WO2014123041A1 - Ｘ線ｃｔ装置及び画像再構成方法 - Google Patents

Ｘ線ｃｔ装置及び画像再構成方法 Download PDF

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亮太 小原
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株式会社 日立メディコ
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Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus or the like that obtains a CT image by irradiating a subject with X-rays.
  • the present invention relates to a technique in which an X-ray CT apparatus executes correction of projection data by a successive approximation method at high speed.
  • Non-Patent Document 1 discloses a successive approximation projection data correction process which is one of successive approximation methods.
  • the successive approximation projection data correction process is one of the projection data correction processes that is a pre-process for image reconstruction.
  • an update formula using a projection value of projection data as a variable is used.
  • the update formula includes a smoothing coefficient (also called a correction coefficient or a penalty term) indicating the strength of correction.
  • the update formula includes a weighted addition process between adjacent elements.
  • the projection value is repeatedly updated using the above update formula. Each time the update is performed, the projection value obtained after the update is evaluated using a cost function. The projection value is repeatedly updated for each detection element until the result of the cost function is good.
  • Equation (1) shows the cost function used in the conventional successive approximation projection data correction process.
  • Equation (2) represents an update equation used in the conventional successive approximation projection data correction process.
  • p is the updated projection value
  • y is the original projection value
  • ⁇ is the smoothing coefficient
  • d is the detection characteristic value
  • i is the detection element number
  • n is the number of iterations
  • w is It is a weight.
  • Non-Patent Document 1 describes equations corresponding to the above equations (1) and (2), respectively.
  • Expression (1) is an expression corresponding to Expression (9) described in p.1274 of Non-Patent Document 1.
  • Expression (2) is an expression corresponding to Expression (11) described in p.1274 of Non-Patent Document 1.
  • Non-Patent Document 1 the successive approximation projection data correction process is applied to all the detection elements. For this reason, there is a problem that a huge amount of time is required for processing.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and its object is to calculate the calculation time required for the successive approximation projection data correction process by applying the successive approximation projection data correction process with a limited range.
  • An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus or the like that can shorten the image quality and can generate a low-noise image according to the inspection purpose.
  • an X-ray generator that irradiates X-rays from around the subject, an X-ray detector that detects X-rays that pass through the subject, and the X-ray detector detects the X-ray.
  • a data collection device that collects data to be collected, a calculation device that inputs data collected by the data collection device to create projection data, and reconstructs a CT image using the projection data, and displays the CT image
  • a display device that determines a range to which a successive approximation projection data correction process, which is a correction process based on a successive approximation method using a smoothing coefficient indicating a correction strength, is applied to the projection data.
  • An application range determination unit and a successive approximation projection for generating corrected projection data by performing the successive approximation projection data correction process on the projection data corresponding to the range determined by the application range determination unit.
  • data correction processing unit an X-ray CT apparatus characterized by comprising an image reconstruction unit which reconstructs a CT image by using the correction projection data.
  • an image reconstruction method for performing correction processing by a successive approximation method on a projection data using a smoothing coefficient indicating a correction intensity to generate corrected projection data, and reconstructing a CT image using the corrected projection data.
  • an application range determination step for determining a range in which the correction processing by the successive approximation method is applied to the projection data, and correction by the successive approximation method for projection data corresponding to the determined range.
  • a corrected projection data creation step for performing processing and creating corrected projection data.
  • the calculation time required for the successive approximation projection data correction process is reduced by applying the successive approximation projection data correction process with a limited range, and a low noise image corresponding to the inspection purpose is generated. Can be provided.
  • the X-ray CT apparatus 1 is roughly composed of a scanner 10 and an operation unit 20.
  • the scanner 10 includes a bed apparatus 101, an X-ray generation apparatus 102, an X-ray detection apparatus 103, a collimator apparatus 104, a high voltage generation apparatus 105, a data collection apparatus 106, a drive apparatus 107, and the like.
  • the operation unit 20 includes a central control device 200, an input / output device 201, an arithmetic device 202, and the like.
  • the operator inputs shooting conditions and reconstruction conditions via the input / output device 201.
  • the imaging conditions are, for example, the X-ray beam width, the bed feeding speed, the tube current, the tube voltage, the imaging range (body axis direction range), the number of imaging views per round.
  • the reconstruction condition is, for example, a region of interest, FOV (Field (Of View), a reconstruction filter function, or the like.
  • the input / output device 201 includes a display device 211 that displays CT images and the like, an input device 212 such as a mouse, trackball, keyboard, and touch panel, a storage device 213 that stores data, and the like.
  • the central control device 205 inputs imaging conditions and reconstruction conditions, and transmits control signals necessary for imaging to each device included in the scanner 10.
  • the collimator device 104 controls the position of the collimator based on the control signal.
  • the high voltage generator 105 applies a tube voltage and a tube current to the X-ray generator 102 based on the control signal.
  • the X-ray generator 102 electrons with energy corresponding to the applied tube voltage are emitted from the cathode, and the emitted electrons collide with the target (anode), so that X-rays with energy corresponding to the electron energy are detected by the subject. 3 is irradiated.
  • the driving device 107 circulates the gantry 100 on which the X-ray generation device 102, the X-ray detection device 103, and the like are mounted around the subject 3 based on the control signal.
  • the couch device 101 controls the couch based on the control signal.
  • the irradiation area of the X-rays irradiated from the X-ray generator 102 is limited by a collimator.
  • X-rays are absorbed (attenuated) in each tissue in the subject 3 according to the X-ray attenuation coefficient, pass through the subject 3, and disposed at a position facing the X-ray generation device 102. Detected by.
  • the X-ray detection apparatus 103 includes a plurality of detection elements arranged in a two-dimensional direction (a channel direction and a column direction perpendicular to the channel direction). X-rays received by each detection element are converted into actual projection data.
  • the X-rays detected by the X-ray detection device 103 are collected as raw data after being subjected to various data processing (change to digital data, LOG conversion, calibration, etc.) by the data collection device 106, Input to the arithmetic unit 202.
  • the X-ray generator 102 and the X-ray detector 103 facing each other rotate around the subject 3, so that the X-ray generator 102 emits X-rays from the periphery of the subject 3. .
  • the X-ray detection device 103 detects X-rays that pass through the subject 3. That is, raw data is collected at discrete X-ray tube positions (also referred to as opposing detector positions) in the rotational direction. The unit of acquisition of projection data at each X-ray tube position is “view”.
  • the computing device 202 includes a reconstruction processing device 221 and an image processing device 222.
  • the input / output device 201 includes an input device 212, a display device 211, a storage device 213, and the like.
  • the reconstruction processing device 221 inputs the raw data collected by the data processing device 106 and creates projection data. In addition, the reconstruction processing device 221 performs the approximate projection data correction process on the projection data to create corrected projection data. Then, the CT image is reconstructed using the corrected projection data.
  • the present invention relates to an improvement of the successive approximation projection data correction process.
  • the successive approximation projection data correction process according to the present invention will be described later.
  • the reconstruction processing device 221 stores the generated CT image in the storage device 213. Further, the reconstruction processing device 221 displays the generated CT image on the display device 211. Alternatively, the image processing device 222 performs image processing on the CT image stored in the storage device 213 and displays the image after image processing on the display device 211.
  • the X-ray CT apparatus 1 is a multi-slice CT using an X-ray detection apparatus 103 in which detection elements are arranged in a two-dimensional direction, and an X-ray detection in which the detection elements are arranged in one row, that is, in a one-dimensional direction (channel direction only) It is roughly divided into single slice CT using the apparatus 103.
  • multi-slice CT an X-ray beam spreading in a cone shape or a pyramid shape is emitted from an X-ray generation device 102 which is an X-ray source in accordance with the X-ray detection device 103.
  • an X-ray beam spreading in a fan shape is emitted from the X-ray generator 102.
  • X-ray irradiation is performed while the gantry 100 circulates around the subject 3 placed on the bed (except for positioning imaging).
  • the imaging mode in which the bed is fixed during imaging and the X-ray generator 102 circulates around the subject 3 in a circular orbit is called an axial scan or the like.
  • An imaging mode in which the bed moves continuously and the X-ray generator 102 circulates around the subject 3 in a spiral trajectory is called a helical scan.
  • the bed apparatus 101 keeps the bed stationary while taking a picture. Further, in the spiral scan, the couch device 101 translates the couch in the body axis direction of the subject 3 during imaging according to the speed of the couch feeding, which is one of the imaging conditions.
  • FIG. 3 particularly shows the functional configuration of the arithmetic unit 202.
  • the computing device 202 includes an application range determination parameter acquisition unit 31, an application range determination unit 32, a successive approximation projection data correction processing unit 33, an image reconstruction unit 34, and an application range display region calculation unit 35 as main functional configurations.
  • the arithmetic unit 202 executes the successive approximation projection data correction process on the projection data using the cost function of the following equation (3) and the update equation of the equation (4).
  • Equation (3) and Equation (4) are respectively the cost function disclosed in Non-Patent Document 1 (Equation (9) on page 1274 of Non-Patent Document 1) and the update equation (Equation (11) on the same page). ).
  • p is the updated projection value
  • y is the original projection value
  • ⁇ is the smoothing coefficient
  • d is the detection characteristic value
  • i is the index related to time
  • j is the index related to the location (the location of the detection element)
  • n is the number of iterations
  • w is a weight.
  • the arithmetic unit 202 determines a range (hereinafter referred to as an application range) to which the successive approximation projection data correction process is applied.
  • the range of application is determined according to the inspection purpose and imaging conditions.
  • the application range includes a range related to the location of the detection element and a range related to time.
  • the range related to the location of the detection element includes an application range in the slice direction and an application range in the channel direction.
  • the time range is, in other words, the range of the rotation direction (view angle) of the gantry 100. It is.
  • the above-mentioned application range is expressed in the range of the indexes i and j of the adding unit in the update formula and cost function (the above formula (4) and formula (3)) used in the successive approximation projection data correction process.
  • i is an index related to time
  • j is an index related to place (position of the detection element).
  • the computing device 202 calculates the application range (the range of the index i and the index j) based on the imaging conditions, the inspection purpose, and the like, and applies the approximate projection data correction process to the projection data within the application range.
  • the application range determination parameter acquisition unit 31 acquires a parameter for determining a range to which the successive approximation projection data correction process is applied (hereinafter referred to as an application range determination parameter).
  • the application range determination parameter may be, for example, imaging condition information set in the X-ray CT apparatus 1, irradiation dose information, or image reconstruction condition information. Moreover, it is good also as information on the periodic motion of an organ like the electrocardiogram information in electrocardiogram synchronous imaging. Moreover, it is good also as information obtained by analyzing an image like the variation
  • the applicable range determination parameters can be acquired from peripheral devices such as the input device 212, the storage device 213, and the electrocardiograph 109, and a storage area (RAM or the like) in the arithmetic device 202.
  • the imaging condition information is various parameters such as an X-ray beam width and a body axis direction imaging range.
  • the shooting condition information is input from the input device 212 by the operator before shooting. Alternatively, it is stored in a storage area in the storage device 213 or the arithmetic device 202.
  • Irradiation dose information is tube current and tube voltage.
  • an optimal value is calculated by the calculation device 202 based on the imaging conditions, the reconstruction conditions, the physique of the subject, and the like, and is stored in a storage area in the calculation device 202. Alternatively, it is stored in the storage device 213.
  • the image reconstruction condition information is, for example, ROI, FOV, body axis direction range to be reconstructed, and the like, and is input from the input device 212. Alternatively, it is stored in the storage device 213.
  • the electrocardiogram information is acquired in real time from the electrocardiograph 109 (see FIG. 3) attached to the subject 3 when the heart part is imaged.
  • the amount of change in the contrast monitor image in imaging using the contrast agent is obtained as a result of analysis by the arithmetic unit 202.
  • the application range determination unit 32 acquires projection data input from the data collection device 106. Further, an application range determination parameter is acquired from the application range determination parameter acquisition unit 31. Then, the application range determination unit 32 determines the application range of the successive approximation projection data correction process for the acquired projection data.
  • the application range is a range that improves the image quality. There are two main purposes for improving image quality. One is a case where the target image quality cannot be obtained because the image is taken at a low dose to reduce the exposure dose. The other is to improve the image quality of the region of interest even though the dose is sufficient.
  • the application range determination unit 32 determines the application range of the successive approximation projection data correction process based on the application range determination parameters such as the imaging conditions.
  • the application range determination unit 32 narrows down the range related to the location of the detection element to which the correction process is applied and the range related to time in the entire projection data.
  • the range related to the location of the detection element is the channel direction range and the slice direction range of the detection element.
  • the time range is a range of the rotation angle (view angle) of the detection device.
  • the range related to the location of the detection element corresponds to the range of the index j of the adding unit included in the cost function (Equation (3)) and the update equation (Equation (4)).
  • the range related to time corresponds to the range of the index i of the adding unit included in the cost function (equation (3)) and the update equation (equation (4)).
  • the application range determination unit 32 outputs the determined application range to the successive approximation projection data correction processing unit 33 and the application range display region calculation unit 35.
  • the application range determination unit 32 determines the size of the smoothing coefficient included in the equation (4) according to the target image quality and the inspection purpose.
  • the smoothing coefficient is a coefficient representing the strength of correction.
  • the successive approximation projection data correction processing unit 33 executes the successive approximation projection data correction process for the application range determined by the application range determination unit 32.
  • the arithmetic unit 202 applies the update expression of Expression (4) to the projection data within the applicable range. Iterates until the cost function shown in Equation (3) gives a good result.
  • the obtained projection value is output to the image reconstruction unit 34 as corrected projection data.
  • the image reconstruction unit 34 reconstructs a CT image based on the corrected projection data input from the successive approximation projection data correction processing unit 33.
  • the image reconstruction unit 34 outputs the reconstructed CT image to the display device 211.
  • the application range display area calculation unit 35 performs a calculation for displaying the application range determined by the application range determination unit 32. For example, the position of the application range on the CT image is calculated.
  • the display device 211 displays the CT image reconstructed by the image reconstruction unit 34. Also, the application range of the successive approximation projection data correction process is displayed. For example, the display device 211 clearly indicates the above-described application range on the CT image. A line may be displayed at the boundary between the application range and the non-application range. Note that the display form of the boundary is not limited to a line, and may be displayed in other forms.
  • the X-ray CT apparatus 1 performs positioning imaging on the subject 3.
  • the X-ray CT apparatus sets various conditions such as imaging conditions and reconstruction conditions based on a positioning image acquired by positioning imaging.
  • the X-ray CT apparatus 1 performs tomography (main imaging) and acquires projection data (step S101).
  • the arithmetic unit 202 performs successive approximate projection data correction processing on the acquired projection data (step S102).
  • the application range of the successive approximation projection data correction process is determined before the iterative calculation of the successive approximation projection data correction process is executed.
  • a method for determining the application range of the successive approximation projection data correction process will be described in each embodiment.
  • the arithmetic device 202 executes the approximate projection data correction process only for the projection data in the applicable range.
  • the computing device 202 performs image reconstruction using the corrected projection data corrected by the successive approximation projection data correction process, and generates a CT image (step S103).
  • the arithmetic device 202 performs image reconstruction by, for example, a successive approximation method.
  • the corrected projection data is partly reduced in noise. Therefore, the CT image generated from the corrected projection data improves the image quality of the part corresponding to the above-described application range.
  • the computing device 202 displays the generated CT image (noise reduced image) on the display device 211. Further, the computing device 202 may display a range to which the successive approximation projection data correction process is applied, for example, on a CT image (step S104). Details of the display mode will be described later.
  • the first embodiment will be described in detail with reference to FIGS.
  • the arithmetic device 202 sets a margin area in the applicable range.
  • the smoothing coefficient included in the update formula of the successive approximation projection data correction process is made to be smoothly continuous near the boundary inside and outside the application range.
  • the smoothing coefficient applied in the margin area is continuously changed so as to gradually decrease from the application range toward the outside of the application range.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a functional configuration of the arithmetic device 202a according to the first embodiment.
  • the arithmetic device 202a of the first embodiment includes a margin setting unit 36 and a smoothing coefficient determining unit 37 in addition to the functional configuration of the arithmetic device 202 shown in FIG. That is, the arithmetic device 202a of the first embodiment includes an application range determination parameter acquisition unit 31a, an application range determination unit 32a, a margin setting unit 36, a smoothing coefficient determination unit 37, a successive approximation projection data correction processing unit 33, an image A reconfiguration unit 34 and an application range display area calculation unit 35a are provided.
