JP3980696B2 - Image reconstruction processing device - Google Patents

Description

【０００４】
この( 式１ )から判るように、ファンビームの再構成では、Ｘ線検出器から得られたデータに、再構成すべきピクセルの位置に依存した重み付けを乗算して逆投影する必要があるので複雑な処理になる。
すなわち、図２６に示すように、有効視野ＦＯＶ１０３に対して再構成すべき画像を構成するピクセルが設定されており、Ｘ線検出器１０２の各チャンネルで得られたデータを、重み付けとして焦点( Ｘ線源１０１のＸ線ビームの放射点 )−ピクセル間距離 FpixelD(X) の２乗の逆数を乗算して、該当するピクセルに逆投影する。なお、FpixelD は、Focus-Pixel-Distanceである。
また、直接逆投影する方法もあるが、この場合には極座標変換が必要となり複雑な計算になる。
【０００５】
そこで、ファンビームを使用したＸ線ＣＴ装置では、現在のところ２種類の画像再構成法が考案されている。
１つの方法は、ファン−パラ変換法と呼ばれるものであり、これは、図２７( ａ )及び図２７( ｂ )に示すように、ファンビームによるＸ線検出器から得られた投影データを並び替えかつ補間してパラレルビーム投影データを作成( 変換を含む )し、これにより得られたデータを、従来のパラレルビームを使用したＸ線ＣＴ装置で行われるように逆投影する方法である。
データ変換の計算と補間処理などが必要になる反面、逆投影時には、ファンビームのときの再構成ピクセル毎に異なった重み付け処理などが不要で、１つのデータ( パラレルビーム投影データ )をビーム路( パラレルビームとなるときの放射点とＸ線検出器のチャンネルとを結ぶ直線 )の全てのピクセルに逆投影すれば良いので処理が単純になる。
【０００６】
すなわち、ファンビームの処理は、図２８( ａ )及び図２９に示すように任意の座標系ｘｙについて、投影データ［Ｒｆ］( ψ，φ )と定義する。この［Ｒｆ］( ψ，φ )は、被写体ｆ( ｘ，ｙ )を( ψ，φ )方向に線積分したもの( 仮定 )ということを示す。
まず、この投影データ［Ｒｆ］( ψ，φ )に cosψを乗算する。
次に、その結果とフィルタ［１／(sinψの２乗 )］とのコンボリューションを行い。
次に、その結果を［ｄ／( Ｒの２乗 )］で重み付けして、Ｘ線のパス通りに逆投影する。なお、Ｒは逆投影する位置によって変動する数値を持つ。
以上によって得られた画像再構成式( 式２ )は、
【数２】

【０００７】
となる。
【０００８】
パラレルビームの処理は、図２８( ｂ )に示すように、任意の座標系ｘｙについて、投影データ［Ｒｆ］( ｓ，θ )と定義する。この［Ｒｆ］( ｓ，θ )は、被写体( ｘ，ｙ )を( ｓ，θ )方向に線積分したもの( 仮定 )ということを示す。
【０００９】
まず、この投影データ［Ｒｆ］( ｓ，θ ) とフィルタ［１／( ｓの２乗 )］とのコンボリューションを１８０°あるいは３６０°にわたって繰り返して行う。 次に、その結果をＸ線のパス通りに逆投影する。
以上によって得られた画像再構成式は、
【数３】

【００１０】
となる。
【００１１】
他の１つの方法は、センタリング軸を使用したファンビーム再構成法であり、その詳細は特開昭５５−９９２４０号に開示している。
さらに一方、図３０に示すように、Ｘ線源２０１からＸ線ビームが円錐状に放射されるコーンビームと、ファンビーム用検出器列をＺ軸方向にＮ列積み重ねたような、円筒面上に検出器の素子（Ｍチャンネル×Ｎ列）を配列した２次元Ｘ線検出器２０２とを使用して、Ｘ線透視画像を撮影するＸ線ＣＴ装置が考案されている。
【００１２】
このようなコーンビームを使用したＸ線ＣＴ装置における代表的なコーンビーム再構成（Feldkamp再構成）は、下記の文献に開示されている。
"Practical cone-beam algorithm"
L.A.Feldkamp, L.C.Davis, and J.W.Kress
J. Opt. Soc. Am. A/Vol.1, No.6, pp.612-619/June 1984
これは、数学的に厳密な再構成法であるファンビーム(2次元平面内) 再構成アルゴリズム[ Filtered-Backprojection(フィルタ補正逆投影法) ] を、Ｚ軸方向に拡張することによって得られた近似的な３次元再構成アルゴリズムである。
【００１３】
このコーンビーム再構成法では、コーンビームによるコンベンショナルスキャンを対象としており，以下のステップからなる。なお、このコーンビームでは、２次元的な画素としてのピクセルの代わりに、図３１に示すように、３次元的な画素としてのボクセルが使用される。
１．投影データの重み付け
投影データに、Ｚ座標に依存した項とcos 項を乗算する。
２．コンボリューション演算
１の処理により得たデータと、ファンビームと同じ再構成関数とのコンボリューション演算を行う。
３．BackProjection（逆投影）
２の処理により得たデータを、Ｘ線が通過した( 焦点から検出器のチャンネルまでの) パス上に逆投影する。すなわち、焦点から逆投影するボクセルを通る直線が検出器面と交差する点を計算し、その点の周囲の２の処理のデータから逆投影するデータを補間などで作成し、それをFvoxelD(X)の２乗の逆数で重み付けして逆投影する。この逆投影は３６０°( １回転 )にわたって行なう。
【００１４】
ファンビーム再構成式と類似な式で表現すると、下記となる。
なお、 FvoxelD(X)=Focus-Voxel-Distanceは、焦点−ボクセル間の線分をコーンビームのMidplane面( に平行な面 )に射影した線分の長さである。
【数４】

【００１５】
この３次元再構成式( コーンビーム再構成式 )( 式４ )について、式上ではファンビーム再構成と非常に似ているが、Data-Back の逆投影方法が大きく異なることを説明する。
【００１６】
２次元的なファンビーム再構成においては、図３２に示すように、再構成面内の全画素（ピクセル）に対して1 次元に配列された検出器のデータから逆投影するのに対し、コーンビーム(Feldkamp)再構成においては、図３３に示すように、焦点と再構成するボクセル(voxel) を結んだ直線が２次元のＸ線検出器面と交差する点を求め、その交差点に関与する検出器素子から得られるデータをその直線上に位置する全てのボクセルに逆投影する。
従って、コーンビーム再構成で、ファンビーム再構成のようにある面を再構成する場合には、特定の検出器列かつチャンネルのデータが再構成面の一部のボクセルにのみ逆投影されるため、各ボクセルに対して逆投影するデータ（検出器列と検出器チャンネル）を選択する必要があるので、再構成ボクセルと焦点を結んだ直線とＸ線検出器面の３次元的な位置関係が重要になる。
しかも、Ｚ座標が同じ検出器列を考え、その検出器素子と焦点を結んだ直線を考えた場合、ある面( 再構成面 )においてそれらの直線が通過するボクセルは、焦点を中心とした検出器面の相似図形（円筒検出器の場合、同心円）上に並ぶため、この位置関係の計算は非常に複雑になる。
【００１７】
【発明が解決しようとする課題】
上述したように、従来のＸ線ＣＴ装置において、コーンビーム及び２次元的なＸ線検出器を使用した場合、画像の再構成ではその計算が複雑で膨大な量になり、一般的に普及しているコンピュータ等では処理時間が長くかかり過ぎて実現できないという問題があった。
そこでこの発明は、コーンビームにおけるファン−パラ変換法の適用を確立し、コーンビームを使用して撮影された画像の正確な再構成を実現することができる画像再構成処理装置を提供することを目的とする。
【００１８】
【課題を解決するための手段】
請求項１対応の発明は、Ｘ線源から放射されたＸ線コーンビームを対象物に照射し、この対象物を透過したＸ線をＸ線検出素子を１列に配列した１次元Ｘ線検出器を複数列に配列した２次元Ｘ線検出器により検出し、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線検出器とを前記対象物の回りを回転軸方向に移動させながら回転させるヘリカルスキャンにより得られた検出データに基づいて、前記対象物の断層画像を再構成する画像再構成処理装置において、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線検出器の所定の角度分の回転により得られた検出データから、前記Ｘ線源から前記２次元Ｘ線検出器へのビームが前記Ｘ線源及び前記２次元Ｘ線検出器の回転軸方向成分を無視して前記対象物への透過角度が平行であった変則パラレルビームの検出データを前記透過角度毎に収集して処理する変則パラレルデータ変換手段と、この変則パラレルデータ変換手段により収集処理された変則パラレルビームの検出データに基づいて前記対象物の断層画像を再構成するパラレル再構成手段と、前記パラレル再構成手段により再構成された断層画像に対するアーチファクト及び線質硬化を中央断面定理を使用して補正する手段と具備したものである。
【００１９】
請求項２対応の発明は、Ｘ線源から放射されたＸ線コーンビームを対象物に照射し、この対象物を透過したＸ線をＸ線検出素子を１列に配列した１次元Ｘ線検出器を複数列に配列した２次元Ｘ線検出器により検出し、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線検出器とを前記対象物の回りを回転軸方向に移動させながら回転させるヘリカルスキャンにより得られた検出データに基づいて、前記対象物の断層画像を再構成する画像再構成処理装置において、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線検出器の所定の角度分の回転により得られた検出データから、前記Ｘ線源から前記２次元Ｘ線検出器へのビームが前記Ｘ線源及び前記２次元Ｘ線検出器の回転軸方向成分を無視して前記対象物への透過角度が平行であった変則パラレルビームの検出データを前記透過角度毎に収集して処理する変則パラレルデータ変換手段と、この変則パラレルデータ変換手段により収集処理された変則パラレルビームの検出データに基づいて前記対象物の断層画像を再構成するパラレル再構成手段と、前記パラレル再構成手段により再構成された断層画像に対するアーチファクト及び線質硬化を２次元中央断面定理を使用して２次元画像として補正する手段とを具備したものである。
【００２０】
請求項３対応の発明は、Ｘ線源から放射されたＸ線コーンビームを対象物に照射し、この対象物を透過したＸ線をＸ線検出素子を１列に配列した１次元Ｘ線検出器を複数列に配列した２次元Ｘ線検出器により検出し、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線検出器とを前記対象物の回りを回転軸方向に移動させながら回転させるヘリカルスキャンにより得られた検出データに基づいて、前記対象物の断層画像を再構成する画像再構成処理装置において、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線検出器の所定の角度分の回転により得られた検出データから、前記Ｘ線源から前記２次元Ｘ線検出器へのビームが前記Ｘ線源及び前記２次元Ｘ線検出器の回転軸方向成分を無視して前記対象物への透過角度が平行であった変則パラレルビームの検出データを前記透過角度毎に収集して処理する変則パラレルデータ変換手段と、この変則パラレルデータ変換手段により収集処理した変則パラレルビームの検出データに対して前記回転軸方向の歪みを補正する変則パラレルデータ補正手段と、この変則パラレルデータ補正手段により補正された変則パラレルビームの検出データに基づいて前記対象物の断層画像を再構成するパラレル再構成手段と、前記パラレル再構成手段により再構成された断層画像に対するアーチファクト及び線質硬化を中央断面定理を使用して補正する手段とを具備したものである。
