JP5405048B2 - X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus - Google Patents

X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus Download PDF

Info

Publication number
JP5405048B2
JP5405048B2 JP2008125121A JP2008125121A JP5405048B2 JP 5405048 B2 JP5405048 B2 JP 5405048B2 JP 2008125121 A JP2008125121 A JP 2008125121A JP 2008125121 A JP2008125121 A JP 2008125121A JP 5405048 B2 JP5405048 B2 JP 5405048B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
cone beam
image data
component
beam artifact
axis direction
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2008125121A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2009034478A (en
Inventor
知 中西
成臣 秋野
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
Priority to JP2008125121A priority Critical patent/JP5405048B2/en
Priority to US12/169,963 priority patent/US8045781B2/en
Priority to EP11162651A priority patent/EP2357617B1/en
Priority to EP08012420.9A priority patent/EP2014232B1/en
Priority to CN2008101304812A priority patent/CN101342081B/en
Publication of JP2009034478A publication Critical patent/JP2009034478A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP5405048B2 publication Critical patent/JP5405048B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/008—Specific post-processing after tomographic reconstruction, e.g. voxelisation, metal artifact correction

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Image Processing (AREA)
  • Image Analysis (AREA)

Description

本発明は、コーンビーム再構成が可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置、再構成処理装置、及び画像処理装置に関する。   The present invention relates to an X-ray computed tomography apparatus capable of cone beam reconstruction, a reconstruction processing apparatus, and an image processing apparatus.

コーンビームＸ線で被検体をスキャンすることによって収集された投影データを再構成処理してボリュームデータを発生するＸ線コンピュータ断層撮影装置（コーンビームＣＴ装置）がある。コーンビームＣＴにおいては、ＦＤＫ再構成（フェルドカンプ再構成、Feldkamp再構成）等のコーンビーム再構成が有用である。   There is an X-ray computed tomography apparatus (cone beam CT apparatus) that generates volume data by reconstructing projection data collected by scanning a subject with cone beam X-rays. In the cone beam CT, cone beam reconstruction such as FDK reconstruction (Feldkamp reconstruction, Feldkamp reconstruction) or the like is useful.

近年、Ｘ線検出器の多列化が進み、それに伴いコーン角が増大している。コーン角の影響により、コーンビーム再構成に基づいて発生されたボリュームデータには、コーンビームアーチファクトが顕著に現れる。   In recent years, the number of X-ray detectors has increased, and the cone angle has increased accordingly. Due to the effect of the cone angle, cone beam artifacts appear prominently in the volume data generated based on cone beam reconstruction.

ところで、ＣＴスキャンには、円軌道スキャンとヘリカルスキャンとがある。それぞれのスキャンについて以下の問題がある。   Incidentally, the CT scan includes a circular orbit scan and a helical scan. Each scan has the following problems:

（円軌道スキャン）
円軌道スキャンは、完全解を得るのに必要十分な投影データを収集することができない。円軌道スキャンの応用として、ライン＋サークル（Line+Circle）スキャンがある。ライン＋サークルスキャンは、完全解を得るのに必要十分な投影データを収集することができる。しかし、ライン＋サークルスキャンは、追加スキャンを必要とする。この追加スキャンに問題がある。すなわち、再構成原理が成立するためには、追加スキャン及び追加スキャンの前に行なわれる本スキャンにおける被検体の状態は、一致していなければならない。具体的には、本スキャン及び追加スキャン中、造影剤濃度の変化や被検体の体動などが発生してはならない。この要請を満たすことは、現実的に非常に難しい。また、追加スキャンによりワークフローが複雑化する。それに加え、追加スキャンにより被検体への被曝量が増加してしまう。 (Circular orbit scan)
A circular orbit scan cannot collect enough projection data necessary to obtain a complete solution. As an application of the circular orbit scan, there is a line + circle (Line + Circle) scan. The line + circle scan can collect enough projection data necessary to obtain a complete solution. However, line + circle scanning requires additional scanning. There is a problem with this additional scan. In other words, in order for the reconstruction principle to be established, the state of the subject in the main scan performed before the additional scan and the additional scan must match. Specifically, during the main scan and the additional scan, there should be no change in contrast agent concentration or body movement of the subject. It is actually very difficult to meet this requirement. In addition, the workflow is complicated by the additional scanning. In addition, the amount of exposure to the subject increases due to the additional scanning.

（ヘリカルスキャン）
ヘリカルスキャンは、完全解を得るのに必要十分な投影データを収集することができる。しかし、収集された投影データをそのままコーンビーム再構成することにより発生されたボリュームデータには、コーン角の影響により、コーンビームアーチファクトが顕著に発生されてしまう。一方、２００３年にアレクサンダー カッツェビッチ（Alexander Katsevich）によって提案された再構成法を用いると、ヘリカルスキャンによって収集された投影データに基づいて完全解を得ることができる。しかし、カッツェビッチによる再構成法では、ヘリカルピッチが制約されてしまう。 (Helical scan)
The helical scan can collect enough projection data necessary to obtain a complete solution. However, in the volume data generated by reconstructing the collected projection data as it is, cone beam artifacts are significantly generated due to the influence of the cone angle. On the other hand, if the reconstruction method proposed by Alexander Katsevich in 2003 is used, a complete solution can be obtained based on the projection data collected by the helical scan. However, in the reconstruction method by Katzevic, the helical pitch is restricted.

本発明の目的は、近似的にコーンビームアーチファクトを低減することを可能とするＸ線コンピュータ断層撮影装置、再構成処理装置、及び画像処理装置を提供することにある。   An object of the present invention is to provide an X-ray computed tomography apparatus, a reconstruction processing apparatus, and an image processing apparatus capable of approximately reducing cone beam artifacts.

本発明の第１の局面に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、コーンビームＸ線で被検体をスキャンするためにＸ線管とＸ線検出器とを有するスキャン部と、前記スキャン部からの出力データに基づいて第１画像データを発生する再構成部と、前記第１画像データに含まれるコーンビームアーチファクトの成分を、前記コーンビームアーチファクトに特有な形状及び向きに基づいて抽出する抽出部と、前記第１画像データと前記コーンビームアーチファクトの成分とを差分して前記コーンビームアーチファクトが低減された第２画像データを発生する差分部と、を具備する。   An X-ray computed tomography apparatus according to a first aspect of the present invention includes a scan unit having an X-ray tube and an X-ray detector for scanning a subject with cone beam X-rays, and an output from the scan unit. A reconstruction unit that generates first image data based on the data, and an extraction unit that extracts a cone beam artifact component included in the first image data based on a shape and orientation peculiar to the cone beam artifact; A difference unit that generates the second image data in which the cone beam artifact is reduced by subtracting the first image data and the cone beam artifact component.

本発明の第２の局面に係る再構成処理装置は、コーンビームＸ線で被検体をスキャンすることにより収集された投影データを記憶する記憶部と、前記投影データに基づいて第１画像データを発生する再構成部と、前記発生された第１画像データに含まれるコーンビームアーチファクトの成分を、前記コーンビームアーチファクトに特有な形状及び向きに基づいて抽出する抽出部と、前記第１画像データと前記抽出されたコーンビームアーチファクトの成分とを差分することにより、前記コーンビームアーチファクトの成分が低減された第２画像データを発生する差分部と、を具備する。   A reconstruction processing apparatus according to a second aspect of the present invention includes a storage unit that stores projection data acquired by scanning a subject with cone beam X-rays, and first image data based on the projection data. A reconstructing unit that generates, an extraction unit that extracts a cone beam artifact component included in the generated first image data based on a shape and orientation peculiar to the cone beam artifact, and the first image data; A difference unit that generates second image data in which the cone beam artifact component is reduced by subtracting the extracted cone beam artifact component.

本発明の第３の局面に係る画像処理装置は、コーンビームＸ線で被検体をスキャンすることにより収集された投影データに基づいて発生された第１画像データを記憶する記憶部と、前記第１画像データに含まれるコーンビームアーチファクトの成分を、前記コーンビームアーチファクトに特有な形状及び向きに基づいて抽出する抽出部と、前記第１画像データと前記抽出されたコーンビームアーチファクトの成分とを差分することにより、前記コーンビームアーチファクトの成分が低減された第２画像データを発生する差分部と、を具備する。   An image processing apparatus according to a third aspect of the present invention includes a storage unit that stores first image data generated based on projection data collected by scanning a subject with cone beam X-rays; An extraction unit that extracts a cone beam artifact component included in one image data based on a shape and orientation peculiar to the cone beam artifact; and a difference between the first image data and the extracted cone beam artifact component And a difference unit that generates second image data in which the component of the cone beam artifact is reduced.

本発明によれば、近似的にコーンビームアーチファクトを低減することが可能となる。   According to the present invention, cone beam artifacts can be reduced approximately.

以下、図面を参照しながら本発明の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置（Ｘ線コンピュータ断層撮影装置）、再構成処理装置、及び画像処理装置を説明する。     Hereinafter, an X-ray CT apparatus (X-ray computed tomography apparatus), a reconstruction processing apparatus, and an image processing apparatus according to embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.

（第１実施形態）
図１は、第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成を示す図である。図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、ガントリ１０とコンピュータ装置２０とから構成される。ガントリ１０は、円環又は円板状の回転フレーム１１を回転可能に支持する。回転フレーム１１は、スキャンを行うために、被検体Ｐを挟んで対向するようにＸ線管１３とＸ線検出器１４とを有する。回転フレーム１１は、一定の角速度で連続回転する。ここで、被検体Ｐの体軸をＺ軸に規定し、鉛直な軸をＹ軸、Ｚ軸及びＹ軸に直交する軸をＸ軸に規定する。なお、被検体Ｐは、体軸（Ｚ軸）が天板１２の長軸に略一致するように撮影領域内に載置されるとする。 (First embodiment)
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an X-ray CT apparatus 1 according to the first embodiment. As shown in FIG. 1, the X-ray CT apparatus 1 includes a gantry 10 and a computer device 20. The gantry 10 rotatably supports an annular or disk-shaped rotating frame 11. The rotating frame 11 has an X-ray tube 13 and an X-ray detector 14 so as to face each other with the subject P interposed therebetween for scanning. The rotating frame 11 continuously rotates at a constant angular velocity. Here, the body axis of the subject P is defined as the Z axis, the vertical axis is defined as the Y axis, and the axis orthogonal to the Z axis and the Y axis is defined as the X axis. It is assumed that the subject P is placed in the imaging region so that the body axis (Z axis) substantially coincides with the long axis of the top 12.