  • the arithmetic device 202a is the same hardware as the arithmetic device 202 shown in FIG. 2, but has a different functional configuration, so that the reference numeral is different from that of the arithmetic device 202 in FIG.
  • the application range determination parameter acquisition unit 31a of the first embodiment acquires the X-ray beam width and the FOV that is the size of the imaging range in the cross section as the application range determination parameter.
  • the X-ray beam width is included in the imaging condition information.
  • FOV is included in the reconstruction condition information.
  • the imaging condition information and the reconstruction condition information may be contents set in the input device 212 by the operator, or may be contents preset for each inspection purpose (stored in the storage device 213).
  • the application range determination unit 32a determines the application range of the successive approximation projection data correction process based on the X-ray beam width ⁇ . Specifically, a detection element range in the body axis direction (slice direction) corresponding to the X-ray beam width ⁇ is calculated, and the calculated detection element range is set as a slice direction application range 1001 for correction processing.
  • FIG. 6 is a diagram in which the body axis direction of the subject 3 is viewed in the horizontal direction in the figure. As shown in FIG. 6, the spread angle ⁇ in the body axis direction of the X-ray beam emitted from the X-ray tube 102 is the X-ray beam width.
  • the application range determination unit 32a sets the detection element range in the slice direction corresponding to the X-ray beam width ⁇ as the slice direction application range 1001 for correction processing.
  • the application range determination unit 32a determines the application range of the successive approximation projection data correction process based on the FOV. Specifically, the application range determination unit 32a calculates a detection element range in the channel direction corresponding to FOV. The calculated detection element range is set as a channel direction application range 1002 for correction processing.
  • FIG. 7 is a view of the subject 3 when the body width (X) direction is seen in the horizontal direction in the figure and the body axis direction is seen in the depth direction in the figure. Assume that a range 4 indicated by a one-dot chain line in FIG. 7 is set as the FOV. The application range determination unit 32a sets the channel direction detection element range corresponding to FOV as the channel direction application range 1002 of the correction process.
  • the margin setting unit 36 in FIG. 5 sets a margin area in the application range determined by the application range determination unit 32a.
  • the update formula used for the successive approximation projection data correction process includes a weighted addition process between adjacent elements as shown in the above formula (4).
  • the margin setting unit 36 sets a margin for calculation processing based on the adjacent element range for which weighted addition processing is performed. For example, when the adjacent element range of the weighted addition process is two elements, a calculation processing margin for one element is set at both ends. This example is merely an example, and a margin for arithmetic processing of two elements or more may be provided.
  • the margin setting unit 36 extends the application range determined by the application range determination unit 32a in order to prevent the occurrence of streak artifacts as described above.
  • This meaning of the margin is called an application range margin.
  • the width of the application range margin is desirably set in consideration of a range that is affected by processing after the successive approximation projection data correction processing. For example, when the filtering process is performed after the successive approximation projection data correction process, the margin setting unit 36 sets an application range margin for the number of elements that affect the filtering process.
  • the direction of the application range margin is set according to the direction of the application range. For example, an application range margin is provided in at least one or both of the channel direction and the slice direction.
  • Fig. 8 shows a sinogram 1000 of projection data for one cross section.
  • the horizontal axis represents the channel position of the detection element, and the vertical axis represents the rotation angle.
  • the sinogram 1000 represents the projection value of each detection element at each rotational angle position in gray scale (light / dark).
  • the margin setting unit 36 sets a channel direction application range margin 2002 at both ends of the channel direction application range 1002 in the channel direction.
  • the smoothing coefficient determination unit 37 in FIG. 5 calculates a smoothing coefficient to be applied to the application range and the application range margin.
  • the smoothing coefficient determination unit 37 sets the smoothing coefficient to be applied to the application range margin so that it continuously decreases from the application range to the outside of the application range.
  • the smoothing coefficient determination unit 37 smoothly changes the smoothing coefficient at the boundary within and outside the application range in both the channel direction and the body axis direction.
  • FIG. 9 is a diagram showing the change of the smoothing coefficient near the boundary inside and outside the applicable range in the channel direction.
  • an application range margin 2002 is set at the boundary position between the channel direction application range 1002 and the outside of the application range.
  • the smoothing coefficient determination unit 37 sets the smoothing coefficient to be applied within the application range 1002 to a constant value. Then, the smoothing coefficient applied to the range outside the application range 1002 is set to 0. Further, the smoothing coefficient is set so as to change smoothly in the boundary region (application range margin 2002) inside and outside the application range.
  • the margin setting unit 36 provides a slice direction application range margin 2001 in the slice direction application range 1001 (see FIG. 10). Further, the smoothing coefficient determination unit 37 sets the smoothing coefficient in the slice direction as in the channel direction.
  • FIG. 10 is a diagram showing changes in the smoothing coefficient in the slice direction.
  • slice direction application ranges 1001a and 1001b are set in a plurality of regions in the body axis direction.
  • application range margins 2001a and 2001b are set at boundaries between application ranges 1001a and 1001b and areas outside the application range, respectively.
  • the smoothing coefficient determination unit 37 may set different smoothing coefficients for the application ranges 1001a and 1001b as shown in FIG.
  • the application range display area calculation unit 35a in FIG. 5 calculates the position on the CT image of the application range determined by the application range determination unit 32.
  • an application range margin is provided around the application range. Therefore, it is desirable to calculate the positions of both the application range and the application range margin on the CT image. Note that the presence / absence of the boundary display of the application range and the application range margin may be switched by an operator's selection operation.
  • FIG. 11 is a diagram showing an example of the application range setting / display screen 501a.
  • a boundary line 1005 indicating an application range and a boundary line 2005 indicating an application range margin are displayed on the CT image displayed in the CT image display area 51.
  • Either the boundary line 1005 indicating the application range or the boundary line 2005 indicating the application range margin may be displayed. Further, it may be configured such that the presence or absence of the boundary lines 1005 and 2005 can be switched by the operator's selection.
  • input operation units for moving or resizing the boundary lines 1005, 2005 may be provided.
  • input operation units for moving or resizing the boundary lines 1005, 2005.
  • the application range determination unit 32a and the margin setting unit 36 are sequentially moved to the changed position or size. Reset the application range or application range margin of the approximate projection data correction process.
  • the successive approximation projection data correction processing unit 33 performs the successive approximation projection data correction process again on the reset application range and the like.
  • FIG. 12 is a flowchart illustrating the flow of processing executed by the arithmetic device 202a according to the first embodiment.
  • the computing device 202a acquires projection data from the data collection device 106 (step S201).
  • the arithmetic device 202a (application range determination unit 32a) acquires shooting condition information and the like (step S202).
  • the acquired imaging condition information is the X-ray beam width ⁇ and FOV.
  • the computing device 202a calculates the slice direction application range 1001 based on the X-ray beam width as shown in FIG. 6 (step S203). Thereafter, as shown in FIG. 7, the channel direction application range 1002 is calculated based on the FOV (step S204).
  • the reason why the slice direction application range 1001 is determined first is that the amount of data to be reduced is larger when the application range is narrowed down in the slice direction.
  • the arithmetic unit 202a sets application range margins 2001 and 2002 corresponding to each application range (step S205).
  • the computing device 202a obtains a smoothing coefficient to be applied to the application range and the application range margin (step S206). As shown in FIG. 9 and FIG. 10, the smoothing coefficient is changed smoothly and continuously within and outside the application range.
  • the computing device 202a applies the smoothing coefficient obtained in step S206 to the application range and application range margin determined in the processing in steps S203 to S205, and performs successive approximation projection data correction processing (step S207). .
  • the application range determined in the processing of step S203 to step S204 is expressed as the range of the index j related to the location among the indexes i and j included in the update formula of the successive approximation projection data correction process (the above formula (4)).
  • the smoothing coefficient corresponds to ⁇ included in the update formula.
  • the computing device 202a outputs corrected projection data as a result of the successive approximation projection data correction processing, and sends it to the reconstruction processing device 221.
  • the reconstruction processing device 221 performs image reconstruction using the corrected projection data corrected by the successive approximation projection data correction process, and generates a CT image (step S208). For example, the reconstruction processing device 221 performs image reconstruction by a successive approximation method.
  • the corrected projection data is partly reduced in noise.
  • the image quality of the part corresponding to the above-described application range is improved.
  • the computing device 202a obtains the display area of the application range on the CT image (step S209)
  • the arithmetic device 202a displays the generated CT image on the display device 211 (step S210).
  • the arithmetic unit 202 displays the range to which the successive approximation projection data correction process is applied on the CT image as shown in FIG. 11 (step S211).
  • the successive approximation projection data is first based on the imaging conditions or reconstruction conditions such as the X-ray beam width and FOV. Narrow down the range to apply the correction process.
  • an application range margin is provided in a region adjacent to the application range, and the smoothing coefficient is set so that the intensity of the correction process is smooth at the boundary inside and outside the application range. Then, the above-described smoothing coefficient is applied to the application range and the application range margin, and a successive approximation projection data correction process is executed.
  • the successive approximation projection data correction process can be limited to a part of the projection data, so that the processing time can be shortened.
  • the application range is set based on imaging conditions and reconstruction conditions, the processing time can be appropriately shortened according to the purpose of CT examination.
  • the application range is determined by the imaging conditions, reconstruction conditions, and the like, correction processing is performed on the projection data corresponding to the region of interest. Therefore, a low noise image can be generated in a short time.
  • a margin is provided around the application range and the smoothing coefficient is set so that the correction intensity gradually decreases according to the distance from the application range, a sense of incongruity due to a change in image quality inside and outside the application range can be reduced.
  • the boundary line outside the application range and the application range is superimposed on the generated CT image, the region subjected to the correction process can be visually recognized on the CT image when the image is observed.
  • the X-ray CT apparatus 1 uses irradiation dose information as a parameter for determining the application range of the successive approximation projection data correction process.
  • Irradiation dose information is parameters such as X-ray tube current and tube voltage. Irradiation dose information is determined based on imaging conditions, imaging site, physique of the subject, and the like.
  • the computing device 202 of the X-ray CT apparatus calculates an optimal dose change curve for irradiating each body axis direction position prior to imaging. Usually, a sufficient irradiation dose for satisfying the target image quality is output at the diagnostic site (target site). On the other hand, in other parts, the exposure dose is reduced by setting the dose as low as necessary for image reconstruction.
  • the application range of the successive approximation projection data correction process is determined using the irradiation dose information used at the time of imaging.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating a functional configuration of the arithmetic device 202b according to the second embodiment.
  • an irradiation dose information acquisition unit 31b is provided instead of the application range determination parameter acquisition unit 31 of the arithmetic device 202 shown in FIG.
  • the computing device 202b of the second embodiment includes an irradiation dose information acquisition unit 31b, an application range determination unit 32b, a successive approximation projection data correction processing unit 33, an image reconstruction unit 34, and an application range display. It has the area
  • symbol is attached
  • the arithmetic device 202b of the second embodiment is the same hardware as the arithmetic device 202 shown in FIG. 2, but has a different functional configuration, and therefore has a different reference from the arithmetic device 202 of FIG.
  • FIG. 14 is an example of an application range display screen 501b according to the second embodiment.
  • a positioning image 601 and an irradiation dose change curve 600 are displayed on the application range display screen 501b. Further, the position in the body axis direction of the positioning image 601 matches the position in the body axis direction of the irradiation dose change curve 600.
  • the irradiation dose information acquisition unit 31b acquires irradiation dose information as a parameter for determining the application range.
  • the irradiation dose information is, for example, an irradiation dose change curve 600 shown in FIG.
  • the irradiation dose change curve 600 represents a change in the irradiation dose [mAs] according to the position in the body axis direction.
  • information calculated by the calculation device 202b based on imaging conditions or the like may be used, or information preset may be used.
  • Irradiation dose information may be created based on electrocardiogram information input from the electrocardiograph 109 in electrocardiogram synchronous imaging or the like.
  • the present invention can be applied to other than the whole body imaging including the heart.
  • the application range determination unit 32b calculates a range in the body axis direction (slice direction) to which the successive approximation projection data correction process is applied based on the irradiation dose information input from the irradiation dose information acquisition unit 31b. For example, the application range determination unit 32b sets a threshold value for the irradiation dose change curve 600. Then, the range in the body axis direction where the irradiation dose is smaller than the threshold is set as the application range. Alternatively, the range in the body axis direction where the irradiation dose is larger than the threshold may be set as the application range.
  • the purpose of setting the range where the irradiation dose is smaller than the threshold is to improve the image quality by correcting the projection data for the range shot at a low dose.
  • the purpose of setting the range in which the irradiation dose is greater than the threshold as the application range is to further improve the image quality of the diagnostic image by correcting the projection data in the range including the region of interest.
  • the region of interest is usually imaged with a sufficiently large irradiation dose.
  • the application range determination unit 32b may determine the application range based on the presence or absence of a change amount (differential value) of the irradiation dose in the body axis direction.
  • the change in irradiation dose is large in the top of the subject 3 and in the range from the chest to the abdomen.
  • the application range determination unit 32b sets the slice direction ranges in which the amount of change in irradiation dose is large as the slice direction application ranges 1001c and 1001d for correction processing.
  • the lower limbs are taken with a low dose.
  • a slice direction range captured at a dose lower than a predetermined threshold is set as a slice direction application range 1001e for correction processing.
  • the application range determination unit 32b calculates the range in the rotation direction to which the successive approximation projection data correction process is applied based on the change in the irradiation dose in the rotation direction.
  • FIG. 15 is a diagram expressing the applicable ranges 1003a and 1003b in the rotation direction.
  • the application range determination unit 32b sets a threshold value for the irradiation dose that changes in the rotation angle direction, and limits the application range of the successive approximation projection data correction processing to a rotation angle range larger or smaller than the threshold value. Or you may make it limit an application range according to the presence or absence of the variation
  • the application range determination unit 32b may determine the application range based on a characteristic waveform (for example, R wave) of the electrocardiogram.
  • a characteristic waveform for example, R wave
  • FIG. 16 is a diagram showing an electrocardiogram waveform acquired at the time of cardiac synchronous imaging and an irradiation dose determined corresponding to the electrocardiogram waveform.
  • the horizontal axis is time.
  • ECG Electrocardiogram
  • the application range determination unit 32b sets a rotation direction range (time direction range) in which the irradiation dose is greater than a predetermined threshold as a rotation direction application range 1003a of the correction process.
  • a rotation direction range (time direction range) in which the irradiation dose is equal to or less than a predetermined threshold may be set as the rotation direction application range 1003b of the correction process.
  • the rotation direction application ranges 1003a and 1003b shown in FIG. 15 correspond to the rotation direction application ranges 1003a and 1003b shown in FIG. 16, respectively.
  • Fig. 17 is a sinogram 1000b of projection data.
  • the horizontal axis represents the channel position of the detection element, and the vertical axis represents the rotational angle position.
  • the rotation direction application range 1003 is expressed on the sinogram 1000b, for example, it is expressed as a range indicated by a dotted line and an arrow in FIG.
  • a predetermined range in the rotation angle direction is narrowed down as an application range 1003.
  • the application range margin 2003 may also be set in the rotation angle direction.
  • the application range display area calculation unit 35b of the second embodiment calculates display data for displaying the application range determined by the application range determination unit 32b.
  • FIG. 14 is a diagram showing an example of the application range display screen 501b.
  • the irradiation dose change curve 600 is shown so as to coincide with the position of the positioning image 601 in the body axis direction. Further, on the positioning image 601, boundary lines, arrows, and the like representing the slice direction application ranges 1001c, 1001d, and 1001e are displayed.
  • a diagram showing the rotation direction application ranges 1003a and 1003b may be displayed in the application range display screen 501b.
  • boundary lines and arrows indicating the application ranges 1003a and 1003b may be displayed on the electrocardiogram 300 and the irradiation dose change curve 600. .
  • an input operation unit for moving or resizing marks (boundary lines and arrows in FIGS. 14, 15, and 16) indicating the application range to be displayed. May be provided.
  • the application range determination unit 32b resets the application range to the moved or changed position or size, and executes the successive approximation projection data correction process again. To do.