請求項４対応の発明は、Ｘ線源から放射されたＸ線コーンビームを対象物に照射し、この対象物を透過したＸ線をＸ線検出素子を１列に配列した１次元Ｘ線検出器を複数列に配列した２次元Ｘ線検出器により検出し、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線検出器とを前記対象物の回りを回転軸方向に移動させながら回転させるヘリカルスキャンにより得られた検出データに基づいて、前記対象物の断層画像を再構成する画像再構成処理装置において、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線検出器の所定の角度分の回転により得られた検出データから、前記Ｘ線源から前記２次元Ｘ線検出器へのビームが前記Ｘ線源及び前記２次元Ｘ線検出器の回転軸方向成分を無視して前記対象物への透過角度が平行であった変則パラレルビームの検出データを前記透過角度毎に収集して処理する変則パラレルデータ変換手段と、この変則パラレルデータ変換手段により収集処理した変則パラレルビームの検出データに対して前記回転軸方向の歪みを補正する変則パラレルデータ補正手段と、この変則パラレルデータ補正手段により補正された変則パラレルビームの検出データに基づいて前記対象物の断層画像を再構成するパラレル再構成手段と、前記パラレル再構成手段により再構成された断層画像に対するアーチファクト及び線質硬化を２次元中央断面定理を使用して２次元画像として補正する手段とを具備したものである。
【００２１】
請求項５対応の発明は、Ｘ線源から放射されたＸ線コーンビームを対象物に照射し、この対象物を透過したＸ線をＸ線検出素子を１列に配列した１次元Ｘ線検出器を複数列に配列した２次元Ｘ線検出器により検出し、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線検出器とを前記対象物の回りを回転軸方向に移動させながら回転させるヘリカルスキャンにより得られた検出データに基づいて、前記対象物の断層画像を再構成する画像再構成処理装置において、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線検出器の所定の角度分の回転により得られた検出データから、前記Ｘ線源から前記２次元Ｘ線検出器へのビームが前記Ｘ線源及び前記２次元Ｘ線検出器の回転軸方向成分を無視して前記対象物への透過角度が平行であった変則パラレルビームの検出データを前記透過角度毎に収集して処理する変則パラレルデータ変換手段と、この変則パラレルデータ変換手段により収集処理された検出データの検出位置を、前記パラレルビームの透過角度に応じて前記回転軸方向の位置について再配置するリサンプリング処理を行うことで、前記変則パラレルビームの検出データに対して前記回転軸方向の歪みを補正する変則パラレルデータ補正手段と、この変則パラレルデータ補正手段により補正された変則パラレルビームの検出データに基づいて前記対象物の断層画像を再構成するパラレル再構成手段とを具備したものである。
【００２２】
請求項６対応の発明は、請求項３乃至請求項５のいずれか１項対応の発明において、変則パラレルデータ補正手段が、逆投影する空間画素としてのボクセルの列を所定の固定軸に平行に設定し、このボクセル列に対して平行な前記変則パラレルビームの焦点の軌道を想定し、この軌道に対して平行な面に前記変則パラレルデータ変換手段により収集処理した変則パラレルビームの検出データを予め設定されたセンタリング面へ前記回転軸方向の歪みを補正する前処理としての投影を行う類似センタリング処理を行うものである。
【００２３】
【発明の実施の形態】
以下、この発明の第１の実施の形態( コンベンショナルスキャンの場合 )を図１乃至図１５を参照して説明する。
この発明の実施の形態で使用されるコーンビーム再構成式は、
【数５】

【００２４】
( 式５ )であり、( 式３ )のパラレルビームの再構成式を見かけ上のコーン角について拡張した近似式である。( 式３ )にコーンビーム再構成式としての( 式６ )と同じ補正項を加え、逆投影処理を３次元変則パラレルビーム逆投影処理としたものである。
【００２５】
図１は、この発明を適用した画像再構成処理装置を搭載したＸ線ＣＴ装置の概略の構成を示すブロック図である。
投影データ測定系としてのガントリ( 架台 )１は、扇形状のファンビームのＸ線束を発生するＸ線源３と、２次元アレイ型の２次元Ｘ線検出器５とを収容する。前記Ｘ線源３と前記２次元Ｘ線検出器５とは、寝台６のスライド天板に載置された被検体を挟んで対向した状態で回転リング２に装備される。
【００２６】
前記２次元Ｘ線検出器５としては、複数個( １０００チャンネル )の検出素子を１次元的に１列に配列して構成したものを６列( ６セグメント )に積層したもので、前記回転リング２に実装される。ここで、１つの検出素子は１チャンネルに相当するものと定義する。
前記Ｘ線源３からのＸ線はＸ線フィルタ４を介して被検体に曝射される。被検体を通過したＸ線は前記２次元Ｘ線検出器５で電気信号として検出される。
【００２７】
Ｘ線制御器８は高圧発生器７にトリガ信号を供給する。この高圧発生器７はトリガ信号を受けたタイミングで前記Ｘ線源３に高電圧を印加する。これによりＸ線源３からはＸ線が曝射される。
架台寝台制御器９は、前記ガントリ１の前記回転リング２の回転と、前記寝台６のスライド天板のスライドとを同期して制御する。システム全体の制御部本体としてのシステム制御器１０は、必要に応じて被検体から見て前記Ｘ線源３が螺旋軌道を移動するいわゆる連続回転( 例えばヘリカルスキャン )を実行できるように、前記Ｘ線制御器８と前記架台寝台制御器９を制御する。
【００２８】
具体的には、前記回転リング２が一定の角速度で連続回転し、前記寝台６のスライド天板が一定の速度で移動し、前記Ｘ線源３から連続的又は一定角度毎に間欠的にＸ線が曝射される。
前記２次元Ｘ線検出器５からの出力信号は、チャンネル毎にデータ収集部１１で増幅され、ディジタル信号に変換される。このデータ収集部１１から出力される投影データは、再構成処理部１２に取り込まれる。
【００２９】
この再構成処理部１２は、投影データに基づいてボクセル毎にＸ線吸収率を反映した逆投影データを求める。
ファンビームを使用した連続回転方式のＸ線ＣＴ装置において、有効視野( ＦＯＶ、撮影領域 )は、連続回転の回転中心軸を中心として円筒形状となり、再構成処理部１２は、この有効視野に複数個のボクセル( ３次元的に配置された画素 )を規定し、２次元Ｘ線検出器５からの投影データから各ボクセルの逆投影データを求める。この逆投影データに基づいて作成された３次元画像データ又は断層像データは表示装置１３に送られ３次元画像又は断層像としてビジュアルに表示される。
【００３０】
図２に示すように、このＸ線ＣＴ装置のジオメトリは、
検出器列数 Ｍ列
( Ｘ線検出素子列 )
チャンネル数 Ｎチャンネル
各列のＺ軸方向の高さ Ｄｍｍ、
( 回転中心でのスライス厚 )
焦点−回転中心間距離 ＦＣＤ(Focus-center-Distance )
焦点−検出器間距離 ＦＤＤ(Focus-Detector-Distance )
有効視野直径 ＦＯＶ(Field of View )
ファン角 α
コーン角 β
となっている。
【００３１】
以下、前記再構成処理部１２が行う処理について説明する。
なお、この第１の実施の形態では、コンベンショナルスキャンの場合について説明し、後述する第２の実施の形態ではヘリカルスキャンの場合について説明する。
( １ ) 変則コーンビーム・パラレルビーム変換を行い、歪み補正を行い、変則パラレルビーム逆投影する。
( ２ ) リサンプリング面をボクセル列と平行にする。
( ３ ) ボクセル列をある軸に平行にする( 変形例記載のセンタリング類似法 )。
【００３２】
( １ )について説明する。
第１処理工程として、ファン・パラ変換法と同様な方法を適用した場合、図３( ａ )に示すように、Ｚ軸方向から円筒形のＦＯＶを観察すると、コーンビームでもファンビームでも同じように見えるので、チャンネル方向のパラレルビームへの変換はファン・パラ変換法で実施できる。
ファン角をαとすると、焦点位置Ｆｓのチャンネル角度ψｓ＝( α／２ )、焦点位置Ｆｅのチャンネル角度ψｅ＝−ψｓ＝−( α／２ )である。このときの焦点位置Ｆｓの焦点角度φｓ＝θ＋( α／２ )、焦点位置Ｆｅの
焦点角度φｅ＝θ−( α／２ )である。
焦点位置Ｆｓ、つまり、図３( ｂ )に示すように、焦点位置Ｆｓの
焦点角度φｓ＝θ＋( α／２ )でのチャンネル角度ψｓ＝( α／２ )のビームから、焦点位置Ｆｉの焦点角度φｉ＝θ＋ψｉでのチャンネル角度ψｉのビームを順に、焦点位置Ｆｅ、つまり、焦点位置Ｆｅの焦点角度φｅ＝θ−( α／２ )でのチャンネル角度ψｅ＝−( α／２ )のビームまでを集めて、位相θのパラレルビームとする。
【００３３】
しかし、Ｚ軸方向には見かけのコーン角の変化に伴い歪みが生じる。位相θのパラレルビームに垂直な面Ｐ( 図３( ｂ )では直線により表現されている。以下この垂直な面を位相θの中央断面と称する )を考えると、焦点位置Ｆｓを通る位相θの中央断面( 直線に沿った断面 )は図４( ａ )のようになる。同様に焦点位置Ｆｉでは図４( ｂ )、焦点位置Ｆｃでは図４( ｃ )、焦点位置Ｆｅでは図４( ｄ )のようになる。なお、図４では、Ｘ線のミッドプレーン(Midplane)の上の部分についてのみ図示しているが、ミッドプレーンの下の部分についても同様である。
【００３４】
ここで、図４( ａ )〜図４( ｄ )で、焦点と検出器間の距離はＦＤＤで一定であり、照射するＸ線ビームのコーン角もβで一定であるのに対し、焦点位置Ｆｘと位相θの中央断面間の距離Ｌｘは焦点位置に応じてチャンネル角度ψｘの 関数 cosψｘでＬｓ、Ｌｉ、Ｌｃ、Ｌｅと変化する。
すなわち、焦点位置ＦｘからＦＯＶの中心までの距離をＦＣＤとすると、図３を参照して、距離Ｌｓ＝ＦＣＤ・ cosψｓ＝ＦＣＤ・ cos( α／２ )＝距離Ｌｅである。距離Ｌｉ＝ＦＣＤ・ cosψｉ、距離Ｌｃ＝ＦＣＤ・ cosψｃである。ここで、ψｃ＝０であるから、距離Ｌｃ＝ＦＣＤである。
【００３５】
従って、同じ高さＨに対する見かけ上のコーン角度βが異なる。
すなわち、焦点位置Ｆｓでの見かけ上のコーン角度βｓについて、すなわち、焦点位置Ｆｅでの見かけ上のコーン角度βｅについて、
tanβｓ＝( Ｈ／Ｌｓ )＝( Ｈ／［ＦＣＤ・ cos( α／２ )］ )＝ tanβｅ
が成立する。
また、焦点位置Ｆｉでの見かけ上のコーン角度βｉについて、
tanβｉ＝( Ｈ／Ｌｉ )＝［Ｈ／( ＦＣＤ・ cosψｉ )］、
焦点位置Ｆｃでの見かけ上のコーン角度βｃについて、
tanβｃ＝( Ｈ／Ｌｃ )＝( Ｈ／ＦＣＤ )が成立する。
【００３６】
なお、このときの２次元Ｘ線検出器での高さは、焦点位置Ｆｓでの検出面高さ
Ｚｓ＝ＦＤＤ・ tanβｓ＝( ＦＤＤ／ＦＣＤ )・［Ｈ／ cos( α／２ )］＝Ｚｅ
であり、焦点位置Ｆｉでの検出面高さＺｉは、
Ｚｉ＝ＦＤＤ・ tanβｉ＝( ＦＤＤ／ＦＣＤ )・( Ｈ／ cosψｉ )、
焦点位置Ｆｃでの検出面高さＺｃ＝ＦＤＤ・ tanβｃ＝( ＦＤＤ／ＦＣＤ )・Ｈである。
その結果、各中央断面に高さＨの格子状の物体が存在する場合を想定すると、円筒形２次元Ｘ線検出器では、位相θにおけるＺ軸方向に広がりを持った投影データは、図５に示すように非線形な歪みを生じてしまう。
【００３７】
なお、平面形２次元Ｘ線検出器を使用した場合には、図６に示すように、さらに大きな歪みが生じることになる。すなわち、焦点位置と平面形２次元Ｘ線検出器との間の距離の最小値をＦＤＤｏとする。焦点位置から角度ψｉのＸ線が到達する検出器までの距離ＦＤＤ( ψｉ )は、
ＦＤＤ( ψｉ )＝( ＦＤＤｏ／ cosψｉ )であり、焦点位置での
検出面高さＺ( ψｉ )＝ＦＤＤ( ψｉ )・ tanβｉ
＝( ＦＤＤｏ／ cosψｉ )・［Ｈ／( ＦＣＤ・ cosψｉ )］
＝( ＦＤＤｏ／ＦＣＤ )・［Ｈ／(cosψｉ・ cosψｉ )］
となる。
【００３８】
このコーンビームでのパラレルビームの投影データにおけるチャンネル方向のサンプリングピッチを均等にするためには、以下の３つの方法がある。
１．サンプリングピッチが均等になるように、もともとのコーンビームでの投影データ収集のピッチ( ビューのピッチ及びチャンネル方向のピッチ )を変則にする。
２．コーンビームの投影データからパラレルビームの投影データを生成する際に、コーンビームの投影データ間( ２ビュー×１チャンネル、又は１ビュー×２チャンネル、又は２ビュー×２チャンネル )で補間して均等ピッチの投影データを計算する。
３．抜き出した位相θのパラレルビームをチャンネル方向に補間して均等ピッチの投影データを計算する。
【００３９】
第２処理工程としては、第１処理工程で得られた均等なパラレルビームに対して歪み補正処理( リサンプリング処理 )を行う。
パラレルビームの歪みはスライス方向( Ｚ軸方向 )のみに生じるので、投影データをスライス方向に等間隔なデータになるようにリサンプリングを行う。図７、図８、図９及び図１０には、再構成画像Ｚ０の再構成に必要なデータの領域を、６列にリサンプリングする例を示した。リサンプリングピッチ及びリサンプリング数は任意であるが、リサンプリングピッチは小さくリサンプリング数は大きい方がより効果的に非線形な歪みを補正することができる。これによって、位相θに垂直な直線ｎ上( 図１１参照 )を焦点が移動したときに得られる三角形状のビーム( 歪み補正付き変則パラレルビーム )による投影データが得られる。