Ｘ線管１３は、高電圧発生装置１５からの高電圧の印加及びフィラメント電流の供給を受けてコーンビームＸ線を発生する。コーンビームＸ線は、大きなコーン角を有するＸ線ビームであり、一般的には四角錐形状を有している。図２に示すように、Ｘ線管１３のＸ線焦点Ｆから発生されたコーンビームＸ線は、Ｘ線検出器１４によって検出される。Ｘ線検出器１４は、チャンネル方向と列方向との両方向に関して稠密に分布される複数のＸ線検出素子１４ａを有する。換言すれば、Ｘ線検出器１４は、列方向（Ｚ軸）に沿って配列される複数のＸ線検出素子列１４Ｒを有する。各素子列１４Ｒは、チャンネル方向に沿って複数のＸ線検出素子１４ａが配列されてなる。Ｘ線検出器１４の列数（Ｘ線検出素子列１４Ｒの数）は、例えば、６４以上であるとする。コーンビームＸ線のチャンネル方向の広がり角はファン角γ、列方向の広がり角はコーン角αと呼ばれている。   The X-ray tube 13 generates cone beam X-rays upon application of a high voltage from the high voltage generator 15 and supply of a filament current. The cone beam X-ray is an X-ray beam having a large cone angle, and generally has a quadrangular pyramid shape. As shown in FIG. 2, the cone beam X-ray generated from the X-ray focal point F of the X-ray tube 13 is detected by the X-ray detector 14. The X-ray detector 14 has a plurality of X-ray detection elements 14a that are densely distributed in both the channel direction and the column direction. In other words, the X-ray detector 14 has a plurality of X-ray detection element rows 14R arranged along the row direction (Z axis). Each element row 14R is formed by arranging a plurality of X-ray detection elements 14a along the channel direction. The number of columns of the X-ray detector 14 (the number of X-ray detection element rows 14R) is assumed to be 64 or more, for example. The spread angle of the cone beam X-ray in the channel direction is called the fan angle γ, and the spread angle in the row direction is called the cone angle α.

コンピュータ装置２０は、再構成処理装置３０と、画像を表示する画像表示装置２２と、ユーザからの各種指示をコンピュータ装置２０に入力する入力装置２３とから構成される。再構成処理装置３０は、制御部３１を中枢として、データ収集部（ＤＡＳ）３２、前処理部３３、再構成処理部３４、フィルタ処理部３５、差分処理部３６、閾値処理部３７及び記憶部３８を有する。   The computer device 20 includes a reconstruction processing device 30, an image display device 22 that displays an image, and an input device 23 that inputs various instructions from a user to the computer device 20. The reconstruction processing device 30 has a control unit 31 as a center, a data collection unit (DAS) 32, a preprocessing unit 33, a reconstruction processing unit 34, a filter processing unit 35, a difference processing unit 36, a threshold processing unit 37, and a storage unit. 38.

データ収集部３２は、Ｘ線検出器１４の各チャンネルから出力される透過Ｘ線の強度に応じた信号をデジタル信号に変換する。このデジタル信号は、生データと呼ばれている。前処理部３３は、データ収集部３２から出力される生データを前処理し、投影データに変換する。   The data collection unit 32 converts a signal corresponding to the intensity of transmitted X-rays output from each channel of the X-ray detector 14 into a digital signal. This digital signal is called raw data. The preprocessing unit 33 preprocesses the raw data output from the data collection unit 32 and converts it into projection data.

再構成処理部３４は、投影データに対し、コーン角を考慮して逆投影処理を行なうコーンビーム再構成を行ない、画像データを発生する。画像データとしては、マルチスライス画像データでも、ボリュームデータでもよい。しかし、以下の説明を具体的に行なうため、本実施形態における画像データは、ボリュームデータであるとする。コーンビーム再構成は、被検体Ｐの体軸方向（Ｚ軸方向）におけるＸ線パスのコーン角を考慮して再構成を行なうものである。上記のように、Ｘ線検出器１４の列数は６４以上であり、コーン角が大きくなる。そのため、発生されるボリュームデータには、大きなコーン角に起因するコーンビームアーチファクトが発生する。コーンビームアーチファクトの詳細については後述する。   The reconstruction processing unit 34 performs cone beam reconstruction on the projection data in consideration of the cone angle, and generates image data. The image data may be multi-slice image data or volume data. However, to specifically describe the following, it is assumed that the image data in the present embodiment is volume data. The cone beam reconstruction is performed in consideration of the cone angle of the X-ray path in the body axis direction (Z-axis direction) of the subject P. As described above, the number of columns of the X-ray detector 14 is 64 or more, and the cone angle is increased. Therefore, cone beam artifacts due to a large cone angle occur in the generated volume data. Details of the cone beam artifact will be described later.

フィルタ処理部３５は、投影データやボリュームデータに対して、高周波成分を除去するローパスフィルタ処理や低周波成分を除去するハイパスフィルタ処理等のフィルタ処理を行なう。フィルタ処理は、実空間上での処理でも、周波数空間上での処理でもどちらでもよい。フィルタ処理部３２は、各種データに対して、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸又はそれらの軸によって規定される平面に対してフィルタ処理を行なう。実空間上でのフィルタ処理の具体例として、フィルタ処理部３２は、投影データに対して移動平均処理、つまりＺ方向にローパスフィルタ処理を行なう。また、フィルタ処理部３２は、ＸＹ平面にガウスフィルタ処理、つまりＸＹ平面にローパスフィルタ処理を行なう。   The filter processing unit 35 performs filter processing such as low-pass filter processing for removing high-frequency components and high-pass filter processing for removing low-frequency components on projection data and volume data. The filtering process may be a process in real space or a process in frequency space. The filter processing unit 32 performs a filtering process on various data with respect to the X, Y, Z axes or a plane defined by those axes. As a specific example of the filter processing in the real space, the filter processing unit 32 performs moving average processing on the projection data, that is, low-pass filter processing in the Z direction. The filter processing unit 32 performs Gaussian filter processing on the XY plane, that is, low-pass filter processing on the XY plane.

差分処理部３６は、ボリュームデータ間で差分処理を行なう。閾値処理部３７は、ボリュームデータに閾値処理を行なう。記憶部３８は、投影データやボリュームデータを記憶する。   The difference processing unit 36 performs difference processing between volume data. The threshold processing unit 37 performs threshold processing on the volume data. The storage unit 38 stores projection data and volume data.

制御部３１は、Ｘ線ＣＴ装置１の各構成要素を制御することにより、コーンビームＸ線によるスキャンを行なう。また、制御部３１は、再構成処理装置３０の各構成要素を制御することにより、ボリュームデータに含まれるコーンビームアーチファクト成分を低減するコーンビームアーチファクト低減処理を行なう。なお本実施形態は、スキャン軌道の種類に限定されない。すなわち、スキャン中に天板１２を移動させない円軌道スキャン、スキャン中に制御部３１の制御のもとに天板１２を等速で移動させる等速ヘリカルスキャン並びに天板１２の速度を変化させる可変速ヘリカルスキャンでも本実施形態は適用可能である。   The control unit 31 controls each component of the X-ray CT apparatus 1 to perform scanning with cone beam X-rays. In addition, the control unit 31 controls each component of the reconstruction processing device 30 to perform cone beam artifact reduction processing for reducing cone beam artifact components included in the volume data. Note that the present embodiment is not limited to the type of scan trajectory. That is, a circular orbit scan in which the top 12 is not moved during the scan, a constant velocity helical scan in which the top 12 is moved at a constant speed under the control of the control unit 31 during the scan, and the speed of the top 12 can be changed. The present embodiment can also be applied to a variable speed helical scan.

以下、コーンビームアーチファクト低減処理を説明するが、まずコーンビームアーチファクトに特有な形状及び向きについて説明する。   Hereinafter, the cone beam artifact reduction processing will be described. First, the shape and direction unique to the cone beam artifact will be described.

コーンビームアーチファクトは、具体的には、被検体の背骨（脊柱）が描出されたサジタル断面画像にて顕著に現れる。背骨は、体軸（Ｚ軸）に沿って脊椎と椎間板とが交互に配列されてなる。脊椎は、椎弓と椎体とからなる。椎弓は、半環形状を有する。椎体は、円板形状を有し、体軸に関して狭い厚みを有する。椎体は、サジタル断面に関して言えば、線形状を有する。また椎体とその周辺部との間では、急峻なＣＴ値勾配がある。そのため、椎体からコーンビームアーチファクトが発生する。   Specifically, the cone beam artifact appears prominently in a sagittal cross-sectional image in which the spine (spine) of the subject is depicted. The spine is formed by alternately arranging spines and intervertebral discs along the body axis (Z-axis). The spine consists of a vertebral arch and a vertebral body. The lamine has a semi-annular shape. The vertebral body has a disc shape and a small thickness with respect to the body axis. The vertebral body has a linear shape when it comes to sagittal sections. In addition, there is a steep CT value gradient between the vertebral body and its peripheral part. As a result, cone beam artifacts are generated from the vertebral bodies.

図３は、椎体ＣＲの両端から伸びるコーンビームアーチファクトＣＡが描出されたサジタル断面画像を示す図である。図３に示すようにコーンビームアーチファクトＣＡは、Ｚ方向に幅が狭く、ＸＹ方向に広がりを持つアーチファクトである。換言すれば、コーンビームアーチファクトＣＡはＺ方向に急峻なＣＴ値勾配を有し、ＸＹ方向に緩やかなＣＴ値勾配を有している。すなわち、コーンビームアーチファクトＣＡ成分を含む投影データ及びボリュームデータは、Ｚ方向に関して高周波成分を有する。   FIG. 3 is a diagram showing a sagittal cross-sectional image in which cone beam artifacts CA extending from both ends of the vertebral body CR are depicted. As shown in FIG. 3, the cone beam artifact CA is an artifact having a narrow width in the Z direction and a widening in the XY direction. In other words, the cone beam artifact CA has a steep CT value gradient in the Z direction and a gentle CT value gradient in the XY direction. That is, the projection data and volume data including the cone beam artifact CA component have a high frequency component in the Z direction.