  • FIG. 18 is a flowchart illustrating the flow of processing executed by the arithmetic device 202b according to the second embodiment.
  • the computing device 202b acquires projection data from the data collection device 106 (step S301).
  • the arithmetic device 202b (application range determination unit 32b) acquires irradiation dose information (step S302).
  • the arithmetic unit 202b determines the threshold value for the acquired irradiation dose information. Alternatively, the change amount (differential value) is determined (step S303). Based on the determination result, first, the slice direction application range 1001 is calculated (step S304). For example, the arithmetic device 202b calculates slice direction application ranges 1001c, 1001d, and 1001e according to changes in the irradiation dose in the slice direction.
  • the correction processing application range in the slice direction is expressed as the range of the index j related to the location in the update formula.
  • the slice direction range in which the irradiation dose is smaller (or larger) than the predetermined threshold is defined as the slice direction application range 1001e.
  • the slice direction application ranges 1001c and 1001d are determined according to the presence or absence of a change (differential value) of the irradiation dose.
  • the arithmetic device 202b calculates a rotation direction application range (step S305).
  • the method of determining the rotation direction application range is the same as that of the slice direction application range 1001.
  • a rotation direction range in which the irradiation dose is smaller (or larger) than a predetermined threshold is set as the application range.
  • the rotation direction application range is limited depending on whether or not there is a change (differential value) in irradiation dose.
  • ECG-synchronous imaging the irradiation dose is determined based on the electrocardiographic information obtained at the time of imaging. Therefore, an appropriate cardiac phase is applied in the rotation direction based on the characteristic waveform (for example, R wave) of the irradiation dose.
  • the range is 1003.
  • the rotation direction correction processing application ranges 1003a and 1003b are expressed as a range of an index i related to time in the update formula.
  • the flow of processing after step S306 is the same as the processing after step S205 of the first embodiment.
  • the computing device 202b sets an application range margin corresponding to each application range (step S306).
  • the arithmetic device 202b obtains a smoothing coefficient to be applied to the application range and the application range margin (step S307).
  • the computing device 202b applies the smoothing coefficient obtained in step S307 to the application range and application range margin determined in the processing in steps S304 to S306, and performs successive approximation projection data correction processing (step S308). .
  • the application range determined in step S304 and step S305 is expressed as a range of indexes i and j included in the update formula of the successive approximation projection data correction process (the above formula (4)). Further, the smoothing coefficient determined in step S307 corresponds to ⁇ included in the update formula.
  • the arithmetic device 202b outputs the corrected projection data as a result of the successive approximation projection data correction processing, and sends it to the reconstruction processing device 221.
  • the reconstruction processing device 221 performs image reconstruction using the corrected projection data corrected by the successive approximation projection data correction process, and generates a CT image (step S309).
  • the computing device 202b obtains display data for displaying the application range (step S310).
  • the arithmetic device 202b displays the generated CT image on the display device 211 (step S311). Further, the arithmetic unit 202b displays the range to which the successive approximation projection data correction process is applied on the application range display screen 501b as shown in FIG. 14 (step S312).
  • the arithmetic device 202b uses the successive approximation projection based on the irradiation dose information in the optimum dose imaging in which imaging is performed while changing the irradiation dose at the body axis direction position or the rotation direction position.
  • the application range of data correction processing is narrowed down to the slice direction and the rotation direction.
  • a change curve of irradiation dose is created based on electrocardiogram information. Therefore, the range to which the successive approximation projection data correction process is applied is narrowed down to the slice direction and the rotation direction based on the electrocardiogram information. Thereby, the processing time of the successive approximation projection data correction process can be shortened.
  • the operator can easily identify the application range of the successive approximation projection data correction process and the outside of the application range. Thereby, it can be clarified whether the noise reduction image corresponding to the irradiation dose was obtained.
  • FIG. 19 is a diagram illustrating a functional configuration of the arithmetic device 202c according to the third embodiment.
  • an ROI information acquisition unit 31c is provided instead of the application range determination parameter acquisition unit 31 of the arithmetic device 202 shown in FIG.
  • the arithmetic device 202c of the third embodiment includes an ROI information acquisition unit 31c, an application range determination unit 32c, a successive approximation projection data correction processing unit 33, an image reconstruction unit 34, and an application range display area.
  • An arithmetic unit 35c is included.
  • the arithmetic device 202c of the third embodiment is the same hardware as the arithmetic device 202 shown in FIG. 2, but has a different functional configuration, and therefore has a different symbol from the arithmetic device 202 of FIG.
  • the ROI information acquisition unit 31c acquires ROI information as a parameter for determining the application range of the successive approximation projection data correction process.
  • the ROI information may be set on the CT image by the operator, or may be set based on the result of image analysis. In the present embodiment, an example will be described in which the range of the successive approximation projection data correction process is determined based on the ROI information set on the CT image by the operator.
  • the ROI information acquisition unit 31c displays an application range setting / display screen 501c shown in FIG.
  • the application range setting / display screen 501c is an operation screen for the operator to set the application range of ROI and successive approximation projection data correction processing.
  • the application range setting / display screen 501c shown in FIG. 20 will be described.
  • Application range setting / display screen 501c includes CT image display area 51, rotation direction application range display area 52, slice direction application range display area 53, electrocardiogram information / irradiation dose information display area 54, slide bars 55, 56, 57, etc.
  • the CT image display area 51 a CT image generated based on the projection data is displayed.
  • the CT image may be an original image (a CT image reconstructed based on projection data before correction processing), or a CT reconstructed based on corrected projection data that has been subjected to successive approximate projection data correction processing. It may be an image. For example, an original image is displayed for ROI setting immediately after imaging, and a CT image reconstructed based on corrected projection data is displayed after ROI setting. The operator can set the ROI (that is, the application range 1005 of the successive approximation projection data correction process) on the CT image.
  • the channel direction application range display area 52 displays the channel direction application range.
  • a plurality of channel direction application ranges 1003c, 1003d, and 1003e are set and displayed.
  • the body axis direction application range display area 53 displays a positioning image and an image creation range in the body axis direction.
  • the image creation range is set as a reconstruction condition, and this is set as a slice direction application range 1001 of the successive approximation projection data correction process.
  • the electrocardiogram information 300 and the irradiation dose information (irradiation dose change curve) 600 are displayed along the same time axis. Further, application ranges 1003c, 1003d, and 1003e in the time direction (rotation direction) of the successive approximation projection data correction process are displayed along the same time axis as that of the electrocardiogram information 300 and the irradiation dose information 600.
  • Slide bars 55 and 56 are operation units for adjusting the position and range of the application range. For example, by adjusting the slide bar 55, the positions of dotted lines and arrows indicating the time direction application range 1003 can be adjusted. Further, by adjusting the slide bar 56, the length of the arrow indicating the time direction application range 1003 (the range of the dotted line) can be adjusted.
  • the slide bar 57 is an operation unit for changing the cross-sectional position of the image displayed in the CT image display area 51.
  • the ROI information acquisition unit 31c acquires the image creation range in the body axis direction from the set reconstruction conditions. Also, obtain FOV corresponding to ROI.
  • the application range determination unit 32c calculates the application range in the body axis direction (slice direction) and the channel direction based on the ROI information input from the ROI information acquisition unit 31c.
  • the applicable range display area calculation unit 35c calculates display data so that the applicable range is displayed in the applicable range such as the CT image, positioning image, or irradiation dose information displayed on the above-described applicable range setting / display screen 501c. To do.
  • FIG. 21 is a flowchart illustrating the flow of processing executed by the arithmetic device 202c according to the third embodiment.
  • the computing device 202c acquires projection data from the data collection device 106 (step S401).
  • the computing device 202c (ROI information acquisition unit 31c) creates an ROI setting image based on the projection data and displays it on the above-described application range setting / display screen 501c (step S402).
  • the arithmetic device 202c acquires the set body axis direction image creation range and the FOV corresponding to the ROI.
  • a VOI Volume Of Interest
  • the computing device 202c calculates the slice direction application range based on the acquired image creation range (step S404). Thereafter, the arithmetic device 202c calculates the acquired FOV channel direction application range (step S405). As shown in the setting screen of FIG. 20, the slice direction application range is set as a range corresponding to the image creation range input by the operator (range of reference numeral 1001 set in the body axis direction application range display area 53).
  • the application range is determined with reference to electrocardiogram information and irradiation dose information as shown in the second embodiment. Also good.
  • the arithmetic device 202c determines the rotation direction application ranges 1003c, 1003d, and 1003e based on the electrocardiogram information and the irradiation dose information.
  • the calculation device 202 applies the range of the index j of the update formula used for calculation in the successive approximation projection data correction process (the range related to the location) to the slice direction. Determine based on range. Similarly, the range of the index i related to time is determined based on the rotation direction application range.
  • the flow of processing after step S406 is the same as the processing after step S205 of the first embodiment.
  • the computing device 202c sets an application range margin corresponding to each application range (step S406).
  • the arithmetic device 202c calculates a smoothing coefficient to be applied to the application range and the application range margin (step S407).
  • the arithmetic unit 202c applies the smoothing coefficient obtained in step S407 to the application range and application range margin determined in the processes in steps S404 to S406, and performs successive approximation projection data correction processing (step S408). .
  • the application range determined in step S404 and step S405 is expressed as a range of indexes i and j included in the update formula of the successive approximation projection data correction process (the above formula (4)). Further, the smoothing coefficient determined in step S407 corresponds to ⁇ included in the update formula.
  • the arithmetic unit 202c outputs corrected projection data as a result of the successive approximation projection data correction process, and sends it to the reconstruction processing unit 221.
  • the reconstruction processing device 221 performs image reconstruction using the corrected projection data corrected by the successive approximation projection data correction process, and generates a CT image (step S409).
  • the computing device 202c obtains display data for displaying the application range (step S410).
  • the arithmetic device 202c displays the generated CT image on the display device 211 (step S411). Further, the arithmetic unit 202c displays the range to which the successive approximation projection data correction process is applied on the application range setting / display screen 501c as shown in FIG. 20 (step S412).
  • the arithmetic unit 202c displays the application range 1005 on the CT image displayed in the CT image display area 51 as the application range of the successive approximation projection data correction process.
  • the computing device 202c displays the rotation direction application ranges 1003c, 1003d, and 1003e in the rotation direction application range display area 52 and the electrocardiogram information / irradiation dose information display area 54, respectively.
  • the arithmetic device 202c displays the slice direction application range 1001 in the slice direction application range display area 53.
  • the arithmetic unit 202c narrows down the range to which the successive approximation projection data correction process is applied based on the ROI.
  • the range to which the successive approximation projection data correction process is applied is narrowed down to the slice direction and the rotation direction based on the electrocardiogram information.
  • the application range of the successive approximation projection data correction process is narrowed down, so that the processing time can be shortened.
  • the application range of the correction process is displayed together with the positioning image, the image diagram, or the electrocardiogram information, the operator can easily distinguish the application range from the application range. Thereby, it is possible to clarify whether or not a noise-reduced image corresponding to the irradiation dose is obtained with the set ROI.
  • an applicable range corresponding to each ROI may be provided.
  • the distribution of the application range becomes complicated, and the calculation of the successive approximation projection data correction process becomes complicated.
  • an application range margin is provided, the function indicating the smoothing coefficient becomes complicated. Therefore, when multiple ROIs are set on the same image, ROI including multiple ROIs (hereinafter referred to as large ROI) is reset, and the slice direction and channel direction range corresponding to the reset large ROI are set.
  • the application range of the successive approximation projection data correction process may be used.
  • each individually set ROI is called a small ROI, and a range including a plurality of small ROIs is called a large ROI.
  • FIG. 22 is a flowchart for explaining processing when a plurality of small ROIs are set.
  • the arithmetic device 202c (application range determination unit 32c) accepts selection of an image for setting ROI.
  • the operator adjusts the slide bar 57 on the setting screen to select the body axis direction position of the CT image displayed in the CT image display area 51 (step S501).
  • An ROI (small ROI) is set on the selected CT image (step S502). Small ROIs may overlap or may be separated.
  • the shape of the small ROI is preferably a circle, but may be other figures such as a rectangle or an ellipse.
  • the computing device 20c calculates a region including all the small ROIs using the coordinate information of the small ROIs set in step S502.
  • This area is set as a large ROI (step S504).
  • the large ROI may include an area that is not set as a small ROI by the operator.
  • the large ROI has a circular shape. Further, it is desirable that the large ROI is set so that the center thereof is close to the rotation center of the photographing. This is because the region closer to the center of rotation has a range closer to a straight line on the sinogram, which makes it easier to calculate the application range of the successive approximation projection data correction process.
  • the processing is the same as the processing after step S404 described above. That is, the arithmetic device 202 acquires the position information of the large ROI set by the operator, and calculates the slice direction application range based on the acquired ROI information. Thereafter, the channel direction application range is calculated. When the irradiation dose information is acquired, the rotation direction application range is calculated. When the application ranges in the slice direction and the channel direction are set, the calculation device 202 determines the range of the index j of the update formula used for calculation in the successive approximation projection data correction process (the range related to the location) based on the slice direction application range. decide. Similarly, the range of the index i related to time is determined according to the rotation direction application range.
  • the third embodiment it is possible to narrow down the application range of the successive approximation projection data correction processing in the body axis direction and the channel direction based on the ROI set on the CT image by the operator. Become. When irradiation dose information or the like is acquired, it is possible to narrow down the application range of the approximate projection data correction process in the rotation direction according to the irradiation dose information. As a result, the processing time for the successive approximation projection data correction process can be shortened.
  • the application range setting / display screen 501c the application range in each direction is displayed on a CT image, a positioning image, an irradiation dose change curve, or the like. Therefore, the operator can easily identify the application range and the outside of the application range of the successive approximation projection data correction process. As a result, it is possible to easily confirm whether or not a desired noise-reduced image is obtained in a desired range.
  • the scope of application can be determined by setting one large ROI including multiple ROIs. Therefore, it is possible to prevent the processing from becoming complicated and shorten the processing time. Thereby, the operability and convenience can be improved and the processing time can be shortened.
  • a method for calculating the application range of the successive approximation projection data correction process based on the variation information of the moving organ will be described.
  • the organ that moves are the heart and the lung.
  • the heart will be described as an example.
  • the X-ray CT apparatus 1 calculates a difference value between images having different time phases based on electrocardiographic information measured by the electrocardiograph 109 during imaging, and obtains an image fluctuation amount. Then, a time phase with a small amount of image variation is set as an optimal cardiac phase, and a diagnostic image is reconstructed using projection data of the optimal cardiac phase.
  • the optimum cardiac phase and the time range in the vicinity thereof are set as the application range of the successive approximation projection data correction process.
  • FIG. 23 is a diagram illustrating a functional configuration of the arithmetic device 202d according to the fourth embodiment.
  • an optimum cardiac phase determination unit 31d is provided instead of the application range determination parameter acquisition unit 31 of the arithmetic unit 202 shown in FIG.
  • the arithmetic device 202d of the fourth embodiment includes an optimal cardiac phase determination unit 31d, an application range determination unit 32d, a successive approximation projection data correction processing unit 33, an image reconstruction unit 34, and an application range display.
  • An area calculation unit 35 is included.
  • the arithmetic device 202d of the fourth embodiment is the same hardware as the arithmetic device 202 shown in FIG. 2, but has a different functional configuration, and therefore has a different reference from the arithmetic device 202 of FIG.
  • the optimal cardiac phase determination unit 31d calculates a difference value between images having different time phases based on the electrocardiographic information. Then, the inter-image variation amount in the target time phase is calculated from the sum of the difference values.
  • the optimum cardiac phase determination unit 31d sets, for example, the time phase with the smallest amount of variation between images as the optimum cardiac phase.
  • the optimal cardiac phase may be a time phase in which the inter-image variation amount is the minimum value in all phases, or the inter-image variation amount is the minimum value in the diastole and the systole in consideration of the dilation and contraction of the heart. It may be a time phase.
  • FIG. 24 is a diagram showing an example of a variation curve 700 showing changes in the image variation amount in each time phase.
