JP4213785B2

JP4213785B2 - Ｘ線ｃｔ装置

Info

Publication number: JP4213785B2
Application number: JP17348798A
Authority: JP
Inventors: 冬彦寺本; 潔石井
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1998-06-19
Filing date: 1998-06-19
Publication date: 2009-01-21
Anticipated expiration: 2018-06-19
Also published as: JP2000005159A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ノイズを軽減して画質の向上をはかるＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ノイズの軽減をはかり画質の向上をはかったＸ線ＣＴ装置の従来例には、特開平１０−４３１７７号がある。この従来例は、スキャンによって得た計測データの内の低入力レベルデータに、以下の理由に基づきローパスフィルタをかけるようにした。被写体の厚さが大きい部位や骨が重なっている部位では、他の部位に比べて吸収が大きいので、低入力レベルのデータしか得られない。低入力レベルのデータはＳ／Ｎ比が悪く、このようなデータが混在していると、再構成画像にアーチファクトを生ずる。そこで、低入力レベルデータにはローパスフィルタをかけて、ノイズの低減をはかり、アーチファクトのない良質な画像を得る。
ノイズの低減方法の他の例には、隣接データとの補間をとってデータの急変を防ぐフィルタを使用する例もある。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
上記第１の従来例である特開平１０−４３１７７号は、低レベルデータのノイズを軽減する利点を持つが、中レベルデータ、高レベルデータへの考慮はされていない。即ち、中レベルデータは低レベルデータ程ではないが、ノイズの影響が残り、高レベルのデータに対してはノイズの影響はほとんど無視できると考えられる。こうしたノイズの影響の度合いに応じたノイズ軽減法の採用が必要となる。
上記第２の従来例は、ノイズ以外の実際のデータの変化をも消してしまうとの欠点があり、画像の分解能の低下を招くことが多い。
【０００４】
本発明の目的は、計測データの分解能や信頼性を保ちつつノイズの低減をはかるＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本発明は、ビュー角とチャンネルとで規定された個々の計測データに対して、そのレベルの大きさに応じて補正の度合いを変更させて、計測データの補正を行い、この補正後のデータに基づいて画像再構成を行うＸ線ＣＴ装置を開示する。
【０００６】
更に本発明は、ビュー角とチャンネルとで規定された計測位置において、各計測データｄに隣接するデータを利用して、その計測位置でのスムージングデータＤ_Sを求める手段と、
計測データｄのレベルの大きさに応じて補正用重み係数δを求める手段と、
個々の計測データｄを、スムージングデータＤ_Sと重み係数δとを利用して補正し、この補正後データＤ_cに基づいてＣＴ画像の再構成を行う手段と、
より成るＸ線ＣＴ装置を開示する。
【０００７】
更に本発明は、スムージングデータＤ_Sとは、ビュー方向又はチャンネル方向に求めるものとしたＸ線ＣＴ装置を開示する。
【０００８】
更に本発明は、重み係数δとは、Ｕを上限閾値、Ｌを下限閾値とした場合、
Ｕ≦ｄであれば δ＝１
ｄ≦Ｌであれば δ＝０
