JP6379114B2

JP6379114B2 - Ｘ線ｃｔ装置、および、ｘ線ｃｔ装置用画像演算装置

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Publication number: JP6379114B2
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Inventors: 高橋　悠; 悠高橋; 後藤　大雅; 大雅後藤; 廣川　浩一; 浩一廣川
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Description

本発明は、X線CT装置に関し、特に低線量撮影時においてシステムノイズに起因する画質劣化を抑制するための技術に関する。

X線CT装置は、被検体の周囲からX線を照射し、複数の投影角度において取得される投影データから被検体のX線吸収係数の分布を画像化する。X線の照射量が多いほどに、ノイズが少ない画像を取得でき、画質が向上する。一方、X線被ばくによる人体への影響が近年問題視されており、X線の照射量を抑えた低線量撮影において医師の診断に必要な画質を得る技術が盛んに検討されている。

X線CT装置の画像に影響を与えるノイズは、X線光子の揺らぎに起因するフォトンノイズとデータ収集系において付加されるシステムノイズとに大別される。前者はX線の照射量に応じて変化するが、後者はデータ収集系ごとに固有のノイズ量を示す。そのため、低線量撮影時に検出器に入射するX線が微弱である場合、データ収集系からの出力信号に占めるシステムノイズの割合が増大する。

特許文献1には、検出器に入射したX線量が小さいためにノイズ成分の割合が大きい計測データを投影データに変換する際に、対数変換によってノイズ成分が増大するのを防止する技術が開示されている。すなわち、計測データの値が所定値以上の場合には、従来通り対数関数により投影データに変換するが、検出器に入射するX線量が低く、計測データが所定値未満の場合には、対数関数に替わる関数を用いて投影データに変換する。これにより、計測データを投影データに変換する際に、ノイズ成分が増大して画像にアーチファクトとして表れるのを抑制する。

一方、計測データに含まれるフォトンノイズおよびシステムノイズに起因する画像のアーチファクトを低減する技術として、計測データにバイアス補正を施す技術や計測データからの逐次近似再構成により画像を再構成する技術も知られている。

上記バイアス補正法は、非特許文献1に開示されているように、検出器の注目素子の計測データの値を注目素子の近傍素子の計測データの値を参照して、注目素子の正値性、ならびに、注目素子と近接素子との間の平均値を保ちながら反復的なフィルタリング処理により補正する方法である。バイアス補正後の計測データは、対数関数により投影データに変換され、投影データから画像再構成が行われる。

また、上記計測データからの逐次近似再構成法は、非特許文献2に開示されているように、計測データを投影データに変換せず、計測データに逐次近似再構成を施して画像を再構成する。具体的には、計測データに含まれるフォトンノイズおよびシステムノイズをモデル化し、モデルに基づいて、逐次近似解法を用いて画像を算出する。

特許第4363834号公報

J-B. Thibault et. al., "A Recursive Filter for Noise Reduction in Statistical Iterative Tomographic Imaging, "Proc. of SPIE 6065, Computational Imaging IV, pp. 60650X, 2006 J. Xu et. al., "Electronic Noise Modeling in Statistical Iterative Reconstruction, "IEEE. Trans. Image. Process., Vol. 18, No. 6, pp. 1228-1238, 2009

X線CT装置では、低線量撮影時に検出器に入射するX線が微弱である場合、データ収集系からの出力信号に占めるシステムノイズの割合が増大し、結果として信号が0以下の値を取りうる。そのため従来は、特許文献1(段落0020)のように、検出器の出力に対し、オフセット補正を施し、正数の所定値(例えば1)よりも小さい値を正数の所定値に切り上げてから対数変換を行っている。しかし、無条件に0以下の計測データを正数に切り上げるオフセット補正を行った場合、実際の計測データの強弱の特徴が失われるため、画像上のストリーク(線状)アーチファクトが生じたり、低周波なCT値の持ち上がり(切り上げ方によっては持ち下がり)等が生じ、画質劣化の原因となる。

一方、計測データにバイアス補正を施してから投影データに変換して画像再構成を行う方法や、計測データから逐次近似再構成を行う方法は、計測データ値が微弱で、一部の信号が0以下の値であっても、再構成画像の画質劣化を低減することができる。しかし、バイアス補正は反復的なフィルタリングであり、逐次近似画像再構成法も反復解法を使用するため、いずれも多くの計算時間が必要となる。

近年、X線CT装置では、アーチファクトの少ない高精度な画像が望まれる一方で、救急患者の診断等のために迅速な画像化も必要とされている。また、一度撮影したデータの再構成条件を変更して画像を再度再構成する場合がある。

そこで、撮影と再構成を同時に行う場合と画像を再度再構成する場合に共通して、逐次近似画像再構成法もしくはバイアス補正処理を行わず、通常の対数変換処理で投影データを作成して再構成画像を迅速に生成することにより救急患者の診断等に対応し、その後、操作者から要求があった場合には、同じ計測データにバイアス補正や逐次近似再構成を適用し、システムノイズを除去した高精度画像を生成することが考えられる。このとき、迅速に画像を生成した際の投影データから計測データを復元して高精度画像の生成に用いることができれば、計測データを保存しておく場合よりも再度再構成する場合にも画像化を迅速に行うことが容易になる。