【００４０】
第３処理工程としては、第２処理工程で得られたリサンプリングデータに補正項を乗算する。
第４処理工程としては、チャンネル方向のコンボリュ−ション処理を行う。これは従来の２次元再構成と同じ処理である。
最終工程としては、変則パラレルビーム逆投影処理を行う。変則パラレルビーム逆投影処理は図１１に示すように、Ｘ線焦点Ｆｃから逆投影するボクセル列までの距離をＬｉとすると、Ｚｉ＝( ＦＤＤ／Ｌｉ )・Ｚ０によってボクセル列ごとにどのリサンプリングデータを逆投影するかを決定し、そのまま逆投影する。これによって３次元逆投影ができる。
【００４１】
図１２は、前記再構成処理部１２の要部構成を示すブロック図である。
再構成処理部１２は、画像再構成制御部２１、変則パラレルビーム逆投影処理部２２及びメモリ２３等を備えている。
前記画像再構成制御部２１は、前記メモリ２３からデータ( 収集データ )を読出して変則パラレルビームを作成し、リサンプリング処理による歪み補正後、補正項との乗算、コンボリューションなどの所定の処理を行い、その処理したデータを前記変則パラレルビーム逆投影処理部２２へ出力する。
さらに、前記画像再構成制御部２１は各ボクセル列に逆投影するリサンプリング列を決定し、処理したデータを前記変則パラレルビーム逆投影処理部へ出力する。
【００４２】
この変則パラレルビーム逆投影処理部２２は、前記画像再構成制御部２１から入力されたデータと逆投影するリサンプリング列にしたがって、所定の領域に逆投影処理を行い、その結果を前記メモリ２３のデータ記憶部２３-1に記憶する。逆投影時に複数のリサンプリング列のデータを重み付け加算しても良い。
なお、この第１の実施の形態では、チャンネル方向のファン・パラ変換とスライス方向の歪み補正とを別々に行う方法で説明したが、この発明はこれに限定されるものではなく、これを２ビュー×２チャンネルの４点補間などで１回の処理で行い、コーンビーム投影データから歪み補正付き変則パラレルビーム投影データを得ても良い。こうすることにより、画像再構成処理の処理速度をより高速にすることができる。
【００４３】
この第１の実施の形態の変形例として、センタリング類似法について説明する。図１１に示したような変則パラレルビームの逆投影処理では、リサンプリングデータ列とボクセル列とを平行に設定したので、ボクセル列に逆投影するリサンプリングデータは、ボクセル列毎に固定のリサンプリング列から抜き出せるので、リサンプリング列の選択は容易であるが、ボクセル列は位相θにしたがって回転してしまうので、逆投影するボクセルを決定するのは困難になる。
【００４４】
そこで、図１３に示すように、位相が変化してもボクセル列をＸ軸あるはＹ軸などのある軸( 固定軸 )に平行なもの( ボクセルはＦＯＶを含んでいるが、位相の変化に対応して傾き、正立方体となるのは９０°間隔の４位相のみ )とし、そのボクセル列に平行な直線ｎ´( 仮想的なパラレルビームのＸ線源( 焦点 )の軌道 )に平行なリサンプリング面を想定して、コーンビーム投影データを変則コーンビーム・パラレルビーム変換処理して、そのリサンプリング面上に第２の変則パラレルビーム投影データを得る( 類似センタリング処理 )。これは、直線ｎ´上を焦点Ｆが移動したときに得られる第２の変則パラレルビームによる投影データである。これを図１３に示すように逆投影する。この方法によれば、逆投影するボクセルの選択とリサンプリングデータの選択との両方が容易になり、さらに逆投影処理速度を高速化することができる。
【００４５】
例えば、図１４に示すように、傾きｓ方向の再構成画像Ａに対して位相φのときの想定されるパラレルビームの焦点( φ )は軌道Ｂ上を移動する。再構成画像Ａの焦点側辺ＶＥ( φ )及び２次元Ｘ線検出器側辺ＶＳ( φ )の投影データは、２次元Ｘ線検出器５の検出器面ＣにおいてＶce( φ，ｓ )及びＶcs( φ，ｓ )ととして検出される。これは類似センタリング処理( ボクセル列に平行な直線ｎ´に平行なリサンプリング面を想定する処理 )を行わなければ、図１５( ａ )に示すように、投影データＶce( φ，ｓ )及びＶcs( φ，ｓ )は検出器列と平行とはならず、再構成画像Ａの投影データは歪んだ四角形として検出されるため、逆投影処理が複雑になり逆投影処理速度を低下させる原因になる。一方、類似センタリング処理を行った場合には、図１５( ｂ )に示すように、投影データＶce( φ，ｓ )及びＶcs( φ，ｓ )は共にセンタリング列に対して平行となり、このセンタリング面Ｄにおける再構成画像の投影データは正確に平行四辺形となるので、逆投影処理速度の高速化を図ることができる。
ボクセル列とリサンプリングデータをある軸に平行にする方法は、特願平８−１０１５号「画像再構成処理装置」に記載されている方法を応用すれば良い。
【００４６】
また、この第１の実施の形態では、コーンビームをパラレルビームに変換したときに投影データに生じる非線形の歪みを補正処理として別途時間をかけて補正するようになっていたが、画像再構成制御部２１が歪みを考慮して逆投影するデータをチャンネル毎に決定し、その結果を変則パラレルビーム逆投影処理部２２に与えてやれば、逆投影処理で同時に歪み補正処理を行うことができる。これによれば、逆投影処理にかかる時間は長くなると推測されるが、歪み補正処理だけを行う時間を省略することができるので、逆投影処理で同時に歪み補正処理を効率的に行うことができれば、画像再構成処理全体の処理速度を高速化することができる。
なお、この第１の実施の形態では、図４乃至図６、図８乃至図１１、図１３においてコーンビームのMidplane( Ｚ＝０ )の上半分の画像再構成処理について説明したが、コーンビームのMidplaneの下半分の画像再構成処理についても対照的に処理すれば同様にして画像を再構成することができる。
【００４７】
この発明の第２の実施の形態を図１６乃至図２４を参照して説明する。
前述の第１の実施の形態ではコンベンショナルスキャンの場合について説明したが、この第２の実施の形態ではヘリカルスキャンの場合について説明する。この第２の実施の形態のヘリカルスキャンの場合も、前述の第１の実施の形態のコンベンショナルスキャンの場合と基本的に同じであるが、異なる点は、変則コーンビーム・パラレルビーム変換処理と歪み補正処理だけであり、その後の補正項の乗算処理、チャンネル方向のコンボリューション処理、変則パラレルビーム逆投影処理は同じである。
【００４８】
ヘリカルスキャンでもＺ軸方向から見た状態は図３( ａ )及び図３( ｂ )に示す状態と同じであるので、チャンネル方向のコーンビーム・パラレルビーム変換は、第１の実施の形態と同じ２次元のファン・パラ変換処理と同じ処理である。しかし、焦点Ｆは、コンベンショナルスキャンの場合では同一円周軌道上を移動するのに対して、ヘリカルスキャンの場合では螺旋軌道上を移動するので、位相θの変則パラレルビームを得るのに必要な焦点角度Ｆｓ〜( Ｆｉ )〜Ｆｃ〜 Ｆｅにおいて、焦点Ｆが、
( Ｉ ) その全域にわたって再構成画像面( Ｚ軸座標＝ＺＩ )より下側の場合。
( II ) その全域にわたって再構成画像面( Ｚ軸座標＝ＺＩ )より上側の場合。
( III) 再構成画像面( Ｚ軸座標＝ＺＩ )の下側から上側へ遷移する場合。
( IV ) 再構成画像面( Ｚ軸座標＝ＺＩ )の上側から下側へ遷移する場合。
の４通りに分類される。
ところで、焦点角度φｉにおける焦点位置ＦｉのＺ座標Ｚ( φｉ )は、
Ｚ( φｉ )＝Ｚ０＋［( φｉ／３６０ )・ＨＰ］
で与えられる。なお、ＨＰはヘリカルピッチである。
【００４９】
まず、( Ｉ )の場合について説明する。この場合には２次元Ｘ線検出器５の上半面側で、再構成画像が検出される( 投影データが収集される )ことになる。
再構成画像のＺ軸座標をＺ＝ＺＩ( 一定 )とすると、図１６及び図１７に示すように、最初のビームになる焦点位置Ｆｓでは、そのＺ軸座標Ｚｓ＝Ｚ( φｓ )から見た再構成画像の相対的Ｚ軸座標は、ｄＺ＝ＺＩ−Ｚ( φｓ )であり、最後のビームになる焦点位置Ｆｅ( Ｚ軸座標Ｚｅ＝Ｚ( φｅ ) )では、ｄＺ＝ＺＩ−Ｚ( φｅ )である。さらに途中のビームの焦点位置ＦＩ( Ｚ軸座標Ｚｉ＝Ｚ( φｉ ) )では、ｄＺ＝ＺＩ−Ｚ( φｉ )である。
このヘリカルスキャンの場合は、前述の第１の実施の形態のコンベンショナルスキャンの場合に比べて、投影データの非線形の歪みがより大きく、焦点角度φに応じて必要な投影データが存在する位置及び範囲の領域が変化していることが判る。なお、Ａｓ付近の投影データは実際には得られないので、外挿補間処理によって投影データを計算から得ている。
【００５０】
ここで、図１７で示した非線形の歪みが大きい投影データに対して、図１８に示すように、前述の第１の実施の形態で説明したようなリサンプリング処理を行って、歪みの補正処理を行う。
以降の補正項の乗算処理、チャンネル方向のコンボリューション処理及び変則パラレルビーム逆投影処理は、前述の第１の実施の形態と同様なのでここではその説明は省略する。
【００５１】
次に、( II )の場合について説明する。この場合には２次元Ｘ線検出器５の下半面側で再構成画像が検出される( 投影データが収集される )ことになる。
この( II )の場合では、前述の( Ｉ )の場合のＺ軸方向について鏡像的に反転した領域の投影データとなる。すなわち、Ａ( Ａｓ、Ａｉ、Ａｃ、Ａｅ )とＢ( Ｂｓ、Ｂｉ、Ｂｃ、Ｂｅ )とが反転した領域の投影データとなる。
従って、( Ｉ )の場合と同様に歪み補正処理を行う。
【００５２】
次に、( III)の場合について説明する。この場合には２次元Ｘ線検出器の上半面側から下半面側へ検出領域が移動することになる。
変則コーンビーム・パラレルビーム変換は、図１９、図２０、図２１に示すように、焦点Ｆが再構成画像を横切る焦点角度をφｉ、( Ｆｉ )とすると、焦点位置Ｆｓから焦点位置Ｆｉまでは、画像の焦点側のボクセルに相当するＡｓ〜Ａｉが上側で、画像の２次元Ｘ線検出器側のボクセルに相当するＢｓ〜Ｂｉが下側となり、焦点位置Ｆｉでは全ての画像のボクセルが１つの投影データとなってＡｉとＢｉとは同じとなる。さらに、焦点位置Ｆｉから焦点位置Ｆｅまでは、Ａｉ〜Ａｅが下側で、Ｂｉ〜Ｂｅが上側となって反転している。従って、この( III)の場合における歪み補正処理では、リサンプリング処理と上下反転処理を行って図２２に示すような歪み補正付き変則パラレルビーム投影データを得る。
以降の補正項の乗算処理、チャンネル方向のコンボリューション処理及び変則パラレルビーム逆投影処理は、前述の第１の実施の形態と同様なのでここではその説明は省略する。
【００５３】
( IV )の場合も、( Ｉ )の場合に対する( II )の場合と同じように、( III)の場合のＺ軸方向について鏡像的に反転した領域の投影データとなる。
すなわち、２次元Ｘ線検出器の下半面側から上半面側へ検出領域が移動することになる。そして焦点位置Ｆｓから焦点位置Ｆｉまでは、Ａｓ〜Ａｉが下側で、Ｂｓ〜Ｂｉが上側となり、焦点位置Ｆｉでは、ＡｉとＢｉとは同じになる。さらに、焦点位置Ｆｉから焦点位置Ｆｅまでは、Ａｉ〜Ａｅが上側で、Ｂｉ〜Ｂｅが下側となって反転している。従って、処理の方法も( III)と同じである。
【００５４】
以上の( Ｉ )〜( IV )の組合わせによって、ヘリカルスキャンにおいても変則コーンビーム・パラレルビーム変換による変則パラレルビーム逆投影を行うことによって、３次元画像再構成を行うことができる。再構成制御装置は位相θに応じて( Ｉ )〜( IV )のうちの該当する場合を判断し、この該当する場合にしたがって変則コーンビーム・パラレルビーム変換を行い、リサンプリング処理( 必要ならば上下反転処理を併用する )、歪み補正処理、補正項の乗算、チャンネル方向のコンボリューション処理、変則パラレルビーム逆投影処理を行って、３次元画像再構成を行う。
【００５５】
この発明の第３の実施の形態を図２３及び図２４を参照して説明する。
変則コーンビーム・パラレルビーム変換から変則パラレルビーム逆投影処理の後、中央断面定理を使用してアーチファクト( 線質硬化を含む )に対する補正を行う。
中央断面定理は、「ある画像の位相θへのパラレルビームの投影データの１次フーリエ変換は、元の画像の２次元フーリエ変換像を対応する角度θで切断した中心断面の分布に等しい。」というものである。
すなわち、図２３に示すように、実空間における画像３１の位相θ方向へのパラレルビームを考え、そのパラレルビームにより得られる投影データ３２について、その１次元フーリエ変換したデータは、図２４に示すように、画像３１の周波数空間における２次元フーリエ変換像３３を対応する角度θで切断した中心断面の分布３４と等しい。従って、この中心断面の分布３４を１次元逆フーリエ変換すれば、投影データ３２が得られることになる。
