JP4851002B2

JP4851002B2 - Computer tomographic reconstruction method and apparatus, and software

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Publication number: JP4851002B2
Application number: JP2000350676A
Authority: JP
Inventors: 明萩原; 浩一志田
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2000-11-17
Filing date: 2000-11-17
Publication date: 2012-01-11
Anticipated expiration: 2020-11-17
Also published as: JP2002165784A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はコンピュータ断層像の再構成方法及び装置並びにソフトウェアに関し、更に詳しくは被検体をスキャンして得られた投影データに基づき各スライス面対応のコンピュータ断層像を再構成するコンピュータ断層像の再構成方法及び装置並びにソフトウェアに関する。
【０００２】
この種の装置の代表的なものにＸ線ＣＴ(Computed Tomography)装置、磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ）等がある。本発明はこのような装置のコンピュータ断層像再構成処理（特にその前処理）に適用して好適なるものである。
【０００３】
【従来の技術】
図７は従来技術を説明する図で、Ｘ線ＣＴ装置のシングルディテクタを使用したヘリカルスキャン−画像再構成処理のイメージを示している。図において、４０はＸ線管、７０はチャネル方向に並ぶ多数（ｎ＝１０００程度）のＸ線検出器が図示しない被検体の体軸ＣＬｂの方向の例えば１列に配列されているＸ線検出器アレイ（シングルディテクタ）である。
【０００４】
Ｘ線管４０から曝射されたＸ線ファンビームは被検体を透過してＸ線検出器アレイ７０に一斉に入射し、対応する投影データｇ（Ｘ，θ）が得られる。ここで、ＸはＸ線検出器アレイ７０の検出チャネル、θはビュー角に相当する。ヘリカルスキャンでは走査ガントリ（Ｘ線撮影系４０，７０等）を体軸ＣＬｂの周りに回転させると共に、図示しない撮影テーブルをｚ軸と反対方向に連続して移動させることで、得られるスキャン軌跡はらせん状となる。図中、スキャンＡｎ−１〜Ａｎ＋２は走査ガントリ（ディテクタ７０）の周回数（０°〜３６０°の倍数）を表し、このうちの実線は０°〜１８０°（紙面手前側）、破線は１８０°〜３６０°（紙面裏側）の各スキャン軌跡を表す。またＳ１，Ｓ２は被検体のスライス面（スライス位置）を表し、予め行われるスキャン計画で設定される。このスキャン計画に基づくヘリカルスキャンを終了すると、又はこのヘリカルスキャンの進行と共に、得られた投影データｇ（Ｘ，θ）を使用して各スライス面Ｓ１，Ｓ２対応のＣＴ断層像が再構成される。以下、具体的に述べる。
【０００５】
挿入図（ａ）にスライス面Ｓ１，Ｓ２を矢印ａ方向に見た場合の平面図を示す。スライス面Ｓ１のＣＴ断層像は該スライス面Ｓ１の同心円上にあるビュー角３６０°分の再構成用データｈ（Ｘ，θ）を使用して求められるが、ヘリカルャンではその一部の投影データｇ（Ｘ，θ）しかスライス面Ｓ１の同心円上には無いため、その他の再構成用データｈ（Ｘ，θ）については該スライス面Ｓ１を挟む前後の最寄の各投影データｇ（Ｘ，θ）からデータ補間演算により求められる。このデータ補間演算は、例えば相前後するスキャンにおける同一ビュー角θの各投影データの値の平均値により求められるが、その際にはスライス位置Ｓ１からの距離の比に基づき、距離の近い方の投影データにより大きな重み付けがなされる。
【０００６】
次にこれを具体的に説明する。今、各スライス面Ｓ１，Ｓ２の再構成用データｈ（Ｘ，θ）を求める処理がビュー角０°で始まってビュー角３６０°で終了するとすると、スライス面Ｓ１の処理は領域（範囲）▲１▼で始まると共に、裏側の領域▲２▼を回り、最後に領域▲３▼の処理を実行して終了する。この場合に、最初の領域▲１▼の再構成用データｈ（Ｘ，θ）はスライス面Ｓ１を挟む最寄のスキャンＡｎ，Ａｎ＋１における各対応ビュー角の投影データｇ（Ｘ，θ）からデータ補間により生成され、次の領域▲２▼の再構成用データはスライス面Ｓ１の同心円上にあるスキャンＡｎの投影データのみから直接に得られる。また、ここではスキャンＡｎがスライス面Ｓ１を飛び越すため、以後は利用する投影データが入れ替わる。即ち、次の最後の領域▲３▼の再構成用データはスライス面Ｓ１を挟む最寄のスキャンＡｎ−１，Ａｎにおける各対応ビュー角の投影データからデータ補間により生成される。
【０００７】
上記同様にして、スライス面Ｓ２の処理は領域（範囲）▲１▼’で始まると共に、表側の領域▲２▼’を回り、最後に領域▲３▼’の処理を実行して終了する。この場合に、最初の領域▲１▼’の再構成用データｈ（Ｘ，θ）はスライス面Ｓ２を挟む最寄のスキャンＡｎ＋１，Ａｎ＋２における各対応ビュー角の投影データｇ（Ｘ，θ）から補間生成され、次の領域▲２▼’の再構成用データはスライス面Ｓ２の同心円上にあるスキャンＡｎ＋１の投影データのみから直接に得られる。また、ここではスキャンＡｎ＋１がスライス面Ｓ２を飛び越すため、以後は利用する投影データが入れ替わる。即ち、最後の領域▲３▼’の再構成用データはスライス面Ｓ２を挟む最寄のスキャンＡｎ，Ａｎ＋１における各対応ビュー角の投影データからデータ補間により生成される。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、このような画像再構成処理に先立って、各投影データｇ（Ｘ，θ）に対する所定の前処理が行われる。この所定の前処理には、Ｘ線管４０におけるＸ線ビーム強度の変動による影響を補正するためのレファレンス補正、Ｘ線検出器アレイ７０のチャネル間の感度バラツキを補正するためのチャネル間感度補正等が含まれる。これらの処理はＣＴ断層像の画質や信頼性を高めるために必要不可欠の処理である。
【０００９】
従来は、ヘリカルスキャンで得られた投影データｇ（Ｘ，θ）の全てを前処理していた。しかし、この方式であると、画像再構成には使われないような投影データまで前処理を行うことになり、この前処理に無駄な時間を費やしていた。また、このために上記前処理を含む画像再構成処理の全体には多くの時間を要していた。
【００１０】
この点、従来は、各スライス面の画像再構成に必要な投影データのみをその都度一律に（即ち、共通の処理アルゴリズムで）抽出して前処理するものが知られている。しかし、この方式であると、図７に示す如くスライス面Ｓ１，Ｓ２が接近したような場合には、夫々の画像再構成に必要な投影データｇ（Ｘ，θ）の間で一部に重複が発生する。
【００１１】
これを図７の例で具体的に言うと、まずスライス面Ｓ１の画像再構成では既にＯ点からＱ点までの各投影データの前処理を行っている。次にスライス面Ｓ２の画像再構成を行う際には、これを共通のアルゴリズムで処理すると、上記同様にして一律にＰ点からＲ点までの各投影データの前処理を行うことになり、このため、Ｐ点からＱ点までの前処理が重複していた。
【００１２】
このように、従来は前処理の一部が重複しており、このために画像再構成に多くの時間を要していた。しかも、近年では、複数のＸ線検出列が体軸ＣＬｂの方向に並ぶ所謂マルチディテクタの採用により、薄いスライス幅で、かつ小ピッチ間隔のＣＴ断層像が多数得られるようになっており、これに伴い画像再構成に要する時間は益々増大し、深刻な問題となりつつある。
【００１３】
本発明は上記従来技術の問題点に鑑みなされたもので、その目的とする所は、コンピュータ断層像の再構成に必要な投影データの前処理を効率よく行えるコンピュータ断層像の再構成方法及び装置並びにソフトウェアを提供することにある。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
