WO2015115309A1 - Ｘ線ｃｔ装置、および、ｘ線ｃｔ装置用画像演算装置 - Google Patents

Ｘ線ｃｔ装置、および、ｘ線ｃｔ装置用画像演算装置 Download PDF

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WO2015115309A1
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ray
measurement data
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projection data
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PCT/JP2015/051749
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高橋　悠
後藤　大雅
廣川　浩一
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株式会社 日立メディコ
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    • G06T2207/10072—Tomographic images
    • G06T2207/10081—Computed x-ray tomography [CT]

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus, and more particularly to a technique for suppressing image quality degradation caused by system noise during low-dose imaging.
  • the X-ray CT apparatus irradiates X-rays from around the subject and images the X-ray absorption coefficient distribution of the subject from projection data acquired at a plurality of projection angles. As the amount of X-ray irradiation increases, an image with less noise can be acquired and the image quality improves. On the other hand, the influence of the X-ray exposure on the human body has been regarded as a problem in recent years, and techniques for obtaining image quality necessary for a doctor's diagnosis in low-dose imaging with a reduced dose of X-ray are being actively studied.
  • the noise that affects the image of the X-ray CT apparatus is broadly divided into photon noise caused by fluctuations in X-ray photons and system noise added in the data acquisition system.
  • the former changes according to the amount of X-ray irradiation, while the latter shows a noise amount specific to each data collection system. Therefore, when the X-rays incident on the detector at the time of low-dose imaging are weak, the ratio of system noise to the output signal from the data acquisition system increases.
  • Patent Document 1 discloses a technique for preventing an increase in noise components due to logarithmic conversion when converting measurement data having a large proportion of noise components into projection data because the X-ray dose incident on the detector is small. ing.
  • the measurement data value is greater than or equal to the predetermined value, it is converted into projection data by the logarithmic function as before, but when the X-ray dose incident on the detector is low and the measurement data is less than the predetermined value, the logarithmic function
  • the projection data is converted using a function instead of.
  • the bias correction method described above refers to the measurement data value of the target element of the detector with reference to the measurement data value of the neighboring element of the target element.
  • the correction is performed by repetitive filtering while maintaining the average value between the target element and the adjacent element.
  • the measurement data after the bias correction is converted into projection data by a logarithmic function, and image reconstruction is performed from the projection data.
  • the successive approximation reconstruction method from the measurement data does not convert the measurement data into projection data, but performs successive approximation reconstruction on the measurement data to reconstruct the image.
  • the successive approximation reconstruction method from the measurement data does not convert the measurement data into projection data, but performs successive approximation reconstruction on the measurement data to reconstruct the image.
  • photon noise and system noise included in the measurement data are modeled, and an image is calculated using a successive approximation method based on the model.
  • the method of performing bias correction on measurement data and then converting to projection data to perform image reconstruction, or the method of performing successive approximation reconstruction from measurement data has weak measurement data values and some signals are 0 Even with the following values, the image quality degradation of the reconstructed image can be reduced.
  • the bias correction is an iterative filtering and the iterative image reconstruction method uses an iterative solution method, both of them require a lot of calculation time.
  • the image reconstruction is performed again by changing the reconstruction conditions of the data once captured.
  • the projection data is generated and reconstructed by normal logarithmic transformation processing without performing the successive approximation image reconstruction method or bias correction processing.
  • the measurement data can be restored from the projection data when the image was quickly generated and used to generate a high-accuracy image, the image can be imaged even when reconstructing it again rather than storing the measurement data. Making it easier to do quickly.
  • the projection data obtained by logarithmically converting the measurement data requires a smaller data range than the measurement data, the data storage capacity can be reduced.
  • the logarithmic function has a characteristic that the value increases to infinity when the variable approaches 0, the measurement data cannot be accurately restored from the projection data stored with a finite data size.
  • the measurement data before offset cannot be restored even by inverse logarithmic conversion. Cannot be restored.
  • An object of the present invention is to provide a technique capable of accurately restoring measurement data from projection data and removing system noise contained in the measurement data.
  • the present invention provides an X-ray generator that irradiates a subject with X-rays, a data acquisition device that detects X-rays that have passed through the subject, a signal processing device, and a reconstruction calculation device.
  • An X-ray CT apparatus provided with The signal processing device processes the output signal of the data collection device to obtain measurement data including a signal value of 0 or less, and converts the measurement data by a predetermined function including a logarithmic function to generate projection data .
  • the reconstruction calculation device reconstructs the projection data and generates an image.
  • the above-described predetermined function is a function in which an inverse function exists for a value greater than or equal to a predetermined negative number. By applying the inverse function to the projection data, measurement data including a signal value of 0 or less within a predetermined range is restored from the projection data.
  • measurement data can be accurately restored from projection data, so that system noise included in the restored measurement data can be removed, and image quality can be improved.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an X-ray CT apparatus according to a first embodiment.
  • 1 is a block diagram showing a configuration of a signal processing device 124 of the X-ray CT apparatus of Embodiment 1.
  • FIG. FIG. 3 is an explanatory diagram illustrating a display screen example of the display device 120 in the first embodiment.
  • the flowchart which shows the operation
