WO2013132934A1 - Ｃｔ画像生成装置及び方法、ｃｔ画像生成システム - Google Patents

Ｃｔ画像生成装置及び方法、ｃｔ画像生成システム Download PDF

Info

Publication number
WO2013132934A1
WO2013132934A1 PCT/JP2013/052272 JP2013052272W WO2013132934A1 WO 2013132934 A1 WO2013132934 A1 WO 2013132934A1 JP 2013052272 W JP2013052272 W JP 2013052272W WO 2013132934 A1 WO2013132934 A1 WO 2013132934A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
projection
coordinate
image
coordinate system
distance
Prior art date
Application number
PCT/JP2013/052272
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
シンドン シャン
インジエ ハン
Original Assignee
株式会社日立メディコ
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 株式会社日立メディコ filed Critical 株式会社日立メディコ
Priority to JP2014503717A priority Critical patent/JP5936676B2/ja
Priority to US14/381,998 priority patent/US9361712B2/en
Publication of WO2013132934A1 publication Critical patent/WO2013132934A1/ja

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
    • G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10072—Tomographic images
    • G06T2207/10081—Computed x-ray tomography [CT]
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/20—Special algorithmic details
    • G06T2207/20036—Morphological image processing
    • G06T2207/20041—Distance transform
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/424—Iterative