上記の課題は例えば図１の構成により解決される。即ち、本発明（１）のコンピュータ断層像の再構成方法は、被検体をスキャンして得られた投影データに基づき各スライス面対応のコンピュータ断層像を再構成するコンピュータ断層像の再構成方法において、
あるスライス面Ｓ２の画像再構成に必要な第１の投影データｇ（Ｘ，θ）と、それ以前のスライス面Ｓ１の画像再構成に必要な、所定の前処理済みの第２の投影データｇ（Ｘ，θ）との間で投影データが一部重複する場合に、重複しない部分の第１の投影データについては所定の前処理を行い、重複する部分の第１の投影データについては第２の投影データとして用いられる前記所定の前処理済みの投影データを利用して前記あるスライス面Ｓ２のコンピュータ断層像を再構成するものである。
【００１５】
図１のシングルディテクタの簡単な例で作用を説明する。但し，本発明は図１のものに制限されない。今、画像再構成すべき最初のスライス面をＳ１とすると、それ以前のスライス面は存在しないのであるから、最初のスライス面Ｓ１の画像再構成に必要なＯ点からＱ点までの第１の投影データにつきそれ以前の第２の投影データとの間で重複する部分は存在し得ない。従って、最初のスライス面Ｓ１に対応するＯ点からＱ点までの各投影データについては、全て所定の前処理を行うと共に、この最初のスライス面Ｓ１のコンピュータ断層像を再構成する。
【００１６】
次のスライス面Ｓ２について、該スライス面Ｓ２の画像再構成に必要なＰ点からＲ点までの第１の投影データと、それ以前のスライス面Ｓ１の画像再構成に必要であった前記Ｏ点からＱ点までの第２の投影データとの間では、Ｐ点からＱ点までの第１の投影データが重複し、かつ残りのＱ点からＲ点までの第１の投影データは重複しない。そこで、この重複しないＱ点からＲ点までの第１の投影データについてのみ新たに所定の前処理を行う。
【００１７】
そして、前記重複するＰ点からＱ点までの第１の投影データについては前に既に前処理されている投影データをそのまま利用し、かつ残りのＱ点からＲ点までの第１の投影データについては前記新たに前処理した投影データを使用して、スライス面Ｓ２のコンピュータ断層像を再構成する。以降の各スライス面についても同様である。
【００１８】
かくして本発明（１）によれば、コンピュータ断層像の再構成に必要最小限の投影データにつきその所定の前処理を重複無く効率よく行うため、所定の前処理を含む画像再構成の全体に要する処理及び時間を大幅に削減できる。
【００１９】
好ましくは本発明（２）においては、上記本発明（１）において、重複しない部分の第１の投影データを各スライス面Ｓ１，Ｓ２等の対応に順次抽出し、該抽出された全投影データに対して所定の前処理を行った後、各スライス面Ｓ１，Ｓ２等のコンピュータ断層像を再構成するものである。
【００２０】
本発明（２）においては、まず各スライス面Ｓ１，Ｓ２等の対応に重複しない部分（最初はＯ点からＱ点まで、次にＱ点からＲ点まで等）の第１の投影データを順次抽出し、次に該抽出された全投影データ（Ｏ点からＲ点まで等）に対して所定の前処理を行い、その後、各スライス面Ｓ１，Ｓ２等のコンピュータ断層像を再構成する。従って、所定の前処理を含む画像再構成処理の全体を能率よく実行できる。
【００２１】
また好ましくは本発明（３）においては、上記本発明（１）又は（２）において、所定の前処理は、被検体をスキャンする撮影系における所定の基準値を参照して該撮影環境の変動分を補正するためのレファレンス補正処理、複数の検出素子間の感度のバラツキを補正するための感度補正処理、又はその他の再構成画像の画質を改善するために行う前処理（各種の歪み補正処理，線形化処理等）である。
【００２２】
また本発明（５）のコンピュータ断層像撮影装置は、被検体をスキャンして得られた投影データに基づき各スライス面対応のコンピュータ断層像を再構成するコンピュータ断層像撮影装置において、スキャン計画に従って被検体のスキャン撮影を行う撮影手段と、あるスライス面の画像再構成に必要な第１の投影データと、それ以前のスライス面の画像再構成に必要な、所定の前処理済みの第２の投影データとの間で、投影データが一部重複する場合に、前記重複しない部分の第１の投影データについて所定の前処理を行う前処理手段と、前記重複しない部分の第１の投影データについては前記所定の前処理後の投影データを、重複する部分の第１の投影データについては第２の投影データとして用いられる前記所定の前処理済みの投影データを利用して前記あるスライス面のコンピュータ断層像を再構成する画像再構成手段とを備えるものである。
【００２３】
好ましくは本発明（６）においては、上記本発明（５）において、撮影手段は被検体を挟んで相対向するＸ線管４０及びＸ線検出器アレイ７０を備え、再構成手段は前記Ｘ線検出器アレイ７０の検出信号に基づき被検体のＸ線コンピュータ断層像を再構成するものである。
【００２４】
また本発明（１０）のソフトウェアは、コンピュータに本発明（１）乃至（４）のいずれか一つに記載のコンピュータ断層像の再構成方法を実行させるためのソフトウェアである。
【００２５】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面に従って本発明に好適なる実施の形態を詳細に説明する。なお、全図を通して同一符号は同一又は相当部分を示すものとする。
【００２６】
図２は実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要部構成図で、該装置は大きく分けて、Ｘ線ファンビームＸＬＦＢにより被検体１００のアキシャル／ヘリカルスキャン・読取等を行う走査ガントリ部３０と、被検体１００を載せて体軸ＣＬｂの方向に移動させる撮影テーブル２０と、オペレータが操作する遠隔の操作コンソール部１０とから構成される。
【００２７】
走査ガントリ部３０において、４０は回転陽極型のＸ線管、４１はＸ線制御部、５０はＸ線の曝射範囲（主に体軸ＣＬｂ方向）の制限を行うコリメータ、５１はコリメータ制御部、７０はチャネルＣＨ方向に並ぶ多数（ｎ＝１０００程度）のＸ線検出器が体軸ＣＬｂの方向の例えば２列Ａ，Ｂに配列されているＸ線検出器アレイ（マルチディテクタ）、８０はＸ線検出器アレイ７０の検出信号に基づき被検体１００の投影データｇ（Ｘ，θ）を生成し、収集するデータ収集部（ＤＡＳ）、６０は走査ガントリ（Ｘ線撮影系）を被検体１００の体軸ＣＬｂの周り回転させる回転制御部である。
【００２８】
操作コンソール部１０において、１１はＸ線ＣＴ装置の主制御・処理（スキャン制御，ＣＴ断層像の再構成処理等）を行う中央処理装置、１１ａはそのＣＰＵ、１１ｂはＣＰＵ１１ａが使用するＲＡＭ，ＲＯＭ等からなる主メモリ（ＭＭ）、１２はキーボードやマウス等を含む指令やデータの入力装置、１３はスキャン計画や画像再構成されたＣＴ断層像等を表示するための表示装置（ＣＲＴ）、１４はＣＰＵ１１ａと走査ガントリ部３０及び撮影テーブル２０との間で各種制御信号ＣＳやモニタ信号ＭＳのやり取りを行う制御インタフェース、１５はデータ収集部８０からの投影データを一時的に蓄積するデータ収集バッファ、１６はデータ収集バッファ１５からの投影データを蓄積すると共に、Ｘ線ＣＴ装置の運用に必要な各種アプリケーションプログラムや各種演算／補正用データファイル等を格納している二次記憶装置（ハードディスク装置等）である。
【００２９】
係る構成により、Ｘ線管４０からのファンビームＸＬＦＢは被検体１００を透過してＸ線検出器アレイ７０の検出列Ａ，Ｂに一斉に入射する。データ収集部８０はＸ線検出器アレイ７０の各検出出力に対応する投影データｇ（Ｘ，θ）を生成し、これらをデータ収集バッファ１５に格納する。更に、走査ガントリが僅かに回転した各ビュー角で上記同様の投影を行い、こうして走査ガントリ１回転分の投影データを収集・蓄積する。
【００３０】
また同時に、アキシャル／ヘリカルスキャン方式に従って撮影テーブル２０を被検体１００の体軸方向に間欠的／連続的に移動させ、こうして被検体１００の所要撮影領域についての全投影データを収集・蓄積し、これらを二次記憶装置１６に格納する。そして、ＣＰＵ１１ａは、上記全スキャンの終了後、又はスキャン実行に追従（並行）して、得られた投影データに基づき被検体１００のＣＴ断層像を再構成し、これを表示装置１３に表示する。
【００３１】
