JP4010607B2

JP4010607B2 - X-ray CT system

Info

Publication number: JP4010607B2
Application number: JP23396097A
Authority: JP
Inventors: 宮崎　　靖; 哲夫中澤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1997-08-29
Filing date: 1997-08-29
Publication date: 2007-11-21
Anticipated expiration: 2017-08-29
Also published as: JPH1170106A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は特にＲ／Ｒ（Rotation/Rotation）方式Ｘ線ＣＴ装置におけるリング状アーチファクトの低減をはかる技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
現在、ＣＴ装置の主流はＲ／Ｒ方式（第３世代）ＣＴ装置で、Ｘ線源とＸ線源の焦点を指向する円弧状の検出器とが被検体を挟んで互いに対向する位置に配置されている。Ｘ線源からのＸ線はコリメートされ、扇状のＸ線ビームを形成し、被検体の撮影断面に照射される。被検体により減弱した透過Ｘ線を回転しながら計測することで撮影動作は行われる。回転中の計測動作は０．１〜０．５度程度の角度間隔で行われ、合計１０００角度程度投影データを取得する。検出器は多数の検出素子で構成され、それぞれの素子の出力が計測回路によってディジタルデータとして収集され、計測角度毎に素子数分のデータ（ビュー）を構成する。更に、計測データは画像処理装置によって検出素子の特性補正、線質補正やログ変換などの前処理を施された後、フィルタ補正逆投影法などの公知のアルゴリズムによって断層像として再構成される。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
Ｒ／Ｒ方式ＣＴ装置では、Ｘ線源と検出器とが位置関係を保ったまま回転するため、回転中心からある素子（チャンネル）で計測したＸ線ビームまでの距離ｒは全ビューで等しい。従って、ある検出素子の特性ばらつきが大きいために前述の補正処理で完全に補正できない場合、画像上にリング状や円弧状の誤差成分が現れる。これらはリングアーチファクトと呼ばれ、診断の妨げになるために除去することが望ましい。
【０００４】
このリングアーチファクトの補正方法としては、投影空間でリング成分を抽出して補正する投影補正法と、画像空間でリング成分を抽出して補正する画像補正法と、が存在する。
（イ）、投影補正法：投影データはチャンネル、ビューの２次元配列で、リング成分がビュー（配列）方向の直線成分となるため、リング成分抽出のアルゴリズムが比較的単純である。しかし、画像上に現れるリングアーチファクトを構成する誤差成分は、投影データ上では必ずしも十分なコントラスト差を持たないため、完全に補正しきれない場合も多い。また、特開平８−２５２２４９では患者の撮影前に検出器の特性劣化を検査するための特別なデータ取得が必要などシステムが複雑になるなどの問題点があった。
（ロ）、画像補正：一方、画像空間の処理は画像がｘ−ｙの直行配列で得られ、円弧状のリング成分を抽出するにはＵＳＰ−４６７０８４０のようにセクタ領域に分割するなどの必要がある。しかし、再構成画像の視野サイズは撮影部位や観察目的によって異なり、再構成中心はスキャナの回転中心に必ずしも一致しない。従って、セクタはスキャナの回転中心を基準に分割されるものであるから、分割領域を各画像毎に計算して再設定しなければならない。
【０００５】
本発明の目的は、リングアーチファクトの低減をより一層可能にするＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【０００６】
【発明を解決するための手段】
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置における画像補正方法であって、リング状のノイズ成分を有するｘ−ｙ直交座標系の画像をｒ−θ回転座標系に座標変換することで、前記ｘ−ｙ直交座標系上のリング状のノイズ成分をθ方向の直線成分に変換して抽出するステップと、
前記抽出したθ方向の直線成分をｘ−ｙ直交座標系のリング状のノイズ成分の画像とするステップと、
前記画像から前記リング状のノイズ成分の画像を差分することで前記画像の前記リング状のノイズ成分を除去するステップと、からなる画像補正方法を開示する。
更に本発明は、Ｘ線ＣＴ装置における画像補正方法であって、回転検出系により取得した投影データに含まれたリングアーチファクト成分を除去する画像補正方法であり、
前記投影データからｘ−ｙ直交座標系の再構成画像を再構成するステップと、
前記ｘ−ｙ直交座標系の再構成画像をｒ−θ回転座標系に座標変換して、ｒ−θ画像を取得するステップと、
前記ｒ−θ画像からリングアーチファクト成分をθ方向の直線成分として抽出するステップと、
前記直線成分として抽出したリングアーチファクト成分をｘ−ｙ直交座票系の画像に変換するステップと、
ｘ−ｙ直交座標系に変換されたリングアーチファクト成分の画像をｘ−ｙ直交座標系の再構成画像から差し引いて補正した再構成画像を作成するステップと、からなる画像補正方法を開示する。
【０００７】
【発明の実施の形態】
図３、図４に本実施の形態のＣＴ装置を示した。図４において、Ｘ線ＣＴ装置は、全体を統括するホストコンピュータ４０１と、Ｘ線発生系、Ｘ線検出系などを搭載しスリップリングによって連続スキャンが可能なスキャナ４０２と、前処理、画像再構成処理や各種解析処理を担当する画像処理装置４０３と、Ｘ線に高電圧を供給する高電圧発生装置４０４と、患者テーブル４０５と、表示装置４０６とからなる。
【０００８】
図３はスキャナ４０２の詳細な構成を示した図である。Ｘ線管３０１と２次元検出器３０２は、回転板に被検体３０５を挟み互いに対向する位置に搭載され、被検体３０５の透過Ｘ線を検出できるようになっている。回転盤３０６は回転制御装置３０３によって駆動制御され、高速に連続回転可能となっている。Ｘ線管には高電圧発生装置４０４から電力が供給される。プリアンプ３０４によって取得された計測データはスリップリングなどの信号伝達手段を介して画像処理装置４０３に転送される。