Ｌ＜ｄ＜Ｕであれば δ＝（ｄ−Ｌ）／（Ｕ−Ｌ）
としたＸ線ＣＴ装置を開示する。
【０００９】
更に本発明は、補正後データＤ_cは、
Ｄ_c＝δ・Ｄ_S＋（１−δ）・ｄ
から得るものとしたＸ線ＣＴ装置を開示する。
【００１０】
【発明の実施の形態】
図１は、本発明の１枚のＣＴ画像用の原データである計測データを、補正して補正後データを得るノイズ処理フローチャートを示す。ステップＳ１で処理開始し、ステップＳ２でスムージングデータＤ_Sを算出する。ステップＳ３では、スムージング処理対象データがあるか否かをチェックし、あれば、ステップＳ２を繰り返す。
【００１１】
ステップＳ４は、重みパラメータδを算出する。ステップＳ５は前記スムージングデータＤ_S及び重みパラメータδを用いて、計測データの補正（ノイズ軽減等）を行う。ステップＳ６は、補正処理対象データがあるか否か（未補正データがあるか否か）をチェックし、あればステップＳ４、Ｓ５を繰り返す。
【００１２】
ここで前述の計測データについて述べる。
計測データとは、投影角とチャンネル番号とで規定された、ＣＴ計測データのことである。このＣＴ計測データは、多チャンネルＸ線検出器で検出したデータのことであるが、対数変換（Ｌｏｇ変換）の前後のデータのいずれでもよい。また対数変換後の各種前処理（リニア補正とか散乱補正とかの各種補正を含む）後のデータでもよい。また平行ビーム化処理を行う例もあるが、こうした前後のデータであってもよい。要は、再構成を行う前のデータであればすべて含むと解すべきである。
【００１３】
ステップＳ２でのスムージングデータＤ_Sについて述べる。スムージングとは、近くのデータを反映させることによりデータの変化をなめらかにすることである。ビュー（投影角）方向にスムージングデータを求めるやり方と、チャンネル方向にスムージングデータを求めるやり方と、がある。
（１）、ビュー方向にスムージングデータを求めるやり方。
ビュー方向とは、０〜３６０゜の全投影角（０゜〜１８０゜＋αの例もあり）での投影角度毎との意であり、チャンネルを更新しながら、その都度、チャンネル毎に全ビューについてのスムージングデータＤ_S1、Ｄ_S2、…、Ｄ_Si、…、Ｄ_Snを得る。1〜ｉ〜ｎはビュー角度（ｎがｍａｘ）である。全チャンネル（最大ｍチャンネル）にわたって行う。具体的には以下の如くなる。
（イ）、第１チャンネルＣＨ₁でのスムージングデータ。
Ｄ_S1（ＣＨ₁）、Ｄ_S2（ＣＨ₁）、…、Ｄ_Sn（ＣＨ₁）
（ロ）、第２チャンネルＣＨ₂でのスムージングデータ。
Ｄ_S1（ＣＨ₂）、Ｄ_S2（ＣＨ₂）、…、Ｄ_Sn（ＣＨ₂）
… … … … … … … … … … … …
（ハ）、第ｍチャンネルＣＨ_mでのスムージングデータ。
Ｄ_S1（ＣＨ_m）、Ｄ_S2（ＣＨ_m）、…、Ｄ_Sn（ＣＨ_m）
かかるスムージングデータＤ_Sの算出は例えば以下の方法（自己を含む近接５点利用法）をとる。
（イ）、第１チャンネルＣＨ₁でのスムージングデータの算出法。
チャンネルＣＨ₁での全ビュー（1〜ｎ）で、計測データは以下の通りである。
ｄ₁（ＣＨ₁）、ｄ₂（ＣＨ₁）、…、ｄ_n（ＣＨ₁）
これに対して、左右の端部の２つのデータｄ₁（ＣＨ₁）、ｄ₂（ＣＨ₁）、ｄ_n-1（ＣＨ₁）、ｄ_n（ＣＨ₁）については、
Ｄ_S1（ＣＨ₁）＝ｄ₁（ＣＨ₁）、Ｄ_S2＝ｄ₂（ＣＨ₁）、
Ｄ_Sn-1＝ｄ_n-1（ＣＨ₁）、Ｄ_Sn＝ｄ_n（ＣＨ₁）
とし、それの内側に位置するＤ_S3〜Ｄ_Sn-2については、前後４つのデータを利用して下記の処理を行って求める。
【数１】

ここで、Ｗ_kは、スムージングのための重み係数であって、例えばＷ_-2＝１／１６、Ｗ_-1＝１／４、Ｗ_o＝３／８、Ｗ₊₁＝１／４、Ｗ₊₂＝１／１６である。更に、左右の端部の２つのデータをそのままスムージングされたデータとして扱ったのは、左の端部で２点又は１点、右の端部で２点又は１点のデータが存在しないためである。