図３は実施の形態によるデータ収集・演算系の構成を示す図で、このデータ収集部８０は、Ｘ線検出器アレイ７０の検出列Ａ，Ｂに対応して２系統分のデータ収集ユニットＤＡＳＡ，ＤＡＳＢを備える。以下。その信号処理動作を概説する。
【００３２】
Ｘ線管４０からのファンビームは被検体１００を透過して検出列Ａ，Ｂに一斉に入射する。今、Ｘ線ビームＸＢＡ１（検出列Ａ，検出チャネルＣＨ１に対応）の信号処理に着目すると、Ｘ線検出器ＸＤ１はＸ線ビームＸＢＡ１の透過強度に応じた電流信号を出力し、積分器ＩＧ１はＸ線検出器ＸＤ１の検出出力電流を所定の時定数により積分して対応するＸ線ビーム量検出電圧を出力する。更に、アンプＡ１は積分器ＩＧ１の出力電圧を増幅し、サンプルホールド回路ＳＨ１はアンプＡ１の出力電圧を所定のタイミングでサンプルホールドする。以上の動作は他のＸ線ビームＸＢＡ２〜ＸＢＡｎに対する各信号処理についても同様である。
【００３３】
更に、信号マルチプレクサＳＭＰＸはサンプルホールド回路ＳＨ１〜ＳＨｎの出力信号を高速でマルチプレクスし、Ａ／Ｄ変換器Ａ／Ｄは信号マルチプレクサＳＭＰＸの出力信号を高速でＡ／Ｄ変換する。以上の動作は他のＤＡＳＢの信号処理についても同様である。
【００３４】
更に、ＤＡＳＡ，ＤＡＳＢの各出力データはデータマルチプレクサＤＭＰＸでマルチプレクスされ、得られた一連の投影データはデータ収集バッファ１５に一時的に蓄積され、後にＣＰＵ１１ａにより処理される。
【００３５】
なお、検出列Ａ，Ｂの例えば各チャネルｎの投影データはレファレンス補正用に使用される。またこのデータ収集・演算系は、検出列Ａ又はＢのみを使用したシングルディテクタとしても、又は検出列Ａ及びＢを使用したマルチディテクタとしても機能できる。
【００３６】
図４は実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のフローチャートである。好ましくは、事前に被検体１００のスカウトスキャン（２次元レントゲン撮影に相当）を行った後、この処理に入る。ステップＳ１１では続く被検体１００のアキシャル／ヘリカルスキャンのためのスキャンパラメータを設定する。
【００３７】
図５にスキャンパラメータの入力画面を示す。事前のスカウトスキャンの終了後、表示画面１３Ａには続くアキシャル／ヘリカルスキャンのためのスキャン設定画面１３ａが表示され、オペレータは、必要なスキャンパラメータをマウスでクリック入力又はキー入力等する。イメージ番号Ｑの画像取得のための一例のスキャン計画は以下の通りである。
【００３８】
スキャンタイプ[Scan Type]＝ヘリカルスキャン
体軸上のスキャン開始位置[Start Loc]＝ｚ１
体軸上のスキャン終了位置[End Loc]＝ｚ１０
撮像枚数[NO.of Images]＝１０枚
被検体のスライス厚[Thick]＝１ｍｍ
スキャンタイム[Sec]＝１秒／ガントリ１回転
Ｘ線管の管電圧[kV]＝１２０ｋＶ
Ｘ線管の管電流[mA]＝２８０ｍＡ
このような画面上でオペレータが[Show Localizer]アイコンをクリックすると、イメージ表示エリア１３ｂには被検体１００のスカウト像１００Ａが表示され、その上に各スライス位置を示す線が重ねて表示される。図５の太線はスライスの開始及び終了位置、また点線は中間の各スライス位置を夫々表す。オペレータはイメージ表示エリア１３ｂ上の画像を見ることで、スキャン計画を確認し、又は変更可能である。
【００３９】
なお、表示エリア１３ｃには、本装置がシングルディテクタモードＡ／Ｂで動作中か、又はマルチディテクタモードＡ，Ｂで動作中かを表すためのアイコンＡ，Ｂが、検出列Ａ，Ｂ対応に設けられている。
【００４０】
図４に戻り、ステップＳ１２では確認「ＣＯＮＦＩＲＭ」ボタンの入力を待ち、やがて、「ＣＯＮＦＩＲＭ」ボタンが入力されると、処理はステップＳ１３に進む。ステップＳ１３では上記図５のスキャン計画をカバーするような範囲についてヘリカルスキャンを行い、ステップＳ１４ではその投影データを収集して、これらを最終的にハードディスク装置１６に蓄積・格納する。ステップＳ１５ではスキャン完了か否かを判別し、完了でない場合はステップＳ１３に戻る。
【００４１】
こうして、やがて最後のスライス位置ｚ１０をカバーするようなヘリカルスキャンを終了すると、ステップＳ１６に進み、ハードディスク装置１６から各スライス面ｚ１〜ｚ１０の画像再構成に必要な各投影データｇ（Ｘ，θ）を順に抽出する。
【００４２】
これを上記図１の簡単な例で言うと、最初のスライス面Ｓ１（ｚ１に相当）の画像再構成に必要な投影データは、スキャンＡｎ−１上のＯ点からスキャンＡｎ＋１上のＱ点までの各投影データである。最初のこららの各投影データは全て抽出する。また、単純（一律）に考えると、次のスライス面Ｓ２（ｚ２に相当）の再構成に必要な投影データは、スキャンＡｎ上のＰ点からスキャンＡｎ＋２上のＲ点までの各投影データと言うことになる。但し、本発明によれば、これらの内の従前に抽出された投影データと重複する部分の投影データは抽出されず、この場合は、非重複部分、即ち、スキャンＡｎ＋１上のＱ点からスキャンＡｎ＋２上のＲ点までの各投影データのみが新たに抽出される。以下、同様にして進み、こうして全スライス面ｚ１〜ｚ１０の画像再構成に必要な最小限の投影データのみが過不足（重複）なく効率よく抽出される。
【００４３】
ステップＳ１７では前記抽出した投影データの所定の前処理（レファレンス補正処理、チャネル間感度補正処理等）を行う。従って、前処理の重複も生じない。ステップＳ１８ではスライス面ｚ１〜ｚ１０に各対応する画像再構成用データｈ（Ｘ，θ）を公知のデータ補間演算等により生成する。ステップＳ１０では各スライス面ｚ１〜ｚ１０のＣＴ断層像を再構成する。そして、ステップＳ２０では得られた各ＣＴ断層像を画面に表示し、この処理を抜ける。
【００４４】
なお、上記実施の形態ではヘリカルスキャンの完了後にステップＳ１６以降の一連の画像再構成処理を開始したが、これに限らない。ヘリカルスキャンの進行と並行して、必要な投影データの抽出及び再構成可能となったＣＴ断層像の画像再構成を順次実行し、得られたＣＴ断層像をその都度直ちに画面にリアルタイムに表示（Auto View）しても良い。
【００４５】
この場合における画像再構成処理は、スキャン計画に基づくヘリカルスキャンのスキャン軌跡と該スキャンエリア中で相前後する両スライス面の体（ｚ）軸方向における位置関係とに基づき、あるスライス面の画像再構成に必要な第１の投影データと、それ以前のスライス面の画像再構成に必要であった第２の投影データとの間で、前記両スライス面の位置関係に基づき各対応する第１，第２の投影データ間の重複有／無を判定すると共に、重複しない部分の第１の投影データについては所定の前処理を行い、かつ重複する部分の第１の投影データについてはこれをそのまま利用して、前記あるスライス面のコンピュータ断層像を再構成する処理を繰り返すことで実現できる。
【００４６】
図６は実施の形態によるヘリカルスキャン−画像再構成処理のイメージ図で、Ｘ線検出器アレイ７０の検出列Ａ，Ｂを使用したマルチスキャンへの適用例を示している。図において、スキャンＡｎ−１〜Ａｎ＋１は検出列Ａの周回数（０°〜３６０°の倍数）を表し、このうちの実線は０°〜１８０°（紙面手前側）、破線は１８０°〜３６０°（紙面裏側）の各スキャン軌跡を表す。またスキャンＢｎ−１〜Ｂｎ＋１は検出列Ｂの周回数を表し、このうちの１点鎖線は０°〜１８０°（紙面手前側）、点線は１８０°〜３６０°（紙面裏側）の各スキャン軌跡を表す。
【００４７】
マルチ（２列）スキャンではガントリ１回転当たりに互いに接近した２列分の投影データｇ_A（Ｘ，θ），ｇ_B（Ｘ，θ）が同時に得られるため、これらの投影データの抽出の組み合わせを替えることで、スライス面Ｓ１，Ｓ２等の画像再構成により適した（即ち、スライス面Ｓ１，Ｓ２等により接近した）投影データを有効に抽出できる。以下、具体的に説明する。
【００４８】
挿入図（ａ）にスライス面Ｓ１，Ｓ２を矢印ａ方向に見た場合の平面図を示す。今、各スライス面の再構成用データｈ（Ｘ，θ）を求める処理がビュー角０°で始まってビュー角３６０°で終了するとすると、スライス面Ｓ１の処理は領域▲１▼で始まると共に、領域▲２▼〜▲４▼を介して裏側に回り、最後に領域▲５▼を実行して終了する。
【００４９】