【００５６】
そこで、画像を一旦再構成後、画像を２次元フーリエ変換し、ある角度θで切断した中心断面の分布を求め、この中心断面の分布を１次元逆フーリエ変換すれば、画像の位相θ方向へのパラレルビームの投影データが得られる。
この投影データを元にして線質硬化などの補正係数を求めて、２度目の画像再構成をパラレルビーム逆投影で行い、線質硬化などによるアーチファクトを補正する方法が、２パスＢＨＣなどとして知られている。
【００５７】
しかし、第１の画像再構成はファンビーム逆投影で行い、第２の画像再構成をパラレルビーム逆投影で行うので、ファンビームの広がりに起因するアーチファクトは逆投影時にファン状に拡散するので、パラレルビーム逆投影による補正では除去できない場合があった。コーンビームにおいても同様にコーンビームの広がりに起因するアーチファクトは除去できない場合がある。
【００５８】
上述した第１の実施の形態及び第２の実施の形態においても、逆投影処理はＺ軸方向から見ると、２パス目のパラレルビームの逆投影と同様に行われるので、２パス目の補正効果が大きい。
そこで、まず、１回目に第１の実施の形態あるいは第２の実施の形態に記載された方法で３次元画像再構成を行い、次にこのＺ軸方向のコーンビームの広がりを無視して、３次元画像の一断面としての２次元画像ではなく、従来のような２次元画像と考えて、２次元中央断面定理を適用して２パス目の補正を２次元画像で行う。一般にアーチファクトは３次元的に広がるが、ファン角度と比較するとコーン角度は小さいため、２次元中央断面定理による上述の補正で充分な補正効果が得られる。
【００５９】
変形例として、３次元中央断面定理を使用して完全なパラレルビームによる投影データを求め、それを使用して補正を行っても良い。変則パラレルビームによる投影データと完全なパラレルビームによる投影データとは比較的に似ているので、ある程度の補正効果は期待できる。
【００６０】
【発明の効果】
以上詳述したようにこの発明によれば、コーンビームにおけるファン−パラ変換法の適用を確立し、コーンビームを使用して撮影された画像の正確な再構成を実現することができる画像再構成処理装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の第１の実施の形態( コンベンショナルスキャンの場合 )のＸ線ＣＴ装置の概略の構成を示すブロック図。
【図２】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置のジオメトリを示す図。
【図３】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置のＸ線源及び２次元Ｘ線検出器の回転軸方向から見たコーンビームの変則パラレルビームへの変換を説明するための図。
【図４】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置のコーンビームを変則パラレルビームへ変換した時の変則パラレルビームに垂直な面の投影状態を示す図。
【図５】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の変則パラレルビームによる円筒形２次元Ｘ線検出器の検出面における投影状態を示す図。
【図６】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の変則パラレルビームによる平面形２次元Ｘ線検出器の検出面における投影状態を示す図。
【図７】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置における変則パラレルビームと再構成画像面との関係を示す図。
【図８】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の変則パラレルビームに対する再構成画像面の投影状態を示す図。
【図９】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の変則パラレルビームによる２次元Ｘ線検出器の検出面における再構成画像面の投影状態を示す図。
【図１０】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の変則パラレルビームによる投影データをリサンプリング処理したデータを示す図。
【図１１】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置のリサンプリング処理したデータの再構成画像面への逆投影処理を説明するための図。
【図１２】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の再構成処理部１２の要部構成を示すブロック図。
【図１３】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の固定軸に平行なボクセル列への類似センタリング処理を使用したリサンプリング面からの逆投影処理を説明するための図。
【図１４】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の位相φにおける再構成画像Ａの投影データを示す図。
【図１５】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の再構成画像Ａの類似センタリング処理を行わない時の逆投影データ及び類似センタリング処理を行った時の逆投影データを示す図。
【図１６】この発明の第２の実施の形態( ヘリカルスキャンの場合 )のＸ線ＣＴ装置の焦点がその全域にわたって再構成画像面より下側の場合( ( Ｉ )の場合 )の変則パラレルビームに対する再構成画像面の投影状態を示す図。
【図１７】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の( Ｉ )の場合の変則パラレルビームによる２次元Ｘ線検出器の検出面における再構成画像面の投影状態を示す図。
【図１８】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の( Ｉ )の場合の変則パラレルビームによる投影データをリサンプリング処理したデータを示す図。
【図１９】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の焦点が再構成画像面の下側から上側へ遷移する場合( ( III)の場合 )の変則パラレルビームの前半に対する再構成画像面の投影状態を示す図。
【図２０】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の( III)の場合の変則パラレルビームの後半に対する再構成画像面の投影状態を示す図。
【図２１】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の( III)の場合の変則パラレルビームによる２次元Ｘ線検出器の検出面における再構成画像面の投影状態を示す図。
【図２２】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置の( III)の場合の変則パラレルビームによる投影データをリサンプリング処理したデータを示す図。
【図２３】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置で使用される中央断面定理のある画像の位相θへのパラレルビームの投影データを示す図。
【図２４】同実施の形態のＸ線ＣＴ装置で使用される中央断面定理の元の画像の２次元フーリエ変換像を対応する角度θで切断した中央断面の分布を示す図。
【図２５】従来例のＸ線ＣＴ装置におけるファンビームを示す図。
【図２６】従来例のＸ線ＣＴ装置のＸ線源、Ｘ線検出器、ＦＯＶ及びピクセルの関係を示す図。
【図２７】従来例のＸ線ＣＴ装置のファン−パラ変換法を説明するための図。
【図２８】従来例のＸ線ＣＴ装置のファン−パラ変換法の画像再構成式を説明するための第１の図。
【図２９】従来例のＸ線ＣＴ装置のファン−パラ変換法の画像再構成式を説明するための第２の図。
【図３０】従来例のＸ線ＣＴ装置におけるコーンビームを示す図。
【図３１】従来例のＸ線ＣＴ装置のＸ線源、２次元Ｘ線検出器、ＦＯＶ及びボクセルの関係を示す図。
【図３２】従来例のファンビームを使用したＸ線ＣＴ装置における検出器データのピクセルへの逆投影を説明するための図。
【図３３】従来例のコーンビームを使用したＸ線ＣＴ装置における検出器データのボクセルへの逆投影を説明するための図。
【符号の説明】
３…Ｘ線源、
５…２次元Ｘ線検出器、
１１…データ収集部、
１２…再構成処理部、
２１…画像再構成制御部、
２２…変則パラレルビーム逆投影処理部、
２３…メモリ、
２３-1…データ記憶部。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention irradiates an object with a conical X-ray cone beam radiated from an X-ray source, and a one-dimensional X-ray in which a plurality of X-ray detection elements are arranged in a row. An object is detected based on detection data obtained by detecting a line detector with a two-dimensional X-ray detector arranged in a plurality of rows and rotating the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector around the object. The present invention relates to an image reconstruction processing device for reconstructing a tomographic image of the image.
[0002]
[Prior art]
As shown in FIG. 25, a conventional X-ray CT (computed tomography) apparatus uses a fan beam in which an X-ray beam is emitted from a X-ray source 101 in a fan shape (fan shape).
Such an X-ray CT apparatus irradiates a subject with an X-ray beam emitted from an X-ray source 101, and transmits X-rays (transmitted X-ray intensity) transmitted through the subject into a plurality of X-ray detection elements in a fan shape. The data is collected by detecting with the X-ray detector 102 arranged in about 1000 channels in a row, and the X-ray source 101 and the X-ray detector 102 are rotated about the subject around 1000 times while rotating around the subject. Data is collected (one data collection is referred to as one view), and an X-ray transmission image (tomographic image) of the subject is reconstructed based on the collected data. Note that the FOV 103 indicates an effective visual field. An image reconstruction formula when this fan beam is used is calculated by (Formula 1).