画像処理装置４０３での処理フローを図２に示す。画像処理装置４０３は入力された計測データに対して、ログ変換や線質補正などの前処理（２０１）を施し、フィルタ補正処理（２０２）を行って正規の投影データを得、次いで、この投影データから逆投影処理（２０３）等によって断層像を得る。更に、後処理（２０４）によって画像フィルタなどの後処理を施し、リング補正（２０５）によって本発明のリングアーチファクト補正処理を施してリングアーチファクトの無い画像を得、再構成画像として表示装置４０６に送り、表示（２０６）を行う。
ここで、逆投影処理等によって得る断層像とは、直交座標系ｘ−ｙで定義された座標系の再構成画像である。また、投影データとは、Ｘ線ビームの開き角αと線源の角度位置βとで定義、又は投影角とチャンネル番号とで定義（この２つの定義は実質同じ）されたものである。
【０００９】
次に、リング補正処理（２０５）について図１を用いて説明する。リング補正処理（２０５）は、ｒ−θ変換処理（１０１）、リング成分抽出処理（１０２）、ｘ−ｙ変換処理（１０３）、補正処理（１０４）で構成される。
ｒ−θ変換処理（１０１）：後処理（２０４）まで終了して得られるリングアーチファクトを含んだ再構成画像２０４Ａをｒ−θ変換処理（１０１）でｒ−θ変換処理を施しｒ−θ画像１０６を得る。
リング成分抽出処理（１０２）：この処理では、入力したｒ−θ画像からフィルタ処理によって、リングアーチファクトを構成する誤差成分（リング成分）を抽出する。リング成分は、ｒ−θ座標系では直線成分となるため、一般的な線分抽出アルゴリズムで抽出する。
ｘ−ｙ変換処理（１０３）：リング成分が、回転座標系である故に、これをｘ−ｙ座標系に戻す。これによって、再構成座標系と同じ座標系に戻る。
補正処理（１０４）：ｘ−ｙ座標系でのリング成分を、原画像（再構成画像のこと）から差し引く処理を行う。これによってリングアーチファクトの発生を抑制できた。
【００１０】
図５は、ｒ−θ変換処理（１０１）の一例を説明する図である。
ここで、図５に示す各パラメータは以下の通りである。
ｘ、ｙ…再構成後の座標系である。再構成像の中の座標（ｘ、ｙ）におけるＣＴ値は、ＣＴ（ｘ、ｙ）と表現できる。
ｒ、θ…座標系ｘ、ｙの原点に一致する原点を持つ、回転座標系である。ｒが半径方向の大きさ、θが角度を示す。
Δｒ、Δθ…座標系ｒ、θのサンプリング間隔を示す。
ＦＯＶ…再構成画像の視野である。ＦＯＶの内側（線上を含ませるか否かは定義次第）のみの再構成画像を得ることを示し、ＦＯＶの外側には再構成画像が得られない（又はＦＯＶの外側の再構成画像は捨てる）。ＦＯＶを適宜設定することで、再構成画像は、任意の領域位置、任意の領域（図は正方形の領域としている）大きさで得ることが可能となる。
ｃＦＯＶ…ｒ−θ座標系でのリングアーチファクトの補正を行うべき視野（計算視野）である。ｃＦＯＶの内側（線上を含ませるか否かは定義次第）のみがリングアーチファクトの補正対象となり、ｃＦＯＶの外側はリングアーチファクトの補正対象外となる。ｃＦＯＶを適宜設定することで、任意の領域位置、任意の領域大きさでリングアーチファクトの補正が行える。
【００１１】
ＦＯＶとｃＦＯＶとの関係（その１）…両者は任意に独立に設定してもよく、関連を持たせて設定させてもよい。図５の例は、ｃＦＯＶがＦＯＶよりも大きく、且つＦＯＶの中心座標（ｃｘ、ｃｙ）が座標系ｘ−ｙ、ｒ−θの原点に一致しない例を示す。また、ＦＯＶは矩形（正方形を含む）、ｃＦＯＶは円形を示すが、ｃＦＯＶは矩形に設定する例もある。更に、ＦＯＶとｃＦＯＶとは少なくとも一部が一致する共通領域を持つような位置関係及び大きさ関係に設定することは不可欠である。因みに、図５は、ＦＯＶが完全にｃＦＯＶの領域内部に存在する如き設定例を示す。
（ｘ_a、ｙ_b）…ＦＯＶ内の座標であり、ＣＴ値ＣＴ_ab＝ＣＴ（ｘ_a、ｙ_b）を有する。
（ｘ_c、ｙ_d）…ＦＯＶ外の座標であり、ＣＴ値は存在しない。座標（ｘ_c、ｙ_d）はｃＦＯＶ内に含まれているため、リングアーチファクトの補正対象となる。従って、例えば（ｘ_c、ｙ_d）のＣＴ値ＣＴ_cd＝０（０を埋め込み）に強制的に設定して、リングアーチファクトの補正対象として扱う。
ＦＯＶの再構成座標系の扱い…ＦＯＶの中心位置Ｇ（ｃ_x、ｃ_y）は、再構成画像座標系ｘ−ｙの原点（０、０）と一致させることは必ずしも必要でない。
【００１２】
ＦＯＶとｃＦＯＶとの関係（その２）…図７は、ＦＯＶ視野の一部領域ＭがｃＦＯＶ視野よりも外側にある例を示す。外側にある領域Ｍは、ｃＦＯＶ視野外のため、補正対象外となる。また、ＦＯＶ視野の外側であって且つｃＦＯＶ視野内に含まれる領域Ｎは、ＦＯＶ視野の外側のため、対応する再構成画素値がなく、この領域からはｒ−θ画像を得ることができない。そこで、ＦＯＶ視野の外側のＮ領域については、再構成画素値をすべて“０”などの一定値に設定しておくことで、このＮ領域を原因とする誤差成分の出現を排除できる。仮にこの領域に誤差成分が現れても、この領域が参照されることはない。また、ＦＯＶ視野とＮ領域との境界線上にあっては、補間してｘ−ｙ誤差画像を求めるので２次元線形補間の場合、境界線上に沿った各１画素分が利用されるが、実用的には問題とならない。図８は、ｃＦＯＶ視野１の半分程度がＦＯＶ視野と重複する例であって、且つｃＦＯＶ視野１よりも２倍程度の大きさのＦＯＶ視野の例がある。図のような場合もｃＦＯＶ視野であるｒ−θ画像空間がｘ−ｙ画像空間からはみ出しているため、完全なｒ−θ画像は作成できない。逆に、ｘ−ｙ画像の半分程度の領域しか補正対象とならない。このような場合はｃＦＯＶを大きく設定（ｃＦＯＶ１よりも大きなｃＦＯＶ２）すればよい。ただし、Δｒ、Δθを大きくすると、補正精度が低下し、小さくするとｒ−θ画像の画素数が多くなり処理時間が増加する。そのため、実用的に十分な補正領域を確保でき、しかもなるべく小さくなるようにｃＦＯＶは設定するのがよい。
【００１３】
さて、ｒ−θ座標系への座標変換に先立ちｒ−θ空間の視野サイズｃＦＯＶ、及びｒ、θそれぞれのサンプリング間隔Δｒ、Δθを決定する。これは部位や再構成画像の視野サイズＦＯＶによってあらかじめ設定しておいてもよい。ここで設定したｒ−θ空間からはみ出した領域は補正処理の対象外となる。
今、（ｘ、ｙ）がｒ−θ座標系の（ｉ、ｊ）に数２によって対応化しているとすれば、数１に示したように、求めるｒ−θの座標の（ｉ、ｊ）の画素値ｑ（ｉ、ｊ）は原画像（再構成画像のこと）の座標（ｘ、ｙ）の画素値ｐ（ｘ、ｙ）が相当する。ただし、原画像はサンプリング間隔Δｘ、Δｙの間隔で定義されているディジタル画像であるため、ｐ（ｘ、ｙ）は補間、例えば（ｘ、ｙ）の周囲のディジタル画素値から２次元線形補間して求める。尚、数２でｒ₀、θ₀は初期値である。またＮ_r、Ｎθはｒ方向、θ方向の画素数である。
【数１】