さらに、計測データを対数変換した投影データは、計測データに比べて少ないデータ範囲ですむので、データの記憶容量の低減を図ることができる。

しかし、対数関数は、0以下の変数をとり得ないため、投影データから、0以下の値を含む計測データを精度よく復元することはできない。

また、対数関数は、変数が0に近づくと値が無限大に増加する特性があるため、有限のデータサイズで保存した投影データから計測データを精度よく復元することはできない。さらに、0以下の計測データをオフセット補正により正数に切り上げてから対数変換している場合、逆対数変換してもオフセット前の計測データを復元することはできないため、値の小さな計測データを正確に復元することはできない。

よって従来の技術では、投影データから計測データを復元し、逐次近似画像再構成法やしくはバイアス補正処理によって、計測データに含まれるシステムノイズを低減する処理を行うことはできない。

本発明の目的は、投影データから計測データを精度よく復元して、計測データに含まれるシステムノイズを除去可能な技術を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明は、X線を被検体に照射するX線発生装置と、被検体を通過したX線を検出するデータ収集装置と、信号処理装置と、再構成演算装置とを備えたX線CT装置を提供する。信号処理装置は、データ収集装置の出力信号を処理して、0以下の信号値を含む計測データを得て、対数関数を含む予め定めた関数により計測データを変換処理して投影データを生成する。再構成演算装置は、投影データを再構成処理して画像を生成する。上述の予め定めた関数は、所定の負数以上の値に対して逆関数が存在する関数である。逆関数を投影データに適用することにより、所定の範囲の0以下の信号値を含む計測データが投影データから復元される。

発明によれば、投影データから計測データを精度よく復元することができるため、復元した計測データに含まれるシステムノイズを除去することができ、画質を改善することができる。

実施形態1のX線CT装置の全体概観図実施形態1のX線CT装置の構成を示すブロック図実施形態1のX線CT装置の信号処理装置124の構成を示すブロック図実施形態1において、表示装置120の表示画面例を示す説明図実施形態1の計測データxを正数データyに変換する変換関数φ(x)を示すグラフ実施形態1の信号処理装置124がデータ収集装置108の出力信号を投影データに変換する動作を示すフローチャート実施形態1の対数変換後データzを示すグラフ実施形態1の信号処理装置124および再構成演算装置125の画像再構成の動作を示すフローチャート実施形態1に信号処理装置124の復元器24の動作を示すフローチャート実施形態2の対数変換後データzを示すグラフ実施形態2の信号処理装置124の構成を示すブロック図実施形態2の信号処理装置124がデータ収集装置108の出力信号を投影データに変換する動作を示すフローチャート実施形態2の信号処理装置124の復元器24の動作を示すフローチャート実施形態3の信号処理装置124の構成を示すブロック図

以下、本発明の実施形態のX線CT装置について図面を用いて説明する。

本実施形態のX線CT装置は、図1および図2に示すように、X線を被検体110に照射するX線発生装置102と、被検体110を通過したX線を検出するデータ収集装置108と、信号処理装置124と、再構成演算装置125とを備えて構成される。信号処理装置124は、データ収集装置108の出力信号を処理して、0以下の信号値を含む計測データを得て、対数関数を含む予め定めた関数により計測データを変換処理して投影データを生成する。再構成演算装置125は、投影データを再構成処理して画像を生成する。

上記予め定めた関数は、所定の負数以上の値に対して逆関数が存在する関数である。よって、逆関数を投影データに適用することにより、所定の範囲の0以下の信号値を含む計測データが復元される。

このように、本発明では投影データから計測データを所定の0以下の範囲も含めて精度よく復元することができるため、復元した計測データに含まれるシステムノイズを除去することが可能になる。

以下、本発明の実施形態について具体的に説明する。

＜実施形態1＞
実施形態1のX線CT装置は、図3のように信号処理装置124が、正数変換器11と、対数変換器18とを備えている。正数変換器11は、予め定めた正数変換関数により計測データの負数データを正数データに変換する。対数変換器18は、正数変換器11で変換後の正数データに対数変換を施して投影データを生成する。正数変換器11の正数変換関数は、所定の範囲の負数について単調増加関数である。正数変換関数として単調増加関数を用いることにより、単調増加関数の逆関数により投影データから所定の範囲の0以下の信号値の計測データを復元することができる。

また、実施形態1のX線CT装置には、生成した投影データを格納する記憶装置123が配置され、信号処理装置124には、記憶装置123に格納された投影データを読み出して、所定の範囲の0以下の信号値を含む計測データを復元する復元器24が配置されていることが望ましい。さらに信号処理装置124には、復元器24により復元された計測データに補正を施す補正装置30が配置されていることが好ましい。これにより、復元された計測データに含まれるシステムのノイズを補正装置30によって除去することが可能になる。

また、再構成演算装置125は、復元器24が復元した計測データに逐次近似画像再構成を施して画像を生成する逐次近似再構成部125bを備えていることが好ましい。

また、実施形態1のX線CT装置は、操作者から、通常の画像再構成、または、復元器24によって復元された計測データを用いた画像再構成の選択を受け付ける入力装置121をさらに有することが望ましい。入力装置121は、例えば図4のように表示装置120の表示画面上に選択を受け付ける画面を表示して、上記選択を受け付けることができる。入力装置121が受け付けた選択が、復元器24によって復元された計測データを用いた画像再構成である場合、信号処理装置124は、記憶装置123に格納された投影データを復元器24によって復元する。