  • the horizontal axis is the time phase (time), and the vertical axis is the image fluctuation amount. If the image fluctuation amount is calculated by taking the difference between the images at the time phases before and after, the transition of the fluctuation amount can be known as shown in FIG. In the time phase where the amount of image fluctuation is small, it is difficult to produce motion artifacts. For example, this is determined as the optimum cardiac phase. In FIG. 24, the time phases 701 and 702 are the optimum cardiac phases.
  • the application range determination unit 32d acquires information on the optimal cardiac phase determined by the optimal cardiac phase determination unit 31d.
  • a time phase range including the optimum cardiac phase is set as a time direction (rotation direction) application range 1003 of the successive approximation projection data correction processing.
  • a time phase range in the vicinity of the optimum cardiac phase 702 is set as a time direction application range 1003f.
  • the time phase range in the vicinity of the optimum cardiac phase 701 is defined as a time direction application range 1003g.
  • FIG. 25 is a flowchart illustrating the flow of processing executed by the arithmetic device 202d according to the fourth embodiment.
  • the computing device 202d acquires projection data and electrocardiogram information (step S601, step S602).
  • the image reconstruction device 221 reconstructs a CT image for each time phase based on the acquired projection data and electrocardiogram information (step S603).
  • the arithmetic device 202d (optimal cardiac phase determination unit 31d) calculates a difference value between images having different time phases (step S604). Then, the image fluctuation amount in the target time phase is calculated from the sum of the difference values (step S605).
  • the computing device 202d determines the optimum cardiac phase based on the image fluctuation amount calculated in step S605 (step S606).
  • the application range determination unit 31d acquires information on the optimal cardiac phase determined by the optimal cardiac phase determination unit 31d.
  • the computing device 202d sets the adjacent time phase ranges including the optimum cardiac phase as the application ranges 1003f and 1003g of the successive approximation projection data correction process (step S607).
  • the computing device 202d determines the range of the index i of the update formula used for computation in the successive approximation projection data correction process (time range) based on the above-described application ranges 1003f and 1003g.
  • the flow of processing after step S608 is the same as the processing after step S205 of the first embodiment.
  • the computing device 202d sets an application range margin corresponding to each application range (step S608).
  • the arithmetic device 202d obtains a smoothing coefficient to be applied to the application range and the application range margin (step S609).
  • the computing device 202d applies the smoothing coefficient obtained in step S609 to the application range and application range margin determined in the processing in steps S607 to S608, and performs successive approximation projection data correction processing (step S610). .
  • the application range determined in step S607 is expressed as the range of index i included in the update formula for the successive approximation projection data correction process (the above formula (4)). Further, the smoothing coefficient determined in step S609 corresponds to ⁇ included in the update formula.
  • the arithmetic device 202d outputs corrected projection data as a result of the successive approximation projection data correction processing, and sends it to the reconstruction processing device 221.
  • the reconstruction processing device 221 performs image reconstruction using the corrected projection data corrected by the successive approximation projection data correction process, and generates a CT image (step S611).
  • the computing device 202d obtains display data for displaying the application range (step S612).
  • the arithmetic device 202d displays the generated CT image on the display device 211 (step S613).
  • the computing device 202d displays the range to which the successive approximation projection data correction process is applied on the CT image, the setting screen, and the like (step S614).
  • the arithmetic device 202d displays the application range of the successive approximation projection data correction process as in the rotation direction application range display area 52 of FIG.
  • the computing device 202d when imaging a periodically moving organ, calculates the image fluctuation amount and determines the optimum phase based on the image fluctuation amount. Then, the application range of the successive approximation projection data correction process is determined based on the time direction range near the time phase determined as the optimum phase. Thereby, the application range of the correction process can be narrowed down in the time direction (that is, the rotation direction). Therefore, the processing time can be shortened.
  • contrast medium monitor imaging is performed to monitor the arrival of the contrast medium to the region of interest.
  • contrast agent monitor imaging it is only necessary to monitor whether or not the contrast agent has arrived at a predetermined monitoring position.
  • the projection data acquired for the contrast medium monitor is also subjected to successive approximation projection data correction processing at a high speed by narrowing the range. As a result, the image quality of the contrast agent monitor image is improved, and high-precision concentration monitoring can be performed.
  • FIG. 26 is a diagram illustrating a functional configuration of the arithmetic device 202e according to the fifth embodiment.
  • a monitor image analysis unit 31e is provided instead of the application range determination parameter acquisition unit 31 of the arithmetic device 202 shown in FIG.
  • the arithmetic device 202e of the fifth embodiment includes a monitor image analysis unit 31e, an application range determination unit 32e, a successive approximation projection data correction processing unit 33, a monitor image reconstruction unit 34e, and an application range display. It has the area
  • the arithmetic device 202e of the fifth embodiment is the same hardware as the arithmetic device 202 shown in FIG. 2, but has a different functional configuration, and therefore has a different reference from the arithmetic device 202 of FIG.
  • the monitor image analysis unit 31e acquires projection data for monitoring imaging (hereinafter referred to as monitoring projection data) every predetermined time in a cross-section for monitoring the contrast agent concentration. Then, the monitor image is immediately reconstructed based on the monitor projection data.
  • the monitor image analysis unit 31e creates a time difference image between the monitor image captured last time and the monitor image captured this time.
  • the monitor image analysis unit 31e analyzes the created time difference image. In the analysis, an area where relatively large difference values are concentrated is searched from the time difference image. Then, the ROI is set so as to include an area where large difference values are concentrated.
  • the ROI set in the time difference image is set as the ROI of the monitor image. The ROI is set every time the monitor shooting is performed.
  • the application range determination unit 32e acquires the ROI information set by the monitor image analysis unit 31e. Based on this ROI information, the application range determining unit 32e performs the same processing as that of the third embodiment on the monitor image. That is, the application range determination unit 32e determines the application range of the successive approximation projection data correction process for the monitor projection data based on the ROI set by the monitor image analysis unit 31e. The applicable range in the body axis direction (slice direction) and the channel direction is calculated.
  • the successive approximation projection data correction processing unit 33e executes the successive approximation projection data correction process by limiting the application range determined by the application range determination unit 32e out of the monitor projection data.
  • the image reconstruction unit 34e reconstructs a monitor image based on the corrected projection data input from the successive approximation projection data correction processing unit 33.
  • the monitor image reconstruction unit 34e outputs the reconstructed monitor image to the display device 211.
  • the application range display area calculation unit 35e performs a calculation for displaying the application range determined by the application range determination unit 32e. For example, the position of the application range on the monitor image is calculated.
  • FIG. 27 is a flowchart illustrating the flow of processing executed by the arithmetic device 202d according to the fifth embodiment.
  • the computing device 202e selects a cross section (contrast monitor cross section) for monitoring the contrast agent concentration (step S701).
  • the arithmetic unit 202e performs monitor imaging at predetermined time intervals on the contrast monitor cross section selected in step S701 (step S702).
  • the computing device 202e (monitor image analysis unit 31e) reconstructs a CT image using the monitor projection data obtained by the monitor imaging every time the monitor imaging is performed (step S703).
