal is added to this p (θ, ch). In the correction processing for artifact removal in the present embodiment, basically, as the count value of the detection channel ch becomes smaller, That is, the correction is performed so that the higher the X-ray attenuation, the greater the effect of suppressing the high frequency of p (θ, ch) in the detection channel direction. This is to suppress a noise component that increases as the count value decreases, that is, as the X-ray attenuation increases.
[0036]
The corrected data p ′ (θ, ch) is expressed by the following equation.
[0037]
p ′ (θ, ch) = sm (p (θ, ch)) + g · {p (θ, ch) −sm (p (θ, ch))} (2)
[0038]
However, sm (p (θ, ch)) in the first term on the right side is typically an averaging process using a moving average method for a plurality of front and rear channels (for example, seven channels). Thereby, low frequency components are extracted and high frequency components are suppressed. Of course, another low-pass filter may be used in addition to the smoothing by the moving average method as long as the high-frequency suppression effect can be obtained.
[0039]
The second term on the right-hand side is a predetermined gain g (0 ≦ g ≦ 1) obtained by subtracting the low-frequency component sm (p (θ, ch)) from the original data p (θ, ch). Is an operation of multiplying by. From the above equation, it can be understood that the correction effect (that is, the high-frequency suppression effect) increases as the gain g decreases, and the correction effect decreases as the gain g increases. Therefore, in this correction processing, as shown in FIG. 4, the smaller the count value of the detection channel ch (ie, the larger the amount of X-ray attenuation), the smaller the gain g is set to enhance the correction effect. As the count value of the channel ch is larger (ie, the X-ray attenuation is smaller), the gain g is set to a larger value to weaken the correction effect.
[0040]
Conventionally, the gain g has been determined by, for example, the following equation.
[0041]
g = 1.0-ec ^{(θ, ch)} ^{/ U} (3)
Here, U is a predetermined constant.
[0042]
As described above, in the conventional correction processing for removing artifacts, the correction may be insufficient or overcorrected depending on the size of the subject. It has been found that the cause lies in the setting of the gain g according to the above equation (3). Hereinafter, the reason will be described in detail with reference to FIG.
[0043]
FIG. 5A illustrates a projected cross section of the subject H. This projected cross section is assumed to be an ellipse, and the radius of the minor axis of the ellipse is A, and the radius of the major axis is B. The count value when the short axis is irradiated with a predetermined dose of X-rays is c _A , and the count value when the long axis is irradiated with the same dose of X-rays is c _B.
[0044]
FIG. 5C is a graph showing the gain g with respect to each count value according to the equation (3). As can be seen from this graph, the value of the gain g approaches 1 as the count value increases. In the section of the count values c _{B to} c _A in this graph, the gain g fluctuates appropriately, and an appropriate correction effect can be obtained.
[0045]
FIG. 5B shows a projected cross section of the subject H ′ having a smaller size than the subject H shown in FIG. 5A, and the projected section is also assumed to be elliptical. The radius of the minor axis of the ellipse is A ', the radius of the major axis is B', the count value when a predetermined dose of X-rays is irradiated on the minor axis is cA _' , and the major axis is the X-ray of the same dose. The count value when irradiating the line is assumed to be _{cB '} .
[0046]
Now, paying attention to the section of the count values c _{B ′ to} c _{A ′} in the graph of (c), the gain g converges to almost 1 in that section, and the correction is hardly effective.
[0047]
Further, although not shown, for an object having a size larger than the object H shown in (a), the gain g fluctuates only at a small value in the corresponding section in the graph of (c). This may result in overcorrection.
[0048]
As described above, since the conventional setting formula of the gain g does not consider the size of the projection cross section of the subject at all, the correction may be insufficient or may be overcorrected.
[0049]
Therefore, the present inventor regards the projected cross section of the subject as an ellipse, and corrects the correction curve based on the intensity (count value) of transmitted X-rays whose long axis (representing the size of the subject) is an X-ray path. It is proposed to control the correction effect by adjusting.
[0050]
Assuming that the X-ray absorption coefficient in the subject is uniform, the distance that the X-ray passes through the subject corresponds to the projection. Therefore, finding the length of the major axis of the ellipse is equivalent to finding the maximum projection in one scan. However, it is not desirable to wait for one scan before starting proper correction. The present invention is characterized in that an appropriate correction is applied from the projection data of the first view of the first scan.
[0051]
FIG. 6 is a flowchart showing the details of the correction processing for removing artifacts in step S5 in the embodiment. Here, the correction relating to the projection data of the first view is described, and the projection angle of the first view is θ. This takes into consideration that the initial projection angle is generally arbitrary when performing helical scan.
[0052]
First, in step S52, the projection relating to the long axis when the projected cross section of the subject is regarded as an ellipse, that is, the maximum projection p _max is estimated. Specifically, for example, it is estimated as follows.
[0053]
First, an area under projection (projection area) is obtained. This is substantially equivalent to obtaining the sum of the projections of each detection channel ch. Therefore, the projection area S is represented by the following equation.
[0054]