[0003]
[Expression 1]

[0004]
As can be seen from this (Equation 1), in the reconstruction of the fan beam, it is necessary to multiply the data obtained from the X-ray detector by weighting depending on the position of the pixel to be reconstructed and backproject it. Complicated processing.
That is, as shown in FIG. 26, pixels constituting an image to be reconstructed are set for the effective field of view FOV 103, and the data obtained in each channel of the X-ray detector 102 is used as a weight (X The radiation point of the X-ray beam of the radiation source 101) -pixel distance FpixelD (X) is multiplied by the reciprocal of the square and backprojected to the corresponding pixel. Note that FpixelD is Focus-Pixel-Distance.
There is also a method of direct backprojection, but in this case, polar coordinate conversion is required, resulting in a complicated calculation.
[0005]
Therefore, at present, two types of image reconstruction methods have been devised for X-ray CT apparatuses using a fan beam.
One method is called a fan-para conversion method, which arranges projection data obtained from a fan beam X-ray detector as shown in FIGS. 27 (a) and 27 (b). In this method, parallel beam projection data is generated by conversion and interpolation (including conversion), and the obtained data is back-projected as in a conventional X-ray CT apparatus using a parallel beam.
While calculation of data conversion and interpolation processing are required, at the time of back projection, different weighting processing is not required for each reconstructed pixel at the time of fan beam, and one data (parallel beam projection data) is transferred to the beam path ( Processing can be simplified because it is sufficient to perform back projection on all the pixels on the straight line connecting the radiation point and the channel of the X-ray detector when parallel beams are formed.
[0006]
That is, the fan beam process is defined as projection data [Rf] (ψ, φ) for an arbitrary coordinate system xy as shown in FIGS. 28 (a) and 29. This [Rf] (ψ, φ) indicates that the subject f (x, y) is line-integrated in the (ψ, φ) direction (assumed).
First, this projection data [Rf] (ψ, φ) is multiplied by cosψ.
Next, the result is convolved with the filter [1 / (sinψ squared)].
Next, the result is weighted by [d / (R squared)] and backprojected along the X-ray path. Note that R has a numerical value that varies depending on the backprojection position.
The image reconstruction equation (Equation 2) obtained by the above is
[Expression 2]

[0007]
It becomes.
[0008]
The parallel beam processing is defined as projection data [Rf] (s, θ) for an arbitrary coordinate system xy as shown in FIG. This [Rf] (s, θ) indicates that the subject (x, y) is line-integrated in the (s, θ) direction (assumed).
[0009]
First, the convolution of the projection data [Rf] (s, θ) and the filter [1 / (s squared)] is repeatedly performed over 180 ° or 360 °. Next, the result is back-projected along the X-ray path.
The image reconstruction formula obtained by the above is
[Equation 3]

[0010]
It becomes.
[0011]
Another method is a fan beam reconstruction method using a centering axis, the details of which are disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 55-99240.
On the other hand, as shown in FIG. 30, a cone surface on which a cone beam from which an X-ray beam is radiated from an X-ray source 201 and a detector array for fan beams are stacked in N rows in the Z-axis direction. An X-ray CT apparatus has been devised that captures X-ray fluoroscopic images using a two-dimensional X-ray detector 202 in which detector elements (M channels × N columns) are arranged.
[0012]
A typical cone beam reconstruction (Feldkamp reconstruction) in such an X-ray CT apparatus using a cone beam is disclosed in the following document.
"Practical cone-beam algorithm"
LAFeldkamp, LCDavis, and JWKress
J. Opt. Soc. Am. A / Vol.1, No.6, pp.612-619 / June 1984
This is an approximation obtained by extending a mathematically exact reconstruction method fan beam (in a two-dimensional plane) reconstruction algorithm [Filtered-Backprojection] in the Z-axis direction. This is a typical three-dimensional reconstruction algorithm.
[0013]
This cone beam reconstruction method is intended for conventional scanning using cone beams, and includes the following steps. In this cone beam, voxels as three-dimensional pixels are used instead of pixels as two-dimensional pixels, as shown in FIG.
1. Projection data weighting
The projection data is multiplied by a term depending on the Z coordinate and a cos term.
2. Convolution calculation
A convolution operation between the data obtained by the process 1 and the same reconstruction function as the fan beam is performed.
3. BackProjection
Data obtained by the process 2 is projected back onto the path (from the focal point to the detector channel) through which the X-ray passes. That is, the point where the straight line passing through the voxel back-projected from the focal point intersects the detector plane is calculated, and the data to be back-projected is created by interpolation etc. from the data of the two processes around that point, and it is generated by FvoxelD (X ) Is weighted by the reciprocal of the square of) and backprojected. This backprojection is performed over 360 ° (one rotation).
[0014]
When expressed by a formula similar to the fan beam reconstruction formula, it is as follows.
Note that FvoxelD (X) = Focus-Voxel-Distance is the length of the line segment obtained by projecting the line segment between the focal point and the voxel onto the midplane plane (plane parallel to) of the cone beam.
[Expression 4]

[0015]
The three-dimensional reconstruction formula (cone beam reconstruction formula) (formula 4) is very similar to the fan beam reconstruction on the formula, but the data-back backprojection method is greatly different.
[0016]
In the two-dimensional fan beam reconstruction, as shown in FIG. 32, the back projection is performed from the data of the detectors arranged in one dimension for all the pixels (pixels) in the reconstruction plane. In the beam reconstruction, as shown in FIG. 33, a point where a straight line connecting the focal point and the voxel to be reconstructed intersects the two-dimensional X-ray detector surface is obtained and involved in the intersection. Data obtained from the detector elements is backprojected to all voxels located on the line.
Therefore, when a certain surface is reconstructed by cone beam reconstruction, such as fan beam reconstruction, data of a specific detector array and channel is backprojected only to a part of the voxels of the reconstruction surface. Since it is necessary to select data to be back-projected for each voxel (detector row and detector channel), the three-dimensional positional relationship between the straight line connecting the reconstructed voxel and the focus and the X-ray detector plane is Become important.
In addition, when considering a detector array with the same Z coordinate and a straight line connecting the detector element and the focal point, the voxel through which the straight line passes on a certain plane (reconstructed plane) is detected with the focus at the center. Since this is arranged on a similar figure on the instrument surface (a concentric circle in the case of a cylindrical detector), the calculation of this positional relationship becomes very complicated.
[0017]
[Problems to be solved by the invention]
As described above, when a cone beam and a two-dimensional X-ray detector are used in a conventional X-ray CT apparatus, the calculation of the image reconstruction is complicated and enormous, and is generally popular. However, there is a problem that the processing time is too long for a computer or the like that can be realized.
Therefore, the present invention provides an image reconstruction processing apparatus that can establish an application of the fan-para conversion method in a cone beam and realize an accurate reconstruction of an image photographed using the cone beam. Objective.
[0018]
[Means for Solving the Problems]
The invention corresponding to claim 1 is a one-dimensional X-ray detection in which an X-ray cone beam emitted from an X-ray source is irradiated onto an object, and X-rays transmitted through the object are arranged in an X-ray detection element array. Obtained by a helical scan in which the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector are rotated while moving around the object in the direction of the rotation axis. Detection data obtained by rotating the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector by a predetermined angle in an image reconstruction processing device for reconstructing a tomographic image of the object based on the detected data From the above, the beam from the X-ray source to the two-dimensional X-ray detector has a parallel transmission angle to the object ignoring the rotational axis direction components of the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector. Anomalous parallel beam detection data for each transmission angle An anomalous parallel data converting means for collecting and processing, a parallel reconfiguring means for reconstructing a tomographic image of the object based on the detected data of the anomalous parallel beam collected and processed by the anomalous parallel data converting means, and the parallel Means for correcting artifacts and radiation hardening for the tomographic image reconstructed by the reconstructing means using the center section theorem.
[0019]
The invention corresponding to claim 2 is a one-dimensional X-ray detection in which an X-ray cone beam emitted from an X-ray source is irradiated onto an object, and X-rays transmitted through the object are arranged in an X-ray detection element in a row. Obtained by a helical scan in which the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector are rotated while moving around the object in the direction of the rotation axis. Detection data obtained by rotating the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector by a predetermined angle in an image reconstruction processing device for reconstructing a tomographic image of the object based on the detected data From the above, the beam from the X-ray source to the two-dimensional X-ray detector has a parallel transmission angle to the object ignoring the rotational axis direction components of the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector. Anomalous parallel beam detection data for each transmission angle An anomalous parallel data converting means for collecting and processing, a parallel reconfiguring means for reconstructing a tomographic image of the object based on the detected data of the anomalous parallel beam collected and processed by the anomalous parallel data converting means, and the parallel And a means for correcting artifact and radiation hardening for the tomographic image reconstructed by the reconstructing means as a two-dimensional image using a two-dimensional central section theorem.
[0020]
The invention corresponding to claim 3 is a one-dimensional X-ray detection in which an X-ray cone beam emitted from an X-ray source is irradiated onto an object, and X-rays transmitted through the object are arranged in an X-ray detection element in a row. Obtained by a helical scan in which the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector are rotated while moving around the object in the direction of the rotation axis. Detection data obtained by rotating the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector by a predetermined angle in an image reconstruction processing device for reconstructing a tomographic image of the object based on the detected data From the above, the beam from the X-ray source to the two-dimensional X-ray detector has a parallel transmission angle to the object ignoring the rotational axis direction components of the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector. Anomalous parallel beam detection data for each transmission angle An anomalous parallel data converting means for collecting and processing, an anomalous parallel data correcting means for correcting distortion in the rotational axis direction for the detected data of the anomalous parallel beam collected and processed by the anomalous parallel data converting means, and the anomaly parallel data Parallel reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the object based on the detection data of the irregular parallel beam corrected by the data correction means, and artifacts and quality hardening for the tomographic image reconstructed by the parallel reconstruction means And means for correcting using the central section theorem.
The invention corresponding to claim 4 is a one-dimensional X-ray detection in which an X-ray cone beam radiated from an X-ray source is irradiated to an object, and X-rays transmitted through the object are arranged in a row of X-ray detection elements. Obtained by a helical scan in which the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector are rotated while moving around the object in the direction of the rotation axis. Detection data obtained by rotating the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector by a predetermined angle in an image reconstruction processing device for reconstructing a tomographic image of the object based on the detected data From the above, the beam from the X-ray source to the two-dimensional X-ray detector has a parallel transmission angle to the object ignoring the rotational axis direction components of the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector. Anomalous parallel beam detection data for each transmission angle An anomalous parallel data converting means for collecting and processing, an anomalous parallel data correcting means for correcting distortion in the rotational axis direction for the detected data of the anomalous parallel beam collected and processed by the anomalous parallel data converting means, and the anomaly parallel data Parallel reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the object based on the detection data of the irregular parallel beam corrected by the data correction means, and artifacts and quality hardening for the tomographic image reconstructed by the parallel reconstruction means And a means for correcting the image as a two-dimensional image using the two-dimensional central section theorem.
[0021]
The invention corresponding to claim 5 is a one-dimensional X-ray detection in which an X-ray cone beam emitted from an X-ray source is irradiated onto an object, and X-rays transmitted through the object are arranged in an X-ray detection element array. Obtained by a helical scan in which the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector are rotated while moving around the object in the direction of the rotation axis. Detection data obtained by rotating the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector by a predetermined angle in an image reconstruction processing device for reconstructing a tomographic image of the object based on the detected data From the above, the beam from the X-ray source to the two-dimensional X-ray detector has a parallel transmission angle to the object ignoring the rotational axis direction components of the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector. The detection data of the irregular parallel beam is An anomalous parallel data converting means for collecting and processing, and a detection position of the detection data collected by the anomalous parallel data converting means are rearranged with respect to the position in the rotation axis direction according to the transmission angle of the parallel beam. By performing sampling processing, irregular parallel data correction means for correcting distortion in the rotation axis direction with respect to the irregular parallel beam detection data, and irregular parallel beam detection data corrected by the irregular parallel data correction means And a parallel reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the object based thereon.