  • the arithmetic unit 202e creates a time difference image by subtracting the previous captured image from the current captured image (step S704). Further, each time the monitor photographing is performed, the arithmetic device 202e (monitor image analysis unit 31e) analyzes the time difference image created in step S702 and sets the ROI (step S705).
  • the ROI is set so as to include an area where relatively large difference values are concentrated in the time difference image.
  • the processing after step S706 is the same as the processing flow after ROI setting in the third embodiment (processing after step S403 in FIG. 21).
  • the computing device 202e calculates a slice direction application range and a channel direction application range for the monitor projection data based on the ROI information set in step S705 (step S706).
  • the calculation device 202 determines the range of the index j (range related to the location) of the update formula used for calculation in the successive approximation projection data correction process based on the slice direction application range. decide.
  • the range of the index i related to time is determined based on the rotation direction application range.
  • the computing device 202e sets an application range margin corresponding to each application range (step S707).
  • the computing device 202e obtains a smoothing coefficient to be applied to the application range and the application range margin (step S708).
  • the arithmetic device 202e applies the smoothing coefficient obtained in step S708 to the application range and application range margin determined in the processing in steps S706 to S707, and performs successive approximation projection data correction processing (step S709).
  • the arithmetic unit 202e outputs corrected projection data as a result of the successive approximation projection data correction process, and sends it to the reconstruction processing unit 221.
  • the reconstruction processing device 221 performs image reconstruction using the corrected projection data corrected by the successive approximation projection data correction process, and generates a monitor image (step S710).
  • the arithmetic device 202e obtains display data for displaying the application range (step S711).
  • the arithmetic device 202e displays the generated monitor image on the display device 211 (step S712). Further, the arithmetic unit 202e displays the range to which the successive approximation projection data correction process is applied on the monitor image as shown in FIG. 11, for example (step S713).
  • 1 X-ray CT device 3 subjects, 10 scanners, 20 operation units, 100 gantry, 101 couch device, 102 X-ray generator, 103 X-ray detector, 104 collimator device, 105 high voltage generator, 106 data collection device , 107 drive device, 109 electrocardiograph, 200 central control device, 201 input / output device, 202 arithmetic device, 211 display device, 212 input device, 213 storage device, 221 reconstruction processing device, 222 image processing device, 31, 31a Application range determination parameter acquisition unit, 31b Irradiation dose information acquisition unit, 31c ROI information acquisition unit, 31d Optimal cardiac phase determination unit, 31e Monitor image analysis unit, 32, 32a to 32e Application range determination unit, 33 Sequential approximate projection data correction Processing unit, 34 Image reconstruction unit, 34e Monitor image reconstruction unit, 35, 35a to 35e Application range display area calculation unit, 4 FOV, 300 ECG, 501a 501c Application range setting display screen, 501b Application range display screen, 55 56, 57 Slide bar (operation input

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Abstract

　範囲を限定して逐次近似投影データ補正処理を適用することで逐次近似投影データ補正処理に要する演算時間を短縮し、かつ、検査目的に応じた低ノイズ画像を生成することが可能なX線CT装置等を提供するために、X線CT装置1の演算装置202は、撮影により得た投影データに対して逐次近似投影データ補正処理を施して補正投影データを作成し、補正投影データを用いてCT画像を再構成する。演算装置202は、撮影条件や再構成条件等に基づいて逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を決定する。例えば、X線ビーム幅に基づいてスライス方向適用範囲を決定し、FOVに基づいてチャンネル方向適用範囲を決定する。演算装置202は、決定された適用範囲に該当する投影データに対して逐次近似投影データ補正処理を施し、補正投影データを作成する。

Description

Ｘ線ＣＴ装置及び画像再構成方法
　本発明は、被検体にX線を照射してCT画像を得るX線CT装置等に関する。特に、X線CT装置が逐次近似法による投影データの補正を高速に実行する技術に関する。
　近年、被曝線量の少ないCT検査を実施するため、逐次近似法による画像再構成を実行するX線CT装置が開発されている。逐次近似法による画像再構成であれば、低線量であってもノイズが少ないCT画像が得られる。
　非特許文献1には、逐次近似法の一つである逐次近似投影データ補正処理が開示されている。逐次近似投影データ補正処理は、画像再構成の前処理である投影データの補正処理の一つである。逐次近似投影データ補正処理では、投影データの投影値を変数とする更新式が用いられる。更新式は、補正の強度を示すスムージング係数(補正係数や罰則項とも呼ばれる。)を含む。また更新式は、隣接素子間の加重加算処理を含む。逐次近似投影データ補正処理では、上述の更新式を用いて投影値を繰り返し更新する。そして更新の都度、コスト関数を用いて更新後に得られる投影値を評価する。コスト関数の結果が良好となるまで、各検出素子について投影値の更新を繰り返す。
　式(1)は従来の逐次近似投影データ補正処理で用いるコスト関数を示す。
　式(2)は従来の逐次近似投影データ補正処理で用いる更新式を示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
　上述の式(1)及び式(2)において、pは更新投影値、yは元の投影値、βはスムージング係数、dは検出特性値、iは検出素子番号、nは反復回数、wは重みである。
　なお、非特許文献1には、上述の式(1)、式(2)に対応する式がそれぞれ記載されている。式(1)は、非特許文献1のp.1274に記載される式(9)に対応する式である。式(2)は、非特許文献1のp.1274に記載される式(11)に対応する式である。
　本明細書では、発明の主旨に沿った説明とするため、非特許文献1と異なる形式及び記号で各式を記述しているが、上述の式(1)、式(2)の内容は非特許文献1に記述される各式と同じ内容である。
Jing Wang et. al., "Penalized Weighted Least-Squares Approach to Sinogram Noise Reduction and Image Reconstruction for Low-Dose X-Ray Computed Tomography", IEEE TRANSACTIONSON MEDICAL IMAGING, VOL. 25, NO. 10, OCTOBER 2006, 1272-1283
　しかしながら、上述の非特許文献1に記載される処理では、全ての検出素子に対して逐次近似投影データ補正処理を適用する。そのため、処理に膨大な時間を要するという問題がある。
　本発明は、以上の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、範囲を限定して逐次近似投影データ補正処理を適用することで逐次近似投影データ補正処理に要する演算時間を短縮し、かつ、検査目的に応じた低ノイズ画像を生成することが可能なX線CT装置等を提供することを目的としている。
　前述した目的を達成するために、被検体の周囲からX線を照射するX線発生装置と、前記被検体を透過するX線を検出するX線検出装置と、前記X線検出装置によって検出されるデータを収集するデータ収集装置と、前記データ収集装置によって収集されるデータを入力して投影データを作成し、前記投影データを用いてCT画像を再構成する演算装置と、前記CT画像を表示する表示装置と、を備え、前記演算装置は、前記投影データに対して補正の強度を示すスムージング係数を用いた逐次近似法による補正処理である逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を決定する適用範囲決定部と、前記適用範囲決定部により決定された範囲に該当する投影データに対して前記逐次近似投影データ補正処理を施し、補正投影データを作成する逐次近似投影データ補正処理部と、前記補正投影データを用いてCT画像を再構成する画像再構成部と、を備えることを特徴とするX線CT装置である。
　また、補正の強度を示すスムージング係数を用いて逐次近似法による補正処理を投影データに施して補正投影データを作成し、前記補正投影データを用いてCT画像を再構成する画像再構成方法であって、演算装置が、前記投影データに対して前記逐次近似法による補正処理を適用する範囲を決定する適用範囲決定ステップと、決定された範囲に該当する投影データに対して前記逐次近似法による補正処理を施し、補正投影データを作成する補正投影データ作成ステップと、を行うことを特徴とする画像再構成方法である。
　本発明によれば、範囲を限定して逐次近似投影データ補正処理を適用することで逐次近似投影データ補正処理に要する演算時間を短縮し、かつ、検査目的に応じた低ノイズ画像を生成することが可能なX線CT装置等を提供できる。
X線CT装置1の全体構成を示す外観図 X線CT装置1のハードウエアブロック図 演算装置202の機能ブロック図 処理全体の流れを示すフローチャート 第1実施形態における演算装置202aの機能ブロック図 スライス方向適用範囲1001の一例を示す図 チャンネル方向適用範囲1002の一例を示す図 サイノグラム1000上で表現されるチャンネル方向適用範囲1002及び適用範囲マージン2002の一例 チャンネル方向適用範囲及び適用範囲マージンとスムージング係数の変化との関係を説明する図 スライス方向適用範囲及び適用範囲マージンとスムージング係数の変化との関係を説明する図 第1実施形態における適用範囲設定・表示画面501aの一例を示す図 第1実施形態における処理の流れを示すフローチャート 第2実施形態における演算装置202bの機能ブロック図 第2実施形態における適用範囲表示画面501bの一例を示す図 回転方向適用範囲1003について説明する図 心電情報300と照射線量変化曲線600との関係を示す図 サイノグラム1000b上で表現される回転方向適用範囲1003及び適用範囲マージン2003の一例 第2実施形態における処理の流れを示すフローチャート 第3実施形態における演算装置202cの機能ブロック図 第3実施形態における適用範囲設定・表示画面501cの一例を示す図 第3実施形態における処理の流れを示すフローチャート ROI設定の詳細を説明するフローチャート 第4実施形態における演算装置202dの機能ブロック図 画像変動量から求められる最適心位相と時間方向適用範囲との関係を示す図 第4実施形態における処理の流れを示すフローチャート 第5実施形態における演算装置202eの機能ブロック図 第5施形態における処理の流れを示すフローチャート
　以下、図面に基づいて本発明の好適な実施形態を詳細に説明する。最初に、図1及び図2を参照しながら、X線CT装置1のハードウエア構成を説明する。
　X線CT装置1は、大きく分けてスキャナ10及び操作ユニット20から構成される。
スキャナ10は、寝台装置101、X線発生装置102、X線検出装置103、コリメータ装置104、高電圧発生装置105、データ収集装置106、駆動装置107等を含む。操作ユニット20は、中央制御装置200、入出力装置201、演算装置202等を含む。
　操作者は、入出力装置201を介して、撮影条件や再構成条件等を入力する。撮影条件は、例えば、X線ビーム幅、寝台送り速度、管電流、管電圧、撮影範囲(体軸方向範囲)、周回当たりの撮影ビュー数等である。また再構成条件は、例えば、関心領域、FOV(Field Of View)、再構成フィルタ関数等である。入出力装置201は、CT画像等を表示する表示装置211、マウス、トラックボール、キーボード、タッチパネル等の入力装置212、データを記憶する記憶装置213等を含む。
　中央制御装置205は、撮影条件や再構成条件を入力し、撮影に必要な制御信号をスキャナ10に含まれる各装置に送信する。コリメータ装置104は、制御信号に基づいて、コリメータの位置を制御する。撮影スタート信号を受けて撮影が開始されると、高電圧発生装置105は、制御信号に基づいて、X線発生装置102に管電圧、管電流を印加する。X線発生装置102では、印加された管電圧に応じたエネルギーの電子が陰極から放出され、放出された電子がターゲット(陽極)に衝突することによって電子エネルギーに応じたエネルギーのX線が被検体3に照射される。
　駆動装置107は、制御信号に基づいて、X線発生装置102、X線検出装置103等が搭載されているガントリ100を被検体3の周りに周回させる。寝台装置101は、制御信号に基づいて、寝台を制御する。
　X線発生装置102から照射されるX線は、コリメータによって照射領域が制限される。X線は、被検体3内の各組織においてX線減弱係数に応じて吸収(減衰)され、被検体3を通過し、X線発生装置102に対向する位置に配置されたX線検出装置103によって検出される。X線検出装置103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)に配置された複数の検出素子によって構成される。各検出素子によって受光されるX線は、実投影データに変換される。すなわち、X線検出装置103によって検出されるX線は、データ収集装置106によって、各種のデータ処理(デジタルデータへの変更、LOG変換、キャリブレーション等)が行われて、ローデータとして収集され、演算装置202に入力される。
　このとき、互いに対向するX線発生装置102及びX線検出装置103が、被検体3の周囲を回転するので、X線発生装置102は、被検体3の周囲からX線を照射することになる。また、X線検出装置103は、被検体3を透過するX線を検出することになる。つまり、ローデータは回転方向の離散的なX線管位置(対向する検出器位置とも言える。)において収集される。各々のX線管位置における投影データの取得単位が「ビュー」である。
　演算装置202は、再構成処理装置221、画像処理装置222等から構成される。また、入出力装置201は、入力装置212、表示装置211、記憶装置213等を備える。
　再構成処理装置221は、データ処理装置106によって収集されるローデータを入力して投影データを作成する。また、再構成処理装置221は投影データに対して逐次近似投影データ補正処理を行い、補正投影データを作成する。そして、補正投影データを用いてCT画像を再構成する。
　なお、本発明は逐次近似投影データ補正処理の改良に関するものである。本発明に係る逐次近似投影データ補正処理については後述する。
　再構成処理装置221は、生成したCT画像を記憶装置213に保存する。また、再構成処理装置221は生成したCT画像を表示装置211に表示する。或いは、画像処理装置222が、記憶装置213に保存されるCT画像に対して画像処理を行い、画像処理後の画像を表示装置211に表示する。
　X線CT装置1は、2次元方向に検出素子が配列されるX線検出装置103を用いるマルチスライスCTと、検出素子が1列すなわち1次元方向(チャネル方向のみ)に配列されるX線検出装置103を用いるシングルスライスCTに大別される。マルチスライスCTでは、X線検出装置103に合わせてX線源であるX線発生装置102から円錐状、もしくは角錐状に広がるX線ビームが照射される。シングルスライスCTでは、X線発生装置102から扇状に広がるX線ビームが照射される。通常、X線CT装置1による撮影では、ガントリ100が寝台に載置される被検体3の周りを周回しながら、X線の照射が行われる(但し、位置決め撮影を除く。)。
　撮影中に寝台が固定され、X線発生装置102が被検体3の周りを円軌道状に周回する撮影態様は、アキシャルスキャンなどと呼ばれる。また、寝台が連続的に移動し、X線発生装置102が被検体3の周りをらせん軌道状に周回する撮影態様は、らせんスキャンなどと呼ばれる。
　寝台装置101は、アキシャルスキャンの場合、撮影している間、寝台を静止した状態とする。また、寝台装置101は、らせんスキャンの場合、撮影条件の1つである寝台送りの速さに応じて、撮影している間、寝台を被検体3の体軸方向に平行移動させる。
　次に、図3を参照しながら、本発明のX線CT装置1の機能構成について説明する。図3は、特に演算装置202の機能構成を示している。
　演算装置202は主要な機能構成として、適用範囲決定用パラメータ取得部31、適用範囲決定部32、逐次近似投影データ補正処理部33、画像再構成部34、適用範囲表示領域演算部35を有する。
　なお本発明の前提として、演算装置202は以下に示す式(3)のコスト関数、及び式(4)の更新式を用いて、投影データに対して逐次近似投影データ補正処理を実行する。
式(3)及び式(4)は、それぞれ非特許文献1に開示されるコスト関数(非特許文献1のp.1274の式(9))及び更新式(同文献同頁の式(11))に対応する式である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000002
　ここで、pは更新投影値、yは元の投影値、βはスムージング係数、dは検出特性値、iは時間に関するインデックス、jは場所(検出素子の場所)に関するインデックス、nは反復回数、wは重みである。