[0055]
Here, N represents the total number of detection channels.
[0056]
Further, assuming that the radius of the minor axis of the ellipse which is the projected cross section is A and the radius of the major axis is B, the area S (= projection area) of the projected cross section is expressed by the following equation.
[0057]
S = kABπ + i (5)
Here, k and i are constants determined by the device.
[0058]
Further, the projection p (θ, cch) in the detection channel cch at the center of the X-ray detection unit 14 is represented by the following equation.
[0059]

[0060]
A and B are obtained from the above equations (4), (5) and (6). The length of B corresponds to the projection related to the major axis. As a result, the maximum projection p _max can be estimated.
[0061]
Next, in step S53, a count value (minimum count value) c _min corresponding to the maximum projection p _max is obtained by the following equation.
[0062]

[0063]
As a result, the intensity (minimum count value) of transmitted X-rays having the long axis as the X-ray path when the projected cross section of the subject is regarded as an ellipse was estimated.
[0064]
Next, in step S54, a correction coefficient α using the above-described minimum count value c _min is obtained by the following equation.
[0065]
α = β · c _min /ln(0.1) (8)
Here, β is a predetermined coefficient for determining the correction strength.
[0066]
Subsequently, a correction gain g using the above-described correction coefficient α is obtained by the following equation.
[0067]
g = 1.0−ec ^{(θ, ch)} ^/ ^α (9)
[0068]
In the above-described equation (3) for setting the correction gain g, information regarding the size of the subject is not taken into account. On the other hand, in equation (9), when the projected cross section of the subject is regarded as an ellipse, The coefficient α is determined by the intensity (minimum count value) of transmitted X-rays whose long axis is the X-ray path.
[0069]
As shown in FIG. 7, the correction curve based on the correction gain g expressed by the equation (9) is obtained by adjusting the standard curve 70 into a curve 71 or a curve 72 according to the value of α. .
[0070]
Then, in step S56, the correction is executed in the same manner as in the above equation (2).
[0071]
p ′ (θ, ch) = sm (p (θ, ch)) + g · {p (θ, ch) −sm (p (θ, ch))} (10)
[0072]
According to the embodiment described above, the projected cross section of the subject is regarded as an ellipse, and the correction curve is formed based on the intensity (count value) of the transmitted X-rays whose X-ray path is the major axis of the ellipse as the size of the subject. I adjusted it. As a result, the correction effect is appropriately controlled.
[0073]
Further, according to the embodiment described above, the present invention is realized by the control processing of the operation console 200 in the X-ray CT system, but independently of the operation console 200, an image observation terminal for a screening test or the like. It is of course possible to connect (Dr's console) to the above system and cause this terminal to perform the above-described processing. Since the configuration itself of the operation console 200 and the image observation terminal can be realized by a general-purpose image processing device (workstation, personal computer, or the like), as described above, the software is installed in the device and realized by that. It is possible.
[0074]
Therefore, the program itself installed in the computer for realizing the functional processing of the present invention by the computer and the recording medium itself storing the program also realize the present invention. That is, the claims of the present invention include the program itself for realizing the functional processing of the present invention and a computer-readable recording medium storing the program.
[0075]
Examples of a recording medium for supplying the program include a flexible disk, an optical disk (CD-ROM, CD-R, CD-RW, DVD, etc.), a magneto-optical disk, a magnetic tape, a memory card, and the like.
[0076]
In addition, the method of supplying the program includes a mode in which the program of the present invention is obtained by file transfer via the Internet.
[0077]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to perform the correction processing for removing artifacts at an optimum degree regardless of the size of the subject, thereby providing a high-quality tomographic image.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an X-ray CT system according to an embodiment.
FIG. 2 is a flowchart illustrating an outline of a process performed by an operation console according to the embodiment.
FIG. 3 is a diagram showing projection data collected when an object is irradiated with X-rays.
FIG. 4 is a diagram illustrating a relationship between a correction gain and a correction effect in the embodiment.
FIG. 5 is a diagram illustrating the relationship between the size of a subject and a correction gain.
FIG. 6 is a flowchart illustrating a correction process for removing artifacts according to the embodiment.
FIG. 7 illustrates how a correction curve is adjusted.