（ロ）、同様に、第２チャンネルＣＨ₂、…、第ｎチャンネルＣＨ_nも（イ）と同じ考え方で求める。
【００１４】
（２）、チャンネル方向にスムージングデータを求めるやり方。
ビューを更新しながら、その都度、ビュー毎に全チャンネル（ｍ個）についてスムージングデータＤ_S1、…、Ｄ_Si、…、Ｄ_Smを得る。但し、1〜ｉ〜ｍはチャンネル番号（ｍがｍａｘ）である。
（イ）、ビュー角β＝０゜でのスムージングデータ。
Ｄ_S1（０゜）、Ｄ_S2（０゜）、…、Ｄ_Sm（０゜）
（ロ）、ビュー角β＝β₁でのスムージングデータ。
Ｄ_S1（β₁）、Ｄ_S2（β₁）、…、Ｄ_Sm（β₁）
… … … … … … … … … … … …
（ハ）、ビュー角β_r（ｒは最大投影角）でのスムージングデータ。
Ｄ_S1（β_r）、Ｄ_S2（β_r）、…、Ｄ_Sm（β_r）
かかる（イ）〜（ハ）のスムージングデータＤ_Sの算出法は、以下の通りである。
ビュー角β＝０でのｍ個の全チャンネルＣＨ₁〜ＣＨ_mの計測データは、
ｄ₁（ＣＨ₁）、ｄ₂（ＣＨ₂）、…、ｄ_m（ＣＨ_m）
であり、左右の２点の端部データは、
Ｄ_S1＝ｄ₁（ＣＨ₁）、Ｄ_S2＝ｄ₂（ＣＨ₂）
Ｄ_Sm-1＝ｄ_m-1（ＣＨ_m-1）、Ｄ_Sm＝ｄ_m（ＣＨ_m）
とする。その内側に位置するＤ_S3〜Ｄ_Sm-2については、例えば前後４つのデータを利用して下記で求める。
【数２】

ここで、Ｗ_kは、スムージングのための重み係数であって、例えばＷ_-2＝１／１６、Ｗ_-1＝１／４、Ｗ₀＝３／８、Ｗ₊₁＝１／４、Ｗ₊₂＝１／１６である。
ビュー角β₁、…β_rについても同様に算出する。
【００１５】
（３）、次に、各データについて、ノイズ処理用の重み係数δを下式で求める。
この重み係数δは、計測データの振幅のレベルに応じて定めた値であり、例えば下記の如くなる。
元データｄ≦Ｌであれば δ＝０
元データｄ≧Ｕであれば δ＝１
Ｌ＜元データｄ＜Ｕであれば δ＝（ｄ−Ｌ）／（Ｕ−Ｌ）
ここで、Ｌは低閾値、Ｕは高閾値である。かかる重み係数と元データｄの大きさとの関係を図示したのが図２である。Ｌ及びＵはノイズ除去、画質精度によって適宜定まる固定値である。但し、δは元データの信頼性の薄い（ノイズの多い）部分に対しては１に近く、信頼性の高いデータに対しては０に近くなるよう調整すべき値であり、Ｌｏｇ変換前のデータを補正対象計測データとするような場合はデータの上下との関係が逆転することになるが、基本的な考えは一緒である。
【００１６】
（４）、計測データの補正処理。
計測データｄが、補正対象であり、前記算出したスムージングデータＤ_Sと重み係数δとから、計測データｄを下記で補正して、補正後データＤ_cを得る。
【数３】
Ｄ_c＝δ・Ｄ_S＋（１−δ）・ｄ
かかる補正処理をビュー角とチャンネル番号で定まる全データについて行う。
【００１７】
（５）、上記補正処理の具体例を図３を利用して説明する。
図３（ａ）は、計測データｄ（即ち、ｄ₁₁〜ｄ_nm）をビュー及びチャンネル対応に示した図である。
図３（ｂ）は、図３（ａ）の計測データｄから求めた、ビュー及びチャンネルで区分された重み係数δの算出結果を示し、各重み係数δは各データｄ₁₁、ｄ₁₂、…対応している。重み係数δは、Ｕ、Ｌ、及びデータｄのレベルの大きさに応じて求めたものであることは前述したとおりである。
図３（ｃ）は、計測データｄから求めたスムージングデータＤ_Sを示す。このスムージングデータＤ_Sも、ビュー及びチャンネルにて区分されている。