　逐次近似投影データ補正処理を実行する前に、演算装置202は、逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲(以下、適用範囲という。)を決定する。適用範囲は検査目的や撮影条件等に応じて決定される。適用範囲は、検出素子の場所に関する範囲と時間に関する範囲とを含む。検出素子の場所に関する範囲としては、スライス方向の適用範囲及びチャンネル方向の適用範囲がある。また、X線CT装置1は被検体3の周囲を回転しながら複数の角度方向から投影データを得るものであるため、時間に関する範囲とは、換言するとガントリ100の回転方向(ビュー角度)の範囲である。
　上述の適用範囲は、逐次近似投影データ補正処理に用いる更新式及びコスト関数(上述の式(4)及び式(3))において、加算部のインデックスi及びjの範囲で表現される。上述したように、iは時間に関するインデックス、jは場所(検出素子の位置)に関するインデックスである。演算装置202は、撮影条件や検査目的等に基づいて、適用範囲(インデックスi及びインデックスjの範囲)を算出し、適用範囲内の投影データに対して逐次近似投影データ補正処理を適用する。
　図3に示す各機能部について説明する。
　適用範囲決定用パラメータ取得部31は、逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を決定するためのパラメータ(以下、適用範囲決定用パラメータという。)を取得する。
適用範囲決定用パラメータは、例えば、X線CT装置1に設定される撮影条件情報としてもよいし、照射線量情報としてもよいし、画像再構成条件情報としてもよい。また、心電同期撮影における心電情報のように、臓器の周期的運動の情報としてもよい。また、造影剤撮影における造影モニタ用画像の変動量等のように画像を解析することで得られる情報としてもよい。
　適用範囲決定用パラメータは、入力装置212、記憶装置213、心電計109等の周辺機器、及び演算装置202内の記憶領域(RAM等)等から取得できる。
　例えば、撮影条件情報はX線ビーム幅や体軸方向撮影範囲等の各種パラメータである。
撮影条件情報は、撮影前に操作者により入力装置212から入力される。或いは記憶装置213や演算装置202内の記憶領域に記憶されている。
　照射線量情報は管電流や管電圧である。照射線量情報は、撮影条件、再構成条件、及び被検体の体格等に基づいて最適な値が演算装置202により算出され、演算装置202内の記憶領域に保持される。或いは記憶装置213に記憶される。
　画像再構成条件情報は、例えばROIやFOV、再構成する体軸方向範囲等であり、入力装置212から入力される。或いは記憶装置213に記憶されている。
　心電情報は心臓部の撮影等において、被検体3に装着された心電計109(図3参照)からリアルタイムに取得される。
　造影剤を用いた撮影における造影モニタ用画像の変動量は、演算装置202による解析の結果により得られる。
　適用範囲決定部32は、データ収集装置106から入力される投影データを取得する。
また、適用範囲決定用パラメータ取得部31から適用範囲決定用パラメータを取得する。
そして適用範囲決定部32は、取得した投影データに対して逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を決定する。適用範囲は画質を向上させる範囲とする。画質向上の目的は大別して2つある。1つは、被曝量低減のために低線量で撮影したために目標とする画質が得られない場合である。もう1つは、線量は足りているが着目部位の画質を更に向上するためである。
　適用範囲決定部32は、撮影条件等の適用範囲決定用パラメータに基づいて、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を決定する。適用範囲決定部32は、投影データ全体のうち、補正処理を適用する検出素子の場所に関する範囲、及び時間に関する範囲を絞り込む。検出素子の場所に関する範囲とは、検出素子のチャンネル方向範囲及びスライス方向範囲のことである。また、時間に関する範囲とは、検出装置の回転角度(ビュー角度)の範囲である。
　検出素子の場所に関する範囲は、上述のコスト関数(式(3))及び更新式(式(4))に含まれる加算部のインデックスjの範囲に対応する。また、時間に関する範囲は、上述のコスト関数(式(3))と更新式(式(4))に含まれる加算部のインデックスiの範囲に対応する。適用範囲決定部32は、決定した適用範囲を逐次近似投影データ補正処理部33及び適用範囲表示領域演算部35に出力する。
　各適用範囲決定用パラメータを用いた適用範囲の決定方法の詳細については、それぞれ各実施の形態で説明する。
　適用範囲決定部32は、目標画質や検査目的に応じて、式(4)に含まれるスムージング係数の大きさを決定する。スムージング係数は、補正の強度を表す係数である。
　逐次近似投影データ補正処理部33は、適用範囲決定部32によって決定された適用範囲について、逐次近似投影データ補正処理を実行する。逐次近似投影データ補正処理では、演算装置202は適用範囲内にある投影データに対して、式(4)の更新式を適用する。式(3)に示すコスト関数が良好な結果となるまで、反復して演算を行う。演算の結果、得た投影値を補正投影データとして画像再構成部34に出力する。
　画像再構成部34は、逐次近似投影データ補正処理部33から入力された補正投影データに基づいてCT画像を再構成する。画像再構成部34は再構成したCT画像を表示装置211に出力する。
　適用範囲表示領域演算部35は、適用範囲決定部32によって決定された適用範囲を表示するための演算を行う。例えば、CT画像上における適用範囲の位置を算出する。
　表示装置211は、画像再構成部34により再構成されたCT画像を表示する。また、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を表示する。例えば、表示装置211は、CT画像上に上述の適用範囲を明示する。適用範囲と非適用範囲の境界に線を表示するようにしてもよい。なお、境界の表示形態は線に限定されず、その他の形態で表示するようにしても良い。
　次に図4を参照しながら、本発明のX線CT装置1の処理全体の流れを説明する。
　まずX線CT装置1は、被検体3に対して位置決め撮影を行う。次に、X線CT装置は、位置決め撮影によって撮影される位置決め画像に基づいて撮影条件や再構成条件等の各種条件設定を行う。そして、X線CT装置1は、断層撮影(本撮影)を行い、投影データを取得する(ステップS101)。
　演算装置202は、取得される投影データに対して逐次近似投影データ補正処理を行う(ステップS102)。本発明では、上述したように、逐次近似投影データ補正処理の反復演算を実行する前に、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を決定する。逐次近似投影データ補正処理の適用範囲の決定方法は、各実施形態で説明する。演算装置202は、適用範囲の投影データに対してのみ逐次近似投影データ補正処理を実行する。
　演算装置202は、逐次近似投影データ補正処理によって補正された補正投影データを用いて画像再構成を行い、CT画像を生成する(ステップS103)。演算装置202は、例えば逐次近似法による画像再構成を行う。本発明では投影データの一部の適用範囲が逐次近似投影データ補正処理によって補正されているので、補正投影データは一部がノイズ低減されたものとなる。したがって、補正投影データによって生成されるCT画像は、上述の適用範囲に対応する部位の画質が向上する。
　演算装置202は、生成されるCT画像(ノイズ低減画像)を表示装置211に表示する。また、演算装置202は、逐次近似投影データ補正処理を適用した範囲を、例えばCT画像上に表示してもよい(ステップS104)。表示態様の詳細は後述する。
　［第1の実施の形態］
　次に図5～図12を参照して、第1の実施の形態を詳細に説明する。
　上述したように、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を絞り込むと、補正処理された部分と補正処理されていない部分の境界領域でストリークアーチファクトが発生することがある。そこで第1の実施の形態では、演算装置202は適用範囲にマージン領域を設定する。また、適用範囲内外の境界付近で、逐次近似投影データ補正処理の更新式に含まれるスムージング係数が滑らかに連続するようにする。具体的には、マージン領域内に適用するスムージング係数が、適用範囲から適用範囲外に向かって徐々に小さくなるように連続的に変化させる。
　図5は、第1の実施の形態の演算装置202aの機能構成を示す図である。
　第1の実施の形態の演算装置202aは、図4に示す演算装置202の機能構成に加え、マージン設定部36及びスムージング係数決定部37を備える。つまり、第1の実施の形態の演算装置202aは、適用範囲決定用パラメータ取得部31a、適用範囲決定部32a、マージン設定部36、スムージング係数決定部37、逐次近似投影データ補正処理部33、画像再構成部34、適用範囲表示領域演算部35aを有する。
　なお、図1、図2、及び図3に示す構成要素と同様の構成要素には、同一の符号を付し、重複する説明を省略する。また、第1の実施の形態の演算装置202aは図2に示す演算装置202と同様のハードウエアであるが、機能構成が異なるため、図2の演算装置202とは別の符号とする。
　第1の実施の形態の適用範囲決定用パラメータ取得部31aは、適用範囲決定用パラメータとして、X線ビーム幅及び断面内の撮影範囲のサイズであるFOVを取得する。X線ビーム幅は撮影条件情報に含まれる。FOVは再構成条件情報に含まれる。撮影条件情報及び再構成条件情報は、操作者が入力装置212に設定した内容としてもよいし、検査目的毎にプリセット(記憶装置213に記憶)されている内容等としてもよい。
　適用範囲決定部32aは、X線ビーム幅θに基づいて逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を決定する。具体的には、X線ビーム幅θに対応する体軸方向(スライス方向)の検出素子範囲を算出し、算出した検出素子範囲を、補正処理のスライス方向適用範囲1001とする。図6は、被検体3の体軸方向を図の横方向に見た図である。図6に示すように、X線管102から照射されるX線ビームの体軸方向の広がり角θがX線ビーム幅である。適用範囲決定部32aは、X線ビーム幅θに対応するスライス方向の検出素子範囲を補正処理のスライス方向適用範囲1001に設定する。
　また適用範囲決定部32aは、FOVに基づいて逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を決定する。具体的には、適用範囲決定部32aはFOVに対応するチャンネル方向の検出素子範囲を算出する。そして、算出した検出素子範囲を補正処理のチャンネル方向適用範囲1002とする。図7は被検体3の体幅(X)方向を図の横方向、体軸方向を図の奥行方向に見た図である。図7の一点鎖線で示す範囲4がFOVとして設定されているものとする。適用範囲決定部32aは、FOVに対応するチャンネル方向検出素子範囲を補正処理のチャンネル方向適用範囲1002とする。
　図5のマージン設定部36は、適用範囲決定部32aが決定した適用範囲にマージン領域を設定する。
　逐次近似投影データ補正処理に用いる更新式は、上述の式(4)に示すように、隣接素子間の加重加算処理を含む。マージン設定部36は加重加算処理を行う隣接素子範囲に基づいて演算処理のマージンを設定する。例えば、加重加算処理の隣接素子範囲が2素子の場合は、両端に1素子分の演算処理用マージンを設定する。なお、この例は一例であり、2素子分以上の演算処理用マージンを設けるようにしてもよい。
　また、マージン設定部36は、上述したようにストリークアーチファクトの発生を防ぐため、適用範囲決定部32aが決定した適用範囲を拡張する。この意味のマージンを適用範囲マージンと呼ぶ。適用範囲マージンの広さは、逐次近似投影データ補正処理以降の処理で影響が及ぶ範囲を考慮して設定されることが望ましい。例えば、逐次近似投影データ補正処理以降にフィルタリング処理を行う場合は、マージン設定部36は、フィルタリング処理に影響を与える素子数分の適用範囲マージンを設定する。また適用範囲マージンの方向は適用範囲の方向に応じて設定される。例えばチャンネル方向及びスライス方向のうち、少なくともいずれか一方または両方に適用範囲マージンを設ける。
　図8は、1断面分の投影データのサイノグラム1000である。横軸が検出素子のチャンネル位置、縦軸が回転角度を表している。サイノグラム1000は、各回転角度位置における各検出素子の投影値をグレースケール(濃淡)で表している。
　例えば、図7に示すチャンネル方向適用範囲1002をサイノグラム1000上で表現すると、図8のグレーで示される範囲となる。マージン設定部36は、チャンネル方向適用範囲1002のチャンネル方向両端にチャンネル方向適用範囲マージン2002を設定する。
　図5のスムージング係数決定部37は、適用範囲及び適用範囲マージンに適用するスムージング係数を算出する。スムージング係数決定部37は、適用範囲マージンに適用するスムージング係数が、適用範囲から適用範囲外に向かって連続的に小さくなるように設定する。このように適用範囲と適用範囲外との境界(適用範囲マージン)でスムージング係数を滑らかに変化させると、ストリークアーチファクトの発生を軽減できる。スムージング係数決定部37は、チャンネル方向及び体軸方向の両方について適用範囲内外の境界でスムージング係数を滑らかに変化させる。
　図9は、チャンネル方向の適用範囲内外の境界付近におけるスムージング係数の変化を示す図である。図9に示すように、チャンネル方向適用範囲1002と適用範囲外との境界位置に適用範囲マージン2002が設定されている。スムージング係数決定部37は適用範囲1002内に適用するスムージング係数を一定値に設定する。そして適用範囲1002の外側の範囲に適用するスムージング係数を0に設定する。更に、適用範囲内外の境界領域(適用範囲マージン2002)ではスムージング係数が滑らかに変化するように設定する。
　スライス方向についても同様に、マージン設定部36はスライス方向適用範囲1001にスライス方向適用範囲マージン2001を設ける(図10参照)。またスムージング係数決定部37は、スライス方向についてもチャンネル方向と同様にスムージング係数を設定する。
　図10は、スライス方向のスムージング係数の変化を示す図である。図10の例では、体軸方向の複数の領域にスライス方向適用範囲1001a、1001bが設定されている。図10に示すように、適用範囲1001a、1001bと適用範囲外の領域の境界に適用範囲マージン2001a、2001bがそれぞれ設定される。スムージング係数決定部37は、図10に示すように各適用範囲1001a、1001bに異なるスムージング係数を設定してもよい。各適用範囲1001a、1001bに異なる大きさのスムージング係数を設定する場合は、図10に示すように、適用範囲1001a、1001bの中間の領域に広く適用範囲マージン2001cを設定して、段階的にスムージング係数を変化させてもよい。
　図5の適用範囲表示領域演算部35aは、適用範囲決定部32によって決定された適用範囲のCT画像上の位置を算出する。第1の実施の形態では、適用範囲の周囲に適用範囲マージンを設けている。したがって適用範囲及び適用範囲マージンの両方のCT画像上の位置を算出することが望ましい。なお、操作者の選択操作によって適用範囲及び適用範囲マージンの境界表示の有無を切り替えるようにしても良い。
　図11は適用範囲設定・表示画面501aの例を示す図である。
　図11の例では、CT画像表示エリア51に表示されるCT画像上に適用範囲を示す境界線1005及び適用範囲マージンを示す境界線2005が表示されている。適用範囲を示す境界線1005及び適用範囲マージンを示す境界線2005のうちいずれか一方を表示してもよい。また、操作者の選択によって境界線1005、2005の有無を切り替え可能な構成としても良い。
　また、図11に示す適用範囲設定・表示画面501aにおいて、各境界線1005、2005を移動したりサイズ変更したりするための入力操作部(スライドバー55、56、57)を設けてもよい。入力操作部として、例えば境界線1005、2005の広さや位置を調整するGUIを用いると直感的な操作が可能となる。操作者により入力操作部が操作され、境界線1005、2005の位置が移動されたり、サイズ変更されたりすると、適用範囲決定部32a及びマージン設定部36は移動、変更された位置またはサイズに、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲または適用範囲マージンを再設定する。逐次近似投影データ補正処理部33は、再設定された適用範囲等に対して逐次近似投影データ補正処理を再度実行する。
　図12は、第1の実施の形態の演算装置202aが実行する処理の流れを説明するフローチャートである。
　演算装置202aは、データ収集装置106から投影データを取得する(ステップS201)。また、演算装置202a(適用範囲決定部32a)は、撮影条件情報等を取得する(ステップS202)。取得する撮影条件情報は、X線ビーム幅θやFOVである。
　演算装置202aは、図6に示すようにX線ビーム幅に基づいてスライス方向適用範囲1001を算出する(ステップS203)。その後、図7に示すようにFOVに基づいてチャンネル方向適用範囲1002を算出する(ステップS204)。
　スライス方向適用範囲1001を先に決定するのは、スライス方向に適用範囲を絞り込む方が削減するデータ量が大きいためである。
　次に、演算装置202aは各適用範囲に対応する適用範囲マージン2001、2002を設定する(ステップS205)。
　演算装置202aは、適用範囲及び適用範囲マージンに適用するスムージング係数を求める(ステップS206)。図9及び図10に示すように、適用範囲内外でスムージング係数が滑らかに連続するように変化させる。
　次に演算装置202aは、ステップS203～ステップS205の処理で決定した適用範囲及び適用範囲マージンに対してステップS206で求めたスムージング係数を適用して、逐次近似投影データ補正処理を行う(ステップS207)。
　ステップS203～ステップS204の処理において決定した適用範囲は、逐次近似投影データ補正処理の更新式(上述の式(4))に含まれるインデックスi，jのうち、場所に関するインデックスjの範囲として表現される。また、スムージング係数は更新式に含まれるβに該当する。
　演算装置202aは、逐次近似投影データ補正処理の結果として補正投影データを出力し、再構成処理装置221に送る。
　再構成処理装置221は、逐次近似投影データ補正処理によって補正された補正投影データを用いて画像再構成を行い、CT画像を生成する(ステップS208)。再構成処理装置221は、例えば、逐次近似法による画像再構成を行う。本発明では、投影データの一部の適用範囲が逐次近似投影データ補正処理によって補正されているので、補正投影データは一部がノイズ低減されたものとなる。補正投影データによって生成されるCT画像は、上述の適用範囲に対応する部位の画質が向上する。
　演算装置202aは、CT画像上における適用範囲の表示領域を求める(ステップS209)
　演算装置202aは、生成されたCT画像を表示装置211に表示する(ステップS210)。このとき、演算装置202は、逐次近似投影データ補正処理を適用した範囲を図11に示すように、CT画像上に表示する(ステップS211)。
　以上説明したように、第1の実施の形態の演算装置202aは投影データの逐次近似処理を行う際に、まずX線ビーム幅及びFOV等の撮影条件または再構成条件に基づいて逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を絞り込む。また、適用範囲に隣接する領域に適用範囲マージンを設け、適用範囲内外の境界で補正処理の強度が滑らかになるようにスムージング係数を設定する。そして、適用範囲及び適用範囲マージンに対して上述のスムージング係数を適用し、逐次近似投影データ補正処理を実行する。
　これにより、逐次近似投影データ補正処理を投影データの一部に限定することができるため、処理時間を短縮することができる。また、適用範囲は、撮影条件や再構成条件に基づいて設定されるため、CT検査の目的に応じて適宜処理時間を短縮できる。また、撮影条件や再構成条件等によって適用範囲が決定されるため、着目する部位に対応する投影データについて補正処理が行われる。よって、低ノイズ画像を短時間に生成することが可能となる。また、適用範囲の周囲にマージンを設け、適用範囲からの距離に応じて徐々に補正の強度が小さくなるようにスムージング係数を設定するため、適用範囲内外での画質の変化による違和感を軽減できる。また、生成したCT画像に、適用範囲と適用範囲外の境界線を重畳表示するため、画像を観察する際、補正処理が行われた領域をCT画像上で視認できる。
　［第2の実施の形態］
　次に図13～図18を参照して、第2の実施の形態を詳細に説明する。
　第2の実施の形態では、X線CT装置1は、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を決定するためのパラメータとして照射線量情報を利用する。照射線量情報とは、X線管電流や管電圧等のパラメータである。照射線量情報は、撮影条件、撮影部位、被検体の体格等に基づいて決定される。X線CT装置の演算装置202は、撮影に先立ち、各体軸方向位置に照射する最適な線量の変化曲線を算出している。通常、診断部位(着目部位)では目標とする画質を満たすための十分な照射線量を出力する。一方、その他の部位では画像再構成に必要なだけの低線量とすることで、被曝量低減を図っている。
　第2の実施の形態では、撮影時に使用する照射線量情報を利用して、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を決定する。
　図13は、第2の実施の形態の演算装置202bの機能構成を示す図である。
　第2の実施の形態では、図3に示す演算装置202の適用範囲決定用パラメータ取得部31に代えて、照射線量情報取得部31bを設ける。
　図13に示すように、第2の実施の形態の演算装置202bは、照射線量情報取得部31b、適用範囲決定部32b、逐次近似投影データ補正処理部33、画像再構成部34、適用範囲表示領域演算部35bを有する。