[0022]
The invention corresponding to claim 6 is the invention corresponding to any one of claims 3 to 5, wherein the anomalous parallel data correction means makes the row of voxels as spatial pixels to be back-projected parallel to a predetermined fixed axis. Assuming that the trajectory of the focal point of the irregular parallel beam parallel to the voxel row is set, the detection data of the anomalous parallel beam collected and processed by the irregular parallel data conversion means on the plane parallel to the trajectory is previously stored. A similar centering process for performing projection as a pre-process for correcting distortion in the rotation axis direction on the set centering surface is performed.
[0023]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
A first embodiment of the present invention (in the case of conventional scanning) will be described below with reference to FIGS.
The cone beam reconstruction formula used in the embodiment of the present invention is:
[Equation 5]

[0024]
(Expression 5), which is an approximate expression in which the reconstruction formula of the parallel beam of (Expression 3) is extended with respect to the apparent cone angle. The same correction term as that of (Equation 6) as a cone beam reconstruction equation is added to (Equation 3), and the back projection process is changed to a three-dimensional irregular parallel beam back projection process.
[0025]
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray CT apparatus equipped with an image reconstruction processing apparatus to which the present invention is applied.
A gantry 1 as a projection data measurement system accommodates an X-ray source 3 that generates a fan-shaped fan beam X-ray bundle and a two-dimensional array type two-dimensional X-ray detector 5. The X-ray source 3 and the two-dimensional X-ray detector 5 are mounted on the rotating ring 2 in a state where they face each other with a subject placed on the slide top plate of the bed 6 interposed therebetween.
[0026]
The two-dimensional X-ray detector 5 includes a plurality of (1000 channels) detector elements arranged in a one-dimensional array and stacked in six rows (6 segments). 2 is implemented. Here, one detection element is defined to correspond to one channel.
X-rays from the X-ray source 3 are exposed to the subject via the X-ray filter 4. X-rays that have passed through the subject are detected as electrical signals by the two-dimensional X-ray detector 5.
[0027]
The X-ray controller 8 supplies a trigger signal to the high voltage generator 7. The high voltage generator 7 applies a high voltage to the X-ray source 3 at the timing of receiving the trigger signal. As a result, X-rays are emitted from the X-ray source 3.
The gantry bed controller 9 controls the rotation of the rotating ring 2 of the gantry 1 and the slide of the slide top plate of the bed 6 in synchronization. The system controller 10 as the control unit body of the entire system can perform the so-called continuous rotation (for example, helical scan) in which the X-ray source 3 moves along the spiral trajectory as viewed from the subject as necessary. The line controller 8 and the gantry bed controller 9 are controlled.
[0028]
Specifically, the rotating ring 2 continuously rotates at a constant angular velocity, the slide top plate of the bed 6 moves at a constant speed, and continuously or intermittently from the X-ray source 3 at every constant angle. The line is exposed.
The output signal from the two-dimensional X-ray detector 5 is amplified by the data acquisition unit 11 for each channel and converted into a digital signal. Projection data output from the data collection unit 11 is taken into the reconstruction processing unit 12.
[0029]
The reconstruction processing unit 12 obtains back projection data reflecting the X-ray absorption rate for each voxel based on the projection data.
In a continuous rotation type X-ray CT apparatus using a fan beam, the effective field of view (FOV, imaging region) has a cylindrical shape centered on the rotation center axis of continuous rotation. The number of voxels (pixels arranged three-dimensionally) is defined, and the back projection data of each voxel is obtained from the projection data from the two-dimensional X-ray detector 5. The three-dimensional image data or tomographic image data created based on the backprojection data is sent to the display device 13 and visually displayed as a three-dimensional image or tomographic image.
[0030]
As shown in FIG. 2, the geometry of this X-ray CT apparatus is
Number of detector rows M rows
(X-ray detection element array)
Number of channels N channels
Height in the Z-axis direction of each row Dmm,
(Slice thickness at the center of rotation)
Focus-rotation center distance FCD (Focus-center-Distance)
Focus-detector distance FDD (Focus-Detector-Distance)
Effective field diameter FOV (Field of View)
Fan angle α
Cone angle β
It has become.
[0031]
Hereinafter, processing performed by the reconstruction processing unit 12 will be described.
In the first embodiment, the case of conventional scanning will be described, and in the second embodiment to be described later, the case of helical scanning will be described.
(1) Anomalous cone beam / parallel beam conversion is performed, distortion correction is performed, and irregular parallel beam back projection is performed.
(2) Make the resampling surface parallel to the voxel row.
(3) The voxel row is made parallel to a certain axis (centering similarity method described in the modification).
[0032]
(1) will be described.
When a method similar to the fan-para conversion method is applied as the first processing step, when a cylindrical FOV is observed from the Z-axis direction as shown in FIG. Therefore, the conversion to the parallel beam in the channel direction can be performed by the fan-para conversion method.
If the fan angle is α, the channel angle ψs = (α / 2) at the focal position Fs and the channel angle ψe = −ψs = − (α / 2) at the focal position Fe. At this time, the focal angle φs = θ + (α / 2) of the focal position Fs, and the focal position Fe
The focal angle φe = θ− (α / 2).
The focal position Fs, that is, as shown in FIG.
From the beam of the channel angle ψs = (α / 2) at the focus angle φs = θ + (α / 2) to the beam of the channel angle ψi at the focus angle φi = θ + ψi of the focus position Fi in order, the focus position Fe, that is, The beams up to the channel angle ψe = − (α / 2) at the focal angle φe = θ− (α / 2) of the focal position Fe are collected to obtain a parallel beam of phase θ.
[0033]
However, distortion occurs in the Z-axis direction as the apparent cone angle changes. Considering the plane P perpendicular to the parallel beam of the phase θ (represented by a straight line in FIG. 3 (b). This perpendicular plane is hereinafter referred to as the central section of the phase θ), the phase θ of the phase θ passing through the focal position Fs is considered. The central cross section (cross section along the straight line) is as shown in FIG. Similarly, the focus position Fi is as shown in FIG. 4 (b), the focus position Fc is as shown in FIG. 4 (c), and the focus position Fe is as shown in FIG. 4 (d). In FIG. 4, only the upper part of the X-ray midplane (Midplane) is shown, but the same applies to the lower part of the midplane.
[0034]
Here, in FIGS. 4 (a) to 4 (d), the distance between the focus and the detector is constant at FDD, and the cone angle of the irradiated X-ray beam is also constant at β, whereas the focus position is The distance Lx between the central cross section of Fx and the phase θ changes to Ls, Li, Lc, and Le according to the function cos ψx of the channel angle ψx according to the focal position.
That is, if the distance from the focal position Fx to the center of the FOV is FCD, referring to FIG. 3, the distance Ls = FCD · cos ψs = FCD · cos (α / 2) = distance Le. The distance Li = FCD · cos ψi and the distance Lc = FCD · cos ψc. Here, since ψc = 0, the distance Lc = FCD.
[0035]
Therefore, the apparent cone angle β for the same height H is different.
That is, for the apparent cone angle βs at the focal position Fs, that is, for the apparent cone angle βe at the focal position Fe,
tanβs = (H / Ls) = (H / [FCD · cos (α / 2)]) = tanβe
Is established.
Further, regarding the apparent cone angle βi at the focal position Fi,
tanβi = (H / Li) = [H / (FCD · cosψi)],
For the apparent cone angle βc at the focal position Fc,
tanβc = (H / Lc) = (H / FCD) is established.
[0036]
The height of the two-dimensional X-ray detector at this time is the height of the detection surface at the focal position Fs.
Zs = FDD.tan.beta.s = (FDD / FCD). [H / cos (.alpha. / 2)] = Ze
The detection surface height Zi at the focal position Fi is
Zi = FDD · tanβi = (FDD / FCD) · (H / cosψi),
The detection surface height Zc = FDD · tanβc = (FDD / FCD) · H at the focal position Fc.
As a result, assuming that a lattice-shaped object having a height H exists in each central section, the cylindrical two-dimensional X-ray detector has projection data having a spread in the Z-axis direction at the phase θ as shown in FIG. As shown in FIG. 2, non-linear distortion occurs.
[0037]
When a planar two-dimensional X-ray detector is used, a larger distortion occurs as shown in FIG. That is, the minimum value of the distance between the focal position and the planar two-dimensional X-ray detector is FDDo. The distance FDD (ψi) from the focal point to the detector where the X-ray of angle ψi reaches is
FDD (ψi) = (FDDo / cosψi), and at the focal position
Detection surface height Z (ψi) = FDD (ψi) · tanβi
= (FDDo / cosψi) · [H / (FCD · cosψi)]
= (FDDo / FCD) · [H / (cosψi · cosψi)]
It becomes.
[0038]
In order to equalize the sampling pitch in the channel direction in the projection data of the parallel beam with the cone beam, there are the following three methods.
1. The pitch of the projection data collection with the original cone beam (view pitch and channel direction pitch) is made irregular so that the sampling pitch is uniform.
2. When generating parallel beam projection data from cone beam projection data, equal pitches are interpolated between cone beam projection data (2 views x 1 channel, 1 view x 2 channels, or 2 views x 2 channels). Calculate the projection data.
3. The extracted parallel beam of phase θ is interpolated in the channel direction to calculate projection data with a uniform pitch.
[0039]
As the second processing step, distortion correction processing (resampling processing) is performed on the uniform parallel beam obtained in the first processing step.
Since distortion of the parallel beam occurs only in the slice direction (Z-axis direction), resampling is performed so that the projection data becomes data at equal intervals in the slice direction. 7, 8, 9, and 10 show examples of resampling data areas necessary for reconstructing the reconstructed image Z0 into 6 columns. The resampling pitch and the number of resampling are arbitrary, but nonlinear distortion can be corrected more effectively when the resampling pitch is smaller and the resampling number is larger. As a result, projection data by a triangular beam (an irregular parallel beam with distortion correction) obtained when the focal point moves on a straight line n (see FIG. 11) perpendicular to the phase θ is obtained.
[0040]
As the third processing step, the re-sampling data obtained in the second processing step is multiplied by a correction term.
As the fourth processing step, convolution processing in the channel direction is performed. This is the same process as the conventional two-dimensional reconstruction.
As a final process, irregular parallel beam backprojection processing is performed. In the irregular parallel beam backprojection processing, as shown in FIG. 11, if the distance from the X-ray focal point Fc to the voxel train to be backprojected is Li, Zi = (FDD / Li) · Z0, which resampling data for each voxel train Is determined to be backprojected, and backprojected as it is. As a result, three-dimensional backprojection can be performed.
[0041]
FIG. 12 is a block diagram showing a main configuration of the reconfiguration processing unit 12.
The reconstruction processing unit 12 includes an image reconstruction control unit 21, an irregular parallel beam backprojection processing unit 22, a memory 23, and the like.
The image reconstruction control unit 21 reads out data (collected data) from the memory 23 to create an irregular parallel beam, and after performing distortion correction by resampling processing, performs predetermined processing such as multiplication with a correction term and convolution. The processed data is output to the irregular parallel beam backprojection processing unit 22.
Further, the image reconstruction control unit 21 determines a resampling sequence to be backprojected to each voxel sequence, and outputs the processed data to the irregular parallel beam backprojection processing unit.
[0042]
The irregular parallel beam backprojection processing unit 22 performs backprojection processing on a predetermined area according to a resampling sequence that backprojects data input from the image reconstruction control unit 21, and the result is stored in the memory 23. The data is stored in the data storage unit 23-1. A plurality of resampling sequence data may be weighted and added during back projection.