この場合に、最初の領域▲１▼の再構成用データｈ（Ｘ，θ）はスライス面Ｓ１を挟む最寄のスキャンＢｎ，Ａｎ＋１における各対応ビュー角の投影データｇ_A（Ｘ，θ），ｇ_B（Ｘ，θ）からデータ補間により生成され、次の領域▲２▼の再構成用データはスライス面Ｓ１の同心円上にあるスキャンＢｎの投影データｇ_B（Ｘ，θ）のみから直接に得られる。また、ここではスキャンＢｎがスライス面Ｓ１を飛び越すため、以後は利用する投影データが入れ替わる。即ち、次の領域▲３▼の再構成用データはスライス面Ｓ１を挟む最寄のスキャンＡｎ，Ｂｎにおける各対応ビュー角の投影データｇ_A（Ｘ，θ），ｇ_B（Ｘ，θ）からデータ補間により生成され、次の領域▲４▼の再構成用データはスライス面Ｓ１の同心円上にあるスキャンＡｎの投影データｇ_A（Ｘ，θ）のみから直接に得られる。更にまた、ここではスキャンＡｎがスライス面Ｓ１を飛び越すため、以後は利用する投影データが再度入れ替わる。そして、最後の領域▲５▼の再構成用データはスライス面Ｓ１を挟む最寄のスキャンＢｎ−１，Ａｎにおける各対応ビュー角の投影データｇ_B（Ｘ，θ），ｇ_A（Ｘ，θ）からデータ補間により生成される。
【００５０】
また上記同様にして、スライス面Ｓ２の再構成用データｈ（Ｘ，θ）を求める処理は領域▲１▼’で始まると共に、領域▲２▼’〜▲４▼’を介して裏側に回り、最後に領域▲５▼’を実行して終了する。この場合に、最初の領域▲１▼’の再構成用データｈ（Ｘ，θ）はスライス面Ｓ２の同心円上にあるスキャンＢｎ＋１の投影データｇ_B（Ｘ，θ）のみから直接に得られる。また、ここではスキャンＢｎ＋１がスライス面Ｓ２を飛び越すため、以後は利用する投影データが入れ替わる。即ち、次の領域▲２▼’の再構成用データはスライス面Ｓ２を挟む最寄のスキャンＡｎ＋１，Ｂｎ＋１における各対応ビュー角の投影データｇ_A（Ｘ，θ），ｇ_B（Ｘ，θ）からデータ補間により生成され、更に次の領域▲３▼’の再構成用データはスライス面Ｓ２の同心円上にあるスキャンＡｎ＋１の投影データｇ_A（Ｘ，θ）のみから直接に得られる。更にまた、ここではスキャンＡｎ＋１がスライス面Ｓ２を飛び越すため、以後は利用する投影データが入れ替わる。即ち、次の領域▲４▼’の再構成用データはスライス面Ｓ２を挟む最寄のスキャンＢｎ，Ａｎ＋１における各対応ビュー角の投影データｇ_B（Ｘ，θ），ｇ_A（Ｘ，θ）からデータ補間により生成され、そして、最後の領域▲５▼’の再構成用データはスライス面Ｓ２の同心円上にあるスキャンＢｎの投影データｇ_B（Ｘ，θ）のみから直接に得られる。
【００５１】
以上の処理を上記図４の再構成処理で見ると、そのステップＳ１６では各スライス面Ｓ１，Ｓ２等の画像再構成に必要な投影データｇ_A（Ｘ，θ），ｇ_B（Ｘ，θ）が重複（過不足）無く抽出され、ステップＳ１７ではこれら抽出された投影データに対する前処理が効率よく行われる。従って、この前処理を含む画像再構成の全体に要する時間及び処理を大幅に削減できる。特に、マルチディテクタを使用したヘリカルスキャンでは互いに接近した多くのスライス面のＣＴ断層像を効率よく再構成でき、その時間短縮効果は極めて大きい。
【００５２】
なお、上記実施の形態では、スキャン計画に基づくヘリカルスキャンのスキャン軌跡と該スキャンエリア中で相前後する両スライス面Ｓ１，Ｓ２等の体（ｚ）軸方向における位置関係とに基づき各投影データｇ（Ｘ，θ）間の重複有／無を判定したが、これに限らない。
【００５３】
他にも、例えば既に前処理を終了した投影データに対しては前処理終了フラグ＝１（例えば１ビットフラグ）なるものを当該投影データに、又は他のメモリエリアで対応付けておくと共に、あるスライス面の画像再構成で必要とされる投影データを抽出するときには、ぞの前処理終了フラグ＝１／０を判別して、前処理終了フラグ＝１の場合はその投影データをそのまま当該スライス面の画像再構成に再利用し、またその前処理終了フラグ＝０の場合はその投影データの前処理を行いかつその前処理終了フラグ＝１として後、画像再構成に利用するようにしても良い。
【００５４】
また、上記実施の形態では再構成用データを生成するための一例のデータ補間方法を述べたが、これに限らない。他のどのようなデータ補間方法を採用しても、これに対応してあるスライス面の画像再構成に必要な投影データの範囲は決まるから、この範囲に基づいて本発明を実現できる。
【００５５】
また、上記実施の形態ではヘリカルスキャンへの適用例を述べたが、これに限らない。アキシャルスキャンを行った場合でも、後にアキシャルスキャンデータをデータ補間して実際のアキシャルスキャンとは異なる所望のスライス位置の画像再構成を行う場合（所謂レトロリコン）がある。本発明はこのような場合にも適用できる。
【００５６】
また、上記実施の形態では２列検出器を使用した画像再構成処理への適用例を具体的に述べたが、これに限らない。本発明は１列検出器（シングルディテクタ）または任意３列以上のマルチディテクタを使用した画像再構成処理にも適用できることは明らかである。
【００５７】
また、上記実施の形態ではＸ線ＣＴ装置への適用例を述べたが、これに限らない。他にも、例えば磁界を被検体の周りに回転させて該被検体の核磁気共鳴に係る投影データを検出・収集し、そのコンピュータ断層像を再構成するところの所謂磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ）等にも適用できる。
【００５８】
また、上記実施の形態ではＸ線ＣＴ装置への適用例を述べたが、これに限らない。本発明は上記コンピュータ断層像の再構成方法をコンピュータに実行させるためのソフトウェアとして、これをＣＤ等の情報記録媒体に記録し、又は有線／無線の通信回線を介するオン・ライン通信により提供できる。
【００５９】
また、上記本発明に好適なる実施の形態を述べたが、本発明思想を逸脱しない範囲内で各部の構成、制御、処理及びこれらの組み合わせの様々な変更が行えることは言うまでも無い。
【００６０】
【発明の効果】
以上述べた如く本発明によれば、コンピュータ断層像の再構成に必要最小限の投影データにつきその所定の前処理を重複無く効率よく行うため、所定の前処理を含む画像再構成の全体に要する処理及び時間を大幅に削減できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の原理を説明する図である。
【図２】実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要部構成図である。
【図３】実施の形態によるデータ収集・演算系の構成を示す図である。
【図４】実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のフローチャートである。
【図５】実施の形態によるスキャンパラメータ入力処理のイメージ図である。
【図６】実施の形態によるヘリカルスキャン−画像再構成処理のイメージ図である。
【図７】従来のヘリカルスキャン−画像再構成処理のイメージ図である。
【符号の説明】
１０操作コンソール部
１１中央処理装置
１１ａＣＰＵ
１１ｂ主メモリ
１２入力装置
１３表示装置（ＣＲＴ）
１４制御インタフェース
１５データ収集バッファ
１６二次記憶装置
２０撮影テーブル
３０走査ガントリ部
４０Ｘ線管
４１Ｘ線制御部
５０コリメータ
５１コリメータ制御部
６０回転制御部
７０Ｘ線検出器アレイ
８０データ収集部（ＤＡＳ）
１００被検体[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a computer tomographic reconstruction method and apparatus. And software More specifically, a computer tomographic image reconstruction method and apparatus for reconstructing a computer tomographic image corresponding to each slice plane based on projection data obtained by scanning a subject And software About.