【数２】

【００１４】
リング成分抽出処理（１０２）における線分抽出アルゴリズムの一例を、数３に示す。
【数３】

数３でλ（ｉ、ｊ）は、回転座標（ｉ、ｊ）でのリング成分である。この数３によれば、回転座標（ｉ、ｊ）での画素値ｑ（ｉ、ｊ）があるＣＴしきい値Ｖ_thよりも小さい時に、半径方向の前後の位置（ｉ−１、ｊ）、（ｉ＋１、ｊ）の画素値の加重平均値を求め、画素値ｑ（ｉ、ｊ）からこの加重平均値を差し引いた値がリング成分λ（ｉ、ｊ）とした。前後の画素値に変化があれば、その変化の程度に応じたλ（ｉ、ｊ）を得る。前後の画素値に変化が少なければ、λ（ｉ、ｊ）は零に近くなる。一方、ｑ（ｉ、ｊ）があるしきい値Ｖ_thよりも大きければ、λ（ｉ、ｊ）＝０にする。
ここで、ＣＴしきい値Ｖ_thとは、骨などの高吸収体と軟部組織の境界からはリングアーチファクトの補正処理によってアーチファクトが生じやすく、これを防止するための設定値である。
【００１５】
リング成分λ（ｉ、ｊ）を、リング除去のために使ってもよいが、回転角方向に加重平均を取ることで、半径方向の距離ｒ（即ちｉ）毎に、回転角度方向に、ある幅分ｎ（ｎはリング成分抽出のためのθ方向フィルタリング重みの点数）だけ平均化した最終的な補正量を得る。かかる数式例を数４に示す。
【数４】