なお、コーンビームアーチファクトは、背骨の椎体からのみ発生されるわけではなく、肺の線状部位（例えば、脈管構造）のエッジ成分においても顕著に発生される。つまり本実施形態は、コーンビームアーチファクト成分を含む投影データやボリュームデータであれば適用可能であり、撮影部位は限定されない。   Note that cone beam artifacts are not only generated from the spine vertebral bodies, but are also prominently generated at the edge components of the linear portion of the lung (for example, the vasculature). That is, this embodiment can be applied to projection data and volume data including cone beam artifact components, and the imaging region is not limited.

次に、制御部３１によって行なわれ、上記のような形状及び向きの特徴を有するコーンビームアーチファクトの成分を低減させるコーンビームアーチファクト低減処理の動作を説明する。本実施形態に係るコーンビームアーチファクト低減処理は大きく２種類ある。一つ目のコーンビームアーチファクト低減処理Ａは、コーンビームＸ線により収集された投影データとボリュームデータとに対して処理を行なう方法である。二つ目のコーンビームアーチファクト低減処理Ｂは、投影データに対して処理を行なわず、ボリュームデータに対してのみ処理を行なう方法である。   Next, the operation of the cone beam artifact reduction processing performed by the control unit 31 to reduce the cone beam artifact component having the above-described shape and orientation characteristics will be described. There are two main types of cone beam artifact reduction processing according to this embodiment. The first cone beam artifact reduction process A is a method for performing processing on projection data and volume data collected by cone beam X-rays. The second cone beam artifact reduction process B is a method in which only the volume data is processed without processing the projection data.

まずは、一つ目のコーンビームアーチファクト低減処理Ａの動作について図４を参照しながら説明する。まず制御部３１の制御のもと、大きなコーン角を有するコーンビームＸ線でスキャンが行なわれ投影データが収集される。投影データは、一旦、記憶部３８に記憶される。投影データが収集され、ユーザにより入力装置２３を介して、又は自動的に処理Ａの開始要求を受けると、制御部３１は、処理Ａを開始する。   First, the operation | movement of the 1st cone beam artifact reduction process A is demonstrated, referring FIG. First, under the control of the control unit 31, scanning is performed with cone beam X-rays having a large cone angle, and projection data is collected. The projection data is temporarily stored in the storage unit 38. When projection data is collected and the user receives a request to start processing A via the input device 23 or automatically, the control unit 31 starts processing A.

処理Ａが開始されると、制御部３１は、再構成処理部３４に投影データを送り第１の再構成処理を行なわせる。第１の再構成処理において再構成処理部３４は、コーンビーム再構成によりボリュームデータ（以下、基準ボリュームデータと呼ぶ）を発生する（ステップＳＡ１）。具体的には、コーンビーム再構成として、ＦＤＫ再構成が用いられる。基準ボリュームデータには、被検体Ｐの生体成分に加えコーンビームアーチファクト成分が含まれている。   When the process A is started, the control unit 31 sends projection data to the reconstruction processing unit 34 to perform the first reconstruction process. In the first reconstruction process, the reconstruction processing unit 34 generates volume data (hereinafter referred to as reference volume data) by cone beam reconstruction (step SA1). Specifically, FDK reconstruction is used as cone beam reconstruction. The reference volume data includes a cone beam artifact component in addition to the biological component of the subject P.

また、ステップＳＡ１とは別に制御部３１は、フィルタ処理部３５に第１のローパスフィルタ処理を行なわせる。第１のローパスフィルタ処理においてフィルタ処理部３５は、投影データに対してＺ方向（列方向、体軸方向）に関するローパスフィルタ処理（典型的には、移動平均処理）を行い、投影データからＺ方向に関する高周波成分を除去する（ステップＳＡ２）。具体的には、まず、フィルタ処理部３５は、Ｚ軸に沿う投影パス上にある投影データを抽出する。そして、抽出された投影データに対して、フィルタ処理部３５は、Ｚ方向に関するローパスフィルタ処理を行なう。   In addition to step SA1, the control unit 31 causes the filter processing unit 35 to perform the first low-pass filter process. In the first low-pass filter processing, the filter processing unit 35 performs low-pass filter processing (typically, moving average processing) in the Z direction (column direction, body axis direction) on the projection data, and from the projection data in the Z direction. Is removed (step SA2). Specifically, first, the filter processing unit 35 extracts projection data on a projection path along the Z axis. And the filter process part 35 performs the low-pass filter process regarding a Z direction with respect to the extracted projection data.

第１のローパスフィルタ処理後、制御部３１は、再構成処理部３４に第２の再構成処理を行なわせる。第２の再構成処理において再構成処理部３４は、Ｚ方向に関するローパスフィルタ処理された投影データにコーンビーム再構成処理し、ボリュームデータ（以下、第１の中間ボリュームデータと呼ぶ）を発生する（ステップＳＡ３）。中間ボリュームデータは、コーンビームアーチファクト成分及び生体成分のＺ方向に関するＣＴ値勾配が抑制された（ぼかされた）ボリュームデータである。中間ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   After the first low-pass filter process, the control unit 31 causes the reconstruction processing unit 34 to perform the second reconstruction process. In the second reconstruction processing, the reconstruction processing unit 34 performs cone beam reconstruction processing on the projection data subjected to the low-pass filter processing in the Z direction to generate volume data (hereinafter referred to as first intermediate volume data) ( Step SA3). The intermediate volume data is volume data in which the CT value gradient in the Z direction of the cone beam artifact component and the biological component is suppressed (blurred). The intermediate volume data is stored in the storage unit 38.

基準ボリュームデータと第１の中間ボリュームデータとが発生されると制御部３１は、差分処理部３６に第１の差分処理を行なわせる。第１の差分処理において差分処理部３６は、基準ボリュームデータと第１の中間ボリュームデータとを差分処理し、差分ボリュームデータを発生する（ステップＳＡ４）。差分ボリュームデータは、Ｚ方向に関するエッジ成分（急峻なＣＴ値勾配を有する成分）からなる。Ｚ方向にエッジ成分は、具体的には、Ｚ方向に関するコーンビームアーチファクトのエッジ成分や生体組織間のエッジ成分、あるいはノイズなどである。尚、差分処理にあたり、基準ボリュームデータと第１の中間ボリュームデータに対して重み係数を乗じて差分の程度を調整できるようにしても良い。差分ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   When the reference volume data and the first intermediate volume data are generated, the control unit 31 causes the difference processing unit 36 to perform the first difference process. In the first difference processing, the difference processing unit 36 performs difference processing between the reference volume data and the first intermediate volume data to generate difference volume data (step SA4). The differential volume data consists of edge components (components having a steep CT value gradient) in the Z direction. Specifically, the edge component in the Z direction is an edge component of cone beam artifacts in the Z direction, an edge component between living tissues, noise, or the like. In the difference process, the degree of difference may be adjusted by multiplying the reference volume data and the first intermediate volume data by a weighting factor. The differential volume data is stored in the storage unit 38.

第１の差分処理後、制御部３１は、閾値処理部３７に閾値処理を行なわせる。閾値処理において閾値処理部３７は、差分ボリュームデータに対して、コーンビームアーチファクト成分が有するＣＴ値を閾値とした閾値処理をする（ステップＳＡ５）。閾値処理により、差分ボリュームデータには、コーンビームアーチファクトのＣＴ値を有する成分が残される。   After the first difference processing, the control unit 31 causes the threshold processing unit 37 to perform threshold processing. In the threshold processing, the threshold processing unit 37 performs threshold processing on the difference volume data using the CT value of the cone beam artifact component as a threshold (step SA5). By the threshold processing, a component having a CT value of cone beam artifact is left in the differential volume data.

具体的には、まず、閾値処理部３７は、コーンビームアーチファクトが有するＣＴ値の範囲（例えば、コーンビームアーチファクト成分の最大ＣＴ値と最小ＣＴ値との間）を設定する。大抵の生体成分のＣＴ値は、設定されたＣＴ値範囲外にある。そして閾値処理部３７は、設定されたＣＴ値範囲から外れるＣＴ値をゼロ値に置き換える。閾値処理後の差分ボリュームデータは、Ｚ方向に急峻なＣＴ値勾配を有し、且つコーンビームアーチファクト成分のＣＴ値を有する成分を含む。換言すれば、差分ボリュームデータは、コーンビームアーチファクト成分のＣＴ値を有する、Ｚ方向に関するエッジ成分を有する。なお、ＣＴ値範囲は、閾値処理の前に予め設定されていてもよい。   Specifically, first, the threshold processing unit 37 sets a range of CT values that the cone beam artifact has (for example, between the maximum CT value and the minimum CT value of the cone beam artifact component). The CT values of most biological components are outside the set CT value range. Then, the threshold processing unit 37 replaces CT values that are out of the set CT value range with zero values. The difference volume data after the threshold processing includes a component having a steep CT value gradient in the Z direction and a CT value of a cone beam artifact component. In other words, the differential volume data has an edge component in the Z direction having a CT value of the cone beam artifact component. The CT value range may be set in advance before threshold processing.

閾値処理後、制御部３１は、フィルタ処理部３５に第２のローパスフィルタ処理を行なわせる。第２のローパスフィルタ処理においてフィルタ処理部３５は、閾値処理後の差分ボリュームレンダリングに対し、ＸＹ平面に関するローパスフィルタ処理（具体的には、２次元のガウシアンフィルタ処理）を行なう（ステップＳＡ６）。ＸＹ平面に関するローパスフィルタ処理された差分ボリュームデータを、偽像成分ボリュームデータと呼ぶことにする。ＸＹ平面に関するローパスフィルタ処理により、差分ボリュームデータに含まれる、ＸＹ平面に関する急峻なＣＴ値勾配を有する成分が抑制される（ぼかされる）。コーンビームアーチファクト成分は、ＸＹ平面に関して広がりがある。そのため、コーンビームアーチファクト成分にＸＹ平面に関するローパスフィルタ処理を行なっても、ＸＹ平面に関するコーンビームアーチファクト及び生体成分のエッジ成分のＣＴ値勾配が抑制されるだけである。従って、ＸＹ平面に関するローパスフィルタ処理後においても、コーンビームアーチファクト成分の大部分は、抑制されずに残る。つまり偽像成分ボリュームデータは、生体成分が抑制されることによりコーンビームアーチファクト成分が抽出されたボリュームデータである。偽像成分ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   After the threshold processing, the control unit 31 causes the filter processing unit 35 to perform the second low-pass filter processing. In the second low-pass filter processing, the filter processing unit 35 performs low-pass filter processing (specifically, two-dimensional Gaussian filter processing) on the XY plane with respect to the differential volume rendering after the threshold processing (step SA6). The differential volume data subjected to the low-pass filter processing on the XY plane will be referred to as false image component volume data. By the low-pass filter processing relating to the XY plane, a component having a steep CT value gradient relating to the XY plane contained in the differential volume data is suppressed (blurred). The cone beam artifact component is broad with respect to the XY plane. Therefore, even when the cone beam artifact component is subjected to the low-pass filter processing related to the XY plane, the cone beam artifact related to the XY plane and the CT value gradient of the edge component of the biological component are only suppressed. Therefore, even after the low-pass filter processing on the XY plane, most of the cone beam artifact components remain unsuppressed. That is, the false image component volume data is volume data obtained by extracting a cone beam artifact component by suppressing the biological component. The false image component volume data is stored in the storage unit 38.