In the first embodiment, the method of separately performing the fan-para conversion in the channel direction and the distortion correction in the slice direction has been described. However, the present invention is not limited to this, and 2 An irregular parallel beam projection data with distortion correction may be obtained from the cone beam projection data by performing a single process such as 4-point interpolation of view × 2 channels. By doing so, the processing speed of the image reconstruction process can be further increased.
[0043]
As a modification of the first embodiment, a centering similarity method will be described. In the irregular parallel beam backprojection processing as shown in FIG. 11, since the resampling data string and the voxel string are set in parallel, the resampling data to be backprojected to the voxel string is a fixed resampling for each voxel string. Since the resampling column can be easily selected because it can be extracted from the column, it is difficult to determine the voxel to be back-projected because the voxel column rotates according to the phase θ.
[0044]
Therefore, as shown in FIG. 13, even if the phase changes, the voxel row is parallel to an axis (fixed axis) such as the X axis or the Y axis (the voxel includes FOV, but the phase change Corresponding tilt and regular cube are only 4 phases at intervals of 90 °), and parallel to the straight line n ′ (virtual parallel beam X-ray source (focus) trajectory) parallel to the voxel row. Assuming the sampling plane, the cone beam projection data is subjected to irregular cone beam / parallel beam conversion processing to obtain second irregular parallel beam projection data on the resampling plane (similar centering processing). This is projection data by the second irregular parallel beam obtained when the focal point F moves on the straight line n ′. This is backprojected as shown in FIG. According to this method, both the selection of voxels to be backprojected and the selection of resampling data can be facilitated, and the backprojection processing speed can be further increased.
[0045]
For example, as shown in FIG. 14, the assumed focus (φ) of the parallel beam at the phase φ with respect to the reconstructed image A in the inclination s direction moves on the trajectory B. The projection data of the focal side VE (φ) and the two-dimensional X-ray detector side VS (φ) of the reconstructed image A are Vce (φ, s) and the projection data on the detector plane C of the two-dimensional X-ray detector 5. It is detected as Vcs (φ, s). If similar centering processing (processing assuming a resampling plane parallel to the straight line n ′ parallel to the voxel row) is not performed, projection data Vce (φ, s) and Vcs as shown in FIG. Since (φ, s) is not parallel to the detector array, and the projection data of the reconstructed image A is detected as a distorted square, the backprojection processing becomes complicated and causes a reduction in the backprojection processing speed. . On the other hand, when similar centering processing is performed, the projection data Vce (φ, s) and Vcs (φ, s) are both parallel to the centering row as shown in FIG. Since the projection data of the reconstructed image in D is accurately a parallelogram, the back projection processing speed can be increased.
The method described in Japanese Patent Application No. 8-1015 “Image Reconstruction Processing Device” may be applied to make the voxel string and resampling data parallel to a certain axis.
[0046]
In the first embodiment, non-linear distortion generated in projection data when a cone beam is converted into a parallel beam is corrected over time as a correction process, but image reconstruction control is performed. If the unit 21 determines the data to be back-projected for each channel in consideration of the distortion and gives the result to the irregular parallel beam back-projection processing unit 22, the distortion correction process can be simultaneously performed by the back-projection process. According to this, it is estimated that the time required for the back projection process will be long, but the time for performing only the distortion correction process can be omitted, so if the distortion correction process can be efficiently performed simultaneously with the back projection process. Thus, the processing speed of the entire image reconstruction process can be increased.
In the first embodiment, the image reconstruction process for the upper half of the cone beam Midplane (Z = 0) has been described with reference to FIGS. 4 to 6, 8 to 11 and 13. If the image reconstruction processing of the lower half of the Midplane is also performed in contrast, the image can be reconstructed in the same manner.
[0047]
A second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
In the first embodiment described above, the case of the conventional scan has been described, but in the second embodiment, the case of the helical scan will be described. The case of the helical scan of the second embodiment is basically the same as that of the conventional scan of the first embodiment, except for the irregular cone beam / parallel beam conversion processing and distortion. Only the correction process, the subsequent correction term multiplication process, channel direction convolution process, and irregular parallel beam backprojection process are the same.
[0048]
Since the state seen from the Z-axis direction in the helical scan is the same as the state shown in FIGS. 3A and 3B, the cone beam / parallel beam conversion in the channel direction is the same as that in the first embodiment. This is the same process as the two-dimensional fan-para conversion process. However, since the focal point F moves on the same circular orbit in the case of the conventional scan, it moves on the helical orbit in the case of the helical scan, so that the focal point necessary to obtain the anomalous parallel beam of the phase θ. At angles Fs˜ (Fi) ˜Fc˜Fe, the focal point F is
(I) The case below the reconstructed image plane (Z-axis coordinate = ZI) over the entire area.
(II) The case where the entire area is above the reconstructed image plane (Z-axis coordinate = ZI).
(III) The transition from the lower side to the upper side of the reconstructed image plane (Z-axis coordinate = ZI).
(IV) When transitioning from the upper side to the lower side of the reconstructed image plane (Z-axis coordinate = ZI).
It is classified into four types.
By the way, the Z coordinate Z (φi) of the focal position Fi at the focal angle φi is
Z (φi) = Z0 + [(φi / 360) · HP]
Given in. Note that HP is a helical pitch.
[0049]
First, the case of (I) will be described. In this case, a reconstructed image is detected (projection data is collected) on the upper half side of the two-dimensional X-ray detector 5.
Assuming that the Z-axis coordinate of the reconstructed image is Z = ZI (constant), as shown in FIGS. 16 and 17, the focal position Fs that becomes the first beam is viewed from the Z-axis coordinate Zs = Z (φs). The relative Z-axis coordinate of the reconstructed image is dZ = ZI−Z (φs). At the focal position Fe (Z-axis coordinate Ze = Z (φe)) that becomes the last beam, dZ = ZI−Z (φe). ). Further, at the focal position FI (Z-axis coordinate Zi = Z (φi)) of the beam on the way, dZ = ZI−Z (φi).
In the case of this helical scan, the nonlinear distortion of the projection data is larger than in the case of the conventional scan of the first embodiment described above, and the position and range where the necessary projection data exists according to the focal angle φ. It can be seen that the area has changed. Since projection data in the vicinity of As is not actually obtained, projection data is obtained from calculation by extrapolation processing.
[0050]
Here, as shown in FIG. 18, the resampling process as described in the first embodiment is performed on the projection data having a large non-linear distortion shown in FIG. I do.
Since subsequent correction term multiplication processing, channel direction convolution processing, and irregular parallel beam backprojection processing are the same as those in the first embodiment described above, description thereof is omitted here.
[0051]
Next, the case of (II) will be described. In this case, a reconstructed image is detected on the lower half surface side of the two-dimensional X-ray detector 5 (projection data is collected).
In the case of (II), the projection data of a region mirror-image reversed in the Z-axis direction in the case of (I) described above is obtained. That is, projection data of a region in which A (As, Ai, Ac, Ae) and B (Bs, Bi, Bc, Be) are inverted.
Accordingly, distortion correction processing is performed in the same manner as in the case of (I).
[0052]
Next, the case of (III) will be described. In this case, the detection area moves from the upper half surface side to the lower half surface side of the two-dimensional X-ray detector.
As shown in FIGS. 19, 20, and 21, the irregular cone beam / parallel beam conversion is performed when the focal angle at which the focal point F crosses the reconstructed image is φi and (Fi), from the focal point position Fs to the focal point position Fi. As to Ai corresponding to the voxels on the focal side of the image are on the upper side, Bs to Bi corresponding to the voxels on the two-dimensional X-ray detector side of the image are on the lower side, and voxels of all the images are 1 at the focal position Fi. Ai and Bi become the same as one projection data. Furthermore, from the focal position Fi to the focal position Fe, Ai to Ae are on the lower side and Bi to Be are on the upper side, and are inverted. Therefore, in the distortion correction process in the case of (III), resampling process and upside down process are performed to obtain irregular parallel beam projection data with distortion correction as shown in FIG.
Since subsequent correction term multiplication processing, channel direction convolution processing, and irregular parallel beam backprojection processing are the same as those in the first embodiment described above, description thereof is omitted here.
[0053]
In the case of (IV), similarly to the case of (II) with respect to the case of (I), the projection data of the region mirror-inverted in the Z-axis direction in the case of (III) is obtained.
That is, the detection region moves from the lower half surface side to the upper half surface side of the two-dimensional X-ray detector. From the focal position Fs to the focal position Fi, As to Ai are on the lower side and Bs to Bi are on the upper side. At the focal position Fi, Ai and Bi are the same. Further, from the focal position Fi to the focal position Fe, Ai to Ae are on the upper side and Bi to Be are the lower side, and are inverted. Therefore, the processing method is the same as (III).
[0054]
By combining the above (I) to (IV), three-dimensional image reconstruction can be performed by performing irregular parallel beam backprojection by irregular cone beam / parallel beam conversion even in helical scanning. The reconstruction controller determines a corresponding case from (I) to (IV) according to the phase θ, performs an irregular cone beam / parallel beam conversion according to the corresponding case, and performs a resampling process (if necessary). In combination with upside down processing), distortion correction processing, multiplication of correction terms, channel direction convolution processing, and irregular parallel beam back projection processing are performed to perform three-dimensional image reconstruction.
[0055]
A third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
After anomalous cone beam / parallel beam conversion to anomalous parallel beam backprojection processing, the center section theorem is used to correct artifacts (including quality hardening).
The central section theorem is that “the first order Fourier transform of the projection data of the parallel beam onto the phase θ of an image is equal to the distribution of the center section obtained by cutting the two-dimensional Fourier transform image of the original image at the corresponding angle θ”. That's it.
That is, as shown in FIG. 23, considering a parallel beam in the phase θ direction of the image 31 in real space, the projection data 32 obtained by the parallel beam is obtained by performing a one-dimensional Fourier transform on the projection data 32 as shown in FIG. And the distribution 34 of the central cross section obtained by cutting the two-dimensional Fourier transform image 33 in the frequency space of the image 31 at the corresponding angle θ. Therefore, projection data 32 can be obtained by performing one-dimensional inverse Fourier transform on the distribution 34 of the central cross section.
[0056]
Therefore, once the image is reconstructed, the image is subjected to two-dimensional Fourier transform, the distribution of the central section cut at a certain angle θ is obtained, and if the distribution of the central section is subjected to one-dimensional inverse Fourier transform, the phase θ direction of the image is obtained. The parallel beam projection data is obtained.
Based on this projection data, a correction coefficient such as line quality hardening is obtained, and the second image reconstruction is performed by parallel beam backprojection to correct artifacts due to line quality hardening, etc. It has been.
[0057]
However, since the first image reconstruction is performed by fan beam backprojection and the second image reconstruction is performed by parallel beam backprojection, artifacts due to fan beam spread diffuse into a fan shape during backprojection. In some cases, correction by parallel beam back projection could not be removed. Similarly, in the cone beam, artifacts due to the spread of the cone beam may not be removed.
[0058]
Also in the first embodiment and the second embodiment described above, the backprojection processing is performed in the same manner as the backprojection of the parallel beam in the second pass when viewed from the Z-axis direction. Great effect.
Therefore, first, three-dimensional image reconstruction is performed by the method described in the first embodiment or the second embodiment for the first time, and then the spread of the cone beam in the Z-axis direction is ignored. Considering a conventional two-dimensional image instead of a two-dimensional image as one section of the three-dimensional image, the second-pass correction is performed on the two-dimensional image by applying the two-dimensional central section theorem. In general, the artifact spreads three-dimensionally, but the cone angle is small compared to the fan angle, so that the above correction by the two-dimensional central section theorem provides a sufficient correction effect.
[0059]
As a modification, projection data by a complete parallel beam may be obtained using a three-dimensional central section theorem, and correction may be performed using the projection data. Since the projection data by the irregular parallel beam and the projection data by the complete parallel beam are relatively similar, a certain degree of correction effect can be expected.