[0002]
Typical examples of this type of apparatus include an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus and a magnetic resonance imaging apparatus (MRI). The present invention is suitable for application to computer tomographic image reconstruction processing (particularly preprocessing thereof) of such an apparatus.
[0003]
[Prior art]
FIG. 7 is a diagram for explaining the prior art, and shows an image of a helical scan-image reconstruction process using a single detector of an X-ray CT apparatus. In the figure, reference numeral 40 denotes an X-ray tube, and reference numeral 70 denotes an X-ray detection in which a large number (n = 1000) of X-ray detectors arranged in the channel direction are arranged in, for example, one row in the direction of the body axis CLb of the subject not shown. Array (single detector).
[0004]
The X-ray fan beam exposed from the X-ray tube 40 passes through the subject and enters the X-ray detector array 70 all at once, and corresponding projection data g (X, θ) is obtained. Here, X corresponds to the detection channel of the X-ray detector array 70, and θ corresponds to the view angle. In the helical scan, a scanning gantry (X-ray imaging system 40, 70, etc.) is rotated around the body axis CLb, and a scanning trajectory obtained by continuously moving an imaging table (not shown) in the direction opposite to the z axis is It becomes a spiral. In the figure, scans An-1 to An + 2 represent the number of revolutions of the scan gantry (detector 70) (a multiple of 0 ° to 360 °), among which the solid line is 0 ° to 180 ° (front side of the paper), and the broken line is 180 Each scan trajectory from ° to 360 ° (back side of the paper) is represented. S1 and S2 represent slice planes (slice positions) of the subject, and are set by a scan plan performed in advance. When the helical scan based on this scan plan is completed, or along with the progress of this helical scan, CT slice images corresponding to the slice planes S1 and S2 are reconstructed using the obtained projection data g (X, θ). . The details will be described below.
[0005]
An inset (a) shows a plan view when the slice planes S1 and S2 are viewed in the direction of arrow a. A CT tomographic image of the slice plane S1 is obtained by using reconstruction data h (X, θ) for a view angle of 360 ° on the concentric circle of the slice plane S1. Since only (X, θ) is on the concentric circle of the slice plane S1, the other projection data g (X, θ) before and after the slice plane S1 is sandwiched with respect to the other reconstruction data h (X, θ). ) From the data interpolation calculation. This data interpolation calculation is obtained, for example, by the average value of the respective projection data values of the same view angle θ in successive scans. In this case, based on the ratio of the distances from the slice position S1, the one with the shorter distance is used. A large weight is given to the projection data.
[0006]
Next, this will be specifically described. Now, if the process for obtaining the reconstruction data h (X, θ) for each slice plane S1, S2 starts at a view angle of 0 ° and ends at a view angle of 360 °, the process of the slice plane S1 is a region (range). At the same time, the process starts with 1 and goes around the area (2) on the back side, and finally executes the process of area (3) and ends. In this case, the reconstruction data h (X, θ) of the first area {circle over (1)} is data from the projection data g (X, θ) of each corresponding view angle in the nearest scan An, An + 1 across the slice plane S1. The reconstruction data for the next region {circle around (2)} generated by the interpolation is directly obtained only from the projection data of the scan An on the concentric circle of the slice plane S1. In addition, since the scan An skips the slice plane S1, the projection data to be used is changed thereafter. That is, the reconstruction data for the next last region (3) is generated by data interpolation from the projection data of the corresponding view angles in the nearest scans An-1 and An across the slice plane S1.
[0007]
In the same manner as described above, the processing of the slice plane S2 starts with the region (range) {circle around (1)}, goes around the front side region {circle around (2)}, and finally executes the processing of region {circle around (3)}} and ends. In this case, the reconstruction data h (X, θ) of the first region {circle around (1)} is obtained from the projection data g (X, θ) of each corresponding view angle in the nearest scans An + 1 and An + 2 across the slice plane S2. The reconstruction data for the next region {circle around (2)} generated by interpolation is directly obtained from only the projection data of the scan An + 1 on the concentric circle of the slice plane S2. In this case, since the scan An + 1 skips the slice plane S2, the projection data to be used is switched thereafter. That is, the reconstruction data for the last region {circle around (3)} is generated by data interpolation from the projection data of the corresponding view angles in the nearest scans An and An + 1 across the slice plane S2.
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, prior to such image reconstruction processing, predetermined pre-processing is performed on each projection data g (X, θ). The predetermined preprocessing includes reference correction for correcting the influence of fluctuations in the X-ray beam intensity in the X-ray tube 40, and channel sensitivity correction for correcting sensitivity variations between channels of the X-ray detector array 70. Etc. are included. These processes are indispensable for improving the image quality and reliability of the CT tomogram.
[0009]
Conventionally, all projection data g (X, θ) obtained by helical scanning has been preprocessed. However, with this method, preprocessing is performed up to projection data that is not used for image reconstruction, and wasted time was spent on this preprocessing. For this reason, the entire image reconstruction process including the pre-process requires a lot of time.
[0010]
In this regard, conventionally, it is known that only projection data necessary for image reconstruction of each slice plane is extracted and preprocessed uniformly (that is, using a common processing algorithm) each time. However, with this method, when the slice planes S1 and S2 approach each other as shown in FIG. 7, there is a partial overlap between the projection data g (X, θ) necessary for each image reconstruction. Will occur.
[0011]
Specifically, in the example of FIG. 7, first, in the image reconstruction of the slice plane S1, each projection data from the O point to the Q point has already been preprocessed. Next, when performing image reconstruction of the slice plane S2, if this is processed with a common algorithm, pre-processing of each projection data from the P point to the R point is performed in the same manner as described above. Therefore, the preprocessing from the point P to the point Q is duplicated.
[0012]
As described above, conventionally, a part of the pre-processing is overlapped, so that it takes a lot of time for image reconstruction. Moreover, in recent years, by adopting a so-called multi-detector in which a plurality of X-ray detection rows are arranged in the direction of the body axis CLb, a large number of CT tomographic images having a thin slice width and a small pitch interval have been obtained. As a result, the time required for image reconstruction is increasing and becoming a serious problem.
[0013]
The present invention has been made in view of the above-mentioned problems of the prior art, and its object is to provide a computer tomographic image reconstruction method and apparatus that can efficiently perform preprocessing of projection data necessary for computer tomographic image reconstruction. And providing software.
[0014]
[Means for Solving the Problems]
The above problem is solved by the configuration of FIG. That is, the computer tomogram reconstruction method of the present invention (1) is a computer tomogram reconstruction method for reconstructing a computer tomogram corresponding to each slice plane based on projection data obtained by scanning a subject. ,
Necessary for image reconstruction of the first projection data g (X, θ) necessary for image reconstruction of a certain slice plane S2 and previous slice plane S1 The predetermined pre-processed Between the second projection data g (X, θ) When projection data partially overlaps Predetermined preprocessing is performed for the first projection data of the non-overlapping portion, and the first projection data of the overlapping portion is performed. The predetermined preprocessed projection data used as second projection data Is used to reconstruct a computer tomogram of the certain slice plane S2.