第２のローパスフィルタ処理後、制御部３１は、差分処理部３６に第２の差分処理を行なわせる。第２の差分処理において差分処理部３６は、基準ボリュームデータと偽像成分ボリュームデータとを差分し、ボリュームデータ（以下、第１の結果ボリュームデータと呼ぶ）を発生する（ステップＳＡ７）。上述のように、基準ボリュームデータは、コーンビームアーチファクト成分と生体成分とを含む。また、偽像成分ボリュームデータは、生体成分を含まず、コーンビームアーチファクト成分を含む。従って第１の結果ボリュームデータは、コーンビームアーチファクト成分が低減されたボリュームデータとなる。発生された第１の結果ボリュームデータは、出力される。   After the second low-pass filter process, the control unit 31 causes the difference processing unit 36 to perform the second difference process. In the second difference process, the difference processing unit 36 makes a difference between the reference volume data and the false image component volume data to generate volume data (hereinafter referred to as first result volume data) (step SA7). As described above, the reference volume data includes a cone beam artifact component and a biological component. Further, the false image component volume data does not include a biological component but includes a cone beam artifact component. Accordingly, the first result volume data is volume data with reduced cone beam artifact components. The generated first result volume data is output.

以上でコーンビームアーチファクト低減処理Ａは終了する。コーンビームアーチファクト低減処理ＡにおいてＸ線ＣＴ装置１は、コーンビームアーチファクト成分を含む基準ボリュームデータとコーンビームアーチファクト成分からなる偽像成分ボリュームデータとを差分することで、コーンビームアーチファクト成分が低減された第１の結果ボリュームデータを発生する。この処理Ａは、ライン＋サークルのように追加スキャンを必要としない。またカッツェビッチによる再構成法のように複雑な計算やヘリカルピッチの制限もない。従って、処理Ａは、スキャン軌道によらず、近似的にコーンビームアーチファクト成分を低減させることが可能となる。   The cone beam artifact reduction processing A is thus completed. In the cone beam artifact reduction processing A, the X-ray CT apparatus 1 reduces the cone beam artifact component by subtracting the reference volume data including the cone beam artifact component from the false image component volume data including the cone beam artifact component. First result volume data is generated. This process A does not require an additional scan like a line + circle. In addition, there is no complicated calculation or helical pitch limitation unlike the reconstruction method by Katzevic. Therefore, the process A can approximately reduce the cone beam artifact component regardless of the scan trajectory.

次に図５を参照しながらコーンビームアーチファクト低減処理Ｂの動作を説明する。大きなコーン角を有するコーンビームＸ線でスキャンが行なわれ投影データが収集される。ユーザにより入力装置２３を介して、又は自動的に処理Ｂの開始要求を受けると制御部３１は、処理Ｂを開始する。処理Ｂが開始されると、制御部３１は、収集された投影データを再構成処理部３４に送りコーンビーム再構成処理を行なわせる。コーンビーム再構成処理において再構成処理部３４は、基準ボリュームデータを発生する（ステップＳＢ１）。発生された基準ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   Next, the operation of the cone beam artifact reduction process B will be described with reference to FIG. Scanning is performed with cone beam X-rays having a large cone angle, and projection data is collected. When the user receives a request to start the process B via the input device 23 or automatically, the control unit 31 starts the process B. When the process B is started, the control unit 31 sends the collected projection data to the reconstruction processing unit 34 to perform the cone beam reconstruction process. In the cone beam reconstruction process, the reconstruction processing unit 34 generates reference volume data (step SB1). The generated reference volume data is stored in the storage unit 38.

ＦＤＫ再構成処理後、制御部３１は、フィルタ処理部３５にハイパスフィルタ処理を行なわせる。ハイパスフィルタ処理においてフィルタ処理部３５は、基準ボリュームデータに対し、Ｚ方向に関するハイパスフィルタ処理をし、基準ボリュームデータに含まれるコーンビームアーチファクト成分及び生体成分に含まれるＺ方向に関するＣＴ値勾配成分を強調したボリュームデータ（以下、第２の中間ボリュームデータと呼ぶ）を発生する（ステップＳＢ２）。すなわち、第２の中間ボリュームデータは、Ｚ方向に関するコーンビームアーチファクトのエッジ成分や生体組織間のエッジ成分、ノイズなどを有する。尚、この処理では、Ｚ方向にハイパスフィルタ処理を行う構成としたが他の方法で代用することもできる。例えば、基準ボリュームデータに対してＺ方向にローパスフィルタ処理を行い、元の基準ボリュームデータとローバスフィルタ処理された基準ボリュームデータとの差分を求めることにより同様の結果を得ることができる。第２の中間ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   After the FDK reconstruction process, the control unit 31 causes the filter processing unit 35 to perform a high-pass filter process. In the high-pass filter processing, the filter processing unit 35 performs high-pass filter processing in the Z direction on the reference volume data, and emphasizes the cone beam artifact component included in the reference volume data and the CT value gradient component in the Z direction included in the biological component. Volume data (hereinafter referred to as second intermediate volume data) is generated (step SB2). That is, the second intermediate volume data includes an edge component of cone beam artifacts in the Z direction, an edge component between living tissues, noise, and the like. In this process, the high-pass filter process is performed in the Z direction, but other methods may be used instead. For example, the same result can be obtained by performing a low-pass filter process on the reference volume data in the Z direction and obtaining a difference between the original reference volume data and the reference volume data subjected to the low-pass filter process. The second intermediate volume data is stored in the storage unit 38.

ハイパスフィルタ処理後、制御部３１は、閾値処理部３７に閾値処理を行なわせる。閾値処理において閾値処理部３７は、第２の中間ボリュームデータに対し、コーンビームアーチファクト成分が有するＣＴ値を閾値とした閾値処理をする（ステップＳＢ３）。閾値処理後の第２の中間ボリュームデータは、Ｚ方向に急峻なＣＴ値勾配を有し、且つコーンビームアーチファクト成分のＣＴ値を有する成分を含む。換言すれば、第２の中間ボリュームデータは、コーンビームアーチファクト成分のＣＴ値を有する、Ｚ方向に関するエッジ成分を有する。   After the high-pass filter processing, the control unit 31 causes the threshold processing unit 37 to perform threshold processing. In the threshold processing, the threshold processing unit 37 performs threshold processing on the second intermediate volume data using the CT value of the cone beam artifact component as a threshold (step SB3). The second intermediate volume data after the threshold processing includes a component having a steep CT value gradient in the Z direction and a CT value of a cone beam artifact component. In other words, the second intermediate volume data has an edge component in the Z direction having a CT value of a cone beam artifact component.

閾値処理後、制御部３１は、フィルタ処理部３５にローパスフィルタ処理を行なわせる。ローパスフィルタ処理においてフィルタ処理部３５は、閾値処理後の中間ボリュームデータに対し、ＸＹ平面に関するローパスフィルタ処理（具体的には、２次元のガウシアンフィルタ処理）をする（ステップＳＢ４）。ＸＹ平面に関するローパスフィルタ処理後、偽像成分ボリュームデータが発生される。ＸＹ平面にローパスフィルタ処理されることにより、中間ボリュームデータに含まれる、ＸＹ平面内に関する急峻なＣＴ値勾配を有する成分が抑制される。偽像成分ボリュームデータは、生体成分が抑制されることによりコーンビームアーチファクト成分が強調されたボリュームデータである。偽像成分ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   After the threshold processing, the control unit 31 causes the filter processing unit 35 to perform low-pass filter processing. In the low-pass filter processing, the filter processing unit 35 performs low-pass filter processing (specifically, two-dimensional Gaussian filter processing) on the XY plane with respect to the intermediate volume data after the threshold processing (step SB4). After low-pass filter processing on the XY plane, false image component volume data is generated. By performing low-pass filter processing on the XY plane, components having a steep CT value gradient in the XY plane included in the intermediate volume data are suppressed. The false image component volume data is volume data in which the cone beam artifact component is enhanced by suppressing the biological component. The false image component volume data is stored in the storage unit 38.

ローパスフィルタ処理後、制御部３１は、差分処理部３６に差分処理を行なわせる。差分処理において差分処理部３６は、基準ボリュームデータと偽像成分ボリュームデータとを差分し、第２の結果ボリュームデータを発生する（ステップＳＢ５）。第２の結果ボリュームデータは、コーンビームアーチファクト成分が低減されたボリュームデータとなる。第２の結果ボリュームデータは、出力される。   After the low-pass filter processing, the control unit 31 causes the difference processing unit 36 to perform difference processing. In the difference processing, the difference processing unit 36 makes a difference between the reference volume data and the false image component volume data, and generates second result volume data (step SB5). The second result volume data is volume data with reduced cone beam artifact components. The second result volume data is output.

コーンビームアーチファクト低減処理Ｂによれば、再構成処理によって発生されたボリュームデータに対する処理のみで、ボリュームデータに含まれるコーンビームアーチファクト成分を低減することが可能となる。また、コーンビームアーチファクト低減処理Ａに比して、再構成処理の回数が少ないため、コーンビームアーチファクトを低減するための処理に要する時間が削減される。   According to the cone beam artifact reduction process B, the cone beam artifact component included in the volume data can be reduced only by processing the volume data generated by the reconstruction process. In addition, since the number of reconstruction processes is smaller than the cone beam artifact reduction process A, the time required for the process for reducing cone beam artifacts is reduced.