Definitions

  • the present invention relates to a CT image generation apparatus and method, and a CT image generation system, and more particularly to a CT image generation apparatus and method for reconstructing a CT image using projection and back projection, and a CT image generation system.
  • CT X-ray computed tomography
  • CT image reconstruction algorithms generally include filtered backprojection algorithms, image iterative reconstruction algorithms, and algebraic image reconstruction algorithms.
  • the filtered back projection algorithm is the mainstream of CT image reconstruction, and is widely applied in current CT products.
  • filter-corrected backprojection algorithm filter-corrected backprojection is performed on the projection data obtained by actual scanning, thereby acquiring image data.
  • the iterative reconstruction algorithm mainly includes an iterative projection and backprojection process in multiple loops.
  • the main process is a backprojection process.
  • a backprojection method such as a conventional pixel-driven (Pixel-Driven) method
  • a model error increases. Therefore, new backprojection methods that reduce artifacts and improve image quality are being studied.
  • the projection and backprojection methods based on, for example, the ray-driven type and the pixel-driven type (Pixel-Driven) have a large model error, and iterative reconstruction is performed.
  • iterative reconstruction is performed.
  • the present invention reduces the model error between projection and backprojection, and can reduce artifacts that can also be used for iterative reconstruction algorithms and filtered backprojection algorithms.
  • An object is to provide an image generation apparatus and method, and a CT image generation system.
  • the present invention provides a CT image generation apparatus, which is a projection obtained by scanning a scan object on a scan plane using X-rays.
  • a CT image generation device that analyzes information and generates an image of the scan object, and a general-purpose processing unit that establishes a plurality of coordinate systems on a scan plane, and a plurality of coordinate systems based on a projection angle
  • a coordinate determination unit that selects a coordinate system used for distance-driven backprojection or distance-driven forward projection, and distance drive that performs distance-driven backprojection or distance-driven forward projection based on the selected coordinate system according to the projection angle
  • a processing unit and an image information processing unit for generating an image of the scan object based on image information acquired by performing distance-driven backprojection on the projection information; Tsu including theft and, the.
  • the present invention further provides a CT image generation method, wherein the image generation method analyzes projection information obtained by scanning a scan target on a scan plane using X-rays, and images the scan target.
  • a general-purpose processing step for establishing a plurality of coordinate systems on a scan plane and a distance-driven backprojection or distance-driven forward projection from the plurality of coordinate systems based on the projection angle
  • a coordinate determination step for selecting a coordinate system to be selected, a distance drive processing step for performing distance drive back projection or distance drive forward projection based on the selected coordinate system according to the projection angle, and distance drive for projection information
  • forward projection and / or backprojection based on the distance driving type of the prior art is performed by performing forward projection and / or backprojection based on distance driving using a plurality of image coordinate systems.
  • the model error in can be reduced.
  • the depression angles between the coordinate axes of the plurality of coordinate systems established on the scan plane by the general-purpose processing unit may be the same.
  • the included angles between the coordinate axes of the plurality of coordinate systems established on the scan plane by the general-purpose processing step may be the same.
  • the CT image generation apparatus and method described above by establishing a plurality of coordinate systems on the scan plane based on the principle of uniform distribution, it is possible to achieve as high accuracy as possible with a small number of coordinate systems. As a result, the processing burden caused by the coordinate system coupling can be reduced, and the highest possible CT image reconstruction accuracy can be guaranteed.
  • the general-purpose processing unit may establish two coordinate systems in which a depression angle between each coordinate axis is 45 degrees on the scan plane.
  • two coordinate systems may be established in which the depression angle between the respective coordinate axes is 45 degrees on the scan plane.
  • the CT image generation apparatus and method described above by establishing two coordinate systems on the scan plane on the principle of uniform distribution, the highest possible accuracy can be achieved with a small number of coordinate systems. As a result, the processing burden caused by the coordinate system coupling can be reduced, and high CT image reconstruction accuracy can be guaranteed.
  • the general-purpose processing unit may establish N (an integer greater than or equal to 2) coordinate systems on the scan plane based on the accuracy requirement of the CT image generation apparatus.
  • N (two or more integers) coordinate systems may be established on the scan plane based on the accuracy requirement of the CT image generation apparatus in the general-purpose processing step.
  • the number of coordinate systems is determined based on accuracy requirements. As a result, it is possible to select as few coordinate systems as possible on the premise that the accuracy requirement is satisfied, to reduce the processing burden caused by the coordinate system coupling, and to guarantee the required CT image reconstruction accuracy.
  • the coordinate determination unit selects a coordinate system having the smallest depression angle between the coordinate axis and the projection angle from the plurality of coordinate systems, and performs distance-driven back projection or distance-driven forward projection.
  • the coordinate system used may be used.
  • a coordinate system having the smallest depression angle between the coordinate axis and the projection angle is selected from the plurality of coordinate systems, and distance-driven backprojection or distance-driven order is selected.
  • a coordinate system used for projection may be used.
  • the coordinate system is selected so that the depression angle between the projection angle and the coordinate axis is minimized.
  • the model error in the forward projection and the back projection based on the distance driving type can be reduced to the maximum.
  • the coordinate determination unit performs distance-driven backprojection on the projection information of the projection angle from the plurality of coordinate systems according to each projection angle on the projection plane.
  • the distance drive processing unit performs distance drive back projection on the projection information of each projection angle based on the coordinate system selected by the coordinate determination unit.
  • the image information processing unit acquires image information by interpolating and adding to the image information in each coordinate system, and based on the acquired image information, the image of the scan target object is acquired. May be generated.
  • the CT image generation method of the present invention in the coordinate determination step, distance-driven back projection is performed on the projection information of the projection angle from the plurality of coordinate systems according to each projection angle on the projection plane.
  • a coordinate system to be performed is selected, and in the distance drive processing step, each coordinate is obtained by performing distance drive back projection on projection information of each projection angle based on the coordinate system selected in the coordinate determination step.
  • Image information in a system is acquired, and in the image information processing step, image information is acquired by interpolating and adding to the image information in each coordinate system, and the scan object is based on the acquired image information The image may be generated.
  • the CT image generation apparatus and method described above by performing back projection based on the distance drive type using a plurality of image coordinate systems, it is possible to reduce the model error in the back projection based on the distance drive type of the prior art. it can.
  • the image information processing unit performs interpolation on image information, thereby acquiring image information in each coordinate system, and the coordinate determination unit
  • a coordinate system for performing distance drive forward projection on the image information of the projection angle is selected from the plurality of coordinate systems, and the distance drive processing unit is selected by the coordinate determination unit.
  • the projection information of the projection angle is acquired by performing distance-driven forward projection on the image information in the coordinate system of each projection angle, and the projection information of each projection angle is collected. Projection information may be acquired.
  • the image information processing step performs interpolation on the image information, thereby acquiring image information in each coordinate system, and the coordinate determination step on the projection plane.
  • a coordinate system for performing distance drive projection on the image information of the projection angle is selected from the plurality of coordinate systems, and is selected in the coordinate determination step in the distance drive processing step.
  • the projection information of the projection angle is acquired by performing distance driving forward projection on the image information in the coordinate system of each projection angle, and the projection information of each projection angle is collected.
  • the projection information may be acquired with
  • the CT image generation device performs at least one forward projection-backprojection, and in the forward projection-backprojection iteration, first, image information acquired by distance-driven backprojection.
  • Projection information may be acquired by performing distance driving forward projection on the image, and then image information may be acquired by performing distance driving back projection on the projection information acquired by distance driving forward projection.
  • At least one forward projection-backprojection is repeated in the CT image generation method.
  • first, distance-driven backprojection is used.
  • the projection information may be acquired by performing distance driving projection on the obtained image information, and then the image information may be acquired by performing distance driving back projection on the projection information acquired by the distance driving forward projection.
  • CT image generation apparatus and method it is based on the distance driving type of the prior art by performing iterative reconstruction including forward projection and back projection based on the distance driving type using a plurality of image coordinate systems. It is possible to reduce the model error in the iterative reconstruction composed of forward projection and backprojection. As a result, it is possible to improve the reconstruction accuracy of the iterative reconstruction technique currently attracting attention in CT image reconstruction, further reduce the artifacts of the CT image, and further improve the actual CT apparatus and the simulation system of the CT apparatus. it can.
  • the present invention further provides a CT image generation system, wherein the CT image generation system detects an X-ray projection that scans an object to be scanned using X-rays, and detects and receives the projection of the X-rays.
  • An apparatus, a data storage device for storing received X-ray projection information, and a CT image generation device of the present invention are provided.
  • the forward projection and / or backprojection based on the distance driving type is performed using a plurality of image coordinate systems, so that the model in the forward projection and backprojection based on the distance driving of the prior art is performed.
  • the error can be reduced.
  • the reconstruction accuracy of the iterative reconstruction technique and the filtered back projection technique in the CT image reconstruction can be improved, and the artifact of the CT image can be reduced.
  • FIG. 1 is a module diagram illustrating a configuration of a CT image generation system including a CT image generation apparatus according to a first embodiment of the present invention.
  • 4 is a schematic diagram of each coordinate system in the case of two coordinate systems. 4 is a schematic diagram of each coordinate system in the case of two coordinate systems. In the case of two coordinate systems, it is a schematic diagram for selecting a coordinate system based on the projection angle.
  • each coordinate system in the case of three coordinate systems In the case of three coordinate systems, it is a schematic diagram for selecting a coordinate system based on the projection angle. It is an interpolation principle diagram in the case of three coordinate systems. It is an interpolation principle diagram in the case of three coordinate systems. It is a model error reduction principle figure in the case of three coordinate systems. It is a model error reduction principle figure in the case of three coordinate systems. It is a flowchart which shows the filter correction
  • FIG. 1A and FIG. 1B are principle diagrams of a forward projection and a back projection method based on a distance drive type
  • FIG. 1C is a schematic diagram of model errors of a forward projection and a back projection method based on a distance drive type.
  • a forward projection / backprojection source point 101 is a pixel 104 having an image 102 (in the drawing) on a scan plane for scanning a scan object.
  • the data related to the pixel 104 in the detector 103 is actually 109 (shown by a dark shadow in the figure), that is, the ray 106 in which the forward projection / backprojection source point 101 passes the outermost side of the pixel 104. It includes a detector area between the intersection point obtained by projection onto the detector and the side end point of the data 108.
  • 109 is a model error in the distance-driven forward projection / backprojection algorithm.
  • the forward projection / backprojection direction (hereinafter sometimes collectively referred to as the projection direction) is a direction in which a ray passing through the pixel 104 starts from the source point 101 of the forward projection / backprojection, and the pixel 104 is Since it is practically very small, the specific position where the ray passes through the pixel 104 is not limited.
  • the center point passing through the pixel 104 can be set.
  • the forward projection / backprojection angle ⁇ is in the vicinity of 0 ° / 90 ° / 180 ° / 270 °
  • the model error is small
  • the forward projection / backprojection angle ⁇ is 45 ° / 135 ° / 225.
  • the model error is large.
  • FIG. 1C is a schematic diagram of model errors in the forward projection and backprojection methods based on the distance driving type, and shows the relationship between the model error and the forward projection / backprojection angle ⁇ .
  • FIGS. 1A and 1B a plane rectangular coordinate system A is established in which the horizontal direction in FIGS. 1A and 1B is the X axis and the vertical direction is the Y axis, and the forward projection / backprojection direction and the X axis forward direction (right in FIGS. 1A and 1B).
  • the angle ⁇ formed by (the direction) is defined as the forward projection / backprojection angle.
  • the counterclockwise direction from the positive X-axis direction can be positive.
  • FIG. 1A shows that the area 109 is small (ie, the model error is small) when the projection angle is near 270 °
  • FIG. 1A shows that the area 109 is small (ie, the model error is small) when the projection angle is near 270 °
  • FIG. 1B shows that the projection angle is near 315 °. If the region 109 is large (ie, the model error is large). If the established planar rectangular coordinate system has a coordinate axis parallel to the pixel boundary, a model error distribution as shown in FIG. 1C can be obtained, and the present invention is not limited to the specific coordinate system established above.
  • FIG. 2 is a module diagram showing a configuration of a CT image generation system including a CT image generation apparatus according to the first embodiment.
  • the CT image generation system 1 includes an X-ray device 10, a detection reception device 20, a data storage device 30, and a CT image generation device 40 according to the present embodiment.
  • the X-ray apparatus 10 scans a scan object using X-rays.
  • the X-ray apparatus 10 is, for example, an X-ray scanner, and the scan target is, for example, a human body.
  • the detection receiver 20 detects and receives the projection of the X-ray.
  • the detection reception device 20 is, for example, an X-ray detector (probe) or the like, and receives X-rays transmitted from the X-ray device 10 and scanned from the scan object.
  • the data storage device 30 stores the received X-ray projection information.
  • the data storage device 30 is realized by, for example, a ROM, RAM, HDD, memory card, or the like.
  • the CT image generation apparatus 40 analyzes projection information obtained by scanning a scan target on a scan plane using X-rays, and generates an image of the scan target.
  • the CT image generation apparatus 40 is realized by, for example, a computer, a single chip microcomputer, a CPU, an MPU, an integrated circuit, or the like. [2-2. CT image generator characteristic module]
  • the CT image generation apparatus 40 allows the general-purpose processing unit 41, the coordinate determination unit 42, the distance drive processing unit 43, and the image information processing unit 44 to be executed by a processor executing a predetermined program. It works as a characteristic function unit. Needless to say, the method of realizing the CT image generation apparatus 40 according to the present embodiment is not limited to this, and can be realized by an integrated circuit using, for example, an FPGA. [2-2-1. General-purpose processing unit]
  • General-purpose processing unit 41 establishes a plurality of coordinate systems on the scan plane. In this embodiment, a situation in which two coordinate systems are established will be described, but a situation in which three or more coordinates are established will be described later.
  • FIG. 3A and 3B are schematic diagrams of each coordinate system in the case of two coordinate systems, of which FIG. 3A shows the same coordinate system 201 as the planar rectangular coordinate system A established in the preceding sentence.
  • a coordinate system is referred to as a reference coordinate system.
  • FIG. 3B shows a coordinate system 202 obtained by rotating the reference coordinate system shown in FIG. 3A by a predetermined angle.
  • a coordinate system is referred to as a rotational coordinate system.
  • the reference coordinate system and the rotational coordinate system are arbitrarily determined for ease of explanation, and are equivalent to each other.
  • an area 203 indicated by a shadow indicates an area of an effective reconstructed image.
  • the depression angle between the coordinate axes of the two coordinate systems established on the scan plane by the general-purpose processing unit 41 is the same, and is 45 degrees. That is, the rotation angle of the rotation coordinate system with respect to the reference coordinate system is 45 degrees (the counterclockwise direction is positive), and two coordinate systems are established in the scan plane (360 degrees) based on the principle of uniform distribution. .
  • the rotation angle of the rotation coordinate system with respect to the reference coordinate system may be other than 45 degrees, and may be any angle selected from a range larger than 0 degrees and smaller than 90 degrees.
  • the coordinate determination unit 42 selects a coordinate system for distance-driven back projection or distance-driven forward projection from a plurality of coordinate systems established by the general-purpose processing unit 41 based on the projection angle.
  • the situation of selecting from two coordinate systems will be described, and the situation of selecting from three or more coordinate systems will be described later.
  • FIG. 4 is a schematic diagram for selecting a coordinate system based on a projection angle in the case of two coordinate systems.
  • the reference coordinate system 201 is used for forward projection / backprojection within the angle range indicated by 301
  • the rotational coordinate system 202 is used for forward projection / backprojection within the angle range indicated by 302. ing.
  • the coordinate determination unit 42 selects a coordinate system having the smallest depression angle between a certain coordinate axis and the projection angle from the coordinate systems 201 and 202 for each projection angle, and performs distance driving back projection or distance driving at the projection angle. Let the coordinate system perform forward projection. Thereby, the model error in the forward projection and the back projection based on the distance driving type can be reduced to the maximum. [2-2-3. Distance driven processing unit]
  • the distance drive processing unit 43 performs distance drive back projection or distance drive forward projection based on the coordinate system selected by the coordinate determination unit 42 according to the projection angle.
  • the distance driving processing unit 43 performs the distance driving forward projection on the projection information of each projection angle based on the coordinate system selected by the coordinate determination unit 42, thereby each coordinate system. Get image information at.