数４で、Ｓ（ｉ、ｊ）が平均化したリング成分である。更にＶthはリング成分λ（ｉ、ｊ）のしきい値であり、Ｖthよりも絶対値的にλ（ｉ、ｊ）が大きいときは加重平均の対象とせず、小さいλ（ｉ、ｊ）のみを加重平均の対象とした。また、Ｗkは、荷重係数であり、移動平均してリング（直線状）のものを強調するための係数、重み係数ｎは、具体的にはその移動平均のためのｉを固定してのｊの前後の移動幅であり、ｎ＝３とかｎ＝５とか任意に設定する。
荷重係数Ｗkは、例えば、
【数５】

にするのが好ましい。ｎ＝３ならば、最も単純には、Ｗk＝１／７（ｋ＝−ｎ〜ｎ）となる。図９は、ｎと重み係数Ｗkとの関係を示す。（イ）がリング成分例を示す図、（ロ）が中心を大きく、周辺を小さくしたＷkの例、（ハ）がＷk一定の例を示す。（ハ）の例でもよいが、特に（ロ）のようにＷkを設定することで、重み係数Ｗkをθ方向に乗じることで平均化してリング抽出性能を向上させる。重みは２ｎ＋１の幅となる。また、特に重みは左右対称でなくてもよい。
尚、図１では抽出したリング成分（補正量）を画像１０７として示してある。ｘ−ｙ変換処理（１０３）での座標変換式は、数１、数２の逆変換でよく、具体的には、数６、数７を使う。ｒcがｘ−ｙ座標系の座標（ｉ、ｊ）でのリング成分となる。
【数６】

【数７】

【００１６】
Ｎ_x、Ｎ_yは、それぞれｘ方向画素数、ｙ方向画素数である。かかる数６、数７を利用してリング成分を求める。即ち、原画像のサンプリング間隔Δｘ、Δｙから、画素位置（ｘ、ｙ）を求め、ｘ、ｙから対応するｒ、θを数７で求め、ｘ−ｙ誤差画像１０８（図５）であるｒ_c（ｉ、ｊ）にＳ（ｒ、θ）を代入する。但し、数１と同様にリング成分Ｓ（ｒ、θ）はディジタル画像Ｓ（ｉ、ｊ）から補間して求める。補間式は、例えば、２次元線形補間法による。
【００１７】
補正処理（１０４）にあっては、ｘ−ｙ変換処理（１０３）で得たリング成分ｒ_c（ｉ、ｊ）は、原画像のリング成分であり、これを原画像から差し引くことで、リングアーチファクトのない最終画像１０９（図５）を得ることができる。当然ながら、補正量を抑制する補正係数を乗じてから差し引いてもよい。
【００１８】
以上の説明の中の２ヶ所で、ディジタル画素値から、２次元線形補間で任意の位置の画素値を算出するとしたが、その２次元線形補間の説明図を図１０に示す。但し、隣り合う画素値間の距離は、正規化（“１”）して説明しやすくしている。Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄは互いに隣り合う４つのディジタル画素値である。この４つの画素値Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄの間の任意の位置を、画像Ｃからｘ方向にｄｘ、ｙ方向にｄｙとすると、この位置での画素値Ｑは、例えば次式の２次元線形補間により求まる。
【数８】