かくして第１実施形態によれば、近似的にコーンビームアーチファクトを低減させることが可能となる。又、この方法は比較的処理が簡単であるため、短い処理時間でコーンビームアーチファクトを低減することができる。   Thus, according to the first embodiment, cone beam artifacts can be reduced approximately. In addition, since this method is relatively easy to process, cone beam artifacts can be reduced in a short processing time.

なお、第１実施形態は上記構成に限定されず、制御部３１を中枢として、フィルタ処理部３５、差分処理部３６、閾値処理部３７及び記憶部３８を具備する画像処理装置４０でも実施可能である。この場合、記憶部３８は、Ｘ線ＣＴ装置１や再構成処理装置３０等によって発生された基準ボリュームデータや、差分ボリュームデータ、第２の中間ボリュームデータを記憶している。例えば、制御部３１により画像処理装置４０の各構成要素が制御されることにより、コーンビームアーチファクト低減処理ＢのステップＳＢ２〜ステップＳＢ５が行なわれる。この結果、コーンビームアーチファクトを含む基準ボリュームデータに対してフィルタ処理や閾値処理、差分処理といった単純な画像処理を行なうだけで、コーンビームアーチファクトが低減されたボリュームデータが発生される。   The first embodiment is not limited to the above-described configuration, and can also be implemented by the image processing apparatus 40 including the filter processing unit 35, the difference processing unit 36, the threshold processing unit 37, and the storage unit 38 with the control unit 31 as a center. is there. In this case, the storage unit 38 stores reference volume data generated by the X-ray CT apparatus 1, the reconstruction processing apparatus 30, and the like, difference volume data, and second intermediate volume data. For example, steps SB2 to SB5 of cone beam artifact reduction processing B are performed by controlling each component of the image processing device 40 by the control unit 31. As a result, volume data with reduced cone beam artifacts is generated simply by performing simple image processing such as filtering, threshold processing, and difference processing on the reference volume data including cone beam artifacts.

また、コーンビームアーチファクト低減処理Ａや処理Ｂにおける各ステップの順番は、上記の限りではない。例えば、ステップＳＡ５とステップＳＡ６とを、又、ステップＳＢ３とステップＳＢ４とを入れ替えても良い。また、ステップＳＡ２において投影データに対してＺ方向にローパスフィルタ処理を行なうとしたが、基準ボリュームデータに対してＺ方向にローパスフィルタ処理し、このＺ方向にローパスフィルタ処理された基準ボリュームデータと、処理されてない基準ボリュームデータとを差分することにより、差分ボリュームデータを発生してもよい。この場合、投影データに対してはコーンビーム再構成処理以外に一切処理が行なわれず、ボリュームデータに対してのみ処理が行なわれることになる。   Further, the order of the steps in the cone beam artifact reduction processing A and processing B is not limited to the above. For example, step SA5 and step SA6 may be interchanged, and step SB3 and step SB4 may be interchanged. In step SA2, the projection data is subjected to the low-pass filter process in the Z direction. The reference volume data is subjected to the low-pass filter process in the Z direction, and the low-pass filter process is performed in the Z direction. Difference volume data may be generated by subtracting the reference volume data that has not been processed. In this case, no processing other than the cone beam reconstruction process is performed on the projection data, and only the volume data is processed.

また、コーンビームアーチファクト成分の抽出精度が落ちるが、処理時間削減等の目的のため、ステップＳＡ５やステップＳＢ３の閾値処理を削除しても良い。又、図４におけるステップＳＡ４の出力をアーチファクト成分として、ステップＳＡ５やステップＳＡ６の処理を削除しても良い。   Further, although the extraction accuracy of the cone beam artifact component is lowered, the threshold processing in step SA5 and step SB3 may be deleted for the purpose of reducing the processing time. Further, the process of step SA5 or step SA6 may be deleted using the output of step SA4 in FIG. 4 as an artifact component.

（第２実施形態）
原理的に、コーンビームアーチファクトは、Ｘ線検出器１４に関して、コーン角が小さい中央列ほど弱く、コーン角が大きい端列ほど強く発生するという特徴を有する。第２実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、この特徴を利用して、コーンビームアーチファクトの低減精度を向上させ、結果ボリュームデータの画質を向上させる。 (Second Embodiment)
In principle, cone beam artifacts are characterized in that, with respect to the X-ray detector 14, the center row with a smaller cone angle is weaker and the end row with a larger cone angle is more intense. The X-ray CT apparatus according to the second embodiment uses this feature to improve the cone beam artifact reduction accuracy and improve the image quality of the resulting volume data.

以下、第２実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について説明する。なお以下の説明において、第１実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行なう。   The X-ray CT apparatus according to the second embodiment will be described below. In the following description, components having substantially the same functions as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.

図６は、本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ装置５０の構成を示す図である。図６に示すようにＸ線ＣＴ装置５０は、ガントリ１０とコンピュータ装置６０とから構成される。コンピュータ装置６０は、再構成処理装置７０と、画像を表示する画像表示装置２２と、ユーザからの各種指示をコンピュータ装置６０に入力する入力装置２３とから構成される。再構成処理装置７０は、制御部３１を中枢として、データ収集部（ＤＡＳ）３２、前処理部３３、再構成処理部３４、フィルタ処理部３５、差分処理部３６、閾値処理部３７、記憶部３８、及び重みづけ処理部３９を有する。   FIG. 6 is a diagram showing a configuration of an X-ray CT apparatus 50 according to the second embodiment of the present invention. As shown in FIG. 6, the X-ray CT apparatus 50 includes a gantry 10 and a computer device 60. The computer device 60 includes a reconstruction processing device 70, an image display device 22 that displays an image, and an input device 23 that inputs various instructions from a user to the computer device 60. The reconstruction processing device 70 has a control unit 31 as a center, a data collection unit (DAS) 32, a preprocessing unit 33, a reconstruction processing unit 34, a filter processing unit 35, a difference processing unit 36, a threshold processing unit 37, and a storage unit. 38 and a weighting processing unit 39.

重みづけ処理部３９は、抽出されたコーンビームアーチファクト成分に対して、Ｚ方向の位置に応じて変化する重みの分布を有する重みづけ処理をする。   The weighting processing unit 39 performs weighting processing on the extracted cone beam artifact component having a weight distribution that changes according to the position in the Z direction.

以下、制御部３１によって行なわれる第２実施形態に係るコーンビームアーチファクト低減処理の動作を説明する。第２実施形態に係るコーンビームアーチファクト低減処理は、大きく２種類ある。一つ目のコーンビームアーチファクト低減処理Ｃは、コーンビームＸ線により収集された投影データとボリュームデータとに対して処理を行なう。二つ目のコーンビームアーチファクト低減処理Ｄは、投影データに対して処理を行なわず、ボリュームデータに対してのみ処理を行なう。   Hereinafter, the operation | movement of the cone beam artifact reduction process which concerns on 2nd Embodiment performed by the control part 31 is demonstrated. There are roughly two types of cone beam artifact reduction processing according to the second embodiment. The first cone beam artifact reduction processing C performs processing on projection data and volume data collected by cone beam X-rays. The second cone beam artifact reduction process D does not process the projection data, but only processes the volume data.

まず、コーンビームアーチファクト低減処理Ｃの説明を行なう。図７は、コーンビームアーチファクト低減処理Ｃの流れを示す図である。まず制御部３１の制御のもと、大きなコーン角を有するコーンビームＸ線でスキャンが行なわれ投影データが収集される。投影データは、一旦、記憶部３８に記憶される。投影データが収集され、ユーザにより入力装置２３を介して、又は自動的に処理Ｃの開始要求を受けると、制御部３１は、処理Ｃを開始する。   First, the cone beam artifact reduction process C will be described. FIG. 7 is a diagram showing the flow of cone beam artifact reduction processing C. First, under the control of the control unit 31, scanning is performed with cone beam X-rays having a large cone angle, and projection data is collected. The projection data is temporarily stored in the storage unit 38. When the projection data is collected and the user receives a request for starting the process C via the input device 23 or automatically, the control unit 31 starts the process C.

処理Ｃが開始されると、制御部３１は、再構成処理部３４に投影データを送り第１の再構成処理を行なわせる。第１の再構成処理において再構成処理部３４は、コーンビーム再構成（例えばＦＤＫ再構成）により基準ボリュームデータを発生する（ステップＳＣ１）。   When the process C is started, the control unit 31 sends projection data to the reconstruction processing unit 34 to perform the first reconstruction process. In the first reconstruction process, the reconstruction processing unit 34 generates reference volume data by cone beam reconstruction (for example, FDK reconstruction) (step SC1).

また、ステップＳＣ１とは別に制御部３１は、フィルタ処理部３５に第１のローパスフィルタ処理を行なわせる。第１のローパスフィルタ処理においてフィルタ処理部３５は、投影データに対してＺ方向（列方向、体軸方向）に関するローパスフィルタ処理（典型的には、移動平均処理）を行い、投影データからＺ方向に関する高周波成分を除去する（ステップＳＣ２）。   In addition to step SC1, the control unit 31 causes the filter processing unit 35 to perform the first low-pass filter process. In the first low-pass filter processing, the filter processing unit 35 performs low-pass filter processing (typically, moving average processing) in the Z direction (column direction, body axis direction) on the projection data, and from the projection data in the Z direction. Is removed (step SC2).

第１のローパスフィルタ処理後、制御部３１は、再構成処理部３４に第２の再構成処理を行なわせる。第２の再構成処理において再構成処理部３４は、Ｚ方向に関するローパスフィルタ処理された投影データをコーンビーム再構成処理し、第１の中間ボリュームデータを発生する（ステップＳＣ３）。中間ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   After the first low-pass filter process, the control unit 31 causes the reconstruction processing unit 34 to perform the second reconstruction process. In the second reconstruction processing, the reconstruction processing unit 34 performs cone beam reconstruction processing on the low-pass filtered projection data in the Z direction to generate first intermediate volume data (step SC3). The intermediate volume data is stored in the storage unit 38.