Claims

An image in which projection data collected by irradiating an object with X-rays from an X-ray source from a plurality of directions and detecting transmitted X-rays is input, and generating a tomographic image of the object based on the projection data A processing device,
Correction means for performing correction processing for artifact removal on the input projection data,
The correction means,
Estimating means for estimating the intensity of transmitted X-rays having a long axis as an X-ray path when the projected cross section of the subject is regarded as an ellipse;
Control means for controlling a correction effect of the correction means based on the estimated intensity;
An image processing apparatus comprising:

The image processing apparatus according to claim 1, wherein the correction unit performs correction so as to suppress a high-frequency component as the intensity of the transmitted X-ray is lower.

The estimating means includes means for obtaining a projection related to the long axis based on the projected area of the subject,
The image processing apparatus according to claim 1, wherein the X-ray intensity corresponding to the projection is estimated as the intensity of transmitted X-rays whose X-ray path is the major axis.

An image in which projection data collected by irradiating an object with X-rays from an X-ray source from a plurality of directions and detecting transmitted X-rays is input, and generating a tomographic image of the object based on the projection data Processing method,
Having a correction step of performing correction processing for artifact removal on the input projection data,
The correcting step includes:
An estimating step of estimating the intensity of transmitted X-rays having a long axis as an X-ray path when the projected cross section of the subject is regarded as an ellipse;
A control step of controlling a correction effect by the correction step based on the estimated intensity;
An image processing method comprising:

5. The image processing method according to claim 4, wherein in the correction step, the correction is performed such that the higher the intensity of the transmitted X-ray is, the more the high frequency component is suppressed.

The estimating step includes a step of obtaining a projection related to the major axis based on the projected area of the subject,
The image processing method according to claim 4, wherein the X-ray intensity corresponding to the projection is estimated as the intensity of transmitted X-rays whose X-ray path is the major axis.

An X-ray CT system that irradiates an object with X-rays from an X-ray source from a plurality of directions, detects transmitted X-rays, collects projection data, and generates a tomographic image of the object based on the projection data. And
Correction means for performing correction processing for artifact removal on the input projection data,
The correction means,
Estimating means for estimating the intensity of transmitted X-rays having a long axis as an X-ray path when the projected cross section of the subject is regarded as an ellipse;
Control means for controlling a correction effect of the correction means based on the estimated intensity;
An X-ray CT system comprising:

A program for causing a computer to execute the image processing method according to claim 4.

A computer-readable recording medium storing the program according to claim 8.