以下、実施形態1のX線CT装置についてさらに具体的に説明する。

図1は、実施形態のX線CT装置の外観であり、図2は、X線CT装置の内部構成を示すブロック図である。X線CT装置は、撮影に用いるスキャナ100と、被検体を載せて移動するための寝台109と、入力装置121と、画像演算装置132と、表示装置120とを備えている。

画像演算装置132は、データ収集装置108が得たデータを処理する信号処理装置124と、再構成演算装置125と、画像処理装置126とを備えている。入力装置121および表示装置120は、記憶装置123とともに、入出力装置131を構成している。

入出力装置131および画像演算装置132は、操作ユニット133を構成している。

スキャナ100は、X線発生装置102と、データ収集装置108と、コリメータ114と、これらを搭載して被検体110の回りで回転させる回転体115とを備えている。データ収集装置108は、X線検出器111、プリアンプ110およびA／Dコンバータ116を含む。さらに、スキャナ100には、回転体115を回転駆動する駆動装置112、高電圧発生装置103、X線制御装置104、スキャナ制御装置113、中央制御装置105、寝台制御装置106、寝台移動計測装置107、コリメータ制御装置101等を備えられている。

操作ユニット133の入力装置121は、マウスやキーボードなどで構成される。撮影条件(寝台移動速度、管電流、管電圧、スライス位置など)や、再構成パラメータ(関心領域、再構成画像サイズ、逆投影位相幅、再構成フィルタ関数など)や、画像再構成に用いる計測データの選択等の入力を操作者から受け付ける。表示装置120は、再構成した画像や、入力装置121の入力受け付け用画面等を表示する。

撮影時のスキャナ100の動作について説明する。中央制御装置105は、入力装置121が受け付けた撮影条件に基づいて、撮影に必要な制御信号をX線制御装置104、寝台制御装置106およびスキャナ制御装置113に送る。その後、操作者が撮影開始ボタンを操作すると、X線制御装置104、寝台制御装置106およびスキャナ制御装置113は、撮影開始信号を受けて撮影のための動作をそれぞれ開始する。

X線制御装置104は、高電圧発生装置103に制御信号を出力する。この制御信号に従って、高電圧発生装置103は、高電圧をX線発生装置102に印加する。X線発生装置102は、X線を被検体110へ照射する。

同時に、スキャナ制御装置113は、駆動装置112に制御信号を出力する。駆動装置112は、X線発生装置102、X線検出器111およびプリアンプ110等を搭載した回転体115を被検体110の周りで周回させる。一方、寝台制御装置106は、被検体を乗せた寝台109の動作を制御し、寝台109を静止、または、体軸方向に移動させる。

X線発生装置102から出射されたX線は、コリメータ114により照射領域を制限され、被検体110に照射され、被検体110内の各組織で吸収(減衰)されながら被検体110を通過し、データ収集装置108のX線検出器111で検出される。なお、X線検出器111は2次元方向(チャネル方向およびこれに直交する列方向)に配列された複数の検出素子を含む。X線検出器111における信号の検出は、回転体115の周回方向の離散的な位置(ビュー)において行われる。X線検出器111の検出信号は、電流に変換され、プリアンプ110で増幅され、A／Dコンバータ116でデジタル信号に変換され信号処理装置124に出力される。

信号処理装置124の構成および動作について図3を用いて説明する。信号処理装置124は、前処理器12、正数変換器11、対数変換器18、補正処理器19、復元器24、および、補正装置30を備えて構成される。前処理器12は、データ収集装置108の出力信号に所定の前処理を施して計測データxを得る。正数変換器11は、予め定めた正数変換関数φ(x)により計測データxの負数データを正数データy(＝φ(x))に変換する。正数変換関数φ(x)の一例を式(1)に示す。

上記式(1)において、下閾値s(＜0)、上閾値t(＞0)、L(＞0)はそれぞれ任意の定数である。但し、上閾値tは、t≧2L−sの条件を満たす。

式(1)の関数φ(x)のグラフを図5に実線で示す。図5のように、変換関数φ(x)の値yは、L以上の値をとり、x≧tの範囲は、線形に増加する。s≦x≦tの範囲は、y＝φ(x)は、傾きが0より大きな関数であり、yとxは1対1に対応している。よって、変数xが負数の範囲を含むs≦xにおいて、φ(x)は逆関数が存在し、逆変換が可能である。したがって、s≦xの範囲において正数データyから計測データxを復元可能である。
また、φ(x)はs≧xの範囲において一定の値、例えばLの値となる。

対数変換器18は、正数変換器11で変換後の正数データyに変換関数ρ(y)を適用して対数変換後データzを生成する。変換関数ρ(y)の一例を式(2)に示す。

式(2)において、qおよびgは、正数であって、投影データaを格納する記憶装置123の格納領域のサイズと、投影データaとして所望する精度とに応じて決定される定数である。

補正処理器19は、対数変換後データzに所定の補正処理を施して投影データaを得て、再構成演算装置125へ出力するとともに、記憶装置123にも出力し格納する。復元器24は、記憶装置123に格納された投影データaを読み出して、所定の範囲の0以下の信号値を含む計測データxを復元する。補正装置30は、復元後の計測データxに対して、バイアス補正等の所定の補正処理を行い、計測データxに含まれるシステムノイズを低減させる。システムノイズ低減後の計測データは、対数変換器18に入力される。