  • the distance drive processing unit 43 performs distance drive forward projection on the image information in each coordinate system corresponding to each projection angle based on the coordinate system selected by the coordinate determination unit 42. By performing, the projection information of the projection angle is acquired.
  • the image information processing unit 44 generates an image of the scan target based on the image information acquired by performing distance-driven back projection on the projection information.
  • the image information processing unit 44 interpolates and adds the image information to the image information in each coordinate system acquired by the distance driving processing unit 43 performing the distance driving back projection. get.
  • the image information processing unit 44 performs interpolation on the image information, and acquires image information in each coordinate system established by the general-purpose processing unit 41.
  • FIG. 5A and FIG. 5B are interpolation principle diagrams in the case of two coordinate systems.
  • Image interpolation between a plurality of (here two) coordinate systems is calculated by the area occupied by the pixels between the coordinate systems.
  • FIG. 5A shows a specific method for acquiring pixels in the reference coordinate system 201 by interpolation calculation of the pixels in the rotating coordinate system 202.
  • the area ratio By calculating the ratio of the area of the overlapping area between the pixels in the defined reference coordinate system and the pixels in the rotating coordinate system (referred to as the area ratio), each area in the rotating coordinate system is calculated using this area ratio. Accumulate weighted covered pixels.
  • the pixel value C (x, y) of the pixel (x, y) (indicated by a shadow in the drawing) of the reference coordinate system 201 obtained by interpolation with respect to the rotating coordinate system 202 can be calculated by Equation 1.
  • Equation 1 ca, cb, cc, and cd are pixel values of the pixel (x, y) in the reference coordinate system and the pixel A, pixel B, pixel C, and pixel D in the rotation coordinate system, as shown in the figure.
  • the ratio of the overlapping area (referred to as the pixel overlapping area) to the pixel area, that is, the pixel overlapping area ratio.
  • A, B, C, and D indicate pixel values of the pixel A, the pixel B, the pixel C, and the pixel D, respectively, in the rotating coordinate system.
  • the same method is used when performing interpolation calculation from the reference coordinate system to the rotating coordinate system.
  • back projection it is necessary to interpolate the images of the respective rotating coordinate systems into the reference coordinate system
  • projection it is necessary to interpolate the images of the reference coordinate system into the respective rotating coordinate systems.
  • FIG. 5B is a specific example of calculating the overlapping area area ratio, and by dividing the pixel block in the reference coordinate system into smaller blocks, the number of blocks entering the pixel in the rotating coordinate system is totaled to calculate the overlap area.
  • the area ratio is shown.
  • the interpolation relation of pixels and the interpolation coefficient that is, the area ratio, are calculated in advance by the processor and stored in the storage device.
  • FIG. 6 is an image accumulation principle diagram in the case of two coordinate systems.
  • the situation that accumulates for two coordinate systems will be described, but the situation that accumulates for three or more coordinate systems is similar.
  • each angle is distributed in different coordinate systems and back projection is performed to generate back projection images in a plurality (here, two) of coordinate systems.
  • An interpolated image 602 is obtained after interpolating the image 601 in the rotating coordinate system 202 with the reference coordinate system by the above-described interpolation method, and further accumulated with the image 603 in the reference coordinate system 201 to obtain a final result image, that is, a scan target.
  • An object image 604 is acquired.
  • the CT image generation method according to the present embodiment analyzes projection information acquired by scanning a scan target on a scan plane using X-rays, and generates an image of the scan target.
  • FIG. 7 is a flowchart of the CT image generation method according to the first embodiment.
  • the CT image generation method according to the present embodiment includes a general-purpose processing step S1 for establishing a plurality of coordinate systems on the scan plane, and a plurality of general-purpose processing steps S1 established based on the projection angle.
  • a coordinate determination step S2 for selecting a coordinate system used for distance-driven backprojection or distance-driven forward projection from the coordinate system, and distance-driven reverse based on the coordinate system selected in the coordinate determination step S2 according to the projection angle.
  • Distance driving processing step S3 for performing projection or distance driving projection, and an image for generating an image of the scan object based on the image information acquired by performing distance driving back projection on the projection information in the distance driving processing step S3 Information processing step S4.
  • 8A and 8B are model error reduction principle diagrams in the case of two coordinate systems. 8A and 8B, the horizontal axis indicates the forward projection / backprojection angle, and the vertical axis indicates the model error.
  • the largest model error portion (45 degrees / 135 degrees / 225 degrees in the single coordinate system shown in FIG. 1C). / Around 315 degrees) is deleted, and the model error in the coordinate system corresponding to each projection angle is reduced. Therefore, as shown in FIG. 8B, the overall combined model error after combining the forward projection / backprojection results of the respective angles is clearly compared with the distance driving model error in the single coordinate system in FIG. 1C. Reduced and retains low model error at each forward / backprojection angle.
  • the forward drive and / or back projection based on the distance drive type is performed using a plurality of image coordinate systems, thereby achieving the distance drive type of the prior art.
  • Model errors in forward projection and backprojection based can be reduced. Thereby, it is possible to improve the reconstruction accuracy of the iterative reconstruction technique and the filtered back projection during the CT image reconstruction, reduce the artifact of the CT image, and improve the actual CT apparatus and the simulation system of the CT apparatus.
  • the second embodiment according to the present invention is based on the first embodiment, and adopts three or more coordinate systems to further reduce the model error and increase the reconstruction accuracy.
  • a different point with respect to 1st embodiment of 2nd embodiment is mainly demonstrated, and the description is abbreviate
  • the portion where the error is large is reduced, and the combined model error becomes smaller as the number of coordinate systems increases.
  • the number of coordinate systems can be selected based on this embodiment.
  • the general-purpose processing unit 41 establishes N (N is an integer of 2 or more) coordinate systems on the scan plane based on the accuracy requirement of the CT image generation device 40 or the CT image generation system 1.
  • N coordinate systems (N is an integer of 2 or more) are established on the scan plane based on the accuracy requirement of the CT image generation method.
  • FIG. 9A is a flowchart showing establishment of a plurality of coordinate systems in the second embodiment
  • FIG. 9B is a schematic diagram showing rotation angles of the respective coordinate systems when a plurality of coordinate systems are established.
  • the process of establishing a plurality of coordinate systems in FIG. 9A is based on the following idea. That is, in the implementation, the selection of the number of coordinate systems uses two coordinate systems at first in general situations, and when two coordinate systems are used, if the accuracy requirement cannot be satisfied, the coordinate system is satisfied until the accuracy requirement is satisfied. Increase the number of. In practice, it is recommended to set the number of coordinate systems to a power of two. Further, after increasing the number of coordinate systems, the result data of the projection and backprojection performed in the reference image coordinate system 201 can be used repeatedly to save a part of calculation time.
  • the rotation angle of the coordinate system when the number K of selected coordinate systems is larger than 2, as shown in FIG. 9B, K ⁇ 1 rotation coordinate systems (second and subsequent in the figure). It is optimal that the X-axis rotation angle of the coordinate system is evenly distributed within the range of 0 ° to 90 °. Of course, other angles may be selected separately. The rotation angle of the coordinate system must not be the same.
  • the depression angles between the coordinate axes of the plurality of coordinate systems established on the scan plane may be the same, and the plurality of coordinate systems are established in the scan plane (360 degrees) according to the principle of uniform distribution. To do.
  • the highest possible accuracy can be achieved with a small number of coordinate systems, the processing burden caused by the coordinate system coupling can be reduced, and the highest possible CT image reconstruction accuracy can be guaranteed.
  • the included angles between the coordinate axes of the plurality of coordinate systems established on the scan plane need not be 0, and the included angles may be different from each other.
  • the coordinate determination unit 42 selects a coordinate system having the smallest depression angle between the coordinate axis and the projection angle from a plurality of coordinate systems, and performs distance-driven forward projection or distance-driven backprojection.
  • the coordinate system to be used Thereby, the model error in the forward projection and the back projection based on the distance driving type can be reduced to the maximum.
  • FIG. 10A, 10B, and 10C are schematic diagrams of each coordinate system in the case of three coordinate systems.
  • FIG. 10A shows a reference coordinate system 204
  • FIG. 10B shows a rotating coordinate system 205 obtained by rotating the reference coordinate system by 30 degrees (counterclockwise is positive)
  • FIG. 10C shows a reference coordinate system of 60 degrees.
  • a rotating coordinate system 206 obtained by rotating (counterclockwise is positive) is shown.
  • FIG. 11 is a schematic diagram for selecting a coordinate system based on the projection angle in the case of three coordinate systems. Similar to the case where two coordinate systems are used, a coordinate system having the smallest depression angle between the coordinate axis and the projection angle is selected from the three coordinate systems and used for distance-driven backprojection or distance-driven forward projection. Coordinate system. As shown in FIG. 11, the angle ranges corresponding to 304, 305, and 306 use coordinate systems 204, 205, and 206, respectively.
  • FIG. 12A and FIG. 12B are interpolation principle diagrams in the case of three coordinate systems.
  • Pixel value C 21 (x, y) can be calculated.
  • the pixel value C 22 (x, y) of the pixel (x, y) (shown by a shadow in the figure) of the reference coordinate system 204 obtained by interpolation with respect to the rotating coordinate system 206 according to Equation 3. Can be calculated.
  • ca, cb, cc, and cd are pixel superpositions of the pixel (x, y) in the reference coordinate system and the pixel A, pixel B, pixel C, and pixel D in the rotation coordinate system, as shown in the figure.
  • the ratio of the area of the area to the pixel area that is, the ratio of the pixel overlap area is shown.
  • A, B, C, and D indicate pixel values of the pixel A, the pixel B, the pixel C, and the pixel D, respectively, in the rotating coordinate system.
  • the result of interpolation of the coordinate systems 205 and 206 and the image of the coordinate system 204 are accumulated in the distance-driven backprojection to obtain the final result.
  • the accumulated value I m (x, y) can be calculated by Equation 4.
  • I m (x, y) C 1 (x, y) + C 21 (x, y) + C 22 (x, y) (4)
  • C 1 (x, y) is reconstructed image data of the coordinate system 204
  • C 21 (x, y) and C 22 (x, y) are the coordinate system 2 and the coordinate system 3 in the coordinate system 1, respectively.
  • Interpolated image data is reconstructed image data of the coordinate system 204
  • C 21 (x, y) and C 22 (x, y) are the coordinate system 2 and the coordinate system 3 in the coordinate system 1, respectively.
  • 13A and 13B are model error reduction principle diagrams in the case of three coordinate systems.
  • the horizontal axis indicates the forward projection / backprojection angle
  • the vertical axis indicates the model error.
  • FIGS. 13A and 13B when three coordinate systems are selected for different forward projection / backprojection angles, the total combined model error after combining the results of each forward / backprojection is as shown in FIG. 1C. Is clearly reduced with respect to the distance driving model error in the single coordinate system in FIG. 8B, and further reduced with respect to the distance driving model error in the two coordinate systems shown in FIG. Both retain low model errors. [4. Third Embodiment]
  • the first and second embodiments are applied to filtered back projection and iterative reconstruction in CT image reconstruction.
  • differences from the first and second embodiments of the third embodiment will be mainly described, and description of the same or similar points as those of the first and second embodiments will be omitted.
  • back projection back projection operations at different angles are calculated in different coordinate systems, and finally image results in different coordinate systems are interpolated and accumulated in the final image information.
  • the coordinate determination unit 42 determines, from the plurality of coordinate systems established by the general-purpose processing unit 41, according to the respective projection angles on the projection plane. A coordinate system for performing distance-driven backprojection on the projection information of the projection angle is selected, and the distance drive processing unit 43 converts the projection information of each projection angle based on the coordinate system selected by the coordinate determination unit 42. Image information in each coordinate system is acquired by performing distance-driven back projection on the image, and the image information processing unit 44 acquires image information by interpolating and adding to the image information in each coordinate system, An image of the scan target is generated based on the acquired image information.
  • the present invention when the present invention is applied to the filter-corrected back projection for CT image reconstruction, in the coordinate determination step S2, from the plurality of coordinate systems established in the general-purpose processing step S1, according to the respective projection angles on the projection plane. , A coordinate system for performing distance-driven backprojection on the projection information of the projection angle is selected. In the distance drive processing step, 3 is selected based on the coordinate system selected in the coordinate determination step 2. Image information in each coordinate system is acquired by performing distance-driven backprojection on the projection information, and in image information processing step 4, the image information is interpolated and added to the image information in each coordinate system. An image of the scan target is generated based on the acquired image information.
  • FIG. 14 is a flowchart of the filter-corrected back projection process according to the third embodiment.
  • data filtering is performed on CT projection data (projection information)
  • back projection is performed, and finally a CT image is generated based on the result of back projection.
  • back projection in step 701, parameters such as the number of coordinate systems and rotation angles are initialized.
  • a coordinate system is established based on the parameters, and an initial reset image corresponding to each coordinate system is set.
  • an interpolation coefficient between the image pixel in each rotating coordinate system and the image pixel in the reference coordinate system is calculated.
  • step 705 a coordinate system having the smallest depression angle between the projection angle and the coordinate axis is selected and set as a back projection coordinate system of the angle projection data.
  • step 706 back projection is performed in the selected coordinate system, and the result is accumulated in an image corresponding to the selected coordinate system.
  • step 707 the corresponding backprojection images in all coordinate systems are interpolated and accumulated in the images in the reference coordinate system.
  • step 702 corresponds to the general processing step S1 of the present invention
  • step 705 corresponds to the coordinate determination step S2 of the present invention
  • step 706 corresponds to the distance driving process of the present invention.
  • step S3 corresponds to step S3
  • step 707 corresponds to image information processing step S4 of the present invention.
  • the reprojection is performed by repeating at least one forward projection-backprojection. Increase configuration accuracy.
  • projection information is obtained by performing distance-driven forward projection on image information obtained by distance-driven backprojection, and then image information obtained by distance-driven forward projection.
  • Image information is acquired by performing distance-driven backprojection.
  • the image information processing unit 44 When performing distance driving projection on the image information acquired by distance driving back projection, the image information processing unit 44 performs interpolation on the image information, thereby acquiring image information in each coordinate system, and coordinates
  • the confirmation unit 42 selects a coordinate system for performing distance drive projection on the image information of the projection angle from a plurality of coordinate systems established by the general-purpose processing unit 41 according to each projection angle on the projection plane. Then, the distance drive processing unit 43 performs distance drive projection on the image information in the coordinate system of each projection angle based on the coordinate system selected by the coordinate determination unit 42, thereby projecting the projection information of the projection angle. And the projection information is acquired by collecting the projection information of each projection angle.
  • step S4 when performing distance driving forward projection on image information acquired by distance driving back projection, image information is interpolated in step S4, thereby acquiring image information in each coordinate system.
  • coordinate determination step S2 according to each projection angle on the projection plane, distance-driven forward projection is performed on the image information of the projection angle from the plurality of coordinate systems established in the general-purpose processing step S1.
  • the distance drive processing step S3 a coordinate system is selected, and based on the coordinate system selected in the coordinate determination step S2, the distance drive forward projection is performed on the image information in the coordinate system at each projection angle.
  • the projection information of the projection angles is acquired, and the projection information is acquired by collecting the projection information of each projection angle.
  • FIG. 15 is a flowchart showing the projection processing according to the third embodiment.
  • CT projection data projection information
  • CT image data image information
  • step 801 parameters such as the number of coordinate systems and the rotation angle are initialized.
  • step 802 a coordinate system is established based on the parameters, and an image corresponding to each coordinate system is set.
  • step 803 an interpolation coefficient between the image pixel in each coordinate system and the image pixel in the reference coordinate system is calculated.
  • an image in each coordinate system is obtained by interpolating an image in each coordinate system, that is, an input image in the reference coordinate system, from the first image using an interpolation method.
  • step 806 a coordinate system is selected based on the projection angle, and a coordinate system having the smallest depression angle between the projection angle and the coordinate axis is set as a coordinate system for forward projection of the angle.
  • step 807 distance drive forward projection is performed in the selected coordinate system.
  • step 808 the process ends.
  • step 802 corresponds to the general-purpose processing step S1 of the present invention
  • step 806 corresponds to the coordinate determination step S2 of the present invention
  • step 807 corresponds to the distance drive processing step S3 of the present invention
  • step 804 corresponds to the image information processing step S4 of the present invention.
  • a sinogram for storing and managing projection data
  • coordinate system parameters number, rotation angle, etc.
  • coordinate system image pixels Coordinate system for storing / managing interpolation coefficients and interpolation coefficients, images corresponding to each coordinate system for storing / managing images corresponding to the respective coordinate systems, and input (for projection) / output (for back projection) )
  • An input / output result image for storing and managing the result image can be stored in a format such as
  • the CT image generation system 1 of the present invention may further include a user interface module that provides a data interface for display, an image printer, and the like. Thereby, the user can easily acquire data such as the image of the scan target generated from the CT image generation apparatus 40 or the CT image generation system 1 of the present invention.