【００１９】
次に、第２の実施の形態を説明する。
第１の実施の形態で述べたｒ−θ画像は、回転中心（ｒ＝０）に近いほど対応する原画像の画素数が少なくなる。例えば、原画像で回転中心に接している画素は４画素しかない。そこで、第２の実施の形態では図６の特性Ａに示すような重みＷを用いることにした。この重みＷはリング成分抽出しきい値Ｖ_thに乗じて回転中心付近の画素はしきい値が小さくなるようにする。あるいは、回転方向の平均化画素数を決定するｎ（数４）をＷで除して、回転中心付近の平均化画素数を増やす。後者の場合、例えば、ｒ−θ画像における平均化画素数がｘ−ｙ画像における画素数にほぼ一致するように設定する。尚、図６の特性Ｂは、直線状の重みの例である。特性Ａは略半円状の重みの例である。
【００２０】
各実施の形態によれば、リングアーチファクトの低減された再構成画像が得られ、診断能が向上する。
本発明は、本実施の形態の手法に限定されるものではなく種々の改良が考えられる。例えば、後処理とリング補正処理の順序は入れ替えてもよい。また、高速化のためにｒ−θ変換テーブル、ｘ−ｙ変換テーブルなどの常套手段も当然ながら用いることができる。
【００２１】
【発明の効果】
本発明によれば、診断の妨げとなるリングアーチファクトの発生を抑制することができ、安定した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】本実施の形態でのリング補正処理フロー図である。
【図２】画像処理装置の処理フロー図である。
【図３】スキャナの構成例図である。
【図４】Ｘ線ＣＴ装置構成図である。
【図５】ｒ−θ変換説明図である。
【図６】重みＷの設定例図である。
【図７】ＦＯＶとｃＦＯＶとの関係図である。
【図８】ＦＯＶとｃＦＯＶとの他の関係図である。
【図９】重み係数Ｗ_kを説明する図である。
【図１０】２次元線形補間法の説明図である。
【符号の説明】
４０１ホストコンピュータ
４０２スキャナ
４０３画像処理装置
４０４高電圧発生装置
４０５患者テーブル
４０６表示装置[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention particularly relates to a technique for reducing ring artifacts in an R / R (Rotation / Rotation) type X-ray CT apparatus.
[0002]
[Prior art]
At present, the mainstream of CT apparatus is an R / R (third generation) CT apparatus, in which an X-ray source and an arc-shaped detector directed to the focal point of the X-ray source are arranged at positions facing each other across the subject. Has been. X-rays from the X-ray source are collimated to form a fan-shaped X-ray beam, which is irradiated onto the imaging section of the subject. An imaging operation is performed by measuring while rotating transmitted X-rays attenuated by the subject. The measurement operation during rotation is performed at an angle interval of about 0.1 to 0.5 degrees, and projection data of about 1000 angles in total is acquired. The detector is composed of a large number of detection elements, and the output of each element is collected as digital data by a measurement circuit, and data corresponding to the number of elements (view) is formed for each measurement angle. Further, the measurement data is subjected to preprocessing such as characteristic correction of the detection element, line quality correction, and log conversion by the image processing apparatus, and then reconstructed as a tomographic image by a known algorithm such as a filter correction back projection method.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
In the R / R CT apparatus, the X-ray source and the detector rotate while maintaining the positional relationship, and therefore the distance r from the rotation center to the X-ray beam measured by a certain element (channel) is the same in all views. Accordingly, when the characteristic variation of a certain detection element is large and cannot be completely corrected by the above-described correction processing, a ring-shaped or arc-shaped error component appears on the image. These are called ring artifacts and are desirably removed to prevent diagnosis.
[0004]
As a method for correcting the ring artifact, there are a projection correction method for extracting and correcting a ring component in a projection space, and an image correction method for extracting and correcting a ring component in an image space.
(A) Projection correction method: Since projection data is a two-dimensional array of channels and views, and the ring component is a linear component in the view (array) direction, the ring component extraction algorithm is relatively simple. However, the error component constituting the ring artifact appearing on the image does not necessarily have a sufficient contrast difference on the projection data, and therefore cannot be completely corrected in many cases. Further, Japanese Patent Laid-Open No. 8-252249 has a problem that the system becomes complicated, for example, special data acquisition is required to inspect the characteristic deterioration of the detector before imaging of the patient.
(B) Image correction: On the other hand, the processing of the image space requires that the image is obtained by an orthogonal array of xy, and that an arc-shaped ring component be extracted by dividing it into sector areas as in USP-4670840. There is. However, the field-of-view size of the reconstructed image varies depending on the imaging region and the observation purpose, and the reconstruction center does not necessarily coincide with the rotation center of the scanner. Therefore, since the sector is divided on the basis of the rotation center of the scanner, the divided area must be calculated and reset for each image.
[0005]
An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus that can further reduce ring artifacts.
[0006]
[Means for Solving the Invention]
The present invention is an image correction method in an X-ray CT apparatus , wherein an xy orthogonal coordinate system image having a ring-shaped noise component is coordinate-converted into an r-θ rotational coordinate system, thereby the xy orthogonality. Converting and extracting a ring-shaped noise component on the coordinate system into a linear component in the θ direction;
The extracted linear component in the θ direction as an image of a ring-shaped noise component in an xy orthogonal coordinate system;
Disclosed is an image correction method comprising: subtracting the ring-shaped noise component image from the image to remove the ring-shaped noise component of the image.
Furthermore, the present invention is an image correction method in an X-ray CT apparatus , which is an image correction method for removing a ring artifact component included in projection data acquired by a rotation detection system,
Reconstructing a reconstructed image of an xy orthogonal coordinate system from the projection data;
Transforming the reconstructed image of the xy orthogonal coordinate system into an r-θ rotating coordinate system to obtain an r-θ image;
Extracting a ring artifact component from the r-θ image as a linear component in the θ direction;
Converting the ring artifact component extracted as the linear component into an image of an xy orthogonal seat system;
Disclosed is an image correction method comprising: a step of creating a reconstructed image obtained by subtracting an image of a ring artifact component converted into an xy orthogonal coordinate system from a reconstructed image of an xy orthogonal coordinate system.
[0007]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
3 and 4 show the CT apparatus of the present embodiment. In FIG. 4, an X-ray CT apparatus includes a host computer 401 that controls the whole, a scanner 402 that is equipped with an X-ray generation system, an X-ray detection system, and the like and that can perform continuous scanning by slip ring, preprocessing, and image reconstruction. The image processing apparatus 403 in charge of processing and various analysis processes, a high voltage generation apparatus 404 that supplies a high voltage to X-rays, a patient table 405, and a display apparatus 406 are included.
[0008]
FIG. 3 is a diagram showing a detailed configuration of the scanner 402. The X-ray tube 301 and the two-dimensional detector 302 are mounted at positions facing each other with the subject 305 sandwiched between rotating plates so that transmitted X-rays of the subject 305 can be detected. The turntable 306 is driven and controlled by a rotation control device 303 and can be continuously rotated at a high speed. Electric power is supplied to the X-ray tube from the high voltage generator 404. The measurement data acquired by the preamplifier 304 is transferred to the image processing apparatus 403 via signal transmission means such as a slip ring.