上述の正数変換器11は、判別機13と、閾値設定器14と、第一、第二および第三の変換器15，16，17とを備えて構成される。閾値設定器14は、関数φ(x)、ρ(y)に用いる閾値s、t、Lを保持する。閾値sは負数であり、tは正数である。この閾値s、t、Lは、操作者が入力装置121を介して操作することにより、任意の値に変更可能である。また、X線CT装置のシステム固有のシステムノイズの分散値σを信号処理装置124が計測し、分散値σに基づいてsおよびtを算出する構成にすることも可能である。
この算出方法については後述する。

判別機13は、閾値設定器14から閾値s、t、Lを読み出し、前処理器12から出力された計測データxを第一、第二および第三の変換器15，16，17へ振り分ける。第一の変換器15は、図5に示す閾値t以上の計測データxを受け取り、入力信号をそのまま正数データyとして出力する。第二の変換器16は、閾値tより小さくかつs以上の計測データxを受け取り、関数φ(x)により正数に変換することにより正数データyを生成して出力する。第三の変換器17は、閾値sより小さな計測データxを受け取り、定数のデータ値Lに変換し、正数データyとして出力する。

一方、復元器24は、逆補正処理器29、逆対数変換器25、復元器用判別機28、第一の逆変換器26および第2の逆変換器27を有する。逆補正処理器29は、記憶装置123に格納された投影データaに対して補正処理器19の処理と逆の処理を施し、上述の対数変換後データzを復元する。逆対数変換器25は、復元した対数変換後データzを変換関数ρ(y)の逆関数で変換し、正数データyを復元する。復元器用判別機28は、閾値設定器14からt、Lを読み込んで、復元した正数データyを第一および第二の逆変換器26，27へ振り分ける。第一の逆変換器26は、閾値t以上の正数データyを受け取り、入力信号をそのまま計測データxとして出力する。

第二の逆変換器27は、閾値Lより大きくtより小さい正数データyを受け取り、第二の変換器16で用いた変換関数φ(x)の逆関数により変換して計測データxとして出力する。これにより、閾値Lよりも大きい正数データyに対応する計測データxを復元することができる。よって、計測データxは、s＜x＜0の負数の範囲においても復元される。補正装置30は、復元された計測データxにバイアス補正処理等を施すことによりシステムノイズを除去する。復元され、かつ、システムノイズが除去された計測データxは、対数変換器18に入力され、対数変換され、補正処理器19により補正処理され、投影データbが得られる。

再構成演算装置125は、補正処理器19からの投影データa、bから画像を再構成する再構成部125aと、復元器24の出力する計測データxから逐次近似画像再構成処理により画像を生成する逐次近似再構成部125bとを備えている。復元した投影データbは、システムノイズを除去せず迅速に生成した投影データaとは異なり、システムノイズが除去された計測データxから生成されているため、再構成部125aにより再構成処理を施すことによりシステムノイズに起因するアーチファクトを除去した画像を生成することができる。また、復元した計測データxを逐次近似再構成部125bで逐次近似画像再構成処理することにより、システムノイズに起因するアーチファクトを除去した画像を生成することができる。

再構成画像は、入出力装置131内の記憶装置123に保存されるとともに、表示装置120にCT画像として表示される。画像処理装置126は、操作者の操作に応じて、再構成画像に画像処理を施す。

以下、本実施形態の画像演算装置132の動作について、処理フロー図等を用いてさらに説明する。

まず、信号処理装置124は、処理モードの選択を操作者から受け付けるために、図4のような選択受け付け用画面を表示装置120に表示させる。選択受け付け用画面は、被検体110の画像や投影データや撮影条件等の情報を表示するための被検体情報表示部120aと、通常再構成開始の指示を受け付けるためのアイコン21と、計測データxにバイアス補正を行ってから再構成する指示を受け付けるためのアイコン22と、計測データxから逐次近似再構成を行う指示を受け付けるためのアイコン23とを含む。操作者は、入力装置121を操作してアイコン21〜23のいずれかを選択することにより、処理モードを選択する。

また、一度撮影した投影データから、再構成条件を変えて画像を再度再構成したい場合も、記憶装置123に保存されている投影データaを指定するとともにアイコン21〜23のいずれかを選択することにより所望の処理が実行される。

アイコン21の選択により、通常再構成の開始が操作者から指示された場合、信号処理装置124は、データ収集装置108の出力信号を取得し、図6のステップ31〜34のように処理する。

まず、ステップ31において前処理器12は、データ収集装置108から取得した信号が伝送のために圧縮されている場合には、元のビット数に復元される。また、X線を曝射していない状態における出力信号を、元のビット数に復元されたデータから差し引く信号値補正を適用し、計測データxを得る。

次に、ステップ32において、正数変換器11は、上述の変換関数φ(x)を用いて計測データxを、復元可能な正数データyへと変換する。本発明では、図5のように定義域に負の下閾値sを持ち、0以下かつ下閾値s以上の定義域において、変換関数φの引数xとその値y(＝φ(x))が1対1に対応するような関数を用いている。

判別機13は、閾値設定器14から閾値s、t、Lを読み出し、前処理器12から出力された計測データxを式(1)の関数φ(x)に従って第一、第二および第三の変換器15，16，17へ振り分ける。第一の変換器15は、x≧tの計測データxを受け取り、関数φ(x)のy＝xにより、そのまま正数データyとして出力する。第二の変換器16は、s≦x≦tの計測データxを受け取り、上記式(1)の関数φ(x)により正数データyを生成して出力する。第三の変換器17は、x<sの計測データxを受け取り、関数φ(x)によりすべてLに変換し、正数データyとして出力する。