　なお、図1、図2、及び図3に示す構成要素と同様の構成要素には、同一の符号を付し、重複する説明を省略する。また、第2の実施の形態の演算装置202bは図2に示す演算装置202と同様のハードウエアであるが、機能構成が異なるため、図2の演算装置202とは別の符号とする。
　図14は、第2の実施の形態の適用範囲表示画面501bの一例である。適用範囲表示画面501bには、位置決め画像601と、照射線量変化曲線600とが表示される。また、位置決め画像601の体軸方向位置と、照射線量変化曲線600の体軸方向位置とは一致している。
　第2の実施の形態の照射線量情報取得部31bは、適用範囲を決定するためのパラメータとして照射線量情報を取得する。照射線量情報は、例えば図14に示す照射線量変化曲線600である。照射線量変化曲線600は体軸方向位置に応じた照射線量［mAs］の変化を表している。照射線量情報は、撮影条件等に基づいて演算装置202bにより算出されたものを利用してもよいし、プリセットされているものを利用してもよい。照射線量情報は、心電同期撮影等では心電計109から入力される心電情報に基づいて作成されることもある。
　本実施の形態では、一例として、照射線量を変化させながら全身(心臓を含む)を撮影する場合について説明する。ただし、心臓を含む全身撮影以外であっても本発明を適用することが可能である。
　適用範囲決定部32bは、照射線量情報取得部31bから入力される照射線量情報に基づいて、逐次近似投影データ補正処理を適用する体軸方向(スライス方向)の範囲を算出する。例えば、適用範囲決定部32bは、照射線量の変化曲線600に閾値を設定する。
そして、閾値より小さい照射線量となる体軸方向範囲を適用範囲とする。または閾値より大きい照射線量となる体軸方向範囲を適用範囲としてもよい。
　閾値より小さい照射線量となる範囲を適用範囲とするのは、低線量で撮影した範囲について、投影データを補正することで画質を向上させることを目的とする。
　一方、閾値より大きい照射線量となる範囲を適用範囲とするのは、着目部位を含む範囲の投影データを補正することで、診断用画像の画質を更に向上させることを目的とする。
着目部位は通常十分大きな照射線量で撮影される。
　また、適用範囲決定部32bは、照射線量の体軸方向の変化量(微分値)の有無に基づいて適用範囲を決定してもよい。
　例えば、図14に示す照射線量変化曲線600では、被検体3の頭頂部、及び胸部から腹部の範囲で照射線量の変化が大きい。適用範囲決定部32bは、照射線量の変化量が大きいスライス方向範囲を補正処理のスライス方向適用範囲1001c、1001dとする。また、下肢は低線量で撮影されている。所定の閾値よりも低線量で撮影されるスライス方向範囲を補正処理のスライス方向適用範囲1001eとする。
　更に適用範囲決定部32bは、回転方向の照射線量の変化に基づいて、逐次近似投影データ補正処理を適用する回転方向の範囲を算出する。
　図15は、回転方向の適用範囲1003a、1003bを表現した図である。
　適用範囲決定部32bは、回転角度方向で変化する照射線量に閾値を設定し、閾値より大きい回転角度範囲または小さい回転角度範囲に逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を限定する。或いは、照射線量の回転角度方向の変化量(微分値)の有無に応じて適用範囲を限定するようにしてもよい。
　また、心臓撮影では、適用範囲決定部32bは、心電図の特徴的な波形(例えばＲ波)を基準に適用範囲を決定してもよい。
　図16は、心臓同期撮影時に取得する心電波形と、心電波形に対応して決定された照射線量とを示す図である。横軸は時間である。
　図16に示すように、心電同期撮影(ECG;Electrocardiogram)では、心臓の動きによるモーションアーチファクトを軽減するため、心電情報に基づいて撮影に最適な心位相(静止心位相)を含む範囲で十分な線量を照射する。その他の位相では低線量とする。
　適用範囲決定部32bは、照射線量が所定の閾値より大きい回転方向範囲(時間方向範囲)を補正処理の回転方向適用範囲1003aとする。または、照射線量が所定の閾値以下となる回転方向範囲(時間方向範囲)を補正処理の回転方向適用範囲1003bとしてもよい。
　図15に示す回転方向適用範囲1003a、1003bは、図16に示す回転方向適用範囲1003a、1003bとそれぞれ対応している。
　図17は、投影データのサイノグラム1000bである。横軸が検出素子のチャンネル位置、縦軸が回転角度位置を表している。
　回転方向適用範囲1003をサイノグラム1000b上で表現すると、例えば図17の点線及び矢印で示す範囲のように表現される。回転角度方向の所定範囲が適用範囲1003として絞り込まれる。なお、第1の実施の形態で説明したように、回転角度方向にも適用範囲マージン2003を設定してもよい。
　第2の実施の形態の適用範囲表示領域演算部35bは、適用範囲決定部32bによって決定された適用範囲を表示するための表示用データを算出する。
　図14は適用範囲表示画面501bの例を示す図である。
　図14の例では、位置決め画像601の体軸方向位置と一致するように照射線量変化曲線600を示す。また位置決め画像601上に、スライス方向適用範囲1001c、1001d、1001eを表す境界線や矢印等を表示する。
　なお、図15に示すように、回転方向適用範囲1003a、1003bを示す図を適用範囲表示画面501b内に表示するようにしてもよい。
　また、心電同期撮影を行っている場合は、図16に示すように、心電図300や照射線量変化曲線600上に、適用範囲1003a、1003bを示す境界線や矢印を表示するようにしてもよい。
　また、図14の適用範囲表示画面501bにおいて、表示される適用範囲を示すマーク(図14、図15、図16では境界線や矢印)を移動したり、サイズ変更したりするための入力操作部を設けてもよい。入力操作部によって適用範囲の位置が移動されたり、サイズ変更されたりすると、適用範囲決定部32bは移動または変更された位置またはサイズに適用範囲を再設定し、逐次近似投影データ補正処理を再度実行する。
　図18は、第2の実施の形態の演算装置202bが実行する処理の流れを説明するフローチャートである。
　演算装置202bは、データ収集装置106から投影データを取得する(ステップS301)。演算装置202b(適用範囲決定部32b)は、照射線量情報を取得する(ステップS302)。
　演算装置202bは取得した照射線量情報を閾値判定する。または変化量(微分値)を判定する(ステップS303)。そして、判定結果に基づいて、まずスライス方向適用範囲1001を算出する(ステップS304)。例えば、演算装置202bはスライス方向の照射線量の変化に応じてスライス方向適用範囲1001c、1001d、1001eを算出する。スライス方向の補正処理適用範囲は、更新式では場所に関するインデックスjの範囲として表現される。
　上述したように、所定の閾値よりも照射線量が小さい(または大きい)スライス方向範囲をスライス方向適用範囲1001eとする。または、照射線量の変化(微分値)の有無に応じてスライス方向適用範囲1001c、1001dを決定する。
　その後、演算装置202bは回転方向適用範囲を算出する(ステップS305)。回転方向適用範囲の決定方法はスライス方向適用範囲1001と同様である。例えば、所定の閾値よりも照射線量が小さい(または大きい)回転方向範囲を適用範囲とする。または照射線量の変化(微分値)の有無に応じて回転方向適用範囲を限定する。また、心電同期撮影では、撮影時に得られる心電情報に基づいて照射線量が決定されるため、照射線量の特徴的な波形(例えば、Ｒ波)を基準に適切な心位相を回転方向適用範囲1003とする。
回転方向の補正処理適用範囲1003a、1003bは、更新式では時間に関するインデックスiの範囲として表現される。
　ステップS306以降の処理の流れは、第1の実施の形態のステップS205以降の処理と同様である。
　演算装置202bは各適用範囲に対応する適用範囲マージンを設定する(ステップS306)。演算装置202bは、適用範囲及び適用範囲マージンに適用するスムージング係数を求める(ステップS307)。次に演算装置202bは、ステップS304～ステップS306の処理で決定した適用範囲及び適用範囲マージンに対してステップS307で求めたスムージング係数を適用して、逐次近似投影データ補正処理を行う(ステップS308)。
　ステップS304、ステップS305において決定した適用範囲は、逐次近似投影データ補正処理の更新式(上述の式(4))に含まれるインデックスi、jの範囲として表現される。また、ステップS307で決定したスムージング係数は更新式に含まれるβに該当する。演算装置202bは、逐次近似投影データ補正処理の結果として補正投影データを出力し、再構成処理装置221に送る。
　再構成処理装置221は、逐次近似投影データ補正処理によって補正された補正投影データを用いて画像再構成を行い、CT画像を生成する(ステップS309)。また演算装置202bは、適用範囲を表示するための表示データを求める(ステップS310)。演算装置202bは、生成されたCT画像を表示装置211に表示する(ステップS311)。また演算装置202bは、逐次近似投影データ補正処理を適用した範囲を図14に示すように、適用範囲表示画面501bに表示する(ステップS312)。
　以上説明したように、第2の実施の形態の演算装置202bは、照射線量を体軸方向位置または回転方向位置で変化させながら撮影を行う最適線量撮影において、照射線量情報に基づいて逐次近似投影データ補正処理の適用範囲をスライス方向及び回転方向に絞り込む。特に、心臓撮影では、心電情報に基づいて照射線量の変化曲線が作成される。したがって、心電情報に基づいて逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲をスライス方向及び回転方向に絞り込む。これにより、逐次近似投影データ補正処理の処理時間を短縮できる。また、補正処理の適用範囲を位置決め画像やイメージ図、或いは心電情報と合わせて表示するので、操作者は逐次近似投影データ補正処理の適用範囲と適用範囲外を容易に識別可能となる。これにより、照射線量に見合ったノイズ低減画像が得られたか否かを明瞭にすることができる。
　［第3の実施の形態］
　次に図19～図22を参照して、第3の実施の形態を詳細に説明する。
　第3の実施の形態では、操作者が画像上で設定したROI(Region Of Interest)情報に基づいて逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を算出する方法について説明する。
　図19は、第3の実施の形態の演算装置202cの機能構成を示す図である。
　第3の実施の形態では、図3に示す演算装置202の適用範囲決定用パラメータ取得部31に代えてROI情報取得部31cを設ける。
　図19に示すように、第3の実施の形態の演算装置202cは、ROI情報取得部31c、適用範囲決定部32c、逐次近似投影データ補正処理部33、画像再構成部34、適用範囲表示領域演算部35cを有する。
　なお、図1、図2、及び図3に示す構成要素と同様の構成要素には、同一の符号を付し、重複する説明を省略する。また、第3の実施の形態の演算装置202cは図2に示す演算装置202と同様のハードウエアであるが、機能構成が異なるため、図2の演算装置202とは別の符号とする。
　ROI情報取得部31cは、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を決定するためのパラメータとしてROI情報を取得する。ROI情報は、操作者によりCT画像上で設定されるものとしてもよいし、画像の解析の結果に基づいて設定されるものでもよい。本実施形態では、操作者によりCT画像上で設定されるROI情報に基づいて、逐次近似投影データ補正処理の範囲を決定する例について説明する。
　ROI情報取得部31cは、例えば図20に示す適用範囲設定・表示画面501cを表示装置211に表示する。適用範囲設定・表示画面501cは、操作者がROIや逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を設定するための操作画面である。
　図20に示す適用範囲設定・表示画面501cについて説明する。
　適用範囲設定・表示画面501cは、CT画像表示エリア51、回転方向適用範囲表示エリア52、スライス方向適用範囲表示エリア53、心電情報・照射線量情報表示エリア54、スライドバー55、56、57等を有する。
　CT画像表示エリア51には、投影データに基づいて生成されたCT画像が表示される。なお、このCT画像は、原画像(補正処理前の投影データに基づいて再構成されたCT画像)としてもよいし、逐次近似投影データ補正処理された補正投影データに基づいて再構成されたCT画像としてもよい。例えば、撮影直後はROI設定用に原画像を表示し、ROI設定後は補正投影データに基づいて再構成されたCT画像を表示する。操作者がCT画像上でROI(すなわち、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲1005)を設定できるようになっている。
　チャンネル方向適用範囲表示エリア52には、チャンネル方向適用範囲が表示される。
図20の例では、複数のチャンネル方向適用範囲1003c、1003d、1003eが設定され、表示されているものとする。
　体軸方向適用範囲表示エリア53は、位置決め用画像及び体軸方向の画像作成範囲が表示される。画像作成範囲は、再構成条件として設定されるものであるが、これを逐次近似投影データ補正処理のスライス方向適用範囲1001とする。
　心電情報・照射線量情報表示エリア54には、心電情報300と照射線量情報(照射線量変化曲線)600とが同一の時間軸に沿って表示される。また、逐次近似投影データ補正処理の時間方向(回転方向)の適用範囲1003c、1003d、1003eが、心電情報300及び照射線量情報600の時間軸と同一の時間軸に沿って表示される。
　スライドバー55、56は適用範囲の位置及び範囲を調整するための操作部である。例えば、スライドバー55を調整することにより、時間方向適用範囲1003を示す点線及び矢印の位置を調整できるようにする。また、スライドバー56を調整することにより、時間方向適用範囲1003を示す矢印の長さ(点線の範囲)を調整できるようにする。
　スライドバー57はCT画像表示エリア51に表示する画像の断面位置を変更するための操作部である。
　操作者により設定されたROIを逐次近似投影データ補正処理の適用範囲に設定する場合、ROI情報取得部31cは、設定されている再構成条件から体軸方向の画像作成範囲を取得する。また、ROIに対応するFOVを取得する。
　適用範囲決定部32cは、ROI情報取得部31cから入力されるROI情報に基づいて、体軸方向(スライス方向)及びチャンネル方向の適用範囲を算出する。
　適用範囲表示領域演算部35cは、上述の適用範囲設定・表示画面501cに表示されるCT画像や位置決め画像、または照射線量情報等の該当する範囲に適用範囲を表示するよう、表示用データを算出する。
　図21は、第3の実施の形態の演算装置202cが実行する処理の流れを説明するフローチャートである。
　演算装置202cは、データ収集装置106から投影データを取得する(ステップS401)。次に演算装置202c(ROI情報取得部31c)は、投影データに基づいてROI設定用画像を作成し、上述の適用範囲設定・表示画面501cに表示する(ステップS402)。操作者によりROIや再構成条件が設定されると(ステップS403)、演算装置202cは、設定された体軸方向画像作成範囲及びROIに対応するFOVを取得する。なお、適用範囲設定・表示画面501cでは、2次元のROIを3次元に拡張したVOI(Volume Of Interest)を設定可能としてもよい。
　演算装置202cは取得した画像作成範囲に基づいて、スライス方向適用範囲を算出する(ステップS404)。その後、演算装置202cは取得したFOVチャンネル方向適用範囲を算出する(ステップS405)。スライス方向適用範囲は、図20の設定画面に示すように、操作者が入力した画像作成範囲に対応する範囲(体軸方向適用範囲表示エリア53で設定した符号1001の範囲)と設定される。
　また、ROI情報に応じて逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を決定するだけでなく、第2の実施の形態に示すように心電情報や照射線量情報も参照して適用範囲を決定してもよい。この場合は、演算装置202cは、心電情報や照射線量情報に基づいて回転方向適用範囲1003c、1003d、1003eを決定する。
　このように、スライス方向、回転方向の適用範囲が設定されると、演算装置202は、逐次近似投影データ補正処理で演算に使用する更新式のインデックスjの範囲(場所に関する範囲)をスライス方向適用範囲に基づいて決定する。同様に、時間に関するインデックスiの範囲を回転方向適用範囲に基づいて決定する。
　ステップS406以降の処理の流れは、第1の実施の形態のステップS205以降の処理と同様である。
　演算装置202cは各適用範囲に対応する適用範囲マージンを設定する(ステップS406)。演算装置202cは、適用範囲及び適用範囲マージンに適用するスムージング係数を求める(ステップS407)。次に演算装置202cは、ステップS404～ステップS406の処理で決定した適用範囲及び適用範囲マージンに対してステップS407で求めたスムージング係数を適用して、逐次近似投影データ補正処理を行う(ステップS408)。
　ステップS404、ステップS405において決定した適用範囲は、逐次近似投影データ補正処理の更新式(上述の式(4))に含まれるインデックスi、jの範囲として表現される。また、ステップS407で決定したスムージング係数は更新式に含まれるβに該当する。演算装置202cは、逐次近似投影データ補正処理の結果として補正投影データを出力し、再構成処理装置221に送る。
　再構成処理装置221は、逐次近似投影データ補正処理によって補正された補正投影データを用いて画像再構成を行い、CT画像を生成する(ステップS409)。また演算装置202cは、適用範囲を表示するための表示データを求める(ステップS410)。演算装置202cは、生成されたCT画像を表示装置211に表示する(ステップS411)。また演算装置202cは、逐次近似投影データ補正処理を適用した範囲を図20に示すように、適用範囲設定・表示画面501cに表示する(ステップS412)。
　例えば、演算装置202cは、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲をCT画像表示エリア51に表示されるCT画像上に適用範囲1005を表示する。また演算装置202cは、回転方向適用範囲表示エリア52や心電情報・照射線量情報表示エリア54に、それぞれ回転方向適用範囲1003c、1003d、1003eを表示する。また、演算装置202cは、スライス方向適用範囲表示エリア53にスライス方向適用範囲1001を表示する。
　以上説明したように、操作者によりROIが設定されると、演算装置202cはROIに基づいて逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を絞り込む。合わせて、心臓撮影では、心電情報に基づいて逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲をスライス方向及び回転方向に絞り込む。これにより、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲が絞り込まれるため、処理時間を短縮できる。また、補正処理の適用範囲を位置決め画像やイメージ図、或いは心電情報と合わせて表示するので、操作者は適用範囲と適用範囲外を容易に識別可能となる。これにより、設定したROIで照射線量に見合ったノイズ低減画像が得られたか否かを明瞭にすることができる。
　なお、ROIは複数設定されてもよい。ROIが複数設定された場合について追記する。
　同一のCT画像で複数のROIが設定された場合、各ROIに対応する適用範囲を設けるようにしてもよい。しかし、そうすると適用範囲の分布が複雑となり、逐次近似投影データ補正処理の演算が複雑となる。更に適用範囲マージンを設ける場合等は、スムージング係数を示す関数も複雑となる。そこで、同一画像上で複数のROIが設定された場合は、複数のROIを包含するROI(以下、大ROIという)を再設定し、再設定した大ROIに対応するスライス方向及びチャンネル方向範囲を逐次近似投影データ補正処理の適用範囲とすればよい。
　以下の説明では、個々に設定されたROIを小ROIと呼び、複数の小ROIを包含する範囲を大ROIと呼ぶ。
　図22は、複数の小ROIが設定された場合の処理を説明するフローチャートである。
　まず、演算装置202c(適用範囲決定部32c)は、ROIを設定する画像の選択を受け付ける。操作者は、設定画面のスライドバー57を調節して、CT画像表示エリア51に表示するCT画像の体軸方向位置を選択する(ステップS501)。選択されたCT画像上で、ROI(小ROI)が設定される(ステップS502)。小ROIは重なっていてもよいし、離れていてもよい。小ROIの形状は円形が好ましいが、矩形や楕円等、その他の図形としてもよい。
　ROIが複数設定された場合は(ステップS503;Yes)、演算装置20cは、ステップS502で設定された小ROIの座標情報を用いて、全ての小ROIを内含する領域を算出する。この領域を大ROIとする(ステップS504)。大ROIは操作者が小ROIとして設定していない領域を含む場合もある。大ROIの形状は円形とする。また大ROIは、その中心が撮影の回転中心に近くなるように設定されることが望ましい。これは、回転中心に近い領域の方がサイノグラム上で直線に近い範囲となり、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲算出が容易となるからである。
　大ROIの設定後は、上述のステップS404以降の処理と同様である。すなわち、演算装置202は、操作者によって設定された大ROIの位置情報を取得し、取得したROI情報に基づいて、スライス方向適用範囲を算出する。その後、チャンネル方向適用範囲を算出する。照射線量情報等を取得している場合は、回転方向適用範囲を算出する。スライス方向、チャンネル方向の適用範囲が設定されると、演算装置202は、逐次近似投影データ補正処理で演算に使用する更新式のインデックスjの範囲(場所に関する範囲)をスライス方向適用範囲に基づいて決定する。同様に、回転方向適用範囲に応じて、時間に関するインデックスiの範囲を決定する。