A processing flow in the image processing apparatus 403 is shown in FIG. The image processing apparatus 403 performs preprocessing (201) such as log conversion and line quality correction on the input measurement data, and performs filter correction processing (202) to obtain normal projection data. A tomographic image is obtained from the data by back projection processing (203) or the like. Further, post-processing (204) performs post-processing such as an image filter, and ring correction (205) performs ring-artifact correction processing of the present invention to obtain an image free of ring artifacts, which is sent to the display device 406 as a reconstructed image. And display (206).
Here, the tomographic image obtained by back projection processing or the like is a reconstructed image of a coordinate system defined by an orthogonal coordinate system xy. The projection data is defined by the opening angle α of the X-ray beam and the angle position β of the radiation source, or defined by the projection angle and the channel number (the two definitions are substantially the same).
[0009]
Next, the ring correction process (205) will be described with reference to FIG. The ring correction process (205) includes an r-θ conversion process (101), a ring component extraction process (102), an xy conversion process (103), and a correction process (104).
r-θ conversion process (101): The reconstructed image 204A including the ring artifact obtained by completing the post-processing (204) is subjected to the r-θ conversion process by the r-θ conversion process (101) and the r-θ image. 106 is obtained.
Ring component extraction processing (102): In this process, therefore the inputted r-theta image to filtering processing, to extract the error components (coupling component) constituting the ring artifacts. Since the ring component is a linear component in the r-θ coordinate system, it is extracted by a general line segment extraction algorithm.
xy conversion process (103): Since the ring component is a rotating coordinate system, it is returned to the xy coordinate system. This returns to the same coordinate system as the reconstruction coordinate system.
Correction process (104): A process of subtracting the ring component in the xy coordinate system from the original image (reconstructed image) is performed. As a result, the occurrence of ring artifacts could be suppressed.
[0010]
FIG. 5 is a diagram for explaining an example of the r-θ conversion process (101).
Here, each parameter shown in FIG. 5 is as follows.
x, y: coordinate system after reconstruction. The CT value at the coordinates (x, y) in the reconstructed image can be expressed as CT (x, y).
r, θ is a rotating coordinate system having an origin that coincides with the origin of the coordinate system x, y. r represents the size in the radial direction, and θ represents the angle.
Δr, Δθ... Sampling intervals of the coordinate systems r, θ.
FOV is the field of view of the reconstructed image. Indicates that a reconstructed image is obtained only inside the FOV (whether or not it is included on the line), and no reconstructed image is obtained outside the FOV (or the reconstructed image outside the FOV is discarded). . By appropriately setting the FOV, it is possible to obtain a reconstructed image at an arbitrary region position and an arbitrary region (shown as a square region in the figure).
cFOOV... field of view (calculation field of view) on which ring artifacts should be corrected in the r-θ coordinate system. Only the inside of the cFOOV (depending on the definition whether or not to include the line) is subject to ring artifact correction, and the outside of the cFOOV is not subject to ring artifact correction. By appropriately setting the cFOV, it is possible to correct ring artifacts at an arbitrary region position and an arbitrary region size.
[0011]
Relationship between FOV and cFOOV (No. 1)... Both may be arbitrarily set independently or may be set with relations. The example of FIG. 5 shows an example in which cFOV is larger than FOV and the center coordinates (cx, cy) of the FOV do not coincide with the origins of the coordinate systems xy and r-θ. Further, FOV indicates a rectangle (including a square) and cFOOV indicates a circle, but cFOV may be set to a rectangle. Furthermore, it is indispensable to set the positional relationship and the size relationship such that the FOV and the cFOV have a common area at least partially matching. Incidentally, FIG. 5 shows a setting example in which the FOV exists completely within the region of the cFOV.
(X _a , y _b )... Are coordinates in the FOV and have a CT value CT _ab = CT (x _a , y _b ).
(X _c , y _d )... Are coordinates outside the FOV, and no CT value exists. Since the coordinates (x _c , y _d ) are included in the cFOV, they are subject to ring artifact correction. Therefore, for example, the CT value CT _{cd of} (x _c , y _d ) is forcibly set to 0 (0 is embedded) and handled as a ring artifact correction target.
Handling of FOV reconstruction coordinate system: It is not always necessary that the center position G (c _x , c _y ) of the FOV coincides with the origin (0, 0) of the reconstruction image coordinate system xy.
[0012]
Relationship between FOV and cFOOV (Part 2) FIG. 7 shows an example in which a partial region M of the FOV visual field is located outside the cFOV visual field. Since the region M located outside is outside the cFOV field of view, it is not subject to correction. Further, since the region N outside the FOV field and included in the cFOV field is outside the FOV field, there is no corresponding reconstructed pixel value, and an r-θ image cannot be obtained from this region. Therefore, by setting all the reconstructed pixel values to a constant value such as “0” for the N region outside the FOV field of view, the appearance of error components due to this N region can be eliminated. Even if an error component appears in this area, this area is not referred to. On the boundary line between the FOV field of view and the N region, an xy error image is obtained by interpolation. Therefore, in the case of two-dimensional linear interpolation, one pixel along the boundary line is used. It does n’t matter. FIG. 8 shows an example in which about half of the cFOV field of view 1 overlaps with the FOV field of view, and there is an example of an FOV field of about twice the size of the cFOV field of view 1. Also in the case as shown in the figure, since the r-θ image space that is the cFOV visual field protrudes from the xy image space, a complete r-θ image cannot be created. Conversely, only about half the area of the xy image is subject to correction. In such a case, the cFOV may be set large (cFOV2 larger than cFOOV1). However, if Δr and Δθ are increased, the correction accuracy is lowered, and if it is decreased, the number of pixels of the r-θ image is increased and the processing time is increased. For this reason, it is preferable to set the cFOV so that a practically sufficient correction area can be secured and as small as possible.
[0013]
Prior to the coordinate conversion to the r-θ coordinate system, the field size cFOV of the r-θ space and the sampling intervals Δr, Δθ for r and θ are determined. This may be set in advance according to the region and the field-of-view size FOV of the reconstructed image. The region that protrudes from the r-θ space set here is not subject to correction processing.
Assuming that (x, y) corresponds to (i, j) in the r-θ coordinate system by Equation 2, as shown in Equation 1, (i, j) The pixel value q (i, j) of) corresponds to the pixel value p (x, y) of the coordinates (x, y) of the original image (reconstructed image). However, since the original image is a digital image defined by sampling intervals Δx and Δy, p (x, y) is interpolated, for example, two-dimensional linear interpolation is performed from digital pixel values around (x, y). Ask. In Equation 2, r ₀ and θ ₀ are initial values. N _r and Nθ are the numbers of pixels in the r and θ directions.
[Expression 1]