ここで、上述の式(1)のt、s、Lの値について説明する。x≧tの場合には、変換および逆変換によるデータの精度の低下は無いから、tは小さいほど良い。但し、引数xとその値φ(x)が1対1に対応するためには、s≦x≦tの範囲においてφ(x)が狭義の単調増加関数であることが必要である。また、この単調増加関数は、x≧tの場合のy＝φ(x)＝xとx＝tにおいて連続していることが望ましい。

そのため、2L−s≦tという条件が導かれ、2L−s＝tのときに前述のデータの精度低下の範囲を最も狭めることができる。よってtは、sにより決まる値となり、sの値が大きいほど、データを精度良く変換できる。一方で、sより小さな値の計測データxは、変換関数φ(x)により、Lへと切り上げられるため、sの値が小さいほど、変換関数φ(x)によりLに切り上げられる計測データxは少なくなる。

つまり、sは、データ精度が維持される上限値と切り上げられるデータの下限値を調整するパラメータである。操作者は、t≧2L−sの条件を満たすように、任意のs、tを設定することができる。なお、Lの値は、図6のステップ33において説明する条件を満たす値が任意に設定される。

また、sの値を計測データxの分散に応じて、計算により設定することも可能である。
計測データxが0以下の値をとる要因は、システムノイズである。システムノイズは、一般的に正規分布によってモデル化することができ、平均値0かつデータ収集装置108に依存した分散値σをとる。

分散値σは、実験的もしくはシミュレーション等によって算出することができる。よって、分散値σの値に対応させてsを設定することで、必要以上に小さなsを設定することがなくなり、切り上げられるデータの割合を減らすことができる。例えば、システムノイズの分散σ²の正規分布では、σの範囲にデータ全体の約68％、2σの範囲に約95％が存在することが知られている。そこで、例えば、式(3)に従ってsを設定することにより、変換関数φ(x)によってLに切り上げられる計測データxの割合を低減することができる。投影データaを記憶する記憶装置123の記憶領域の容量およびデータ精度を考慮して、経験的にκは6以下に設定することが好ましい。

なお、上述の式(1)のs≦x≦tの範囲の変換関数φ(x)において、係数は、sおよびLに基づき、あらかじめ算出しておくことで、大きな計算量を生ずることなく変換が可能である。

比較例として、まず従来の変換関数ξ(x)を式(4)に示す。また、式(4)のグラフを図5に一点鎖線で示す。

ここで、L(＞0)は任意の定数である。

式(4)のように、従来技術ではξ(x)によって、x＜Lの計測データxが正数Lに切り上げられる。x＜Lのξ(x)(＝y)は、xと1対1に対応していないため、逆関数は存在しない。よって、ξ(x)の逆関数を用いて正数データyから計測データxを復元することはできない。

つぎに、ステップ33においては、ステップ32で算出した変換信号yを式(2)の対数関数ρ(y)を用いて対数変換し、対数変換後データzを得る。

ここで式(2)のqおよびgの決定方法について説明する。投影データaの最大値は、式(5)により表される対数変換後データzの最大値rに、補正処理器19による補正を施した値である。

式(5)のrに次のステップ34の補正処理器19による補正を施した値(投影データaの最大値)が、記憶装置123の投影データaの格納領域の上限(例えば16bit符号付き整数の上限)に納まるように、式(2)のqを経験的に設定しておくことが望ましい。また、式(2)のgは、投影データaから再構成されるCT画像の値の範囲および精度に基づき、経験的に設定される。さらに、Lは、rに対応する投影データaの範囲から、有効な正数データyの下限値として経験的に設定される。本発明の効果の一つは、対数変換後データzの最大値rを保ちながら、対数変換後に復元可能な計測データの下閾値を従来方法の正数Lから負数sへ拡張できることである。

ステップ33で生成した対数変換後データzを図7に実線のグラフで示す。比較例として、従来の変換関数ξ(x)をステップ32で用い、ステップ33は本実施形態と同様にして得た対数変換後データを図7に一点鎖線のグラフで示す。本実施形態および比較例ともに、対数変換後データは、rを最大値とする関数であり、投影データaのサイズは等しくなる。しかし、それぞれの逆関数を考えた場合、比較例の対数変換後データzは、x＜Lの範囲で、すべてrの値をとるため、逆関数が存在せず、計測データxの値を復元できないのに対し、本実施形態の対数変換後データzは、s≦x<Lの範囲においても単調減少関数であるため逆関数が存在し、計測データxの値を復元できることがわかる。

ステップ34において、ステップ33で得た対数変換後データzに対し、リファレンス用検出器の値によるリファレンス補正、被検体110なしで撮影したデータによるエアー補正、ビームハードニング効果を抑制するためのファントム補正等を行い、投影データaを得る。投影データaは、入出力装置131内の記憶装置123に保存される。併せて、各種変換に用いたリファレンス用検出器の値、被検体110なしで撮影した得たデータ、ならびに、ファントム補正に使用する関数のパラメータも入出力装置131内の記憶装置123に保存される。