Abstract

　Ｘ線を用いてスキャン対象物をスキャン平面上にスキャンして取得した投影情報を分析し、前記スキャン対象物の画像を生成するＣＴ画像生成装置であって、スキャン平面上に複数の座標系を確立する汎用処理ユニットと、投影角度に基づいて、複数の座標系から距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影に用いられる座標系を選択する座標確定ユニットと、投影角度に応じて、選択された座標系に基づいて距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影を行なう距離駆動処理ユニットと、投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで取得した画像情報に基づいて、スキャン対象物の画像を生成する画像情報処理ユニットと、を含む。

Description

ＣＴ画像生成装置及び方法、ＣＴ画像生成システム
　本発明はＣＴ画像生成装置及び方法、ＣＴ画像生成システムに関し、特に投影、逆投影を使用してＣＴ画像を再構成するＣＴ画像生成装置及び方法、ＣＴ画像生成システムに関する。
　Ｘ線コンピュータ断層撮影（ＣＴ）技術はすでに人体検査に幅広く使用されており、ＣＴ画像は疾病診断に対する根拠として３０年の歴史があり、ＣＴ画質の改善と画像アーティファクト（ａｒｔｉｆａｃｔ）の低減はＣＴ画像再構成アルゴリズムの研究と臨床において従来から重要な課題であった。
ＣＴ画像再構成アルゴリズムには一般的にフィルタ補正逆投影アルゴリズム、画像反復再構成アルゴリズムおよび代数的画像再構成アルゴリズムが含まれる。そのうち、フィルタ補正逆投影アルゴリズムはＣＴ画像再構成の主流であり、現在のＣＴ製品において幅広く応用されている。フィルタ補正逆投影アルゴリズムにおいて、実際スキャンして取得した投影データに対してフィルタ補正逆投影を行ない、これにより画像データを取得する。
　しかしながら、フィルタ補正逆投影アルゴリズムにおいて、画像を再構成する投影データはノイズによる干渉を受けていないと仮定しているが、実際に、ノイズは投影データに伴って常に存在する。特に低放射線量スキャンの場合、ノイズは顕著になるため、高画質のＣＴ画像を取得することが難くなる。しかし、臨床診療の発展に伴いＣＴの臨床応用範囲が広がり、従来に比べ非常に高度なレベルに達している。このような新しい情勢の背景下で、業界ではＣＴ使用時の安全性を考慮して、新たに高い画質が求められている。これによりフィルタ補正逆投影アルゴリズムは新しい需要を満たすことが難しくなり、中低レベルの臨床応用に使われることが多い。
　上述の新たな需要に対して、ハイレベルの臨床応用において、反復再構成アルゴリズムの研究が注目を集めている。画像反復再構成アルゴリズムは電子ノイズとその他の物理要素による画像アーティファクトを上手く処理することで、画像の情報を保証し、検査時の放射線量を低減することができる。しかし、膨大な計算量と高い計算コストが原因で、実際のＣＴ製品において一度も幅広く応用されることはなかったが、コンピュータ技術の迅速な発展に伴い、反復再構成アルゴリズムが実際の製品に応用されることは可能となり、ＣＴ画質を改善し、画像アーティファクトを低減すると同時に、投影に必要な放射線量を低減することが可能となった。また、医療・健康の増進に伴い、ＣＴ診断中のＸ線放射の人体健康に及ぼす影響がますます重視され、低放射線量ＣＴはすでにＣＴ発展の潮流になっている。従って、反復再構成アルゴリズムはますます注目を浴びており、重要な研究課題になっている。反復再構成アルゴリズムには、主に複数回ループにおける反復の投影と逆投影プロセスが含まれる。
　従来のフィルタ補正逆投影アルゴリズムにおいて、主なプロセスは逆投影プロセスであり、従来の画素駆動型（Ｐｉｘｅｌ－Ｄｒｉｖｅｎ）などの逆投影方法を利用するとモデル誤差が大きくなる。そのため、アーティファクトを低減し、画質を改善する新しい逆投影方法が研究されている。
　他方、注目を浴びている反復再構成アルゴリズムにおいて、従来の、例えば、線束駆動型（Ｒａｙ－Ｄｒｉｖｅｎ）、画素駆動型（Ｐｉｘｅｌ－Ｄｒｉｖｅｎ）に基づく投影と逆投影方法はモデル誤差が大きく、反復再構成アルゴリズムにおける投影と逆投影プロセスに応用すると、アルゴリズムを高精度に収束させることが難しい。
　上述の状況を踏まえて、多くの新しい投影と逆投影方法が研究・提案され、従来のフィルタ補正逆投影アルゴリズム、特に注目を浴びている反復再構成アルゴリズムに利用されている。そのうち、最も典型的なのは距離駆動型（Ｄｉｓｔａｎｃｅ－Ｄｒｉｖｅｎ）とセパラブルフットプリント法（Ｓｅｐａｒａｂｌｅ　Ｆｏｏｔｐｒｉｎｔ）の方法である。距離駆動型では画素ブロックの二つの中線交点を投影点とし、線束駆動型と画素駆動型の方法よりもさらに高いモデル精度が得られる。
　しかしながら、距離駆動型に基づく投影と逆投影方法においては、幾つかの投影／逆投影の角度範囲において、モデル誤差が依然として大きく、再構成後の画質に対して相変わらず大きい影響を与えるという技術問題が存在する。
　従来技術における上述の技術問題を踏まえ、本発明は、投影と逆投影のモデル誤差を低減し、反復再構成アルゴリズム、およびフィルタ補正逆投影アルゴリズムにも利用可能な、アーティファクトを低減することができるＣＴ画像生成装置及び方法、ＣＴ画像生成システムを提供することを目的とする。
　従来技術における上述の技術問題を解決するために、本発明はＣＴ画像生成装置を提供し、当該ＣＴ画像生成装置は、Ｘ線を用いてスキャン対象物をスキャン平面上でスキャンして取得した投影情報を分析し、前記スキャン対象物の画像を生成するＣＴ画像生成装置であって、スキャン平面上に複数の座標系を確立する汎用処理ユニットと、投影角度に基づいて、前記複数の座標系から距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影に用いられる座標系を選択する座標確定ユニットと、前記投影角度に応じて、選択された座標系に基づいて距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影を行なう距離駆動処理ユニットと、投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで取得した画像情報に基づいて前記スキャン対象物の画像を生成する画像情報処理ユニットと、を含む。
　また、本発明はさらにＣＴ画像生成方法を提供し、当該画像生成方法は、Ｘ線を用いてスキャン対象物をスキャン平面上でスキャンして取得した投影情報を分析し、前記スキャン対象物の画像を生成するＣＴ画像生成方法であって、スキャン平面上に複数の座標系を確立する汎用処理ステップと、投影角度に基づいて、前記複数の座標系から距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影に用いられる座標系を選択する座標確定ステップと、前記投影角度に応じて、選択された座標系に基づいて距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影を行なう距離駆動処理ステップと、投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで取得した画像情報に基づいて前記スキャン対象物の画像を生成する画像情報処理ステップと、を含む。
　本発明のＣＴ画像生成装置及び方法によると、複数の画像座標系を使用して距離駆動に基づく順投影および／あるいは逆投影を行なうことによって、従来技術の距離駆動型に基づく順投影と逆投影におけるモデル誤差を減少することができる。これにより、ＣＴ画像再構成における反復再構成技術とフィルタ補正逆投影技術の再構成精度を高め、ＣＴ画像のアーティファクトを低減させ、実際のＣＴ装置及びＣＴ装置のシミュレーションシステムを改善することができる。
　本発明のＣＴ画像生成装置において、前記汎用処理ユニットが前記スキャン平面上に確立した前記複数の座標系のそれぞれの座標軸の相互間の夾角は同じであってもよい。
　また、本発明のＣＴ画像生成方法において、前記汎用処理ステップが前記スキャン平面上に確立した前記複数の座標系のそれぞれの座標軸の相互間の夾角は同じであってもよい。
　上述のＣＴ画像生成装置及び方法によると、均等分布の原則でスキャン平面上に複数の座標系を確立することで、少ない座標系でできるだけ高い精度に達することができる。これにより、座標系の結合によってもたらした処理負担を減少し、できるだけ高いＣＴ画像再構成精度を保証することができる。
　本発明のＣＴ画像生成装置において、前記汎用処理ユニットは前記スキャン平面上にそれぞれの座標軸の相互間の夾角が４５度である二つの座標系を確立してもよい。
　また、本発明のＣＴ画像生成方法において、前記汎用処理ステップでは前記スキャン平面上にそれぞれの座標軸の相互間の夾角が４５度である二つの座標系を確立してもよい。
　上述のＣＴ画像生成装置及び方法によると、均等分布の原則でスキャン平面上に二つの座標系を確立することで、少ない座標系でできるだけ高い精度に達することができる。これにより、座標系の結合によってもたらした処理負担を減少し、高いＣＴ画像再構成精度を保証することができる。
　本発明のＣＴ画像生成装置において、前記汎用処理ユニットは前記ＣＴ画像生成装置の精度要求に基づいて、スキャン平面上にＮ個（２以上の整数）の座標系を確立してもよい。
　また、本発明のＣＴ画像生成方法において、前記汎用処理ステップでは前記ＣＴ画像生成装置の精度要求に基づいて、スキャン平面上にＮ個（２以上の整数）の座標系を確立してもよい。
　上述のＣＴ画像生成装置及び方法によると、精度要求に基づいて座標系の数を確定する。これにより、精度要求を満たす前提でできるだけ少ない座標系を選択し、座標系の結合によってもたらした処理負担を減少し、求められたＣＴ画像再構成精度を保証することができる。
　本発明のＣＴ画像生成装置において、前記座標確定ユニットは前記複数の座標系から座標軸と前記投影角度との間の夾角が最も小さい座標系を選択して、距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影に用いられる座標系としてもよい。
　また、本発明のＣＴ画像生成方法において、前記座標確定ステップでは前記複数の座標系から座標軸と前記投影角度との間の夾角が最も小さい座標系を選択して、距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影に用いられる座標系としてもよい。
　上述のＣＴ画像生成装置及び方法によると、投影角度と座標軸との間の夾角が最も小さくなるように座標系を選択する。これにより、距離駆動型に基づく順投影と逆投影におけるモデル誤差を最大限に減少することができる。
　本発明のＣＴ画像生成装置において、前記座標確定ユニットは前記投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、前記複数の座標系から、当該投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうための座標系を選択し、前記距離駆動処理ユニットは前記座標確定ユニットによって選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことでそれぞれの座標系での画像情報を取得し、前記画像情報処理ユニットはそれぞれの座標系での画像情報に対して補間して加算することで画像情報を取得し、取得した画像情報に基づいて前記スキャン対象物の画像を生成してもよい。
　また、本発明のＣＴ画像生成方法において、前記座標確定ステップでは前記投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、前記複数の座標系から、当該投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうための座標系を選択し、前記距離駆動処理ステップでは前記座標確定ステップで選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことでそれぞれの座標系での画像情報を取得し、前記画像情報処理ステップではそれぞれの座標系での画像情報に対して補間して加算することで画像情報を取得し、取得した画像情報に基づいて前記スキャン対象物の画像を生成してもよい。
　上述のＣＴ画像生成装置及び方法によると、複数の画像座標系を使用して距離駆動型に基づく逆投影を行なうことで、従来技術の距離駆動型に基づく逆投影におけるモデル誤差を減少することができる。
　本発明のＣＴ画像生成装置において、前記画像情報処理ユニットは画像情報に対して補間を行ない、これによりそれぞれの座標系での画像情報を取得し、前記座標確定ユニットは前記投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、前記複数の座標系から、当該投影角度の画像情報に対して距離駆動順投影を行なうための座標系を選択し、前記距離駆動処理ユニットは前記座標確定ユニットによって選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の当該座標系での画像情報に対して距離駆動順投影を行なうことで当該投影角度の投影情報を取得し、それぞれの投影角度の投影情報を集めることで投影情報を取得してもよい。
　また、本発明のＣＴ画像生成方法において、前記画像情報処理ステップでは画像情報に対して補間を行ない、これによりそれぞれの座標系での画像情報を取得し、前記座標確定ステップでは前記投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、前記複数の座標系から、当該投影角度の画像情報に対して距離駆動投影を行なうための座標系を選択し、前記距離駆動処理ステップでは前記座標確定ステップで選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の当該座標系での画像情報に対して距離駆動順投影を行なうことで当該投影角度の投影情報を取得し、それぞれの投影角度の投影情報を集めることで投影情報を取得してもよい。
　上述のＣＴ画像生成装置及び方法によると、複数の画像座標系を使用して距離駆動型に基づく投影を行なうことで、従来技術の距離駆動型に基づく投影におけるモデル誤差を減少することができる。
　本発明のＣＴ画像生成装置において、当該ＣＴ画像生成装置は少なくとも一回の順投影－逆投影の反復を行ない、前記順投影－逆投影の反復において、先ず、距離駆動逆投影によって取得した画像情報に対して距離駆動順投影を行なうことで投影情報を取得し、その後、距離駆動順投影によって取得した投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで画像情報を取得してもよい。
　また、本発明のＣＴ画像生成方法において、当該ＣＴ画像生成方法においては少なくとも一回の順投影－逆投影の反復を行ない、前記順投影－逆投影の反復において、先ず、距離駆動逆投影によって取得した画像情報に対して距離駆動投影を行なうことで投影情報を取得し、その後、距離駆動順投影によって取得した投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで画像情報を取得してもよい。
　上述のＣＴ画像生成装置及び方法によると、複数の画像座標系を使用して距離駆動型に基づく順投影と逆投影から構成された反復再構成を行なうことで、従来技術の距離駆動型に基づく順投影と逆投影から構成された反復再構成におけるモデル誤差を減少することができる。これにより、ＣＴ画像再構成において現在注目を浴びている反復再構成技術の再構成精度を高め、さらにＣＴ画像のアーティファクトを低減させ、実際のＣＴ装置及びＣＴ装置のシミュレーションシステムをさらに改善することができる。
　また、本発明はさらにＣＴ画像生成システムを提供し、当該ＣＴ画像生成システムは、Ｘ線を用いてスキャン対象物をスキャンするＸ線装置と、前記Ｘ線の投影を検出して受信する検出受信装置と、受信したＸ線の投影情報を記憶するデータ記憶装置と、本発明のＣＴ画像生成装置と、を備える。
　本発明のＣＴ画像生成システムによると、複数の画像座標系を使用して距離駆動型に基づく順投影および／あるいは逆投影を行なうことで、従来技術の距離駆動に基づく順投影と逆投影におけるモデル誤差を減少することができる。これにより、ＣＴ画像再構成における反復再構成技術とフィルタ補正逆投影技術の再構成精度を高め、ＣＴ画像のアーティファクトを低減することができる。