[Expression 2]

[0014]
An example of the line segment extraction algorithm in the ring component extraction process (102) is shown in Equation 3.
[Equation 3]

In Equation 3, λ (i, j) is a ring component at the rotational coordinates (i, j). According to Equation 3, when the pixel value q (i, j) at the rotational coordinate (i, j) is smaller than a certain CT threshold value _Vth , the position (i-1, j) in the radial direction , (I + 1, j) pixel weighted average values are obtained, and a value obtained by subtracting the weighted average value from the pixel value q (i, j) is the ring component λ (i, j). If there is a change in the pixel values before and after, λ (i, j) corresponding to the degree of change is obtained. If there is little change in the pixel values before and after, λ (i, j) is close to zero. On the other hand, if q (i, j) is larger than a certain threshold value V _th , λ (i, j) = 0 is set.
Here, the CT threshold value V _th is a set value for preventing an artifact from being easily generated by a ring artifact correction process from the boundary between a high-absorbent body such as bone and soft tissue.
[0015]
The ring component λ (i, j) may be used for ring removal, but by taking a weighted average in the rotational angle direction, there is a radial angle r (ie i) in the rotational angle direction. A final correction amount averaged by the width n (n is the number of θ-direction filtering weights for extracting the ring component) is obtained. An example of such a mathematical expression is shown in Equation 4.
[Expression 4]

In Equation 4, S (i, j) is an averaged ring component. Further, Vth is a threshold value of the ring component λ (i, j), and when λ (i, j) is larger in absolute value than Vth, it is not subject to weighted averaging, but only a small λ (i, j). Was the target of the weighted average. Wk is a load coefficient, a coefficient for emphasizing a ring (linear shape) by moving average, and a weighting coefficient n is, specifically, j with i fixed for the moving average. , And is arbitrarily set to n = 3 or n = 5.
The load factor Wk is, for example,
[Equation 5]

Is preferable. If n = 3, the simplest is Wk = 1/7 (k = −n to n). FIG. 9 shows the relationship between n and the weighting factor Wk. (B) shows an example of a ring component, (B) shows an example of Wk with a large center and a small periphery, and (C) shows an example of constant Wk. Although the example of (c) may be used, in particular, by setting Wk as in (b), the weighting factor Wk is multiplied in the θ direction and averaged to improve the ring extraction performance. The weight has a width of 2n + 1. In particular, the weights need not be symmetrical.
In FIG. 1, the extracted ring component (correction amount) is shown as an image 107. The coordinate transformation formula in the xy transformation process (103) may be the inverse transformation of Equation 1 and Equation 2, and specifically, Equation 6 and Equation 7 are used. rc is a ring component at coordinates (i, j) in the xy coordinate system.
[Formula 6]

[Expression 7]

[0016]
N _x and N _y are the number of pixels in the x direction and the number of pixels in the y direction, respectively. The ring component is obtained by using Equations 6 and 7. That is, the pixel position (x, y) is obtained from the sampling intervals Δx and Δy of the original image, and the corresponding r and θ are obtained from the x and y by Equation 7, and is the xy error image 108 (FIG. 5). _c Substitute S (r, θ) for (i, j). However, as in Equation 1, the ring component S (r, θ) is obtained by interpolation from the digital image S (i, j). The interpolation formula is based on, for example, a two-dimensional linear interpolation method.
[0017]
In the correction process (104), the ring component r _c (i, j) obtained in the xy conversion process (103) is a ring component of the original image. A final image 109 (FIG. 5) without artifacts can be obtained. Of course, the correction coefficient for suppressing the correction amount may be multiplied and then subtracted.
[0018]
In two of the above explanations, pixel values at arbitrary positions are calculated from the digital pixel values by two-dimensional linear interpolation. FIG. 10 is an explanatory diagram of the two-dimensional linear interpolation. However, the distance between adjacent pixel values is normalized (“1”) for easy explanation. A, B, C, and D are four digital pixel values adjacent to each other. If an arbitrary position between the four pixel values A, B, C, and D is dx in the x direction and dy in the y direction from the image C, the pixel value Q at this position is, for example, two-dimensional It is obtained by linear interpolation.
[Equation 8]