続けて、再構成演算装置125および信号処理装置124の動作について図8を用いて説明する。再構成演算装置125は、記憶装置123から投影データaを取得し(ステップ61)、図4の画面を用いて操作者が入力装置121から選択した処理モードを確認する。ここでは、操作者がアイコン21の選択により、通常再構成の開始を指示しているので、再構成演算装置125は、再構成部125aによって、被検体110の画像を再構成する(ステップ63)。再構成した画像は、表示装置120の図4の被検体情報表示部120aに表示される。

上述してきた投影データaを生成するステップ31〜34および通常再構成で画像を生成するステップ61〜63は、システムノイズを除去するための処理を行わないため、短時間で被検体110の画像を生成することができる。よって、救急患者等のように迅速な画像表示が必要とされる場合に適している。

一方、上述のステップ31〜34により、投影データaが記憶装置123に格納されたことにより、投影データaを用いてシステムノイズを低減する処理を行うことが可能になる。これにより、アーチファクトの少ない高精度な画像を生成する処理モードを実行させることができる。これについて、以下説明する。

投影データaが記憶装置123に格納されたならば、図4の表示画面において、操作者は、バイアス補正によりシステムノイズを低減した計測データを用いて画像再構成を実行することを指示するアイコン22、または、計測データから逐次近似画像再構成を行うことによりシステムノイズによるアーチファクトを低減した画像を再構成するよう指示するアイコン23を選択可能になる。操作者は、被検体情報表示部120aの画像を確認し、必要な場合には、アイコン22または23を選択する。

再構成演算装置125は、図8のステップ62において処理モードを確認し、バイアス補正を指示するアイコン22が選択されている場合には、信号処理部124の復元器24に投影データaから計測データxの復元を指示する。復元器は、計測データxを復元する(ステップ64)。

図9を用いて復元器24の動作を詳しく説明する。復元器24の逆補正処理器29は、記憶装置123に格納された投影データaに対して補正処理器19の補正処理とは逆の補正処理を施し、対数変換後データzを復元する(ステップ121)。逆対数変換器25は、復元された対数変換後データzを変換関数ρ(y)の逆関数により変換し、正数データyを復元する(ステップ122)。

復元器用判別機28は、閾値設定器14からt、Lを読み込んで、復元した対数変換後データzを第一および第二の逆変換器26，27へ振り分ける。第一の逆変換器26は、閾値t以上の正数データyを受け取り、入力信号をそのまま計測データxとして出力する。
第二の逆変換器27は、閾値Lより大きくtより小さい正数データyを受け取り、第二の変換器16で用いた関数φ(x)の逆関数により変換して計測データxとして出力する。これにより、正数のみならず、s＜x≦0の範囲においても計測データxは復元される(ステップ123)。

つぎに、信号処理装置124の補正装置30は、復元された計測データxにバイアス補正処理等を施すことによりシステムノイズを除去する(図8のステップ65)。バイアス補正処理は、検出器111の注目素子の計測データの値を注目素子の近傍素子の計測データの値を参照して、注目素子の正値性、ならびに、注目素子と近接素子との間の平均値を保ちながら反復的なフィルタリング処理により補正する方法である。バイアス補正処理は、上述の非特許文献1等に記載された広く知られた技術であるのでここでは詳細な説明は省略する。

バイアス補正によりシステムノイズが除去された計測データxは、図3のように、補正装置30から対数変換器18に入力され、対数変換され、補正処理器19により補正処理され、投影データbが得られる(ステップ66)。

再構成演算装置125は、再構成部125aにより投影データbを再構成処理し、画像を生成する。投影データbは、システムノイズが除去されているため、システムノイズに起因するアーチファクトが低減された画像を得ることができる。得られた画像は、図4の表示画面の被検体情報表示部120aに表示される。

一方、再構成演算装置125が、図8のステップ62において処理モードを確認し、計測データxから逐次近似再構成を行うことを指示するアイコン23が操作者によって選択されている場合には、信号処理装置124の復元器24に投影データaから計測データxの復元を指示する。復元器24は、計測データxを復元する(ステップ68)。

ステップ68の動作は、バイアス補正の場合のステップ64と同じであるので、ここでは説明を省略する。復元された計測データxは、再構成演算装置125の逐次近似再構成部125bに受け渡され、計測データxに逐次近似再構成処理することにより画像が再構成される。具体的には、例えば計測データに含まれるフォトンノイズおよびシステムノイズをモデル化し、モデルに基づいて、逐次近似解法を用いて画像を算出する。これにより、システムノイズの影響を低減した画像を得ることができる。逐次近似画像再構成法は、上述の非特許文献2等に開示された広く知られた方法であるので、ここでは詳細な説明を省略する。得られた画像は、図4の表示画面の被検体情報表示部120aに表示される。

このように、本発明では、システムノイズを低減した画像を、記憶装置123に投影した投影データaから計測データxを復元して生成することができるため、被検体110の撮影をやり直すことなく、迅速な画像表示と、それに対応する高精度な画像表示の両方を実現できる。よって、救急患者等のように迅速な画像表示が要求される場合には、システムノイズの低減処理を行わない通常再構成により画像を生成し(ステップ63)、その後必要に応じて、バイアス補正や逐次近似画像再構成等によりシステムノイズを低減する処理を施した高精度な画像を生成して表示することができる(ステップ64〜67、ステップ68〜69)。

なお、上述の実施形態では、記憶装置123に格納する投影データaが一画像分である場合について説明したが、複数画像の投影データを記憶装置123に格納する構成にしてもよい。この場合、画像再構成装置125は、図8のステップ61で投影データaを取得する際に、操作者の選択した画像に対応する投影データaを取得する。これにより、直前に撮影した画像の投影データaのみならず、過去に撮影した画像の投影データaについても、計測データxを復元して、システムノイズを低減した画像を再構成することが可能になる。