距離駆動型に基づく順投影と逆投影法の原理図である。 距離駆動型に基づく順投影と逆投影法の原理図である。 距離駆動型に基づく順投影と逆投影法のモデル誤差略図ある。 本発明の第一の実施形態に係わるＣＴ画像生成装置を備えたＣＴ画像生成システムの構成を示すモジュール図である。 二つの座標系の場合の各座標系の略図である。 二つの座標系の場合の各座標系の略図である。 二つの座標系の場合、投影角度に基づいて座標系を選択する略図である。 二つの座標系の場合の補間原理図である。 二つの座標系の場合の補間原理図である。 二つの座標系の場合の画像累積原理図である。 第一の実施形態に係わるＣＴ画像生成方法を示すフローチャートである。 二つの座標系の場合のモデル誤差低減原理図である。 二つの座標系の場合のモデル誤差低減原理図である。 本発明の第二の実施形態において複数の座標系の確立を示すフローチャートである。 複数の座標系を確立する場合の各座標系の回転角度を示す略図である。 三つの座標系の場合の各座標系の略図である。 三つの座標系の場合の各座標系の略図である。 三つの座標系の場合の各座標系の略図である。 三つの座標系の場合、投影角度に基づいて座標系を選択する略図である。 三つの座標系の場合の補間原理図である。 三つの座標系の場合の補間原理図である。 三つの座標系の場合のモデル誤差低減原理図である。 三つの座標系の場合のモデル誤差低減原理図である。 本発明の第三の実施形態に係わるフィルタ補正逆投影処理を示すフローチャートである。 第三の実施形態に係わる投影処理を示すフローチャートである。
　以下、図面に基づいて本発明の具体的な実施形態について詳しく説明する。以下で詳しく説明する具体的な実施形態は本発明の内容を理解するためのものであり、本発明を限定するものではない。
[１．モデル誤差]
　まず、距離駆動型に基づく順投影と逆投影法の原理及びそのモデル誤差について説明する。図１Ａと図１Ｂは距離駆動型に基づく順投影と逆投影法の原理図で、図１Ｃは距離駆動型に基づく順投影と逆投影法のモデル誤差略図ある。
　図１Ａと図１Ｂに示すように、距離駆動順投影／逆投影法において、スキャン対象物をスキャンするスキャン平面上に、順投影／逆投影のソースポイント１０１が画像１０２のある画素１０４（図においては影付き四方形で示す画素）の二つの中線交点１０７を通過して形成された二本の射線１０５を検出器１０３に投影して得られた二つの交点間のデータ１０８を、対応する検出器１０３において当該画素１０４に関連するデータ（図においては薄い影で示す）とする。
　しかしながら、実際に検出器１０３において当該画素１０４に関連するデータはさらに１０９（図においては濃い影で示す）、即ち順投影／逆投影のソースポイント１０１が画素１０４の最も外側を通過する射線１０６を検出器に投影して得られた交点とデータ１０８の当該側端点との間の検出器区域を含む。ここで、１０９は距離駆動順投影／逆投影アルゴリズムにおけるモデル誤差である。
　以下、上述のモデル誤差について詳しく分析する。まず、画素境界と平行する座標軸を有する平面直角座標系を確立し、順投影／逆投影方向と座標軸とが形成する角度θを順投影／逆投影角度（以下では投影角度と総称することもある）とする。ここで、順投影／逆投影方向（以下では投影方向と総称することもある）は順投影／逆投影のソースポイント１０１を起点として画素１０４を通過する射線が形成する方向であり、画素１０４は事実上非常に小さいため、当該射線が画素１０４を通過する具体的な位置については限定しない。例えば、画素１０４を通過する中心点と設定することができる。そのうち、順投影／逆投影角度θが０°／９０°／１８０°／２７０°付近にある場合は、モデル誤差が小さく、逆に、順投影／逆投影角度θが４５°／１３５°／２２５°／３１５°付近にある場合は、モデル誤差が大きい。図１Ｃは距離駆動型に基づく順投影と逆投影法のモデル誤差略図あり、モデル誤差と順投影／逆投影角度θとの関係を示す。
　上述のモデル誤差分布について例を挙げながら詳しく説明する。まず、図１Ａ、図１Ｂにおける左右方向をＸ軸とし、上下方向をＹ軸とする平面直角座標系Ａを確立し、順投影／逆投影方向とＸ軸正方向（図１Ａ、図１Ｂにおける右方向に設定する）とが形成する角度θを順投影／逆投影角度とする。例えば、Ｘ軸正方向から反時計回り方向を正とすることができる。上述の平面直角座標系Ａにおいて、図１Ａは、投影角度が２７０°付近にある場合、区域１０９が小さい（即ちモデル誤差が小さい）ことを示し、図１Ｂは、投影角度が３１５°付近にある場合、区域１０９が大きい（即ちモデル誤差が大きい）ことを示す。確立された平面直角座標系が画素境界と平行する座標軸を有すれば、いずれも図１Ｃに示すようなモデル誤差分布が得られ、上述で確立された具体的な座標系に限定されない。
[２．第一の実施形態]
　以下、図面に基づいて本発明の第一の実施形態に係わるＣＴ画像生成装置及び方法、および当該ＣＴ画像生成装置を備えたＣＴ画像生成システムについて詳しく説明する。
[２－１．ＣＴ画像生成装置を備えたＣＴ画像生成システムの構成]
　図２は第一の実施形態に係わるＣＴ画像生成装置を備えたＣＴ画像生成システムの構成を示すモジュール図である。図２に示すように、ＣＴ画像生成システム１はＸ線装置１０、検出受信装置２０、データ記憶装置３０および本実施形態に係わるＣＴ画像生成装置４０を備える。
　Ｘ線装置１０はＸ線を用いてスキャン対象物をスキャンする。そのうち、Ｘ線装置１０は例えばＸ線スキャナーであり、スキャン対象物は例えば人体である。
　検出受信装置２０は前記Ｘ線の投影を検出して受信する。そのうち、検出受信装置２０は例えばＸ線検出器（プローブ）等であり、Ｘ線装置１０から送信され且つスキャン対象物をスキャンしたＸ線を受信する。
　データ記憶装置３０は受信したＸ線の投影情報を記憶する。そのうち、データ記憶装置３０は例えばＲＯＭ、ＲＡＭ、ＨＤＤ、メモリカードなどによって実現する。
　本実施形態に係わるＣＴ画像生成装置４０はＸ線を用いてスキャン対象物をスキャン平面上にスキャンして得られた投影情報を分析し、前記スキャン対象物の画像を生成する。そのうち、ＣＴ画像生成装置４０は例えばコンピュータ、シングルチップマイクロコンピュータあるいはＣＰＵ、ＭＰＵ、集積回路等によって実現する。
[２－２．ＣＴ画像生成装置の特性モジュール]
　以下、引き続き図２に基づいて本実施形態に係わるＣＴ画像生成装置４０の特性モジュールについて説明する。
　本実施形態に係わるＣＴ画像生成装置４０は、例えば、プロセッサーが予め決められたプログラムを実行することで、汎用処理ユニット４１、座標確定ユニット４２、距離駆動処理ユニット４３、および画像情報処理ユニット４４のような特性機能ユニットとして作動する。当然ながら、本実施形態に係わるＣＴ画像生成装置４０の実現方法はこれに限らず、例えばＦＰＧＡ等を利用して集積回路によって実現することも可能である。
[２－２－１．汎用処理ユニット]
　汎用処理ユニット４１はスキャン平面上に複数の座標系を確立する。本実施形態においては、二つの座標系を確立する状況について説明するが、三つ以上の座標を確立する状況については後で説明する。
　図３Ａと図３Ｂは二つの座標系の場合の各座標系の略図であり、そのうち、図３Ａは前文で確立した平面直角座標系Ａと同じ座標系２０１を示す。以下、このような座標系を基準座標系と称する。図３Ｂは図３Ａで示した基準座標系を所定角度に回転させて得られた座標系２０２を示す。以下、このような座標系を回転座標系と称する。ここで、基準座標系と回転座標系は説明を容易にするために任意に決定したもので、それらの間は等価である。また、図において、影で表示した区域２０３は有効な再構成画像の区域を示す。
　図３Ａと図３Ｂに示すように、汎用処理ユニット４１がスキャン平面上に確立した二つの座標系の各座標軸の相互間の夾角は同じであり、４５度である。即ち、回転座標系の基準座標系に対する回転角度は４５度（反時計回り方向を正とする）であり、均等分布の原則に基づいてスキャン平面（３６０度）内で二つの座標系を確立する。これにより、できるだけ少ない座標系で高い精度に達し、座標系の結合によってもたらした処理負担を低減し、高いＣＴ画像再構成精度を保証することができる。当然ながら、回転座標系の基準座標系に対する回転角度は４５度以外でもよく、０度より大きく且つ９０度より小さい範囲から選択されたいずれの角度であってよい。
[２－２－２．座標確定ユニット]
　座標確定ユニット４２は投影角度に基づいて、汎用処理ユニット４１によって確立された複数の座標系から距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影のための座標系を選択する。本実施形態においては、二つの座標系から選択する状況について説明し、三つ以上の座標系から選択する状況については後で説明する。
　図４は二つの座標系の場合、投影角度に基づいて座標系を選択する略図である。図４に示すように、３０１の示す角度範囲内の順投影／逆投影には基準座標系２０１が使用され、３０２の示す角度範囲内の順投影／逆投影には回転座標系２０２が使用されている。
　座標確定ユニット４２はそれぞれの投影角度に対して、座標系２０１、２０２からある座標軸と投影角度との間の夾角が最も小さい座標系を選択して、当該投影角度において距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影を行なう座標系とする。これにより、距離駆動型に基づく順投影と逆投影におけるモデル誤差を最大限に減少させることができる。
[２－２－３．距離駆動処理ユニット]
　距離駆動処理ユニット４３は投影角度に応じて、座標確定ユニット４２によって選択された座標系に基づいて距離駆動逆投影または距離駆動順投影を行なう。
　そのうち、距離駆動逆投影において、距離駆動処理ユニット４３は座標確定ユニット４２によって選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の投影情報に対して距離駆動順投影を行なうことで、各座標系での画像情報を取得する。また、距離駆動順投影において、距離駆動処理ユニット４３は座標確定ユニット４２によって選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度に対応する各座標系での画像情報に対して距離駆動順投影を行なうことで、当該投影角度の投影情報を取得する。
[２－２－４．画像情報処理ユニット]
　画像情報処理ユニット４４は投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで取得した画像情報に基づいて、前記スキャン対象物の画像を生成する。
　そのうち、距離駆動逆投影において、画像情報処理ユニット４４は距離駆動処理ユニット４３が距離駆動逆投影を行なうことで取得した各座標系での画像情報に対して補間して加算することで画像情報を取得する。また、距離駆動順投影において、画像情報処理ユニット４４は画像情報に対して補間を行ない、汎用処理ユニット４１によって確立された各座標系での画像情報を取得する。
　以下、画像情報処理ユニット４４によって行なわれる補間処理について具体的に説明する。図５Ａと図５Ｂは二つの座標系の場合での補間原理図である。複数（ここでは二つ）の座標系の間の画像補間は、座標系間の画素の占める面積によって計算される。図５Ａは回転座標系２０２の画素を補間計算して基準座標系２０１における画素を取得する具体的な方法を示す。定められた基準座標系のある画素と回転座標系の画素との重合区域の面積の比率関係（面積比率とする）を計算することで、この面積比率を利用して回転座標系でのそれぞれのカバーされた画素を重み付き累積する。例えば、式１により回転座標系２０２に対する補間によって得られた基準座標系２０１の画素（ｘ、ｙ）（図において影で示す）の画素値Ｃ（ｘ、ｙ）を計算することができる。
Ｃ（ｘ、ｙ）＝ｃａ×Ａ＋ｃｂ×Ｂ＋ｃｃ×Ｃ＋ｃｄ×Ｄ　　　　（１）
　式１において、ｃａ、ｃｂ、ｃｃ、ｃｄは図に示すように、基準座標系での画素（ｘ、ｙ）と回転座標系での画素Ａ、画素Ｂ、画素Ｃ、画素Ｄとの画素の重合区域の面積（画素重合区域面積とする）が画素面積に占める比率、即ち画素重合区域面積比率を示す。また、式において、Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄはそれぞれ回転座標系での画素Ａ、画素Ｂ、画素Ｃ、画素Ｄの画素値を示す。
　また、基準座標系を回転座標系に補間計算する場合も同じ方法が用いられる。逆投影においては、それぞれの回転座標系の画像を基準座標系に補間計算する必要があり、投影においては、基準座標系の画像をそれぞれの回転座標系に補間計算する必要がある。
図５Ｂは重合区域面積比率を計算する具体例であり、基準座標系での画素ブロックをさらに小さいブロックに細かく区画することで、回転座標系での画素に入るブロック数を合計して重合区域の面積比率を示す。実施形態において、画素の補間関係および補間係数即ち面積比率はプロセッサーによって予め計算して記憶装置に記憶させる。
以下、引き続き画像情報処理ユニット４４の処理について説明する。図６は二つの座標系の場合の画像累積原理図である。本実施形態において、二つの座標系に対して累積する状況について説明するが、三つ以上の座標系に対して累積する状況も類似する。上述のように、逆投影において、それぞれの角度は異なる座標系に分布して逆投影を行ない、複数（ここでは二つ）の座標系での逆投影画像を生成する。上述の補間方法によって回転座標系２０２での画像６０１を基準座標系に補間した後補間画像６０２を取得し、さらに基準座標系２０１での画像６０３と累積して最終的な結果画像、即ちスキャン対象物の画像６０４を取得する。
[２－３．ＣＴ画像生成方法のプロセス]
　以下、図面に基づいて本実施形態に係わるＣＴ画像生成方法について説明する。本実施形態に係わるＣＴ画像生成方法は、Ｘ線を用いてスキャン対象物をスキャン平面上にスキャンして取得した投影情報を分析し、前記スキャン対象物の画像を生成する。
　図７は第一の実施形態に係わるＣＴ画像生成方法のフローチャートである。図７に示すように、本実施形態に係わるＣＴ画像生成方法は、スキャン平面上に複数の座標系を確立する汎用処理ステップＳ１と、投影角度に基づいて、汎用処理ステップＳ１で確立された複数の座標系から、距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影に用いられる座標系を選択する座標確定ステップＳ２と、投影角度に応じて、座標確定ステップＳ２で選択された座標系に基づいて距離駆動逆投影あるいは距離駆動投影を行なう距離駆動処理ステップＳ３と、距離駆動処理ステップＳ３で投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで取得した画像情報に基づいて、スキャン対象物の画像を生成する画像情報処理ステップＳ４と、を含む。
[２－４．第一の実施形態の効果]
　以下、図面に基づいて本実施形態の効果について詳しく説明する。
　図８Ａと図８Ｂは二つの座標系の場合のモデル誤差低減原理図である。図８Ａと図８Ｂにおいて、横軸は順投影／逆投影角度を示し、縦軸はモデル誤差を示す。
　図８Ａに示すように、異なる順投影／逆投影角度に対して異なる座標系を選択した場合に、図１Ｃに示すシングル座標系でのモデル誤差の最大の部分（４５度／１３５度／２２５度／３１５度付近）が削除されそれぞれの投影角度の対応する座標系でのモデル誤差が小さくなる。そのため、図８Ｂに示すように、それぞれの角度の順投影／逆投影の結果を結合した後の全体の結合モデル誤差が図１Ｃの中のシングル座標系での距離駆動モデル誤差に比べて明らかに減少され、それぞれの順投影／逆投影角度においても低いモデル誤差を保持する。
　上述のように、本発明のＣＴ画像生成装置及び方法によると、複数の画像座標系を使用して距離駆動型に基づく順投影および／あるいは逆投影を行なうことで、従来技術の距離駆動型に基づく順投影と逆投影におけるモデル誤差を減少することができる。これにより、ＣＴ画像再構成中の反復再構成技術とフィルタ補正逆投影術の再構成精度を高め、ＣＴ画像のアーティファクトを低減させ、実際のＣＴ装置及びＣＴ装置のシミュレーションシステムを改善することができる。
[３．第二の実施形態]
　本発明による第二の実施形態は第一の実施形態の基で、三つ以上の座標系を採用することで、モデル誤差をさらに減少させ、再構成精度を高める。以下では、主に第二の実施形態の第一の実施形態に対して異なる点について説明し、第一の実施形態と同じあるいは類似する点についてはその説明を省略する。
[３－１．第二の実施形態の特徴]
[３－１－１．座標系の確立]