基準ボリュームデータと第１の中間ボリュームデータとが発生されると制御部３１は、差分処理部３６に第１の差分処理を行なわせる。第１の差分処理において差分処理部３６は、基準ボリュームデータと第１の中間ボリュームデータとを差分処理し、差分ボリュームデータを発生する（ステップＳＣ４）。差分ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   When the reference volume data and the first intermediate volume data are generated, the control unit 31 causes the difference processing unit 36 to perform the first difference process. In the first difference processing, the difference processing unit 36 performs difference processing between the reference volume data and the first intermediate volume data to generate difference volume data (step SC4). The differential volume data is stored in the storage unit 38.

第１の差分処理後、制御部３１は、閾値処理部３７に閾値処理を行なわせる。閾値処理において閾値処理部３７は、差分ボリュームデータに対して、コーンビームアーチファクト成分が有するＣＴ値を閾値とした閾値処理をする（ステップＳＣ５）。   After the first difference processing, the control unit 31 causes the threshold processing unit 37 to perform threshold processing. In the threshold processing, the threshold processing unit 37 performs threshold processing on the difference volume data using the CT value of the cone beam artifact component as a threshold (step SC5).

閾値処理後、制御部３１は、フィルタ処理部３５に第２のローパスフィルタ処理を行なわせる。第２のローパスフィルタ処理においてフィルタ処理部３５は、閾値処理後の差分ボリュームデータに対し、ＸＹ平面に関するローパスフィルタ処理（具体的には、２次元のガウシアンフィルタ処理）を行ない、偽像成分ボリュームデータを発生する（ステップＳＣ６）。偽像成分ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   After the threshold processing, the control unit 31 causes the filter processing unit 35 to perform the second low-pass filter processing. In the second low-pass filter processing, the filter processing unit 35 performs low-pass filter processing (specifically, two-dimensional Gaussian filter processing) on the XY plane on the differential volume data after the threshold processing, and false image component volume data Is generated (step SC6). The false image component volume data is stored in the storage unit 38.

第２のローパスフィルタ処理後、制御部３１は、重みづけ処理部３９に重みづけ処理を行なわせる。重みづけ処理において重みづけ処理部３９は、偽像成分ボリュームデータに対し、ボリュームデータ上でのＺ方向に関する位置（Ｘ線検出器１４の列方向に関する位置）に応じて変化する重みを有する重みづけ処理を行なう（ステップＳＣ７）。より詳細には、重み分布は、Ｚ方向に関する中央部（Ｘ線検出器１４の中央列、小コーン角）から端部（Ｘ線検出器１４の端列、大コーン角）にいくにつれて高くなる。重みづけ処理により、偽像成分ボリュームデータにおけるコーンビームアーチファクト成分の分布は、実際のコーンビームアーチファクト成分の分布に近づく。   After the second low-pass filter processing, the control unit 31 causes the weighting processing unit 39 to perform weighting processing. In the weighting process, the weighting processing unit 39 weights the false image component volume data with a weight that changes according to the position in the Z direction on the volume data (the position in the column direction of the X-ray detector 14). Processing is performed (step SC7). More specifically, the weight distribution increases as it goes from the central portion (the central row of the X-ray detector 14, the small cone angle) in the Z direction to the end portion (the end row of the X-ray detector 14, the large cone angle). . By the weighting process, the distribution of the cone beam artifact component in the false image component volume data approaches the actual distribution of the cone beam artifact component.

図８は、重み分布の一例を示す図である。図８に示すように、重みは、Ｚ軸に関する端部から中央部に行くにつれ線形的に低下する。例えば、端部における重みは、１．０である。すなわち、端部におけるコーンビームアーチファクト成分のＣＴ値は、変化されない。一方、中央部における重みは、０である。すなわち、中央部におけるコーンビームアーチファクト成分のＣＴ値は、ゼロになる。なお、重みの低下の仕方は、線形的であるとしたが、曲線的に変化させてもよい。例えば、曲線的な変化の一例として、端部から中央部にかけてＳ字状に変化するシグモイドカーブが考えられる。   FIG. 8 is a diagram illustrating an example of a weight distribution. As shown in FIG. 8, the weight decreases linearly from the end with respect to the Z axis to the center. For example, the weight at the end is 1.0. That is, the CT value of the cone beam artifact component at the end is not changed. On the other hand, the weight in the center is zero. That is, the CT value of the cone beam artifact component at the center is zero. In addition, although the way of decreasing the weight is linear, it may be changed in a curved line. For example, as an example of a curvilinear change, a sigmoid curve that changes in an S shape from the end to the center can be considered.

重みづけ処理が行なわれると制御部３１は、第２の差分処理部３６に差分処理を行なわせる。第２の差分処理において差分処理部３６は、基準ボリュームデータと重みづけ処理された偽像成分ボリュームデータとを差分し、第３の結果ボリュームデータを発生する（ステップＳＣ８）。第３の結果ボリュームデータは、Ｚ方向の端部から中央部にかけて発生強度が弱くなるというコーンビームアーチファクト成分の特徴が加味されている。従って、第１の結果ボリュームデータや第２の結果ボリュームデータの中央部に生じやすかったコーンビームアーチファクト成分の過剰な補正は、第３の結果ボリュームデータには生じにくい。すなわち、第３の結果ボリュームデータは、第１の結果ボリュームデータや第２の結果ボリュームデータに比して、特に、中央部における画質が向上する。   When the weighting process is performed, the control unit 31 causes the second difference processing unit 36 to perform the difference process. In the second difference process, the difference processor 36 makes a difference between the reference volume data and the weighted false image component volume data to generate third result volume data (step SC8). In the third result volume data, the feature of the cone beam artifact component that the generation intensity becomes weaker from the end in the Z direction to the center is taken into consideration. Therefore, excessive correction of the cone beam artifact component, which is likely to occur in the central portion of the first result volume data and the second result volume data, is unlikely to occur in the third result volume data. That is, the third result volume data has an improved image quality particularly in the central portion as compared with the first result volume data and the second result volume data.

なお、重みづけ処理の順番は、上記の順番に限定されない。例えば、ステップＳ５やステップＳＣ６の前に行なってもよい。   Note that the order of the weighting process is not limited to the above order. For example, it may be performed before step S5 or step SC6.

次にコーンビームアーチファクト低減処理Ｄの説明をする。図９は、コーンビームアーチファクト低減処理Ｄの流れを示す図である。   Next, cone beam artifact reduction processing D will be described. FIG. 9 is a diagram showing the flow of cone beam artifact reduction processing D.

大きなコーン角を有するコーンビームＸ線でスキャンが行なわれ投影データが収集される。ユーザにより入力装置２３を介して、又は自動的に処理Ｄの開始要求を受けると制御部３１は、処理Ｄを開始する。処理Ｄが開始されると、制御部３１は、収集された投影データを再構成処理部３４に送りコーンビーム再構成処理を行なわせる。コーンビーム再構成処理において再構成処理部３４は、基準ボリュームデータを発生する（ステップＳＤ１）。発生された基準ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   Scanning is performed with cone beam X-rays having a large cone angle, and projection data is collected. When the user receives a request to start the process D via the input device 23 or automatically, the control unit 31 starts the process D. When the process D is started, the control unit 31 sends the collected projection data to the reconstruction processing unit 34 to perform the cone beam reconstruction process. In the cone beam reconstruction process, the reconstruction processing unit 34 generates reference volume data (step SD1). The generated reference volume data is stored in the storage unit 38.

コーンビーム再構成処理後、制御部３１は、フィルタ処理部３５にハイパスフィルタ処理を行なわせる。ハイパスフィルタ処理においてフィルタ処理部３５は、基準ボリュームデータに対し、Ｚ方向に関するハイパスフィルタ処理をし、基準ボリュームデータに含まれるコーンビームアーチファクト成分及び生体成分に含まれるＺ方向に関するＣＴ値勾配成分を強調した第２の中間ボリュームデータを発生する（ステップＳＤ２）。第２の中間ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   After the cone beam reconstruction processing, the control unit 31 causes the filter processing unit 35 to perform high-pass filter processing. In the high-pass filter processing, the filter processing unit 35 performs high-pass filter processing in the Z direction on the reference volume data, and emphasizes the cone beam artifact component included in the reference volume data and the CT value gradient component in the Z direction included in the biological component. The generated second intermediate volume data is generated (step SD2). The second intermediate volume data is stored in the storage unit 38.

ハイパスフィルタ処理後、制御部３１は、閾値処理部３７に閾値処理を行なわせる。閾値処理において閾値処理部３７は、第２の中間ボリュームデータに対し、コーンビームアーチファクト成分が有するＣＴ値を閾値とした閾値処理をする（ステップＳＤ３）。閾値処理により、第２の中間ボリュームデータには、Ｚ方向に急峻なＣＴ値勾配を有し、且つコーンビームアーチファクト成分のＣＴ値を有する成分が残される。   After the high-pass filter processing, the control unit 31 causes the threshold processing unit 37 to perform threshold processing. In the threshold processing, the threshold processing unit 37 performs threshold processing on the second intermediate volume data using the CT value of the cone beam artifact component as a threshold (step SD3). By the threshold processing, a component having a steep CT value gradient in the Z direction and a CT value of the cone beam artifact component is left in the second intermediate volume data.

閾値処理後、制御部３１は、フィルタ処理部３５にローパスフィルタ処理を行なわせる。ローパスフィルタ処理においてフィルタ処理部３５は、閾値処理後の第２の中間ボリュームデータに対し、ＸＹ平面に関するローパスフィルタ処理（具体的には、２次元のガウシアンフィルタ処理）をする（ステップＳＤ４）。ＸＹ平面に関するローパスフィルタ処理により、偽像成分ボリュームデータが発生される。偽像成分ボリュームデータは、記憶部３８に記憶される。   After the threshold processing, the control unit 31 causes the filter processing unit 35 to perform low-pass filter processing. In the low-pass filter processing, the filter processing unit 35 performs low-pass filter processing (specifically, two-dimensional Gaussian filter processing) on the XY plane with respect to the second intermediate volume data after the threshold processing (step SD4). The false image component volume data is generated by the low-pass filter processing on the XY plane. The false image component volume data is stored in the storage unit 38.