＜実施形態2＞
実施形態2のX線CT装置について説明する。

上述の実施形態1では、信号処理装置124が正数変換器11および対数変換器18を備え、関数φ(x)により計測データxを正数データyに変換してから、関数ρ(y)により対数変換後データzに変換する構成であったが、本発明はこの構成に限られるものではない。実施形態2では、一つの変換関数ψ(x)により計測データxを対数変換後データzに変換する。

変換関数ψ(x)としては、例えば式(6)に示すように、対数関数の引数に、計測データxを正数データに変換する変換関数を内在させた関数を用いる。

上記式(6)において、下閾値s(＜0)、上閾値t(＞0)、L(＞0)はそれぞれ任意の定数である。

式(6)の変換関数ψ(x)は、図10の実線のグラフに示すように、計測データxを対数変換後データzに変換する。図10から明らかなように、下閾値s以上の範囲において、引数xと変換関数z(＝ψ(x))の値は、1対1に対応しているため逆関数が存在する。よって逆関数を用いることにより、対数変換後データzから計測データxを復元することができる。

実施形態2のX線CT装置における信号処理装置124の構成を図11に示す。図11のように、実施形態2の信号処理装置124は、実施形態1の図3の信号処理装置と同様の構成であるが、実施形態1の正数変換器11と対数変換器18の代わりに、これらの機能を兼ね備える正数変換・対数変換器211を備える。実施形態2の信号処理装置124は、前処理器12、正数変換・対数変換器211、補正処理器19、復元器24、補正装置30、および、対数変換器218を備えて構成される。対数変換器218は、復元器24が復元した計測データxを対数変換するために配置されている。前処理器12、補正処理器19、補正装置30は、実施形態1と同じである。

正数変換・対数変換器211は、判別機13と、閾値設定器14と、第一、第二および第三の対数変換器215，216，217とを備えて構成される。閾値設定器14は、実施形態1と同様に、閾値s、t、Lを保持する。判別機13は、実施形態1と同様に、閾値設定器14から閾値s、t、Lを読み出し、前処理器12から出力された計測データxを第一、第二および第三の対数変換器215，216，217へ振り分ける。

第一の対数変換器215は、図10に示すt≦xの計測データxを受け取り、式(6)のt≦xの関数ψ(x)により対数変換して対数変換後データzとして出力する。第二の対数変換器216は、s≦x≦tの計測データxを受け取り、式(6)のs≦x≦tの関数ψ(x)により正数に変換するとともに対数変換して対数変換後データzとして出力する。第三の対数変換器217は、x<sの計測データxを受け取り、式(6)の関数ψ(x)によりすべてrに変換し、対数変換後データzとして出力する。補正処理器19は、対数変換後データzを補正し、投影データaを生成する。

復元器24は、逆補正処理器29、復元器用判別機28、第一の逆対数変換器226および第2の逆対数変換器227を有する。逆補正処理器29は、実施形態1と同じであり、投影データaから対数変換後データzを復元する。復元器用判別機28は、閾値設定器14からt、Lを読み込んで、復元した対数変換後データzを第一および第二の逆対数変換器226，227へ振り分ける。

第一の逆対数変換器226は、q−gln(t)以下の対数変換後データzを受け取り、第一の対数変換器215で用いた関数ψ(x)の逆関数により変換して計測データxとして出力する。第二の逆対数変換器227は、q−gln(t)より大きくr以下の対数変換後データzを受け取り、第二の変換器216で用いた関数ψ(x)の逆関数により変換して計測データxとして出力する。これにより、s＜x＜0の負数の範囲においても、計測データxは復元される。補正装置30は、復元された計測データxにバイアス補正処理等を施すことによりシステムノイズを除去する。復元され、かつ、システムノイズが除去された計測データxは、対数変換器218に入力され、対数変換され、補正処理器19により補正処理され、投影データbが得られる。

信号処理装置124の動作を図12、図13のフローチャートに示す。図12は、データ収集装置108の出力信号を受け取って、計測データxおよび投影データaに順次変換するフローであり、実施形態1の図6のフローに示した動作と同様であるが、図6のフローのステップ32，33の動作を、実施形態2では、正数変換・対数変換器211の第一乃至第三の対数変換器215〜217がステップ232として一つのステップで行う。

一方、図13は、投影データaから計測データxを復元するフローであり、実施形態1の図9のフローの動作と同様であるが、実施形態2では、図9のステップ122，123の動作を、復元器の第一および第二の逆対数変換器226，227がステップ222として一つのステップで行う。

実施形態2のX線CT装置の上述した構成以外の構成および動作は、実施形態1のX線CT装置と同じであるので説明を省略する。

＜実施形態3＞
実施形態3のX線CT装置について説明する。実施形態3のX線CT装置は、入力装置121が操作者から受け付けた撮影条件が、予め定めた低線量撮影条件かどうかを信号処理装置124が判定し、判定結果が低線量撮影条件である場合には、記憶装置123に格納された投影データaを復元器24によって復元し、システムノイズを低減する。