[0015]
The operation will be described with a simple example of the single detector of FIG. However, the present invention is not limited to that of FIG. Assuming that the first slice plane to be reconstructed is S1, there is no previous slice plane. Therefore, the first slice from the O point to the Q point necessary for image reconstruction of the first slice plane S1 is used. There can be no overlap between the projection data and the second projection data before that. Therefore, for each projection data from the point O to the point Q corresponding to the first slice plane S1, predetermined preprocessing is performed and a computer tomogram of the first slice plane S1 is reconstructed.
[0016]
For the next slice plane S2, the first projection data from point P to point R required for image reconstruction of the slice plane S2 and the point O required for image reconstruction of the previous slice plane S1 The first projection data from the P point to the Q point overlap with the second projection data from the Q point to the Q point, and the first projection data from the remaining Q point to the R point do not overlap. Therefore, predetermined preprocessing is newly performed only for the first projection data from the non-overlapping Q point to the R point.
[0017]
For the first projection data from the overlapping P point to the Q point, the projection data that has been preprocessed before is used as it is, and the remaining first projection data from the Q point to the R point is used. Uses the newly preprocessed projection data to reconstruct a computer tomogram of the slice plane S2. The same applies to the subsequent slice planes.
[0018]
Thus, according to the present invention (1), the predetermined pre-processing is efficiently performed without duplication on the minimum projection data necessary for the reconstruction of the computer tomographic image. Therefore, the entire image reconstruction including the predetermined pre-processing is required. Processing and time can be greatly reduced.
[0019]
Preferably, in the present invention (2), in the present invention (1), the non-overlapping portions of the first projection data are sequentially extracted corresponding to the slice planes S1, S2, etc. On the other hand, after predetermined preprocessing is performed, computer tomographic images of the slice planes S1, S2, etc. are reconstructed.
[0020]
In the present invention (2), the first projection data of the portions (first from the O point to the Q point, then from the Q point to the R point, etc.) that do not overlap with the correspondence of the slice planes S1, S2, etc. Next, a predetermined pre-process is performed on all the extracted projection data (from the O point to the R point, etc.), and then a computer tomographic image of each slice plane S1, S2, etc. is reconstructed. Therefore, the entire image reconstruction process including the predetermined pre-process can be executed efficiently.
[0021]
Preferably, in the present invention (3), in the present invention (1) or (2), the predetermined preprocessing may be performed by referring to a predetermined reference value in an imaging system for scanning the subject to change the imaging environment. Reference correction processing for correcting the minute, sensitivity correction processing for correcting variations in sensitivity among a plurality of detection elements, or other preprocessing performed to improve the image quality of the reconstructed image (various distortion correction processing) , Linearization processing, etc.).
[0022]
The present invention ( 5 Is a computer tomography apparatus that reconstructs a computer tomogram corresponding to each slice plane based on projection data obtained by scanning the subject, and scans the subject according to the scan plan. Imaging means to perform, first projection data necessary for image reconstruction of a certain slice plane, and necessary for image reconstruction of a previous slice plane The predetermined pre-processed Between the second projection data, When projection data partially overlaps, Preprocessing means for performing predetermined preprocessing on the first projection data of the non-overlapping portion; The projection data after the predetermined preprocessing is used for the first projection data of the non-overlapping portion, and the predetermined preprocessed projection is used as the second projection data for the first projection data of the overlapping portion. The above using data And image reconstruction means for reconstructing a computer tomographic image of the slice plane.
[0023]
Preferably the present invention ( 6 ) In the present invention ( 5 ), The imaging means includes an X-ray tube 40 and an X-ray detector array 70 facing each other with the subject interposed therebetween, and the reconstruction means is an X-ray computer of the subject based on the detection signal of the X-ray detector array 70. Reconstructs a tomographic image.
[0024]
The software of the present invention (10) is stored in a computer according to the present invention (1) to ( 4 ) Is a software for executing the computer tomogram reconstruction method according to any one of the above.
[0025]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments of the invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. Note that the same reference numerals denote the same or corresponding parts throughout the drawings.
[0026]
FIG. 2 is a configuration diagram of a main part of the X-ray CT apparatus according to the embodiment. The apparatus is roughly divided into a scanning gantry unit 30 that performs axial / helical scanning / reading of the subject 100 by the X-ray fan beam XLFB, and the like. It comprises an imaging table 20 on which the subject 100 is placed and moved in the direction of the body axis CLb, and a remote operation console unit 10 operated by an operator.
[0027]
In the scanning gantry 30, 40 is a rotary anode type X-ray tube, 41 is an X-ray controller, 50 is a collimator for limiting the X-ray exposure range (mainly in the body axis CLb direction), and 51 is a collimator controller. , 70 is an X-ray detector array (multi-detector) in which a large number (about n = 1000) of X-ray detectors arranged in the channel CH direction are arranged in, for example, two rows A and B in the direction of the body axis CLb. A data collection unit (DAS) 60 generates and collects projection data g (X, θ) of the subject 100 based on the detection signal of the X-ray detector array 70, and 60 is a scanning gantry (X-ray imaging system). This is a rotation control unit that rotates around the body axis CLb.
[0028]
In the operation console unit 10, 11 is a central processing unit that performs main control and processing (scan control, CT tomographic image reconstruction processing, etc.) of the X-ray CT apparatus, 11a is its CPU, 11b is RAM and ROM used by the CPU 11a. A main memory (MM) comprising 12 and the like, 12 is a command and data input device including a keyboard and a mouse, 13 is a display device (CRT) for displaying a scan plan, CT reconstructed image and the like, 14 Is a control interface for exchanging various control signals CS and monitor signals MS between the CPU 11a, the scanning gantry unit 30 and the imaging table 20, 15 is a data collection buffer for temporarily storing projection data from the data collection unit 80, 16 stores the projection data from the data collection buffer 15 and various applications necessary for the operation of the X-ray CT apparatus. Deployment programs and various arithmetic / two stores correction data file such as primary storage device is a (hard disk device).
[0029]
With this configuration, the fan beam XLFB from the X-ray tube 40 passes through the subject 100 and enters the detection rows A and B of the X-ray detector array 70 all at once. The data collection unit 80 generates projection data g (X, θ) corresponding to each detection output of the X-ray detector array 70 and stores these in the data collection buffer 15. Furthermore, projection similar to the above is performed at each view angle where the scanning gantry is slightly rotated, and thus projection data for one rotation of the scanning gantry is collected and accumulated.
[0030]
At the same time, the imaging table 20 is moved intermittently / continuously in the direction of the body axis of the subject 100 according to the axial / helical scan method, thus collecting and accumulating all projection data for the required imaging region of the subject 100. Is stored in the secondary storage device 16. Then, the CPU 11a reconstructs a CT tomogram of the subject 100 based on the obtained projection data after displaying all the scans or following (in parallel with) the scan execution, and displays this on the display device 13. .
[0031]
FIG. 3 is a diagram showing the configuration of the data collection / calculation system according to the embodiment. The data collection unit 80 includes two data collection units DASA corresponding to the detection rows A and B of the X-ray detector array 70. , DASB. Less than. The signal processing operation will be outlined.
[0032]
The fan beam from the X-ray tube 40 passes through the subject 100 and enters the detection rows A and B all at once. Now, paying attention to the signal processing of the X-ray beam XBA1 (corresponding to the detection row A and the detection channel CH1), the X-ray detector XD1 outputs a current signal corresponding to the transmission intensity of the X-ray beam XBA1, and the integrator IG1 The detection output current of the X-ray detector XD1 is integrated with a predetermined time constant to output a corresponding X-ray beam amount detection voltage. Further, the amplifier A1 amplifies the output voltage of the integrator IG1, and the sample hold circuit SH1 samples and holds the output voltage of the amplifier A1 at a predetermined timing. The above operation is the same for each signal processing for the other X-ray beams XBA2 to XBAn.
[0033]
Further, the signal multiplexer SMPX multiplexes the output signals of the sample hold circuits SH1 to SHn at high speed, and the A / D converter A / D A / D converts the output signal of the signal multiplexer SMPX at high speed. The above operation is the same for other DASB signal processing.