　本発明の技術案によると、座標系の増加に伴い、誤差が大きい部分は低減され、座標系が多いほど結合モデル誤差は小さくなる。しかし、実際の実施においては、座標系が多いほど結合計算が多くなるため、本実施形態に基づいて座標系の数の選択をすることができる。
　本実施形態において、汎用処理ユニット４１はＣＴ画像生成装置４０あるいはＣＴ画像生成システム１の精度要求に基づいて、スキャン平面にＮ個（Ｎは２以上の整数）の座標系を確立する。また、汎用処理ステップＳ１ではＣＴ画像生成方法の精度要求に基づいて、スキャン平面にＮ個（Ｎは２以上の整数）の座標系を確立する。これにより、精度要求に基づいて座標系の数を確定し、精度要求を満たすことを前提に、できるだけ少ない座標系を選択することで、座標系の結合によってもたらした処理負担を減少し、要求されたＣＴ画像再構成精度を保証することができる。
　図９Ａは第二の実施形態において複数の座標系の確立を示すフローチャートであり、図９Ｂは複数の座標系を確立する場合のそれぞれの座標系の回転角度を示す略図である。図９Ａにおいて複数の座標系を確立するプロセスは以下の考えに基づく。即ち、実施において、座標系の数の選択は、一般の状況において最初は二つの座標系を使用し、二つの座標系を使用した場合精度要求を満たせないときは精度の要求を満たすまで座標系の数を増やせばよい。実施においては座標系の数を２のべき乗に設定することを推薦する。また、座標系の数を増やした後に、基準画像座標系２０１で行われた投影と逆投影の結果データは前の計算結果を繰り返し使用して一部の計算時間を節約することができる。
　また、座標系の回転角度の選択方法については、選択された座標系の数Ｋが２より大きい場合、図９Ｂに示すように、Ｋ－１個の回転座標系（図において二番目とその後の座標系）のＸ軸回転角度を０°～９０°の範囲内に均等に分布させるのが最適であり、当然ながらその他の角度を別々に選択してもよいが、当該Ｋ－１個の回転座標系の回転角度が同じであってはならない。
　つまり、前記スキャン平面上に確立された複数の座標系のそれぞれの座標軸の相互間の夾角は同じであってよく、均等分布の原則にしたがってスキャン平面（３６０度）内に複数の座標系を確立する。これにより、少ない座標系でできるだけ高い精度に達し、座標系の結合によってもたらした処理負担を減少し、できるだけ高いＣＴ画像再構成精度を保証することができる。当然ながら、前記スキャン平面に確立された複数の座標系のそれぞれの座標軸の相互間の夾角がいずれも０でなければよく、それぞれの夾角は互いに異なってもよい。
　上述の具体例において、二つの座標系を確立するときから、精度要求を満たす座標系の数になるまで試験を行なうことについて説明したが、精度要求を満たす座標系の数が分かった場合は、もちろん確立しようとする座標系の数を直接確定してもよい。
[３－１－２．座標系の選択]
　二つの座標系の場合と似ており、座標確定ユニット４２は複数の座標系から、座標軸と投影角度との間の夾角が最も小さい座標系を選択して距離駆動順投影あるいは距離駆動逆投影に用いられる座標系とする。これにより、距離駆動型に基づく順投影と逆投影におけるモデル誤差を最大限に減少させることができる。
[３－２．三つの座標系の場合]
　三つ以上の座標系の代表として、以下、図面に基づいて三つの座標系を使用した場合について詳しく説明する。その他の数の座標系の場合は似ており、ここでは説明を省略する。
　図１０Ａ、図１０Ｂおよび図１０Ｃは三つの座標系の場合の各座標系の略図である。図１０Ａは基準座標系２０４を示し、図１０Ｂは基準座標系を３０度（反時計周りを正とする）回転させて得られた回転座標系２０５を示し、図１０Ｃは基準座標系を６０度（反時計周りを正とする）回転させて得られた回転座標系２０６を示す。
　図１１は三つの座標系の場合、投影角度に基づいて座標系を選択する略図である。二つの座標系を使用した場合と似ており、三つの座標系から、座標軸と前記投影角度との間の夾角が最も小さい座標系を選択して距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影に用いられる座標系とする。図１１に示すように、３０４、３０５、３０６に対応する角度範囲はそれぞれ座標系２０４、２０５、２０６を使用する。
　図１２Ａと図１２Ｂは三つの座標系の場合の補間原理図である。
　二つの座標系の場合と似ており、図１２Ａに示すように、式２により回転座標系２０５に対する補間によって得られた基準座標系２０４の画素（ｘ、ｙ）（図において影で示す）の画素値Ｃ２１（ｘ、ｙ）を計算することができる。
　Ｃ２１（ｘ、ｙ）＝ｃａ×Ａ＋ｃｂ×Ｂ＋ｃｃ×Ｃ＋ｃｄ×Ｄ　　　　　（２）
　また、図１２Ｂに示すように、式３により回転座標系２０６に対する補間によって得られた基準座標系２０４の画素（ｘ、ｙ）（図において影で示す）の画素値Ｃ２２（ｘ、ｙ）を計算することができる。
　Ｃ２２（ｘ、ｙ）＝ｃａ×Ａ＋ｃｂ×Ｂ＋ｃｃ×Ｃ＋ｃｄ×Ｄ　　　　　（３）
　式において、ｃａ、ｃｂ、ｃｃ、ｃｄは、図に示すように、基準座標系での画素（ｘ、ｙ）と回転座標系での画素Ａ、画素Ｂ、画素Ｃ、画素Ｄとの画素重合区域面積が画素面積に占める比率、即ち画素重合区域面積比率を示す。また、式において、Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄはそれぞれ回転座標系での画素Ａ、画素Ｂ、画素Ｃ、画素Ｄの画素値を示す。
　二つの座標系の場合と似ており、三つの座標系の場合には、距離駆動逆投影において座標系２０５、座標系２０６の補間後の結果と座標系２０４の画像を累積して最終的な再構成画像を取得する。例えば、式４によって累積値Ｉｍ（ｘ、ｙ）を計算することができる。
　Ｉｍ（ｘ、ｙ）＝Ｃ１（ｘ、ｙ）＋Ｃ２１（ｘ、ｙ）＋Ｃ２２（ｘ、ｙ）　　（４）
　そのうち、Ｃ１（ｘ、ｙ）は座標系２０４の再構成画像データであり、Ｃ２１（ｘ、ｙ）、Ｃ２２（ｘ、ｙ）はそれぞれ座標系２と座標系３を座標系１に補間した画像データである。
　図１３Ａと図１３Ｂは三つの座標系の場合のモデル誤差低減原理図である。図１３Ａと図１３Ｂにおいて、横軸は順投影／逆投影角度を示し、縦軸はモデル誤差を示す。図１３Ａと図１３Ｂに示すように、異なる順投影／逆投影角度に対して三つの座標系を選択した場合、各順投影／逆投影の結果を結合した後の全体の結合モデル誤差は図１Ｃにおけるシングル座標系での距離駆動モデル誤差に対して明らかに減少すると同時に、図８Ｂに示す二つの座標系での距離駆動モデル誤差に対してもさらに減少し、それぞれの順投影／逆投影角度においていずれも低いモデル誤差を保持する。
[４．第三の実施形態]
　本発明の第三の実施形態では前記第一、第二の実施形態をＣＴ画像再構成におけるフィルタ補正逆投影と反復再構成に適用する。以下、主に第三の実施形態の第一、第二の実施形態に対して異なる点について説明し、第一、第二の実施形態と同じあるいは類似する点については説明を省略する。
[４－１．フィルタ補正逆投影]
　逆投影において、異なる角度の逆投影の操作は異なる座標系において計算し、さらに最終的に異なる座標系での画像結果を補間して最終画像情報に累積する。
　本発明をＣＴ画像再構成のフィルタ補正逆投影に適用する際に、座標確定ユニット４２は投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、汎用処理ユニット４１によって確立された複数の座標系から、当該投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうための座標系を選択し、距離駆動処理ユニット４３は座標確定ユニット４２によって選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで各座標系での画像情報を取得し、画像情報処理ユニット４４は各座標系での画像情報に対して補間して加算することで画像情報を取得し、取得した画像情報に基づいてスキャン対象物の画像を生成する。
　また、本発明をＣＴ画像再構成のフィルタ補正逆投影に適用する際に、座標確定ステップＳ２では投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、汎用処理ステップＳ１で確立された複数の座標系から、当該投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうための座標系を選択し、距離駆動処理ステップで３は座標確定ステップ２で選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで各座標系での画像情報を取得し、画像情報処理ステップ４では各座標系での画像情報に対して補間して加算することで画像情報を取得し、取得した画像情報に基づいてスキャン対象物の画像を生成する。
　以下、図面に基づいてフィルタ補正逆投影に適用する本発明の具体例について説明する。図１４は第三の実施形態に係わるフィルタ補正逆投影処理のフローチャートである。図１４に示すように、まず、ＣＴ投影データ（投影情報）に対してデータのフィルタリングを行ない、その後逆投影を行ない、最後に逆投影の結果に基づいてＣＴ画像を生成する。逆投影において、ステップ７０１では座標系の数、回転角度などのパラメータを初期化する。ステップ７０２ではパラメータに基づいて座標系を確立し、それぞれの座標系に対応する初期リセットの画像を設置する。ステップ７０３ではそれぞれの回転座標系での画像画素と基準座標系での画像画素との間の補間係数を計算する。ステップ７０５では投影角度と座標軸との夾角が最も小さい座標系を選択して当該角度投影データの逆投影の座標系とする。ステップ７０６では選択された座標系で逆投影を行ない、その結果を当該選択された座標系に対応する画像に累積する。ステップ７０７ではすべての座標系で対応する逆投影画像を補間計算して基準座標系での画像に累積する。
　そのうち、上述のフィルタ補正逆投影の具体例において、ステップ７０２は本発明の汎用処理ステップＳ１に相当し、ステップ７０５は本発明の座標確定ステップＳ２に相当し、ステップ７０６は本発明の距離駆動処理ステップＳ３に相当し、ステップ７０７は本発明の画像情報処理ステップＳ４に相当する。当該具体例におけるそれぞれのステップではフィルタ補正逆投影の具体的な変形に適用し、実際の状況に応じて順番を調整したり変更を行なったりすることができる。
　上述のように、本発明をＣＴ画像再構成におけるフィルタ補正逆投影に適用することで、従来技術の距離駆動型に基づく逆投影におけるモデル誤差を減少し、ＣＴ画像再構成におけるフィルタ補正逆投影技術の再構成精度を高め、これによりＣＴ画像のアーティファクトを低減し、実際のＣＴ装置およびＣＴ装置のシミュレーションシステムを改善することができる。
[４－２．反復再構成]
　本発明をＣＴ画像再構成の反復再構成に適用する際に、上述のように距離駆動型に基づく逆投影を行なった後に、さらに少なくとも一回の順投影―逆投影の反復を行なうことで再構成の精度を高める。前記順投影―逆投影の反復において、まず距離駆動逆投影によって取得した画像情報に対して距離駆動順投影を行なうことで投影情報を取得し、その後距離駆動順投影によって取得した画像情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで画像情報を取得する。
　逆投影についてはすでに説明したが、順投影においては、まず、投影する画像を補間計算して異なる座標系にマッピングし、さらに投影角度に基づいて異なる座標系での画像を選択して投影を行ない、すべての角度の投影データを集めて最終的な投影データを生成する。
　距離駆動逆投影によって取得した画像情報に対して距離駆動投影を行なう際に、画像情報処理ユニット４４は画像情報に対して補間を行ない、これによりそれぞれの座標系での画像情報を取得し、座標確定ユニット４２は投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、汎用処理ユニット４１によって確立された複数の座標系から、当該投影角度の画像情報に対して距離駆動投影を行なうための座標系を選択し、距離駆動処理ユニット４３は座標確定ユニット４２によって選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の当該座標系での画像情報に対して距離駆動投影を行なうことで当該投影角度の投影情報を取得し、それぞれの投影角度の投影情報を集めることで投影情報を取得する。
　また、距離駆動逆投影によって取得した画像情報に対して距離駆動順投影を行なう際に、画像情報処理ステップＳ４では画像情報に対して補間を行ない、これによりそれぞれの座標系での画像情報を取得し、座標確定ステップＳ２では投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、汎用処理ステップＳ１で確立された複数の座標系から、当該投影角度の画像情報に対して距離駆動順投影を行なうための座標系を選択し、距離駆動処理ステップＳ３では座標確定ステップＳ２で選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の当該座標系での画像情報に対して距離駆動順投影を行なうことで当該投影角度の投影情報を取得し、それぞれの投影角度の投影情報を集めることで投影情報を取得する。
　以下、図面に基づいて本発明を反復再構成に適用する具体例について説明し、主に反復再構成における投影の具体例について説明する。
　図１５は第三の実施形態に係わる投影処理を示すフローチャートである。図１５に示すように、投影処理においては、ＣＴ画像データ（画像情報）に対して順投影（投影）を行なうことでＣＴ投影データ（投影情報）を生成する。具体的には、ステップ８０１では座標系の数、回転角度などのパラメータを初期化する。ステップ８０２ではパラメータに基づいて座標系を確立し、それぞれの座標系に対応する画像を設置する。ステップ８０３ではそれぞれの座標系での画像画素と基準座標系での画像画素との間の補間係数を計算する。ステップ８０４では補間方法を利用して最初の画像からそれぞれの座標系の画像、即ち基準座標系での入力画像を補間することによってそれぞれの座標系での画像を取得する。ステップ８０６では投影角度に基づいて座標系を選択し、投影角度と座標軸との夾角が最も小さい座標系を当該角度の順投影の座標系とする。ステップ８０７では選択された座標系で距離駆動順投影を行なう。ステップ８０８では処理を終了する。
　そのうち、上述の投影の具体例において、ステップ８０２は本発明の汎用処理ステップＳ１に相当し、ステップ８０６は本発明の座標確定ステップＳ２に相当し、ステップ８０７は本発明の距離駆動処理ステップＳ３に相当し、ステップ８０４は本発明の画像情報処理ステップＳ４に相当する。当該具体例におけるそれぞれのステップでは投影の具体的な変形に適用し、実際の状況に応じて順番を調整したり変更を行なったりすることができる。
　上述のように、複数の画像座標系を使用して距離駆動型に基づく投影を行なうことにより、従来技術の距離駆動に基づく投影におけるモデル誤差を減少することができる。さらに、複数の画像座標系を使用して距離駆動型に基づく順投影と逆投影とから構成された反復再構成を行なうことにより、従来技術の距離駆動型に基づく順投影と逆投影とから構成された反復再構成におけるモデル誤差を減少することができる。これにより、ＣＴ画像再構成において現在注目を浴びている反復再構成技術の再構成精度を高め、更にアーティファクトを低減し、実際のＣＴ装置およびＣＴ装置のシミュレーションシステムをさらに改善することができる。
[５．補足]
　以上、本発明に係わるいくつかの実施形態と実施例について詳しく説明したが、本発明はこれに限定されるものでなく、本発明の発明趣旨の範囲内でさらに様々な変更、組み合わせ及び削除を行うことができる。また、変更、組み合わせ及び削除によって得られた実施形態も本発明の範囲内に含まれている。
　例えば、本発明に係わるパラメータとデータ（例えば投影情報と画像情報など）については、投影データを記憶・管理するサイノグラム（Ｓｉｎｏｇｒａｍ）と、座標系パラメータ（個数、回転角度など）および座標系画像画素間の補間係数を記憶・管理する座標系および補間係数と、それぞれの座標系に対応する画像を記憶・管理する各座標系対応画像と、入力（投影に対して）／出力（逆投影に対して）結果画像を記憶・管理する入力／出力結果画像と、のような形式で記憶することができる。
　例えば、本発明のＣＴ画像生成システム１はさらに、表示、画像プリンタなどのためにデータインターフェースを提供するユーザインターフェースモジュールを備えてもよい。これにより、ユーザは本発明のＣＴ画像生成装置４０あるいはＣＴ画像生成システム１から生成されたスキャン対象物の画像などのデータを簡単に取得することができる。