[0060]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, the application of the fan-para conversion method in a cone beam is established, and an image reconstruction capable of realizing an accurate reconstruction of an image photographed using the cone beam. A processing device can be provided.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray CT apparatus according to a first embodiment (in the case of a conventional scan) of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing a geometry of the X-ray CT apparatus according to the embodiment.
FIG. 3 is a diagram for explaining conversion of a cone beam into an irregular parallel beam as viewed from the rotation axis direction of the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector of the X-ray CT apparatus according to the embodiment;
FIG. 4 is a diagram showing a projection state of a plane perpendicular to the irregular parallel beam when the cone beam of the X-ray CT apparatus according to the embodiment is converted into the irregular parallel beam;
FIG. 5 is a diagram showing a projection state on a detection surface of a cylindrical two-dimensional X-ray detector using an irregular parallel beam of the X-ray CT apparatus according to the embodiment;
FIG. 6 is a diagram showing a projection state on a detection surface of a planar two-dimensional X-ray detector using an irregular parallel beam of the X-ray CT apparatus according to the embodiment;
FIG. 7 is a view showing a relationship between an irregular parallel beam and a reconstructed image plane in the X-ray CT apparatus according to the embodiment.
FIG. 8 is a view showing a projection state of a reconstructed image plane with respect to an irregular parallel beam in the X-ray CT apparatus according to the embodiment;
FIG. 9 is a diagram showing a projection state of the reconstructed image plane on the detection plane of the two-dimensional X-ray detector by the irregular parallel beam of the X-ray CT apparatus according to the embodiment;
FIG. 10 is a diagram showing data obtained by resampling projection data using an irregular parallel beam of the X-ray CT apparatus according to the embodiment;
FIG. 11 is a view for explaining backprojection processing of resampled data on a reconstructed image plane in the X-ray CT apparatus according to the embodiment;
FIG. 12 is a block diagram showing a main configuration of a reconstruction processing unit 12 of the X-ray CT apparatus according to the embodiment;
13 is a diagram for explaining back projection processing from a resampling surface using similar centering processing to a voxel row parallel to a fixed axis of the X-ray CT apparatus according to the embodiment; FIG.
FIG. 14 is a diagram showing projection data of a reconstructed image A at a phase φ of the X-ray CT apparatus according to the embodiment.
FIG. 15 is a diagram showing backprojection data when the similar centering process is not performed on the reconstructed image A of the X-ray CT apparatus according to the embodiment, and backprojection data when the similar centering process is performed;
FIG. 16 shows an irregular parallel beam when the focal point of the X-ray CT apparatus according to the second embodiment (in the case of helical scan) of the present invention is below the reconstructed image plane over the entire region (in the case of (I)) The figure which shows the projection state of the reconstruction image surface with respect to.
FIG. 17 is a diagram showing a projection state of the reconstructed image plane on the detection plane of the two-dimensional X-ray detector by the irregular parallel beam in the case of (I) of the X-ray CT apparatus of the embodiment;
18 is a diagram showing data obtained by resampling projection data with an irregular parallel beam in the case of (I) of the X-ray CT apparatus according to the embodiment; FIG.
FIG. 19 is a projection state of the reconstructed image plane with respect to the first half of the anomalous parallel beam when the focal point of the X-ray CT apparatus of the embodiment transitions from the lower side to the upper side of the reconstructed image plane (in the case of (III)) FIG.
FIG. 20 is a view showing a projection state of the reconstructed image plane with respect to the latter half of the irregular parallel beam in the case of (III) of the X-ray CT apparatus according to the embodiment;
FIG. 21 is a diagram showing a projection state of the reconstructed image plane on the detection plane of the two-dimensional X-ray detector by the irregular parallel beam in the case of (III) of the X-ray CT apparatus of the embodiment;
FIG. 22 is a diagram showing data obtained by resampling projection data with an irregular parallel beam in the case of (III) of the X-ray CT apparatus according to the embodiment;
FIG. 23 is a view showing projection data of a parallel beam onto a phase θ of an image having a central section theorem used in the X-ray CT apparatus of the embodiment.
FIG. 24 is a diagram showing a distribution of a central section obtained by cutting a two-dimensional Fourier transform image of an original image of the central section theorem used in the X-ray CT apparatus of the embodiment at a corresponding angle θ.
FIG. 25 is a diagram showing a fan beam in a conventional X-ray CT apparatus.
FIG. 26 is a diagram showing a relationship among an X-ray source, an X-ray detector, an FOV, and pixels of a conventional X-ray CT apparatus.
FIG. 27 is a diagram for explaining a fan-para conversion method of a conventional X-ray CT apparatus.
FIG. 28 is a first diagram for explaining an image reconstruction formula of a fan-para conversion method of a conventional X-ray CT apparatus;
FIG. 29 is a second diagram for explaining the image reconstruction formula of the fan-para conversion method of the X-ray CT apparatus of the conventional example.
FIG. 30 is a diagram showing a cone beam in a conventional X-ray CT apparatus.
FIG. 31 is a diagram showing a relationship among an X-ray source, a two-dimensional X-ray detector, a FOV, and a voxel of a conventional X-ray CT apparatus.
FIG. 32 is a diagram for explaining back projection of detector data onto pixels in an X-ray CT apparatus using a conventional fan beam;
FIG. 33 is a diagram for explaining back projection of detector data onto voxels in an X-ray CT apparatus using a conventional cone beam;
[Explanation of symbols]
3 ... X-ray source,
5 ... Two-dimensional X-ray detector,
11 ... Data collection unit,
12 ... Reconfiguration processing unit,
21: Image reconstruction control unit,
22: Anomalous parallel beam backprojection processing unit,
23 ... Memory,
23-1: Data storage unit.

Claims (6)

An X-ray cone beam emitted from an X-ray source is irradiated onto an object, and X-rays transmitted through the object are arranged in a plurality of rows of 1-dimensional X-ray detectors in which X-ray detection elements are arranged in a row 2 Based on detection data obtained by a helical scan that is detected by a two-dimensional X-ray detector and rotates while moving the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector around the object in the rotation axis direction, In the image reconstruction processing device for reconstructing a tomographic image of the object,
From the detection data obtained by rotating the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector by a predetermined angle, a beam from the X-ray source to the two-dimensional X-ray detector is converted into the X-ray source and the 2 An anomalous parallel data conversion means for collecting and processing the detection data of the anomalous parallel beam whose transmission angle to the object is parallel while ignoring the rotational axis direction component of the dimensional X-ray detector;
Parallel reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the object based on the detection data of the irregular parallel beam collected and processed by the irregular parallel data conversion means;
An image reconstruction processing apparatus comprising: means for correcting artifacts and radiation quality hardening for a tomographic image reconstructed by the parallel reconstruction means using a central section theorem. An X-ray cone beam emitted from an X-ray source is irradiated onto an object, and X-rays transmitted through the object are arranged in a plurality of rows of 1-dimensional X-ray detectors in which X-ray detection elements are arranged in a row 2 Based on detection data obtained by a helical scan that is detected by a two-dimensional X-ray detector and rotates while moving the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector around the object in the rotation axis direction, In the image reconstruction processing device for reconstructing a tomographic image of the object,
From the detection data obtained by rotating the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector by a predetermined angle, a beam from the X-ray source to the two-dimensional X-ray detector is converted into the X-ray source and the 2 An anomalous parallel data conversion means for collecting and processing the detection data of the anomalous parallel beam whose transmission angle to the object is parallel while ignoring the rotational axis direction component of the dimensional X-ray detector;
Parallel reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the object based on the detection data of the irregular parallel beam collected and processed by the irregular parallel data conversion means;
An image reconstruction processing apparatus comprising: means for correcting artifacts and radiation quality hardening for a tomographic image reconstructed by the parallel reconstruction means as a two-dimensional image using a two-dimensional central section theorem. An X-ray cone beam emitted from an X-ray source is irradiated onto an object, and X-rays transmitted through the object are arranged in a plurality of rows of 1-dimensional X-ray detectors in which X-ray detection elements are arranged in a row 2 Based on detection data obtained by a helical scan that is detected by a two-dimensional X-ray detector and rotates while moving the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector around the object in the rotation axis direction, In the image reconstruction processing device for reconstructing a tomographic image of the object,
From the detection data obtained by rotating the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector by a predetermined angle, a beam from the X-ray source to the two-dimensional X-ray detector is converted into the X-ray source and the 2 An anomalous parallel data conversion means for collecting and processing the detection data of the anomalous parallel beam whose transmission angle to the object is parallel while ignoring the rotational axis direction component of the dimensional X-ray detector;
Anomalous parallel data correction means for correcting distortion in the rotational axis direction for the detection data of the anomalous parallel beam collected and processed by the anomalous parallel data conversion means,
Parallel reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the object based on the detection data of the irregular parallel beam corrected by the irregular parallel data correction means;
An image reconstruction processing apparatus comprising: means for correcting artifacts and radiation quality hardening for a tomographic image reconstructed by the parallel reconstruction means using a central section theorem. An X-ray cone beam emitted from an X-ray source is irradiated onto an object, and X-rays transmitted through the object are arranged in a plurality of rows of 1-dimensional X-ray detectors in which X-ray detection elements are arranged in a row 2 Based on detection data obtained by a helical scan that is detected by a two-dimensional X-ray detector and rotates while moving the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector around the object in the rotation axis direction, In the image reconstruction processing device for reconstructing a tomographic image of the object,
From the detection data obtained by rotating the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector by a predetermined angle, a beam from the X-ray source to the two-dimensional X-ray detector is converted into the X-ray source and the 2 An anomalous parallel data conversion means for collecting and processing the detection data of the anomalous parallel beam whose transmission angle to the object is parallel while ignoring the rotational axis direction component of the dimensional X-ray detector;
Anomalous parallel data correction means for correcting distortion in the rotational axis direction for the detection data of the anomalous parallel beam collected and processed by the anomalous parallel data conversion means,
Parallel reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the object based on the detection data of the irregular parallel beam corrected by the irregular parallel data correction means;
An image reconstruction processing apparatus comprising: means for correcting artifacts and radiation quality hardening for a tomographic image reconstructed by the parallel reconstruction means as a two-dimensional image using a two-dimensional central section theorem. An X-ray cone beam emitted from an X-ray source is irradiated onto an object, and X-rays transmitted through the object are arranged in a plurality of rows of 1-dimensional X-ray detectors in which X-ray detection elements are arranged in a row 2 Based on detection data obtained by a helical scan that is detected by a two-dimensional X-ray detector and rotates while moving the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector around the object in the rotation axis direction, In the image reconstruction processing device for reconstructing a tomographic image of the object,
From the detection data obtained by rotating the X-ray source and the two-dimensional X-ray detector by a predetermined angle, a beam from the X-ray source to the two-dimensional X-ray detector is converted into the X-ray source and the 2 An anomalous parallel data conversion means for collecting and processing the detection data of the anomalous parallel beam whose transmission angle to the object is parallel while ignoring the rotational axis direction component of the dimensional X-ray detector;
By performing a resampling process for rearranging the detection position of the detection data collected by the irregular parallel data conversion means with respect to the position in the rotation axis direction according to the transmission angle of the parallel beam, the irregular parallel beam Anomalous parallel data correction means for correcting distortion in the rotation axis direction with respect to detection data;
An image reconstruction processing apparatus comprising: parallel reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the object based on the detection data of the irregular parallel beam corrected by the irregular parallel data correction means.   The irregular parallel data correcting means sets a column of voxels as spatial pixels to be back-projected in parallel to a predetermined fixed axis, and assumes a trajectory of the focal point of the irregular parallel beam parallel to the voxel column. Similar centering for projecting irregular parallel beam detection data collected and processed by the irregular parallel data conversion means onto a plane parallel to the trajectory as a pre-process for correcting distortion in the rotational axis direction on a preset centering plane 6. The image reconstruction processing device according to claim 3, wherein the image reconstruction processing device performs processing.

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