ローパスフィルタ処理後、制御部３１は、重みづけ処理部３９に重みづけ処理を行なわせる。重みづけ処理において重みづけ処理部３９は、偽像成分ボリュームデータに対し、ボリュームデータ上でのＺ方向に関する位置に応じて重みが変化する重みづけ処理を行なう（ステップＳＤ５）。   After the low-pass filter processing, the control unit 31 causes the weighting processing unit 39 to perform weighting processing. In the weighting process, the weighting processing unit 39 performs a weighting process on the false image component volume data so that the weight changes according to the position in the Z direction on the volume data (step SD5).

重みづけ処理後、制御部３１は、差分処理部３６に差分処理を行なわせる。差分処理において差分処理部３６は、基準ボリュームデータと重みづけ処理された偽像成分ボリュームデータとを差分し、第４の結果ボリュームデータを発生する（ステップＳＤ６）。   After the weighting process, the control unit 31 causes the difference processing unit 36 to perform the difference process. In the difference processing, the difference processing unit 36 performs difference between the reference volume data and the weighted false image component volume data to generate fourth result volume data (step SD6).

コーンビームアーチファクト低減処理Ｄによれば、再構成処理によって発生されたボリュームデータに対する処理のみで、Ｚ方向の端部から中央部にかけて発生強度が弱くなるというコーンビームアーチファクトの特徴を加味して、ボリュームデータに含まれるコーンビームアーチファクト成分を低減することが可能となる。   According to the cone beam artifact reduction process D, the volume of the volume is increased only by processing the volume data generated by the reconstruction process, and the volume of the cone beam artifact is reduced from the end in the Z direction to the center. It becomes possible to reduce the cone beam artifact component included in the data.

かくして第２実施形態によれば、近似的にコーンビームアーチファクトを低減させることが可能となる。   Thus, according to the second embodiment, cone beam artifacts can be reduced approximately.

なお、第２実施形態は上記構成に限定されず、制御部３１を中枢として、フィルタ処理部３５、差分処理部３６、閾値処理部３７、記憶部３８及び重みづけ処理部３９を具備する画像処理装置８０でも実施可能である。この場合、記憶部３８は、Ｘ線ＣＴ装置１や再構成処理装置３０等によって発生された基準ボリュームデータや、差分ボリュームデータ、第２の中間ボリュームデータを記憶している。例えば、制御部３１により画像処理装置４０の各構成要素が制御されることにより、コーンビームアーチファクト低減処理ＢのステップＳＤ２〜ステップＳＤ６が行なわれる。この結果、コーンビームアーチファクトを含む基準ボリュームデータに対してフィルタ処理や閾値処理、差分処理、重みづけ処理といった単純な画像処理を行なうだけで、コーンビームアーチファクトが低減されたボリュームデータが発生される。   Note that the second embodiment is not limited to the above-described configuration, and includes image processing including a filter processing unit 35, a difference processing unit 36, a threshold processing unit 37, a storage unit 38, and a weighting processing unit 39 with the control unit 31 as a center. The apparatus 80 can also be implemented. In this case, the storage unit 38 stores reference volume data generated by the X-ray CT apparatus 1, the reconstruction processing apparatus 30, and the like, difference volume data, and second intermediate volume data. For example, steps SD2 to SD6 of the cone beam artifact reduction process B are performed by controlling each component of the image processing apparatus 40 by the control unit 31. As a result, volume data with reduced cone beam artifacts is generated simply by performing simple image processing such as filtering, threshold processing, difference processing, and weighting processing on the reference volume data including cone beam artifacts.

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。   Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.

本発明の第１実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図。1 is a diagram showing a configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to a first embodiment of the present invention. 図１のＸ線検出器の構成を示す図。The figure which shows the structure of the X-ray detector of FIG. 第１実施形態に係るコーンビームアーチファクトを示す図である。It is a figure which shows the cone beam artifact which concerns on 1st Embodiment. 図１の制御部の制御のもとに行なわれるコーンビームアーチファクト低減処理Ａの流れを示す図。The figure which shows the flow of the cone beam artifact reduction process A performed under control of the control part of FIG. 図２の制御部の制御のもとに行なわれるコーンビームアーチファクト低減処理Ｂの流れを示す図。The figure which shows the flow of the cone beam artifact reduction process B performed under control of the control part of FIG. 本発明の第２実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図。The figure which shows the structure of the X-ray computed tomography apparatus which concerns on 2nd Embodiment of this invention. 図６の制御部の制御のもとに行なわれるコーンビームアーチファクト低減処理Ｃの流れを示す図。The figure which shows the flow of the cone beam artifact reduction process C performed under control of the control part of FIG. 図６の重みづけ処理部による重みづけ処理の重み分布の一例を示す図。The figure which shows an example of the weight distribution of the weighting process by the weighting process part of FIG. 図６の制御部の制御のもとに行なわれるコーンビームアーチファクト低減処理Ｄの流れを示す図。The figure which shows the flow of the cone beam artifact reduction process D performed under control of the control part of FIG.

符号の説明Explanation of symbols

１…Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、１０…ガントリ、１１…フレーム、１２…天板、１３…Ｘ線管、１４…Ｘ線検出器、１５…高電圧発生装置、２０…コンピュータ装置、２２…画像表示装置、２３…入力装置、３０…再構成処理装置、３１…制御部、３２…データ収集部、３３…前処理部、３４…再構成処理部、３５…フィルタ処理部、３６…差分処理部、３７…閾値処理部、３８…記憶部、４０…画像処理装置   DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray computed tomography apparatus, 10 ... Gantry, 11 ... Frame, 12 ... Top plate, 13 ... X-ray tube, 14 ... X-ray detector, 15 ... High voltage generator, 20 ... Computer apparatus, 22 ... Image Display device 23 ... Input device 30 ... Reconstruction processing device 31 ... Control unit 32 ... Data collection unit 33 ... Preprocessing unit 34 ... Reconstruction processing unit 35 ... Filter processing unit 36 ... Difference processing unit , 37... Threshold processing unit, 38... Storage unit, 40.

Claims (17)

コーンビームＸ線で被検体をスキャンするためにＸ線管とＸ線検出器とを有するスキャン部と、
前記スキャン部からの出力データに基づいて第１画像データを発生する再構成部と、
前記第１画像データに含まれるコーンビームアーチファクトの成分を、前記コーンビームアーチファクトに特有な形状及び向きに基づいて抽出する抽出部と、
前記第１画像データと前記コーンビームアーチファクトの成分とを差分して前記コーンビームアーチファクトが低減された第２画像データを発生する差分部と、
を具備するＸ線コンピュータ断層撮影装置。 A scanning unit having an X-ray tube and an X-ray detector for scanning a subject with cone beam X-rays;
A reconstruction unit that generates first image data based on output data from the scanning unit;
An extraction unit that extracts a cone beam artifact component included in the first image data based on a shape and orientation peculiar to the cone beam artifact;
A difference unit that generates a second image data in which the cone beam artifact is reduced by subtracting the first image data and the cone beam artifact component;
An X-ray computed tomography apparatus comprising: 前記再構成部は、前記出力データをフェルドカンプ再構成して前記第１画像データを発生する、請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。   The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, wherein the reconstruction unit generates the first image data by performing Feldkamp reconstruction on the output data. 前記抽出部は、前記出力データ及び前記第１画像データの少なくとも一つに対してフィルタ処理することにより、前記コーンビームアーチファクトの成分を抽出する、請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。   The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, wherein the extraction unit extracts a component of the cone beam artifact by filtering at least one of the output data and the first image data. 前記抽出部は、前記出力データ及び前記第１画像データの少なくとも一つに基づいて、前記コーンビームアーチファクトの成分として、前記被検体の体軸方向に関するエッジ成分からなる第３画像データを発生する、請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。   The extraction unit generates, based on at least one of the output data and the first image data, third image data including an edge component in the body axis direction of the subject as a component of the cone beam artifact. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1. 前記抽出部は、
前記出力データに前記体軸方向に関するローパスフィルタ処理をし、
前記体軸方向に関するローパスフィルタ処理された出力データに基づいて第４画像データを発生し、
前記発生された第４画像データと前記第１画像データとを差分することにより、前記第３画像データを発生する、
請求項４記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 The extraction unit includes:
Low-pass filter processing related to the body axis direction to the output data,
Generating fourth image data based on the low-pass filtered output data for the body axis direction;
Generating the third image data by subtracting the generated fourth image data and the first image data;
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 4. 前記抽出部は、前記第１画像データに前記体軸方向に関するハイパスフィルタ処理をすることにより前記第３画像データを発生する、請求項４記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。   The X-ray computed tomography apparatus according to claim 4, wherein the extraction unit generates the third image data by performing a high-pass filter process on the first image data in the body axis direction. 前記抽出部は、前記被検体の体軸方向に関するエッジ成分からなる第３画像データに含まれる、前記体軸方向に略直交する平面に関するエッジ成分を抑制することにより前記コーンビームアーチファクトの成分を抽出する、請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。   The extraction unit extracts the cone beam artifact component by suppressing an edge component related to a plane substantially orthogonal to the body axis direction included in the third image data including the edge component related to the body axis direction of the subject. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1. 前記抽出部は、前記被検体の体軸方向に関するエッジ成分からなる第３画像データに対し、前記体軸方向に略直交する平面内にローパスフィルタ処理することにより、前記コーンビームアーチファクトの成分を抽出する、
請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 The extraction unit extracts the cone beam artifact component by low-pass filtering the third image data including the edge component in the body axis direction of the subject in a plane substantially orthogonal to the body axis direction. To
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1. 前記抽出部は、前記被検体の体軸方向に関するエッジ成分からなる第３画像データに含まれる生体成分を除去することにより、前記コーンビームアーチファクトの成分を抽出する、請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。   The X-ray computer according to claim 1, wherein the extraction unit extracts a component of the cone beam artifact by removing a biological component included in third image data including an edge component in the body axis direction of the subject. Tomography equipment. 前記抽出部は、前記被検体の体軸方向に関するエッジ成分からなる第３画像データに対し、前記コーンビームアーチファクトの成分が有する画素値に基づく閾値処理をすることにより、前記コーンビームアーチファクトの成分を抽出する、請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。   The extraction unit performs the threshold processing on the third image data including the edge component in the body axis direction of the subject based on the pixel value of the cone beam artifact component, thereby obtaining the cone beam artifact component. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, which is extracted. 前記抽出部は、
前記出力データに対し、前記被検体の体軸方向に関するローパスフィルタ処理をし、
前記体軸方向に関するローパスフィルタ処理された出力データに基づいて第３画像データを発生し、
前記発生された第３画像データと前記第１画像データとを差分することにより第４画像データを発生し、
前記発生された第４画像データに対し、前記体軸方向に略直交する平面に関するローパスフィルタ処理することにより前記コーンビームアーチファクトの成分を抽出する、
請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 The extraction unit includes:
The output data is subjected to a low-pass filter process related to the body axis direction of the subject,
Generating third image data based on the low pass filtered output data for the body axis direction;
Generating a fourth image data Ri by to the difference between the third image data and the first image data to which the generated,
Extracting the cone beam artifact component by low-pass filtering the generated fourth image data with respect to a plane substantially orthogonal to the body axis direction,
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1. 前記抽出部は、
前記第１画像データに対し、前記被検体の体軸方向に関するハイパスフィルタ処理することにより第３画像データを発生し、
前記発生された第３画像データに対し、前記体軸方向に略直交する平面に関するローパスフィルタ処理することにより前記コーンビームアーチファクトの成分を抽出する、
請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 The extraction unit includes:
Third image data is generated by performing high-pass filter processing on the body axis direction of the subject with respect to the first image data,
Extracting the cone beam artifact component by low-pass filtering the generated third image data with respect to a plane substantially orthogonal to the body axis direction,
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1. 前記コーンビームアーチファクトの成分に対し、前記体軸方向の位置に応じて変化する重みの分布を有する重みづけ処理をする重みづけ部をさらに備える、請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。   The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, further comprising a weighting unit that performs a weighting process having a weight distribution that changes according to a position in the body axis direction with respect to the component of the cone beam artifact. 前記重みづけ部は、前記体軸方向に関し、中央部から端部に行くにつれて高くなるような前記重みの分布を有する前記重みづけ処理をする、請求項１３記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。   The X-ray computed tomography apparatus according to claim 13, wherein the weighting unit performs the weighting process having the weight distribution so as to increase from the center to the end in the body axis direction. 前記Ｘ線検出器は、複数のＸ線検出素子列がチャンネル方向に沿って配列され、且つ前記Ｘ線検出素子列が前記被検体の体軸方向に６４列以上配列されている、請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。   The X-ray detector has a plurality of X-ray detection element arrays arranged along a channel direction, and 64 or more X-ray detection element arrays are arrayed in the body axis direction of the subject. The X-ray computed tomography apparatus described. コーンビームＸ線で被検体をスキャンすることにより収集された投影データを記憶する記憶部と、
前記投影データに基づいて第１画像データを発生する再構成部と、
前記発生された第１画像データに含まれるコーンビームアーチファクトの成分を、前記コーンビームアーチファクトに特有な形状及び向きに基づいて抽出する抽出部と、
前記第１画像データと前記抽出されたコーンビームアーチファクトの成分とを差分することにより、前記コーンビームアーチファクトの成分が低減された第２画像データを発生する差分部と、
を具備する再構成処理装置。 A storage unit for storing projection data collected by scanning the subject with cone beam X-rays;
A reconstruction unit for generating first image data based on the projection data;
An extraction unit that extracts a cone beam artifact component included in the generated first image data based on a shape and orientation unique to the cone beam artifact;
A difference unit for generating second image data in which the component of the cone beam artifact is reduced by subtracting the component of the first image data and the extracted cone beam artifact;
A reconstruction processing apparatus comprising: コーンビームＸ線で被検体をスキャンすることにより収集された投影データに基づいて発生された第１画像データを記憶する記憶部と、
前記第１画像データに含まれるコーンビームアーチファクトの成分を、前記コーンビームアーチファクトに特有な形状及び向きに基づいて抽出する抽出部と、
前記第１画像データと前記抽出されたコーンビームアーチファクトの成分とを差分することにより、前記コーンビームアーチファクトの成分が低減された第２画像データを発生する差分部と、
を具備する画像処理装置。 A storage unit for storing first image data generated based on projection data collected by scanning a subject with cone beam X-rays;
An extraction unit that extracts a cone beam artifact component included in the first image data based on a shape and orientation peculiar to the cone beam artifact;
A difference unit for generating second image data in which the component of the cone beam artifact is reduced by subtracting the component of the first image data and the extracted cone beam artifact;
An image processing apparatus comprising:
JP2008125121A 2007-07-10 2008-05-12 X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus Active JP5405048B2 (en)