Claims (17)

  1. 　Ｘ線を用いてスキャン対象物をスキャン平面上にスキャンして取得した投影情報を分析し、前記スキャン対象物の画像を生成するＣＴ画像生成装置であって、
    　スキャン平面上に複数の座標系を確立する汎用処理ユニットと、
    　投影角度に基づいて、前記複数の座標系から、距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影に用いられる座標系を選択する座標確定ユニットと、
    　前記投影角度に応じて、選択された座標系に基づいて距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影を行なう距離駆動処理ユニットと、
    　投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで取得した画像情報に基づいて、前記スキャン対象物の画像を生成する画像情報処理ユニットと、を含むＣＴ画像生成装置。
  2. 　前記汎用処理ユニットが前記スキャン平面上に確立した前記複数の座標系のそれぞれの座標軸の相互間の夾角は同じである請求項１に記載のＣＴ画像生成装置。
  3. 　前記汎用処理ユニットは、前記スキャン平面上に二つの座標系を確立し、当該二つの座標系のそれぞれの座標軸の相互間の夾角が４５度である請求項１に記載のＣＴ画像生成装置。
  4. 　前記汎用処理ユニットは、前記ＣＴ画像生成装置の精度要求に基づいて、スキャン平面上にＮ個（Ｎは２以上の整数）の座標系を確立する請求項１に記載のＣＴ画像生成装置。
  5. 　前記座標確定ユニットは、前記複数の座標系から、座標軸と前記投影角度との間の夾角が最も小さい座標系を選択して距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影に用いられる座標系とする請求項１～４のいずれかに記載のＣＴ画像生成装置。
  6. 　前記座標確定ユニットは、投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、前記複数の座標系から、当該投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうための座標系を選択し、
    　前記距離駆動処理ユニットは、前記座標確定ユニットによって選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことでそれぞれの座標系での画像情報を取得し、
    　前記画像情報処理ユニットは、それぞれの座標系での画像情報に対して補間して加算することで画像情報を取得し、取得した画像情報に基づいて前記スキャン対象物の画像を生成する請求項１に記載のＣＴ画像生成装置。
  7. 　前記画像情報処理ユニットは、画像情報に対して補間を行なうことでそれぞれの座標系での画像情報を取得し、
    　前記座標確定ユニットは、前記投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、前記複数の座標系から、当該投影角度の画像情報に対して距離駆動順投影を行なうための座標系を選択し、
    　前記距離駆動処理ユニットは、前記座標確定ユニットによって選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の当該座標系での画像情報に対して距離駆動順投影を行なうことで当該投影角度の投影情報を取得し、それぞれの投影角度の投影情報を集めることで投影情報を取得する請求項１に記載のＣＴ画像生成装置。
  8. 　少なくとも一回の順投影－逆投影の反復を行ない、前記順投影－逆投影の反復において、先ず、距離駆動逆投影によって取得した画像情報に対して距離駆動順投影を行なうことで投影情報を取得し、その後、距離駆動順投影によって取得した当該投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで画像情報を取得する請求項１に記載のＣＴ画像生成装置。
  9. 　Ｘ線を用いてスキャン対象物をスキャン平面上にスキャンして取得した投影情報を分析し、前記スキャン対象物の画像を生成するＣＴ画像生成方法であって、
    　スキャン平面上に複数の座標系を確立する汎用処理ステップと、
    　投影角度に基づいて、前記複数の座標系から、距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影に用いられる座標系を選択する座標確定ステップと、
    　前記投影角度に応じて、選択された座標系に基づいて距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影を行なう距離駆動処理ステップと、
    　投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで取得した画像情報に基づいて、前記スキャン対象物の画像を生成する画像情報処理ステップと、を含むＣＴ画像生成方法。
  10. 　前記汎用処理ステップで前記スキャン平面上に確立した前記複数の座標系のそれぞれの座標軸の相互間の夾角は同じである請求項９に記載のＣＴ画像生成方法。
  11. 　前記汎用処理ステップでは、前記スキャン平面上に二つの座標系を確立し、当該二つの座標系のそれぞれの座標軸の相互間の夾角が４５度である請求項９に記載のＣＴ画像生成方法。
  12. 　前記汎用処理ステップでは、前記ＣＴ画像生成方法の精度要求に基づいて、スキャン平面上にＮ個（Ｎは２以上の整数）の座標系を確立する請求項９に記載のＣＴ画像生成方法。
  13. 　前記座標確定ステップでは、前記複数の座標系から、座標軸と前記投影角度との間の夾角が最も小さい座標系を選択して距離駆動逆投影あるいは距離駆動順投影に用いられる座標系とする請求項９～１２のいずれかに記載のＣＴ画像生成方法。
  14. 　前記座標確定ステップでは、前記投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、前記複数の座標系から、当該投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうための座標系を選択し、
    　前記距離駆動処理ステップでは、前記座標確定ステップで選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことでそれぞれの座標系での画像情報を取得し、
    　前記画像情報処理ステップでは、それぞれの座標系での画像情報に対して補間して加算することで画像情報を取得し、取得した画像情報に基づいて前記スキャン対象物の画像を生成する請求項９に記載のＣＴ画像生成方法。
  15. 　前記画像情報処理ステップでは、画像情報に対して補間を行なうことでそれぞれの座標系での画像情報を取得し、
    　前記座標確定ステップでは、前記投影平面上のそれぞれの投影角度に応じて、前記複数の座標系から、当該投影角度の画像情報に対して距離駆動順投影を行なうための座標系を選択し、
    　前記距離駆動処理ステップでは、前記座標確定ステップで選択された座標系に基づいて、それぞれの投影角度の当該座標系での画像情報に対して距離駆動順投影を行なうことで当該投影角度の投影情報を取得し、それぞれの投影角度の投影情報を集めることで投影情報を取得する請求項９に記載のＣＴ画像生成方法。
  16. 　少なくとも一回の投影－逆投影の反復を行ない、前記順投影－逆投影の反復において、先ず、距離駆動逆投影によって取得した画像情報に対して距離駆動順投影を行なうことで投影情報を取得し、その後、距離駆動順投影によって取得した当該投影情報に対して距離駆動逆投影を行なうことで画像情報を取得する請求項９に記載のＣＴ画像生成方法。
  17. 　Ｘ線を用いてスキャン対象物をスキャンするＸ線装置と、
    　前記Ｘ線の投影を検出して受信する検出受信装置と、
    　受信したＸ線の投影情報を記憶するデータ記憶装置と、
    　請求項１～４又は６～８のいずれかに記載のＣＴ画像生成装置と、を備えたＣＴ画像生成システム。
PCT/JP2013/052272 2012-03-09 2013-01-31 Ｃｔ画像生成装置及び方法、ｃｔ画像生成システム WO2013132934A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2014503717A JP5936676B2 (ja) 2012-03-09 2013-01-31 Ｃｔ画像生成装置及び方法、ｃｔ画像生成システム
US14/381,998 US9361712B2 (en) 2012-03-09 2013-01-31 CT image generation device and method and CT image generation system