[0019]
Next, a second embodiment will be described.
In the r-θ image described in the first embodiment, the closer to the rotation center (r = 0), the smaller the number of pixels of the corresponding original image. For example, there are only four pixels in contact with the rotation center in the original image. Therefore, in the second embodiment, the weight W as shown by the characteristic A in FIG. 6 is used. This weight W is multiplied by the ring component extraction threshold value V _th so that the threshold value of the pixels near the center of rotation becomes smaller. Alternatively, n (Expression 4) that determines the average number of pixels in the rotation direction is divided by W to increase the number of average pixels near the rotation center. In the latter case, for example, the average pixel count in the r-θ image is set to substantially match the pixel count in the xy image. The characteristic B in FIG. 6 is an example of a linear weight. The characteristic A is an example of a substantially semicircular weight.
[0020]
According to each embodiment, a reconstructed image with reduced ring artifacts is obtained, and the diagnostic ability is improved.
The present invention is not limited to the method of the present embodiment, and various improvements can be considered. For example, the order of post-processing and ring correction processing may be switched. Further, for the purpose of speeding up, conventional means such as an r-θ conversion table and an xy conversion table can naturally be used.
[0021]
【The invention's effect】
According to the present invention, it is possible to suppress the occurrence of ring artifacts that hinder diagnosis, and to provide a tomographic image with stable image quality.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a flow chart of ring correction processing in the present embodiment.
FIG. 2 is a processing flowchart of the image processing apparatus.
FIG. 3 is a configuration example diagram of a scanner.
FIG. 4 is a configuration diagram of an X-ray CT apparatus.
FIG. 5 is an explanatory diagram of r-θ conversion.
6 is a diagram illustrating an example of setting weights W. FIG.
FIG. 7 is a relationship diagram between FOV and cFOV.
FIG. 8 is another relationship diagram between FOV and cFOV.
FIG. 9 is a diagram illustrating a weighting factor W _k .
FIG. 10 is an explanatory diagram of a two-dimensional linear interpolation method.
[Explanation of symbols]
401 Host computer 402 Scanner 403 Image processing device 404 High voltage generator 405 Patient table 406 Display device

Claims

An image correction method in an X-ray CT apparatus, wherein an image in an xy orthogonal coordinate system having a ring-shaped noise component is coordinate-converted into an r-θ rotational coordinate system, whereby the xy orthogonal coordinate system Converting the ring-shaped noise component into a linear component in the θ direction and extracting it;
The extracted linear component in the θ direction as an image of a ring-shaped noise component in an xy orthogonal coordinate system;
Removing the ring-shaped noise component of the image by subtracting the ring-shaped noise component image from the image.

An image correction method in an X-ray CT apparatus, wherein the ring artifact component included in projection data acquired by a rotation detection system is removed,
Reconstructing a reconstructed image of an xy orthogonal coordinate system from the projection data;
Transforming the reconstructed image of the xy orthogonal coordinate system into an r-θ rotating coordinate system to obtain an r-θ image;
Extracting a ring artifact component from the r-θ image as a linear component in the θ direction;
Converting the ring artifact component extracted as the linear component into an image of an xy orthogonal seat system;
creating a reconstructed image obtained by subtracting a ring artifact component image converted to the xy orthogonal coordinate system from the reconstructed image of the xy orthogonal coordinate system, and correcting the image.

In the step of extracting a ring artifact component from the r-θ image as a linear component in the θ direction,
Among the data transformed into the r-θ rotation coordinate system, a difference value with respect to a reference value of CT values, which is an average value of CT values adjacent to each other in the r direction and arranged in the r direction, is used as a part of the linear component. extracting in the r direction;
A step of extracting a ring artifact component by performing weighted addition in the θ direction of the difference value as a part of the extracted linear component within a predetermined threshold range determined in advance ;
In the step of extracting in the r direction, if the CT values arranged in the r direction are equal to or less than a predetermined value, a difference value of the CT value with respect to the reference value of the value is determined as a part of the linear component in the θ direction. 3. The image correction method according to claim 2 , wherein the difference value is set to 0 when the CT values extracted in the r direction are larger than the predetermined value .

An X-ray generation system that irradiates the X-ray beam at a predetermined opening angle α;
An X-ray detection system that is disposed at a position facing the X-ray generation system across the subject and is rotatable together with the X-ray generation system;
A high voltage generator for supplying power to the X-ray generation system;
An image processing device for obtaining measurement data acquired by the X-ray detection system as projection data and backprojecting the projection data to obtain a reconstructed image;
In an X-ray CT apparatus equipped with
Means for coordinate-transforming the reconstructed image on an r-θ rotating coordinate system comprising a distance r and an angle θ;
Means for extracting a ring artifact component generated in the reconstructed image by the rotation as a linear component in the θ direction on the r-θ rotating coordinate system;
Means for converting the linear component in the θ direction in the extracted r-θ rotating coordinate system into the orthogonal coordinate system xy, and subtracting it from the reconstructed image to obtain a corrected image. X-ray CT system.

Characterized in that the coordinate range of the reconstructed image field to obtain the reconstructed image, the coordinate range calculation field at r-theta rotating coordinate system further comprising a field selection means to select so as to at least partly overlap The X-ray CT apparatus according to claim 4 .