Priority Applications (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2008125121A JP5405048B2 (en) 2007-07-10 2008-05-12 X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus
US12/169,963 US8045781B2 (en) 2007-07-10 2008-07-09 X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus
EP11162651A EP2357617B1 (en) 2007-07-10 2008-07-09 X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus and image processing apparatus
EP08012420.9A EP2014232B1 (en) 2007-07-10 2008-07-09 X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus and image processing apparatus
CN2008101304812A CN101342081B (en) 2007-07-10 2008-07-10 X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2007181308 2007-07-10
JP2007181308 2007-07-10
JP2008125121A JP5405048B2 (en) 2007-07-10 2008-05-12 X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2013047086A Division JP5559375B2 (en) 2007-07-10 2013-03-08 X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2009034478A JP2009034478A (en) 2009-02-19
JP5405048B2 true JP5405048B2 (en) 2014-02-05

Family

ID=40244278

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2008125121A Active JP5405048B2 (en) 2007-07-10 2008-05-12 X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus
JP2013047086A Active JP5559375B2 (en) 2007-07-10 2013-03-08 X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2013047086A Active JP5559375B2 (en) 2007-07-10 2013-03-08 X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus

Country Status (2)

Country Link
JP (2) JP5405048B2 (en)
CN (1) CN101342081B (en)

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102576468B (en) * 2009-10-06 2015-01-28 皇家飞利浦电子股份有限公司 Method for artifact reduction in cone-beam CT images
US8805037B2 (en) 2011-05-31 2014-08-12 General Electric Company Method and system for reconstruction of tomographic images
JP5854658B2 (en) * 2011-06-24 2016-02-09 株式会社東芝 X-ray CT system
JP6132843B2 (en) * 2011-10-03 2017-05-24 エフエーイー・カンパニーＦｅｉ Ｃｏｍｐａｎｙ Computed tomography image processing method and system
RU2014123282A (en) * 2011-11-08 2015-12-20 Конинклейке Филипс Н.В. ADAPTIVE APPLICATION OF METAL ARTIFACT CORRECTION ALGORITHMS
CN104077743A (en) * 2013-03-25 2014-10-01 深圳市蓝韵实业有限公司 Suppression method and device for grid artifact in X-ray image
CN103390285B (en) * 2013-07-09 2016-04-06 中国人民解放军信息工程大学 The incomplete angle reconstruction method of Cone-Beam CT based on margin guide
US10203290B2 (en) 2013-12-12 2019-02-12 General Electric Company Method for defect indication detection
JP6321405B2 (en) * 2014-02-27 2018-05-09 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Image generating apparatus, radiation tomography apparatus, image generating method, and program
CN106251378B (en) * 2016-07-22 2019-10-08 上海联影医疗科技有限公司 The minimizing technology and device of edge artifact in medical image
KR101834458B1 (en) * 2016-12-05 2018-03-05 연세대학교 산학협력단 Correction of an image method and device using optimization threshold
RU189616U1 (en) * 2018-12-29 2019-05-29 Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Балтийский федеральный университет имени Иммануила Канта" DEVICE FOR SUPPRESSION OF SPECKLE STRUCTURE OF X-RAY IMAGES ON THE BASIS OF HIGH-DENSITY BERILLIUM

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05237094A (en) * 1991-07-26 1993-09-17 Yokogawa Medical Syst Ltd Image processing method and apparatus for reducing streak-like false image
JPH1075947A (en) * 1996-09-04 1998-03-24 Toshiba Corp Method for decreasing artifact of image reconstruction processor
US5727041A (en) * 1996-11-13 1998-03-10 General Electric Company Methods and apparatus for reducing partial volume image artifacts
US6266388B1 (en) * 1999-09-07 2001-07-24 General Electric Company Methods and apparatus for two-pass cone beam image reconstruction
JP4078846B2 (en) * 2001-03-13 2008-04-23 株式会社島津製作所 Tomography equipment
DE102004044698A1 (en) * 2004-09-15 2006-03-30 Siemens Ag A method of eliminating ring artifacts from tomograms generated by a computed tomography device

Also Published As

Publication number Publication date
CN101342081B (en) 2011-11-09
JP2013099700A (en) 2013-05-23
CN101342081A (en) 2009-01-14
JP5559375B2 (en) 2014-07-23
JP2009034478A (en) 2009-02-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5405048B2 (en) X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and image processing apparatus
EP2357617B1 (en) X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus and image processing apparatus
JP5142664B2 (en) X-ray computed tomography system
JP5274812B2 (en) X-ray CT apparatus and image processing apparatus
JP5159937B2 (en) X-ray CT apparatus and image processing apparatus
JP6242631B2 (en) Medical image processing apparatus and X-ray computed tomography apparatus
KR20070077093A (en) Image display apparatus and x-ray ct apparatus
JP2011136219A (en) Computed tomography system and method
JP2007000408A (en) X-ray ct apparatus
JP6505513B2 (en) X-ray computed tomography imaging apparatus and medical image processing apparatus
JP5097355B2 (en) Radiation tomography equipment
JP2009279289A (en) X-ray ct apparatus
JP5214110B2 (en) X-ray CT system
CN112120722B (en) X-ray tomosynthesis apparatus, image processing apparatus, and recording medium
US7359476B2 (en) Radiation tomographic imaging apparatus and radiation tomographic imaging method, and image producing apparatus
JP4582997B2 (en) High speed computed tomography method
JP5208484B2 (en) X-ray CT system
JP5854658B2 (en) X-ray CT system
JP2010022576A (en) X-ray computed tomography apparatus and image reconstruction method
JP5813022B2 (en) X-ray computed tomography system
JP5781011B2 (en) Image processing method, image processing apparatus, photographing apparatus, and program
JP5342682B2 (en) X-ray computed tomography system
JP7177678B2 (en) X-ray tomosynthesis device and image generation device
JP5179897B2 (en) X-ray CT system
JP2008061957A (en) X-ray ct device, and data processing method in x-ray ct device

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20110506

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20121228

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20130108

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20130308

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20131008

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20131030

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5405048

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350