[0034]
Furthermore, each output data of DASA and DASB is multiplexed by the data multiplexer DMPX, and a series of obtained projection data is temporarily stored in the data collection buffer 15 and later processed by the CPU 11a.
[0035]
For example, the projection data of each channel n in the detection rows A and B is used for reference correction. The data collection / calculation system can function as a single detector using only the detection rows A or B or as a multi-detector using the detection rows A and B.
[0036]
FIG. 4 is a flowchart of the X-ray CT imaging process according to the embodiment. Preferably, after performing a scout scan (corresponding to two-dimensional X-ray imaging) of the subject 100 in advance, this process is entered. In step S11, scan parameters for the subsequent axial / helical scan of the subject 100 are set.
[0037]
FIG. 5 shows a scan parameter input screen. After the completion of the advance scout scan, a scan setting screen 13a for the subsequent axial / helical scan is displayed on the display screen 13A, and the operator clicks or inputs a necessary scan parameter with a mouse. An example scan plan for obtaining an image with image number Q is as follows.
[0038]
Scan type = helical scan
Scan start position on the body axis [Start Loc] = z1
Scan end position on the body axis [End Loc] = z10
Number of images [NO.of Images] = 10
Thickness of specimen [Thick] = 1mm
Scan time [Sec] = 1 second / one gantry rotation
X-ray tube voltage [kV] = 120kV
X-ray tube current [mA] = 280 mA
When the operator clicks the [Show Localizer] icon on such a screen, the scout image 100A of the subject 100 is displayed in the image display area 13b, and a line indicating each slice position is displayed on the image. The thick line in FIG. 5 represents the start and end positions of the slice, and the dotted line represents each intermediate slice position. The operator can confirm or change the scan plan by looking at the image on the image display area 13b.
[0039]
In the display area 13c, icons A and B for indicating whether the apparatus is operating in the single detector mode A / B or in the multi-detector modes A and B correspond to the detection rows A and B. Is provided.
[0040]
Returning to FIG. 4, in step S12, the process waits for input of the confirmation “CONFIRM” button. When the “CONFIRM” button is input, the process proceeds to step S13. In step S 13, a helical scan is performed over a range that covers the scan plan of FIG. 5. In step S 14, the projection data is collected and finally stored and stored in the hard disk device 16. In step S15, it is determined whether or not the scan is completed. If not completed, the process returns to step S13.
[0041]
When the helical scan covering the last slice position z10 is finished in this way, the process proceeds to step S16, and each projection data g (X, θ) necessary for image reconstruction of each slice plane z1 to z10 from the hard disk device 16 is completed. Are extracted in order.
[0042]
In the simple example of FIG. 1, the projection data necessary for image reconstruction of the first slice plane S1 (corresponding to z1) is from the point O on the scan An-1 to the point Q on the scan An + 1. Projection data. All these projection data are extracted. Considering simply (uniformly), the projection data necessary for the reconstruction of the next slice plane S2 (corresponding to z2) is each projection data from the point P on the scan An to the point R on the scan An + 2. It will be. However, according to the present invention, the projection data of the portion overlapping with the previously extracted projection data is not extracted. In this case, the scan An + 2 from the non-overlapping portion, that is, the Q point on the scan An + 1. Only projection data up to the upper R point are newly extracted. Thereafter, the process proceeds in the same manner, and thus, only the minimum projection data necessary for image reconstruction of all slice planes z1 to z10 can be efficiently extracted without excess or deficiency (duplication).
[0043]
In step S17, predetermined preprocessing (reference correction processing, interchannel sensitivity correction processing, etc.) of the extracted projection data is performed. Accordingly, there is no duplication of preprocessing. In step S18, the image reconstruction data h (X, θ) corresponding to each of the slice planes z1 to z10 is generated by a known data interpolation calculation or the like. In step S10, CT tomographic images of the slice planes z1 to z10 are reconstructed. In step S20, the obtained CT tomograms are displayed on the screen, and the process is exited.
[0044]
In the above embodiment, a series of image reconstruction processes after step S16 are started after the helical scan is completed. However, the present invention is not limited to this. In parallel with the progress of the helical scan, the necessary projection data is extracted and the reconstruction of the CT tomograms that can be reconstructed is executed sequentially, and the obtained CT tomograms are immediately displayed in real time on the screen each time ( Auto View).
[0045]
The image reconstruction process in this case is based on the scan trajectory of the helical scan based on the scan plan and the positional relationship in the body (z) axis direction of both slice planes that precede and follow in the scan area. Between the first projection data necessary for the configuration and the second projection data necessary for the image reconstruction of the previous slice plane, each corresponding first, It is determined whether or not there is overlap between the second projection data, and predetermined preprocessing is performed for the first projection data of the non-overlapping portion, and this is used as it is for the first projection data of the overlapping portion. Then, it can be realized by repeating the process of reconstructing the computer tomogram of the certain slice plane.
[0046]
FIG. 6 is an image diagram of the helical scan-image reconstruction process according to the embodiment, and shows an application example to multi-scan using the detection rows A and B of the X-ray detector array 70. In the figure, scans An-1 to An + 1 represent the number of rotations of the detection row A (multiples of 0 ° to 360 °), among which the solid line is 0 ° to 180 ° (front side of the paper), and the broken line is 180 ° to 360. Each scan trajectory in ° (back side of paper) is shown. Scans Bn-1 to Bn + 1 represent the number of rotations of the detection row B. Among these, the one-dot chain line represents each scan locus of 0 ° to 180 ° (front side of the paper) and the dotted line represents 180 ° to 360 ° (back side of the paper). Represents.
[0047]
In multi (2 rows) scan, projection data for 2 rows close to each other per gantry rotation g _A (X, θ), g _B Since (X, θ) is obtained at the same time, it is more suitable for image reconstruction of slice planes S1, S2, etc. (ie, closer to slice planes S1, S2, etc.) by changing the combination of extraction of these projection data. Projection data can be extracted effectively. This will be specifically described below.
[0048]
An inset (a) shows a plan view when the slice planes S1 and S2 are viewed in the direction of arrow a. Now, if the processing for obtaining the reconstruction data h (X, θ) for each slice plane starts at a view angle of 0 ° and ends at a view angle of 360 °, the processing of the slice plane S1 starts at the area (1), It goes to the back side through the areas (2) to (4) and finally executes the area (5) and ends.
[0049]
In this case, the reconstruction data h (X, θ) for the first region {circle around (1)} is projection data g for each corresponding view angle in the nearest scan Bn, An + 1 across the slice plane S1. _A (X, θ), g _B The data for reconstruction in the next region {circle around (2)} generated by data interpolation from (X, θ) is the projection data g of the scan Bn on the concentric circle of the slice plane S1. _B It is obtained directly from (X, θ) alone. Here, since the scan Bn skips the slice plane S1, the projection data to be used is changed thereafter. That is, the reconstruction data for the next area {circle around (3)} is projection data g for each corresponding view angle in the nearest scans An and Bn across the slice plane S1. _A (X, θ), g _B (X, θ) is generated by data interpolation, and the reconstruction data for the next region (4) is the projection data g of the scan An on the concentric circle of the slice plane S1. _A It is obtained directly from (X, θ) alone. Furthermore, since the scan An skips the slice plane S1, here, the projection data to be used is replaced again. The reconstruction data in the last area (5) is the projection data g for each corresponding view angle in the nearest scans Bn-1 and An across the slice plane S1. _B (X, θ), g _A It is generated from (X, θ) by data interpolation.
[0050]
In the same manner as described above, the processing for obtaining the reconstruction data h (X, θ) of the slice plane S2 starts with the area {circle around (1)} and goes to the back side via the areas {circle around (2)} to {circle around (4)}. Finally, area (5) 'is executed and the process ends. In this case, the reconstruction data h (X, θ) of the first region {circle around (1)} is the projection data g of the scan Bn + 1 on the concentric circle of the slice plane S2. _B It is obtained directly from (X, θ) alone. Here, since the scan Bn + 1 skips the slice plane S2, the projection data to be used thereafter is switched. That is, the reconstruction data for the next region {circle around (2)} is the projection data g for each corresponding view angle in the nearest scans An + 1 and Bn + 1 across the slice plane S2. _A (X, θ), g _B (X, θ) is generated by data interpolation, and the reconstruction data for the next region {circle around (3)} is the projection data g of the scan An + 1 on the concentric circle of the slice plane S2. _A It is obtained directly from (X, θ) alone. Furthermore, since the scan An + 1 skips over the slice plane S2, the projection data to be used thereafter is switched. That is, the reconstruction data for the next area {circle over (4)} is the projection data g for each corresponding view angle in the nearest scan Bn, An + 1 across the slice plane S2. _B (X, θ), g _A (X, θ) is generated by data interpolation, and the reconstruction data of the last region (5) is the projection data g of the scan Bn on the concentric circle of the slice plane S2. _B It is obtained directly from (X, θ) alone.