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201210061234.8A CN103310471B (zh) 2012-03-09 2012-03-09 Ct图像生成装置及方法、ct图像生成系统
CN201210061234.8 2012-03-09

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2013132934A1 true WO2013132934A1 (ja) 2013-09-12

Family

ID=49116420

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2013/052272 WO2013132934A1 (ja) 2012-03-09 2013-01-31 Ｃｔ画像生成装置及び方法、ｃｔ画像生成システム

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9361712B2 (ja)
JP (1) JP5936676B2 (ja)
CN (1) CN103310471B (ja)
WO (1) WO2013132934A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014122840A1 (ja) * 2013-02-08 2014-08-14 株式会社日立メディコ Ｃｔ画像生成装置およびｃｔ画像生成方法

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20160242721A1 (en) * 2015-02-20 2016-08-25 Kabushiki Kaisha Toshiba Apparatus and method for fast iterative reconstruction in computed tomography
WO2018155973A2 (ko) * 2017-02-24 2018-08-30 주식회사 브이알애드 가상현실 기반 방사선학 실습 장치 및 방법
CN108492341B (zh) * 2018-02-05 2022-02-25 西安电子科技大学 一种基于像素顶点的平行束投影方法
CN110057847B (zh) * 2019-05-07 2020-05-15 北京航空航天大学 Tr层析扫描投影重排方法及装置
CN115359144B (zh) * 2022-10-19 2023-03-03 之江实验室 一种磁共振平面回波成像伪影仿真方法及系统

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005522304A (ja) * 2002-04-15 2005-07-28 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 投影法及び逆投影法並びにその実行アルゴリズム
JP2010115475A (ja) * 2008-11-11 2010-05-27 Toshiba Corp コンピュータ断層撮影装置及び方法

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7227982B2 (en) 2002-04-15 2007-06-05 General Electric Company Three-dimensional reprojection and backprojection methods and algorithms for implementation thereof
US7376255B2 (en) * 2004-06-23 2008-05-20 General Electric Company System and method for image reconstruction
US20080085040A1 (en) * 2006-10-05 2008-04-10 General Electric Company System and method for iterative reconstruction using mask images

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005522304A (ja) * 2002-04-15 2005-07-28 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 投影法及び逆投影法並びにその実行アルゴリズム
JP2010115475A (ja) * 2008-11-11 2010-05-27 Toshiba Corp コンピュータ断層撮影装置及び方法

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014122840A1 (ja) * 2013-02-08 2014-08-14 株式会社日立メディコ Ｃｔ画像生成装置およびｃｔ画像生成方法

Also Published As

Publication number Publication date
US20150010125A1 (en) 2015-01-08
CN103310471B (zh) 2016-01-13
JPWO2013132934A1 (ja) 2015-07-30
CN103310471A (zh) 2013-09-18
JP5936676B2 (ja) 2016-06-22
US9361712B2 (en) 2016-06-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US8705828B2 (en) Methods and apparatus for super resolution scanning for CBCT system and cone-beam image reconstruction
JP5936676B2 (ja) Ｃｔ画像生成装置及び方法、ｃｔ画像生成システム
US11120582B2 (en) Unified dual-domain network for medical image formation, recovery, and analysis
JP6181362B2 (ja) 画像処理装置
US7623691B2 (en) Method for helical windmill artifact reduction with noise restoration for helical multislice CT
JP6026214B2 (ja) 連続マルチスケール再構成において詳細画像を補うｘ線コンピュータ断層撮像装置（ｘ線ｃｔ装置）、医用画像処理装置及び医用画像処理方法
US8724889B2 (en) Method and apparatus for CT image reconstruction
EP3447721A1 (en) A method of generating an enhanced tomographic image of an object
Zheng et al. A dual-domain deep learning-based reconstruction method for fully 3D sparse data helical CT
Rashed et al. Statistical image reconstruction from limited projection data with intensity priors
JP6505513B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮像装置及び医用画像処理装置
JP6139091B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮像装置（ｘ線ｃｔ装置）及びｘ線コンピュータ断層撮像装置の作動方法
JP2010099303A (ja) Ｃｔ装置および金属形状抽出方法
US10013778B2 (en) Tomography apparatus and method of reconstructing tomography image by using the tomography apparatus
JP6014174B2 (ja) Ｃｔ画像生成装置およびｃｔ画像生成方法
Zhang et al. DREAM-Net: Deep residual error iterative minimization network for sparse-view CT reconstruction
JP6321405B2 (ja) 画像生成装置、放射線断層撮影装置及び画像生成方法並びにプログラム
JP3921971B2 (ja) 断層再構成方法と断層撮影装置
Li et al. Adaptive non-local means filtering based on local noise level for CT denoising
Ketola et al. Generative adversarial networks improve interior computed tomography angiography reconstruction
JP6615531B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び医用画像処理装置
Van Gompel et al. Elliptical extrapolation of truncated 2D CT projections using Helgason-Ludwig consistency conditions
Lu et al. A geometry-guided multi-beamlet deep learning technique for CT reconstruction
WO2007096936A1 (ja) 断層撮影装置および演算処理プログラム
CN117495704A (zh) 用于降低图像噪声的方法及装置、ct设备和存储介质

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 13758677

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2014503717

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 14381998

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 13758677

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1