　以上説明したように、第3の実施の形態では、操作者がCT画像上で設定したROIに基づいて、体軸方向及びチャンネル方向に逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を絞り込むことが可能となる。また照射線量情報等を取得している場合には、照射線量情報に応じて回転方向に逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を絞り込むことが可能となる。その結果、逐次近似投影データ補正処理の処理時間を短縮できる。また、適用範囲設定・表示画面501cでは、各方向の適用範囲をCT画像や位置決め画像や照射線量変化曲線上等に表示する。よって操作者は、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲と適用範囲外とを容易に識別できる。これにより所望の範囲に所望のノイズ低減画像が得られているか否かを容易に確認できるようになる。
　更に、複数のROIが設定されている場合は、複数のROIを含む一つの大ROIを設定して適用範囲を決定できる。そのため処理の複雑化を防ぎ、処理時間の短縮を図ることができる。これにより、操作性及び利便性を向上させるとともに処理時間を短縮できる。
　［第4の実施の形態］
　次に図23～図25を参照して、第4の実施の形態を詳細に説明する。
　第4の実施の形態では、運動する臓器の変動量情報に基づいて逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を算出する方法について説明する。運動する臓器とは、例えば、心臓や肺である。以下の説明では、心臓を例として説明する。
　X線CT装置1は、撮影中に心電計109により計測した心電情報を基に時相の異なる画像間の差分値を算出し、画像変動量を求める。そして画像変動量の小さい時相を最適心位相とし、最適心位相の投影データを用いて診断用画像を再構成する。第4の実施の形態では、最適心位相とその近傍の時間範囲を逐次近似投影データ補正処理の適用範囲とする。
　図23は、第4の実施の形態の演算装置202dの機能構成を示す図である。
　第4の実施の形態では、図3に示す演算装置202の適用範囲決定用パラメータ取得部31に代えて、最適心位相決定部31dを設ける。
　図23に示すように、第4の実施の形態の演算装置202dは、最適心位相決定部31d、適用範囲決定部32d、逐次近似投影データ補正処理部33、画像再構成部34、適用範囲表示領域演算部35を有する。
　なお、図1、図2、及び図3に示す構成要素と同様の構成要素には、同一の符号を付し、重複する説明を省略する。また、第4の実施の形態の演算装置202dは図2に示す演算装置202と同様のハードウエアであるが、機能構成が異なるため、図2の演算装置202とは別の符号とする。
　最適心位相決定部31dは、心電情報に基づいて時相の異なる画像間の差分値を算出する。そして差分値の総和から対象時相での画像間変動量を算出する。最適心位相決定部31dは、例えば画像間変動量が最も小さい時相を最適心位相とする。なお、最適心位相は全位相で画像間変動量が最小値となる時相としてもよいし、心臓の拡張・収縮を考慮して、拡張期及び収縮期でそれぞれ画像間変動量が最小値となる時相としてもよい。
　図24は各時相での画像変動量の変化を示す変動量曲線700の一例を示す図である。
横軸は時相(時間)、縦軸は画像変動量である。前後する時相で画像間の差分をとり画像変動量を算出すると、図24に示すように、変動量の推移が分かる。画像変動量が小さい時相ではモーションアーチファクトが出にくいので、例えばこれを最適心位相と決定する。図24では、時相701、702を最適心位相とする。
　適用範囲決定部32dは、最適心位相決定部31dにより決定された最適心位相の情報を取得する。そして最適心位相を含む時相範囲を逐次近似投影データ補正処理の時間方向(回転方向)適用範囲1003とする。図24に示すように、例えば、最適心位相702の近傍の時相範囲を時間方向の適用範囲1003fとする。同様に、最適心位相701の近傍の時相範囲を時間方向の適用範囲1003gとする。
　図25は、第4の実施の形態の演算装置202dが実行する処理の流れを説明するフローチャートである。
　演算装置202dは、投影データ及び心電情報を取得する(ステップS601、ステップS602)。画像再構成装置221は取得した投影データ及び心電情報に基づいて時相毎にCT画像を再構成する(ステップS603)。演算装置202d(最適心位相決定部31d)は、時相の異なる画像間の差分値を算出する(ステップS604)。そして差分値の総和から対象時相での画像変動量を算出する(ステップS605)。演算装置202dは、ステップS605で算出した画像変動量に基づいて最適心位相を決定する(ステップS606)。
　その後、適用範囲決定部31d(演算装置202d)は、最適心位相決定部31dにより決定された最適心位相の情報を取得する。演算装置202dは、最適心位相を含む近傍の時相範囲を逐次近似投影データ補正処理の適用範囲1003f、1003gとする(ステップS607)。演算装置202dは、逐次近似投影データ補正処理で演算に使用する更新式のインデックスiの範囲(時間に関する範囲)を上述の適用範囲1003f、1003gに基づいて決定する。
　ステップS608以降の処理の流れは、第1の実施の形態のステップS205以降の処理と同様である。
　演算装置202dは各適用範囲に対応する適用範囲マージンを設定する(ステップS608)。演算装置202dは、適用範囲及び適用範囲マージンに適用するスムージング係数を求める(ステップS609)。次に演算装置202dは、ステップS607～ステップS608の処理で決定した適用範囲及び適用範囲マージンに対してステップS609で求めたスムージング係数を適用して、逐次近似投影データ補正処理を行う(ステップS610)。
　ステップS607において決定した適用範囲は、逐次近似投影データ補正処理の更新式(上述の式(4))に含まれるインデックスiの範囲として表現される。また、ステップS609で決定したスムージング係数は更新式に含まれるβに該当する。演算装置202dは、逐次近似投影データ補正処理の結果として補正投影データを出力し、再構成処理装置221に送る。
　再構成処理装置221は、逐次近似投影データ補正処理によって補正された補正投影データを用いて画像再構成を行い、CT画像を生成する(ステップS611)。また演算装置202dは、適用範囲を表示するための表示データを求める(ステップS612)。演算装置202dは、生成されたCT画像を表示装置211に表示する(ステップS613)。また演算装置202dは、逐次近似投影データ補正処理を適用した範囲をCT画像や設定画面等に表示する(ステップS614)。
　例えば演算装置202dは、逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を図20の回転方向適用範囲表示エリア52のように表示する。
　以上説明したように、第4の実施の形態では、周期運動する臓器を撮影する場合において、演算装置202dは画像変動量を求め、画像変動量に基づいて最適位相を決定する。
そして最適位相として決定した時相の近傍の時間方向範囲を逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を決定する。これにより、補正処理の適用範囲を時間方向(すなわち回転方向)に絞り込むことができる。よって処理時間を短縮することができる。
　［第5の実施の形態］
　次に図26～図27を参照して、第5の実施の形態を詳細に説明する。
　第5の実施の形態では、造影剤撮影における造影剤モニタ用画像に対する逐次近似投影データ補正処理について説明する。
　従来より、造影剤を用いたCT検査では、関心領域への造影剤の到達を監視するための造影剤モニタ撮影を行っている。造影剤モニタ撮影では所定の監視位置で造影剤が到達しているか否かを監視できればよいものであるため、低線量で撮影される。第5の実施の形態では、造影剤モニタ用に取得した投影データに対しても、範囲を絞り込んで高速に逐次近似投影データ補正処理を行う。これにより、造影剤モニタ用画像の画質を向上し、高精度な濃度監視を行えるようにする。
　図26は、第5の実施の形態の演算装置202eの機能構成を示す図である。
　第5の実施の形態では、図3に示す演算装置202の適用範囲決定用パラメータ取得部31に代えて、モニタ画像解析部31eを設ける。
　図26に示すように、第5の実施の形態の演算装置202eは、モニタ画像解析部31e、適用範囲決定部32e、逐次近似投影データ補正処理部33、モニタ画像再構成部34e、適用範囲表示領域演算部35eを有する。
　なお、図1、図2、及び図3に示す構成要素と同様の構成要素には、同一の符号を付し、重複する説明を省略する。また、第5の実施の形態の演算装置202eは図2に示す演算装置202と同様のハードウエアであるが、機能構成が異なるため、図2の演算装置202とは別の符号とする。
　モニタ画像解析部31eは、造影剤濃度を監視する断面で、所定時間ごとにモニタ用撮影の投影データ(以下、モニタ用投影データという)を取得する。そしてモニタ用投影データに基づいて即時にモニタ用画像を再構成する。モニタ画像解析部31eは、前回撮影したモニタ用画像と今回撮影したモニタ用画像との時間差分画像を作成する。モニタ画像解析部31eは、作成した時間差分画像内を解析する。解析では、時間差分画像から比較的大きい差分値が集中している領域を探索する。そして、大きい差分値が集中している領域を内含するようにROIを設定する。時間差分画像に設定されたROIをモニタ画像のROIとする。ROIの設定は、モニタ用撮影を行った時刻毎に行う。
　適用範囲決定部32eは、モニタ画像解析部31eにより設定されたROI情報を取得する。このROI情報に基づいて、適用範囲決定部32eはモニタ画像に対して第3の実施の形態と同様の処理を行う。すなわち、適用範囲決定部32eは、モニタ画像解析部31eにより設定されたROIに基づいて、モニタ用投影データに対して逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を決定する。体軸方向(スライス方向)及びチャンネル方向の適用範囲を算出する。
　逐次近似投影データ補正処理部33eは、モニタ用投影データのうち、適用範囲決定部32eによって決定された適用範囲に限定して逐次近似投影データ補正処理を実行する。
　画像再構成部34eは、逐次近似投影データ補正処理部33から入力された補正投影データに基づいてモニタ画像を再構成する。モニタ画像再構成部34eは再構成したモニタ画像を表示装置211に出力する。
　適用範囲表示領域演算部35eは、適用範囲決定部32eによって決定された適用範囲を表示するための演算を行う。例えば、モニタ画像上における適用範囲の位置を算出する。
　図27は、第5の実施の形態の演算装置202dが実行する処理の流れを説明するフローチャートである。
　演算装置202eは、造影剤濃度を監視するための断面(造影モニタ断面)を選択する(ステップS701)。次に演算装置202eは、ステップS701で選択した造影モニタ断面に対して所定時間毎にモニタ用撮影を行う(ステップS702)。演算装置202e(モニタ画像解析部31e)は、モニタ用撮影を行う都度、モニタ用撮影により得たモニタ用投影データを用いてCT画像を再構成する(ステップS703)。
　更に演算装置202eは、前回撮影画像と今回撮影画像とを差分して、時間差分画像を作成する(ステップS704)。また、演算装置202e(モニタ画像解析部31e)は、モニタ用撮影を行う都度、ステップS702で作成した時間差分画像を解析し、ROIを設定する(ステップS705)。ここでは時間差分画像内で比較的大きい差分値が集中している領域を含むようにROIを設定する。
　ステップS706以降の処理は、第3の実施の形態のROI設定後の処理の流れ(図21のステップS403以降の処理)と同様である。
　演算装置202eはステップS705で設定されたROI情報に基づいて、モニタ用投影データに対してスライス方向適用範囲及びチャンネル方向適用範囲を算出する(ステップS706)。スライス方向及びチャンネル方向の適用範囲が設定されると、演算装置202は、逐次近似投影データ補正処理で演算に使用する更新式のインデックスjの範囲(場所に関する範囲)をスライス方向適用範囲に基づいて決定する。同様に、時間に関するインデックスiの範囲を回転方向適用範囲に基づいて決定する。
　演算装置202eは各適用範囲に対応する適用範囲マージンを設定する(ステップS707)。また演算装置202eは、適用範囲及び適用範囲マージンに適用するスムージング係数を求める(ステップS708)。次に演算装置202eは、ステップS706～ステップS707の処理で決定した適用範囲及び適用範囲マージンに対してステップS708で求めたスムージング係数を適用して、逐次近似投影データ補正処理を行う(ステップS709)。演算装置202eは、逐次近似投影データ補正処理の結果として補正投影データを出力し、再構成処理装置221に送る。
　再構成処理装置221は、逐次近似投影データ補正処理によって補正された補正投影データを用いて画像再構成を行い、モニタ画像を生成する(ステップS710)。また演算装置202eは、適用範囲を表示するための表示データを求める(ステップS711)。
演算装置202eは、生成されたモニタ画像を表示装置211に表示する(ステップS712)。また演算装置202eは、逐次近似投影データ補正処理を適用した範囲を、例えば図11に示すように、モニタ画像上に表示する(ステップS713)。
　以上のようにして、造影撮影時の造影剤モニタ用撮影により得た投影データに対して、適用範囲を絞り込んで逐次近似投影データ補正処理を行うことができる。よってモニタ画像の造影箇所の画像ノイズを低減することが可能となり、高精度な濃度監視をリアルタイムに行える。また、逐次近似投影データ補正処理を行うので低線量でモニタ用画像を作成することができ、被曝量を低減できる。
　以上、本発明に係るX線CT装置及び画像再構成方法の好適な実施形態について説明したが、本発明は、上述の実施形態に限定されるものではない。当業者であれば、本願で開示した技術的思想の範疇内において、各種の変更例または修正例に想到し得ることは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。
　1　X線CT装置、3　被検体、10　スキャナ、20　操作ユニット、100　ガントリ、101　寝台装置、102　X線発生装置、103　X線検出装置、104　コリメータ装置、105　高電圧発生装置、106　データ収集装置、107　駆動装置、109　心電計、200　中央制御装置、201　入出力装置、202　演算装置、211　表示装置、212　入力装置、213　記憶装置、221　再構成処理装置、222　画像処理装置、31、31a　適用範囲決定用パラメータ取得部、31b　照射線量情報取得部、31c　ROI情報取得部、31d　最適心位相決定部、31e　モニタ画像解析部、32、32a～32e　適用範囲決定部、33　逐次近似投影データ補正処理部、34　画像再構成部、34e　モニタ画像再構成部、35、35a～35e　適用範囲表示領域演算部、4　FOV、300　心電図、501a　501c　適用範囲設定表示画面、501b適用範囲表示画面、55、56、57　スライドバー(操作入力部)、600　照射線量変化曲線、601　位置決め画像、700　画像変動量曲線、701、702　最適心位相、1000、1000b　サイノグラム、1001、1001a、1001b　スライス方向適用範囲、1002チャンネル方向適用範囲、1003、1003a～1003g　回転方向適用範囲、2001、2001a～2001c　スライス方向適用範囲マージン、2002　チャンネル方向適用範囲マージン、2003　回転方向適用範囲マージン、1005　適用範囲、2005　適用範囲マージン

Claims (14)

  1. 　被検体の周囲からX線を照射するX線発生装置と、前記被検体を透過するX線を検出するX線検出装置と、前記X線検出装置によって検出されるデータを収集するデータ収集装置と、前記データ収集装置によって収集されるデータを入力して投影データを作成し、前記投影データを用いてCT画像を再構成する演算装置と、前記CT画像を表示する表示装置と、を備え、
    　前記演算装置は、
    　前記投影データに対して補正の強度を示すスムージング係数を用いた逐次近似法による補正処理である逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を決定する適用範囲決定部と、
    　前記適用範囲決定部により決定された範囲に該当する投影データに対して前記逐次近似投影データ補正処理を施し、補正投影データを作成する逐次近似投影データ補正処理部と、
    　前記補正投影データを用いてCT画像を再構成する画像再構成部と、
    　を備えることを特徴とするX線CT装置。
  2. 　前記逐次近似投影データ補正処理の適用範囲を前記CT画像上に表示する適用範囲表示部を更に備えることを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  3. 　前記適用範囲決定部は、撮影条件情報、前記X線の照射線量情報、画像再構成条件情報のうちの少なくとも一つに基づいて前記逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を決定することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  4. 　撮影条件情報または画像再構成条件情報の入力を受け付ける入力部を更に備え、
    　前記適用範囲決定部は、入力された前記撮影条件情報または前記画像再構成条件情報に基づいて前記逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を決定することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  5. 　CT画像上へのROIの設定を受け付ける入力部を更に備え、
    　前記適用範囲決定部は、設定されたROIに基づいて前記逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を決定することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  6. 　前記適用範囲決定部は、CT画像上で設定されたROIに基づいて前記逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を決定することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  7. 　前記適用範囲決定部は、複数のROIを包含する1つの大ROIを設定し、前記大ROIに基づいて前記逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を決定することを特徴とする請求項6に記載のX線CT装置。
  8. 　撮影中の臓器の周期的運動に関する情報を計測する計測部を更に備え、
    　前記適用範囲決定部は、前記計測部により計測された臓器の周期的運動に関する情報に基づいて画像の周期的な変動量を算出し、算出した変動量に基づいて再構成に最適な時相を決定し、決定した時相を含む時間的範囲を前記逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲とすることを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  9. 　造影剤を用いた撮影において、造影剤の到達を監視するための造影モニタ用撮影を行う造影モニタ撮影部を更に備え、
    　前記演算装置は、造影モニタ用撮影により取得したモニタ用投影データに対して、前記適用範囲決定部により逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を決定し、決定された範囲に該当するモニタ用投影データに対して前記逐次近似投影データ補正処理を施して得た補正投影データを用いてモニタ用CT画像を再構成するモニタ用画像再構成部を備えることを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  10. 　前記適用範囲決定部は、前記投影データの全範囲のうち、体軸方向、チャンネル方向、及び時間方向のうち少なくともいずれか1方向に前記逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を絞り込むことを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  11. 　前記適用範囲決定部により決定された範囲の周囲にマージン領域を設定し、マージン領域に該当する投影データについて前記スムージング係数の大きさを連続的に変化させて前記逐次近似投影データ補正処理を施すことを特徴とする請求項2に記載のX線CT装置。
  12. 　前記適用範囲表示部は、前記逐次近似投影データ補正処理の適用範囲と前記マージン領域とをともに表示することを特徴とする請求項11に記載のX線CT装置。
  13. 　前記逐次近似投影データ補正処理を適用する範囲を調整するための操作画面を表示する操作画面表示部を更に備えることを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  14. 　補正の強度を示すスムージング係数を用いて逐次近似法による補正処理を投影データに施して補正投影データを作成し、前記補正投影データを用いてCT画像を再構成する画像再構成方法であって、
    　演算装置が、
    　前記投影データに対して前記逐次近似法による補正処理を適用する範囲を決定する適用範囲決定ステップと、
    　決定された範囲に該当する投影データに対して前記逐次近似法による補正処理を施し、補正投影データを作成する補正投影データ作成ステップと、
    　を行うことを特徴とする画像再構成方法。
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