図３（ｄ）は、補正後データＤ_cを示す。補正後データＤ_cは、計測データｄと重み係数δとスムージングデータＤ_Sとから前述の３式によって求めたものである。図３の最下段には、補正後データＤ_cの中のＤ_c11、Ｄ_c12、…、Ｄ_cnmの算出例を示す。
尚、図３（ｃ）のスムージングデータＤ_Sは、ビュー毎の全チャンネルデータから得る場合は、端部側のＤ_S11〜Ｄ_Sn1が第１チャンネルによるもの、２番目のＤ_S12〜Ｄ_Sn2が第２チャンネルによるもの、…、右端部側のＤ_S1m〜Ｄ_Snmが第ｍチャンネルによるものとなる。
一方、チャンネル毎にＤ_Sを得る場合は、最上位側のＤ_S11〜Ｄ_S1mが第１ビュー（β＝０）、２段目のＤ_S21〜Ｄ_S2mが第２ビュー（β＝β₁）、…最下段のＤ_Sn1〜Ｄ_Snmが第ｒビュー（β＝β_r）によるものとなる。
【００１８】
尚、図３は、図３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）の如く、ｎ×ｍの各データを全て得た後で補正後データＤ_cを得る事例であっても、１行又は１列単位にＤ_S、δを得（１行単位とはビューを固定して全チャンネルのＤ_S、δを求める例、１列単位とはチャンネルを固定して全ビューのＤ_S、δを求める例）る毎にその都度Ｄ_cを求める事例であってもよい。前者はバッチ処理、後者（１行又は１列単位）はパイプライン処理となる。更に、スムージングデータは近接４点としたが、これは一例であって、他のスムージング処理法を採用してもよい。
【００１９】
以上の処理を実施して好適な事例が人間の肩部のＣＴ画像を得る例である。人間の肩部は骨が多く、特に肩をその側方から見た場合、手前側の骨、手前から見て後方側の骨があり、この２つの骨の間に観察したい部位が存在する例がある。Ｘ線ＣＴ撮影では、肩部に対してはその周囲をＸ線源とＸ線検出器とが対向して回転（又はＸ線源のみが回転。この場合、Ｘ線検出器は３６０゜周囲に配列化してある）するが、肩の正面→肩の一方の側方→肩の裏側→肩の他方の側方→肩の正面→…といった回転となる。肩の正面及び裏側での計測では計測データのレベルが大きく、肩の一方及び他方の側方での計測では計測データのレベルは小さい（Ｌｏｇ変換後では、吸収係数を求めた故に、レベルの大小がその逆となる）。この肩の側方での計測データ（Ｌｏｇ変換後としてレベルが大きいデータ）がノイズの多い部分であり、上限閾値Ｕとの大小でδ＝１やδ＝（ｄ−Ｌ）／（Ｕ−Ｌ）を得る。一方、正面及び裏側での計測データ（レベルが小さい）に対してはδ＝０に近い値を得る。かくして得たδをもとに、スムージングデータＤ_Sと計測データｄとを利用して補正後データを得、これを再構成すれば、向上した画質の画像を得る。従来では、図４（ａ）に示すように、ストリークアーチファクトと呼ばれる線状のノイズ（ここでは横線）が発生することがあったが、本実施例を適用すればそれを大幅に減少でき画質を向上できた。これを図４（ｂ）に示す。
【００２０】
図５は、ＣＴ系１０と画像処理系２０との構成例図である。ＣＴ系１０とは、ＣＴ計測及びそのための処理と制御とを行うものである。画像処理系２０とは、ＣＴ系１０で得た計測データを共有バス１８を介して受け取り、各種の前処理、再構成処理等を行ってＣＴ画像を得るものである。ＣＴ系１０は、共有バス１８にインターフェースしたＣＰＵ１１、ＭＭ１２、キーボード１３、マウス１４、計測系１５、制御系１６、ＣＲＴ１７から成る。計測系１５は、Ｘ線源やＸ線検出器等より成る部分であって、ＣＰＵ１１、ＭＭ１２の制御を受けてＣＴ計測を行う。制御系１６は、Ｘ線源の回転制御等を行うものである。ＣＲＴ１７、マウス１４、キーボード１３は、それぞれマンマシン系を形成する。
【００２１】