[0051]
Looking at the above processing in the reconstruction processing of FIG. 4 above, in step S16, projection data g required for image reconstruction of the slice planes S1, S2, etc. _A (X, θ), g _B (X, θ) are extracted without duplication (excess or deficiency), and in step S17, pre-processing for the extracted projection data is efficiently performed. Therefore, the time and processing required for the entire image reconstruction including this preprocessing can be greatly reduced. In particular, a helical scan using a multi-detector can efficiently reconstruct CT tomographic images of many slice planes close to each other, and the time shortening effect is extremely large.
[0052]
In the above-described embodiment, each projection data g is based on the scan trajectory of the helical scan based on the scan plan and the positional relationship in the body (z) axis direction of the slice planes S1, S2, etc. that are in succession in the scan area. Although the presence / absence of overlap between (X, θ) is determined, the present invention is not limited to this.
[0053]
In addition, for example, for projection data that has already been subjected to preprocessing, a preprocessing end flag = 1 (for example, 1-bit flag) is associated with the projection data or in another memory area. When extracting projection data required for image reconstruction of a slice plane, each preprocessing end flag = 1/0 is determined. If the preprocessing end flag = 1, the projection data is used as it is. In the case where the preprocessing end flag = 0, the projection data is preprocessed and the preprocessing end flag = 1 is set, and then used for image reconstruction. .
[0054]
In the above embodiment, an example data interpolation method for generating reconstruction data has been described. However, the present invention is not limited to this. Even if any other data interpolation method is adopted, the range of projection data necessary for image reconstruction of a slice plane corresponding to this is determined, and therefore the present invention can be realized based on this range.
[0055]
Moreover, although the application example to the helical scan has been described in the above embodiment, the present invention is not limited to this. Even when the axial scan is performed, there is a case where the image reconstruction is performed at a desired slice position different from the actual axial scan by interpolating the axial scan data later (so-called retro-recon). The present invention can also be applied to such a case.
[0056]
In the above-described embodiment, the application example to the image reconstruction process using the two-row detector is specifically described. However, the present invention is not limited to this. It is apparent that the present invention can also be applied to image reconstruction processing using a single-row detector (single detector) or an arbitrary three or more multi-detector.
[0057]
Moreover, although the application example to the X-ray CT apparatus has been described in the above embodiment, the present invention is not limited to this. In addition, for example, a so-called magnetic resonance imaging apparatus (MRI) that detects and collects projection data related to nuclear magnetic resonance of a subject by rotating a magnetic field around the subject and reconstructs a computer tomogram thereof. Etc.
[0058]
Moreover, although the application example to the X-ray CT apparatus has been described in the above embodiment, the present invention is not limited to this. The present invention can be provided as software for causing a computer to execute the above-described computer tomogram reconstruction method by recording it on an information recording medium such as a CD or by on-line communication via a wired / wireless communication line.
[0059]
Further, although the preferred embodiment of the present invention has been described, it goes without saying that various changes in the configuration, control, processing, and combination of each part can be made without departing from the spirit of the present invention.
[0060]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, in order to efficiently perform the predetermined preprocessing for the minimum projection data necessary for the reconstruction of the computer tomogram without duplication, it is necessary for the entire image reconstruction including the predetermined preprocessing. Processing and time can be greatly reduced.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating the principle of the present invention.
FIG. 2 is a configuration diagram of a main part of an X-ray CT apparatus according to an embodiment.
FIG. 3 is a diagram showing a configuration of a data collection / calculation system according to the embodiment.
FIG. 4 is a flowchart of an X-ray CT imaging process according to the embodiment.
FIG. 5 is an image diagram of scan parameter input processing according to the embodiment.
FIG. 6 is an image diagram of a helical scan-image reconstruction process according to the embodiment.
FIG. 7 is an image diagram of a conventional helical scan-image reconstruction process.
[Explanation of symbols]
10 Operation console section
11 Central processing unit
11a CPU
11b Main memory
12 Input devices
13 Display (CRT)
14 Control interface
15 Data collection buffer
16 Secondary storage device
20 Shooting table
30 Scanning gantry section
40 X-ray tube
41 X-ray controller
50 collimator
51 Collimator controller
60 Rotation control unit
70 X-ray detector array
80 Data collection unit (DAS)
100 subjects

Claims

In a computer tomogram reconstruction method for reconstructing a computer tomogram corresponding to each slice plane based on projection data obtained by scanning a subject,
A first projection data necessary for image reconstruction of a slice plane, necessary for image reconstruction of a previous slice plane, projection data portion between a predetermined pre-treated second projection data In the case of overlapping, predetermined preprocessing is performed for the first projection data of the non-overlapping portion, and the predetermined preprocessed projection used as second projection data for the first projection data of the overlapping portion. A computer tomogram reconstruction method comprising reconstructing a computer tomogram of the certain slice plane using data .

The first projection data of the non-overlapping portion is sequentially extracted corresponding to each slice plane, and predetermined preprocessing is performed on all the extracted projection data, and then a computer tomographic image of each slice plane is reconstructed. The computer tomographic image reconstruction method according to claim 1.

The predetermined pre-process is a reference correction process for correcting a variation of the imaging environment with reference to a predetermined reference value in an imaging system for scanning the subject, and for correcting variations in sensitivity among a plurality of detection elements. The computer tomographic image reconstruction method according to claim 1, wherein the sensitivity correction process is a pre-process for improving the image quality of the reconstructed image.

4. The method according to claim 1, further comprising a step of determining whether or not there is overlap between the corresponding first and second projection data based on a positional relationship between the two slice planes. 5. Computer tomographic reconstruction method.

In a computer tomography apparatus for reconstructing a computer tomogram corresponding to each slice plane based on projection data obtained by scanning a subject,
An imaging means for performing scan imaging of a subject according to a scan plan;
A first projection data necessary for image reconstruction of a slice plane, necessary for image reconstruction of a previous slice plane, projection data portion between a predetermined pre-treated second projection data Pre-processing means for performing predetermined pre-processing on the first projection data of the non-overlapping portion when overlapping ,
The projection data after the predetermined preprocessing is used for the first projection data of the non-overlapping portion, and the second projection data is used for the first projection data of the overlapping portion.
A computer tomography apparatus comprising: image reconstruction means for reconstructing a computer tomogram of the certain slice plane using predetermined preprocessed projection data .

The imaging means includes an X-ray tube and an X-ray detector array facing each other with the subject interposed therebetween, and the reconstruction means reconstructs an X-ray computed tomographic image of the subject based on the detection signal of the X-ray detector array. The computer tomography apparatus according to claim 5 .

The image reconstruction unit sequentially extracts the first projection data of the non-overlapping portion corresponding to each slice plane in the preprocessing unit, and performs a predetermined preprocessing on all the extracted projection data The computer tomography apparatus according to claim 5 or 6, wherein a computer tomogram of each slice plane is reconstructed later.

The predetermined preprocessing refers to a reference correction process for correcting fluctuations in the imaging environment with reference to a predetermined reference value in an imaging system for scanning the subject, and corrects variations in sensitivity among a plurality of detection elements. The computer tomography apparatus according to claim 5, wherein the computer tomography apparatus is a sensitivity correction process for performing a pre-process to improve image quality of a reconstructed image.

The means according to any one of claims 5 to 8, further comprising means for determining the presence / absence of overlap between the corresponding first and second projection data based on the positional relationship between the two slice planes. Computer tomography system.

Software for causing a computer to execute the computer tomographic image reconstruction method according to any one of claims 1 to 4 .