実施形態1ではユーザの選択によって逐次近似画像再構成法もしくはバイアス補正を行う例を述べたが、逐次近似画像再構成法もしくはバイアス補正が必要となるのは低線量撮影時であることに鑑み、実施形態3では、低線量撮影か否かを判定し、低線量撮影である場合には、逐次近似画像再構成法もしくはバイアス補正を行う。この判定を行う判定器141を、図14のように信号処理装置124に配置する。

判定器141は、予め定めた低線量撮影条件の場合、復元器24に投影データaの復元を指示し、逐次近似画像再構成法もしくはバイアス補正により画像再構成を行わせる。逐次近似画像再構成法とバイアス補正のどちらを行うかは、あらかじめ設定しておいても良いし、操作者の選択を受け付ける構成としてもよい。

例えば、照射線量が閾値以下、管電圧が閾値以下、回転体115の回転速度が閾値以下、投影データaの任意のビューにおける投影値の面積が閾値より大きい、および、計測データxのうち少なくとも1つの素子の信号値が閾値以下、の各条件のうちのいずれか、または、所定の2以上の組み合わせを満たす場合、判定器141は、低線量撮影条件であると判定する。なお、低線量撮影条件の閾値は、操作者が入力しても良いし、予め設定した値を用いてもよい。

11 正数変換器、12 前処理器、13 判別機、14 閾値設定器、15 第一の変換器、16 第二の変換器、17 第三の変換器、18 対数変換器、19 補正処理器、21，22，23 アイコン、24 復元器、25 逆対数変換器、26 第一の逆変換器、27 第二の逆変換器、28 復元器用判別機、29 逆補正処理器、30 補正装置、100 スキャナ、109 寝台、120 表示装置、121 入力装置、123 記憶装置、124 信号処理装置、125 再構成演算装置、125a 再構成部、125b 逐次近似再構成部、131 入出力装置、132 画像演算装置

Claims

X線を被検体に照射するX線発生装置と、被検体を通過した前記X線を検出するデータ収集装置と、前記データ収集装置の出力信号を処理して、0以下の信号値を含む計測データを得て、対数関数を含む予め定めた関数により前記計測データを変換処理して投影データを生成する信号処理装置と、前記投影データを再構成処理して画像を生成する再構成演算装置とを有し、
前記予め定めた関数は、所定の負数以上の値に対して逆関数が存在する関数であり、前記逆関数を前記投影データに適用することにより、所定の範囲の0以下の信号値を含む前記計測データが前記投影データから復元されることを特徴とするX線CT装置。
請求項1に記載のX線CT装置において、
前記信号処理装置は、予め定めた正数変換関数により前記計測データの0以下の信号値を正数データに変換する正数変換器と、前記正数変換器で変換後の前記正数データに対数変換を施して前記投影データを生成する対数変換器とを含み、
前記正数変換器の前記正数変換関数は、前記所定の範囲の負数について単調増加関数であることを特徴とするX線CT装置。
請求項1に記載のX線CT装置において、前記投影データを格納する記憶装置をさらに有し、
前記信号処理装置は、前記記憶装置に格納された投影データを読み出して、前記所定の範囲の0以下の信号値を含む前記計測データを復元する復元器を含むことを特徴とするX線CT装置。
請求項3に記載のX線CT装置において、前記信号処理装置は、前記復元器により復元された計測データに補正を施す補正装置を含むことを特徴とするX線CT装置。
請求項3に記載のX線CT装置において、前記再構成演算装置は、前記復元器が復元した前記計測データに逐次近似画像再構成を施して画像を生成する逐次近似再構成部を有することを特徴とするX線CT装置。
請求項3に記載のX線CT装置において、操作者から、通常の画像再構成、または、前記復元器によって復元された計測データを用いた画像再構成の選択を受け付ける入力装置をさらに有し、
前記信号処理装置は、前記入力装置が受け付けた選択が、前記復元器によって復元された計測データを用いた画像再構成である場合、前記記憶装置に格納された投影データを前記復元器によって復元することを特徴とするX線CT装置。
請求項3に記載のX線CT装置において、操作者から撮影条件の設定を受け付ける入力装置をさらに有し、
前記信号処理装置は、前記入力装置が受け付けた撮影条件が、予め定めた低線量撮影条件かどうかを判定し、判定結果が前記低線量撮影条件である場合には、前記記憶装置に格納された投影データを前記復元器によって復元することを特徴とするX線CT装置。
被検体を通過したX線を検出した信号を処理して、0以下の信号値を含む計測データを得て、前記計測データを予め定めた関数を用いて対数変換して投影データを生成する信号処理装置と、前記投影データを再構成処理して画像を生成する再構成演算装置とを有し、
前記予め定めた関数は、所定の負数以上の値に対して逆関数が存在する関数であり、前記逆関数を前記投影データに適用することにより、所定の範囲の0以下の信号値を含む前記計測データが復元されることを特徴とするX線CT装置用画像演算装置。
X線を被検体に照射するX線発生装置と、被検体を通過した前記X線を検出するデータ収集装置と、前記データ収集装置の出力信号を処理して、0以下の信号値を含む計測データを得て、対数関数を含む予め定めた関数により前記計測データを変換処理して投影データを生成する信号処理装置と、前記投影データを再構成処理して画像を生成する再構成演算装置と、前記投影データを格納する記憶装置を有し、
前記信号処理装置は、前記記憶装置に格納された投影データを読み出して、所定の範囲の0以下の信号値を含む前記計測データを復元する復元器を含むことを特徴とするX線CT装置。