画像処理系２０は、共有バスに接続したＣＰＵ２、ＭＭ３、ＣＲＴ４、キーボード５、マウス６、補助メモリ７より成り、ＣＴ系１０での計測データをバス１８、１を介して受け取り、必要な処理（例えば、δの算出、Ｄ_Sの算出、Ｄ_cの算出）を行い画像再構成を行う。
【００２２】
【発明の効果】
本発明によれば、ノイズの小さい部分においては、元のデータを殆どそのまま流用するためデータの信頼性が失われることはない。また、ノイズの大きい部分では被写体の形状によるデータの変化がノイズに埋もれて細かい形状は見えなくなっている場合が多いためスムージングによる画像の劣化の心配は少ない。従って、データの信頼性を失わずにノイズを低減する効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の処理フローチャートを示す図である。
【図２】重み係数δの設定例図である。
【図３】本発明のノイズ処理でのデータ例図である。
【図４】本発明の肩のＣＴ画像の対比例図である。
【図５】本発明の計測及び画像処理のシステム構成例図を示す。
【符号の説明】
１、１８共有バス
Ｓ１〜Ｓ７処理ステップ
２、１１ＣＰＵ
３、１２ＭＭ（主メモリ）
１０ＣＴ系
２０画像処理系

Claims

被検体に予め設定されたビュー角でＸ線を照射するＸ線源と、前記被検体を挾んで前記Ｘ線源と対向配置され前記被検体の透過Ｘ線を検出する多チャンネルＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記多チャンネルＸ線検出器を前記被検体の周囲に回転させ、その回転により多方向の透過Ｘ線を計測データとして前記多チャンネルＸ線検出器によって検出させるスキャナと、前記検出された多方向の計測データから前記被検体の断層像を再構成する画像再構成手段と、を備えたＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線源のビュー角と前記多チャンネルＸ線検出器のチャンネルとで規定された個々の計測データについて、隣接する計測データを用いて計測データ毎にスムージングデータを得る第１の算出手段と、
前記Ｘ線源のビュー角と前記多チャンネルＸ線検出器のチャンネルとで規定された個々の計測データについてその大きさをＬ＜Ｕの関係にある基準値Ｌより小、基準値Ｕより大、ＵとＬとの中間の３区分に分け、小区分であればノイズ処理用重み係数δを０とし、大区分であればノイズ処理用重み係数δを１とし、中間区分であればノイズ処理用重み係数δを、０から１に至る直線上の値であってその計測データの大きさに対応する値として、ノイズ処理用重み係数δを計測データ対応に求める第２の算出手段と、
計測データ毎に、第２の算出手段で得たその計測データに対応するノイズ処理用重み係数による比例配分を、その計測データとそれに対応する第１の算出手段で得たスムージングデータとに行って計測データの補正を行う補正手段と、
を具えて、前記補正手段によって補正された計測データを前記画像再構成手段に再構成させることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
上記第２の算出手段でのノイズ処理用重み係数δは、計測データｄに対して、
ｄ≦Ｌであればδ＝０
ｄ≧Ｕであればδ＝１
Ｌ＜ｄ＜Ｕであればδ＝（ｄ−Ｌ）／（Ｕ−Ｌ）
として求めるものとした請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
上記補正手段での補正後の計測データＤｃは、計測データをｄ、スムージングデータをＤｓ、ノイズ処理用重み係数をδとしたとき
Ｄｃ＝δ・Ｄｓ＋（１−δ）・ｄ
によって求めるものとした請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置。