  • FIG. 3 is a flowchart showing the image reconstruction operation of the signal processing device 124 and the reconstruction calculation device 125 of the first embodiment.
  • Graph showing logarithmically transformed data z of Embodiment 2 A block diagram showing a configuration of a signal processing device 124 according to the second embodiment.
  • movement which the signal processing apparatus 124 of Embodiment 2 converts the output signal of the data acquisition device 108 into projection data.
  • FIG. 5 is a block diagram showing a configuration of a signal processing device according to a third embodiment.
  • the X-ray CT apparatus of this embodiment includes an X-ray generator 102 that irradiates a subject 110 with X-rays, and a data collection device that detects X-rays that have passed through the subject 110 108, a signal processing device 124, and a reconstruction calculation device 125.
  • the signal processing device 124 processes the output signal of the data collection device 108 to obtain measurement data including a signal value of 0 or less, and converts the measurement data by a predetermined function including a logarithmic function to convert the projection data. Generate.
  • the reconstruction calculation device 125 reconstructs the projection data and generates an image.
  • the above-mentioned predetermined function is a function in which an inverse function exists for a value greater than or equal to a predetermined negative number. Therefore, by applying the inverse function to the projection data, measurement data including a signal value of 0 or less within a predetermined range is restored.
  • measurement data can be accurately restored from projection data including a predetermined range of 0 or less, so that system noise included in the restored measurement data can be removed.
  • the signal processing device 124 includes a positive number converter 11 and a logarithmic converter 18 as shown in FIG.
  • the positive number converter 11 converts negative data of measurement data into positive number data using a predetermined positive number conversion function.
  • the logarithmic converter 18 performs logarithmic conversion on the positive number data converted by the positive number converter 11 to generate projection data.
  • the positive number conversion function of the positive number converter 11 is a monotonically increasing function for negative numbers in a predetermined range. By using a monotonically increasing function as a positive number conversion function, measurement data having a signal value of 0 or less within a predetermined range can be restored from projection data by an inverse function of the monotonically increasing function.
  • the X-ray CT apparatus of the first embodiment is provided with a storage device 123 that stores the generated projection data, and the signal processing device 124 reads out the projection data stored in the storage device 123, and has a predetermined range. It is desirable to arrange a restorer 24 that restores measurement data including a signal value of 0 or less. Further, the signal processing device 124 is preferably provided with a correction device 30 for correcting the measurement data restored by the restoration device 24. As a result, system noise included in the restored measurement data can be removed by the correction device 30.
  • the reconstruction calculation device 125 includes a successive approximation reconstruction unit 125b that performs successive approximation image reconstruction on the measurement data restored by the restorer 24 to generate an image.
  • the X-ray CT apparatus of the first embodiment further includes an input device 121 that accepts selection of normal image reconstruction or image reconstruction using measurement data restored by the decompressor 24 from the operator. Is desirable.
  • the input device 121 can accept the selection by displaying a screen for accepting selection on the display screen of the display device 120 as shown in FIG. 4, for example.
  • the signal processing device 125 restores the projection data stored in the storage device 123 by the restorer 24. .
  • FIG. 1 is an external view of the X-ray CT apparatus of the embodiment
  • FIG. 2 is a block diagram showing an internal configuration of the X-ray CT apparatus.
  • the X-ray CT apparatus includes a scanner 100 used for imaging, a bed 109 for moving a subject, an input device 121, an image calculation device 132, and a display device 120.
  • the image calculation device 132 includes a signal processing device 124 that processes data obtained by the data collection device 108, a reconstruction calculation device 125, and an image processing device 126.
  • the input device 121 and the display device 120 constitute an input / output device 131 together with the storage device 123.
  • the input / output device 131 and the image calculation device 132 constitute an operation unit 133.
  • the scanner 100 includes an X-ray generation device 102, a data collection device 108, a collimator 114, and a rotating body 115 that carries these and rotates around the subject 110.
  • the data acquisition device 108 includes an X-ray detector 111, a preamplifier 110, and an A / D converter 109.
  • the scanner 100 includes a driving device 112 that rotationally drives the rotating body 115, a high voltage generation device 103, an X-ray control device 104, a scanner control device 113, a central control device 105, a bed control device 106, and a bed movement measuring device 107.
  • a collimator control device 101 and the like are provided.
  • the input device 121 of the operation unit 133 is composed of a mouse, a keyboard and the like. Imaging conditions (bed movement speed, tube current, tube voltage, slice position, etc.), reconstruction parameters (region of interest, reconstruction image size, backprojection phase width, reconstruction filter function, etc.), measurement used for image reconstruction Accepts input such as data selection from the operator.
  • the display device 120 displays the reconstructed image, the input reception screen of the input device 121, and the like.
  • the central control device 105 sends control signals required for imaging to the X-ray control device 104, the bed control device 106, and the scanner control device 113 based on the imaging conditions received by the input device 121. Thereafter, when the operator operates the imaging start button, the X-ray control device 104, the bed control device 106, and the scanner control device 113 receive an imaging start signal and start an operation for imaging.
  • the X-ray controller 104 outputs a control signal to the high voltage generator 103.
  • the high voltage generator 103 applies a high voltage to the X-ray generator 102.
  • the X-ray generator 102 irradiates the subject 110 with X-rays.
  • the scanner control device 113 outputs a control signal to the drive device 112.
  • the driving device 112 causes the rotating body 115 on which the X-ray generator 102, the X-ray detector 111, the preamplifier 110, and the like are mounted to circulate around the subject 110.
  • the bed control device 106 controls the operation of the bed 109 on which the subject is placed, and moves the bed 109 in the still or body axis direction.
  • the X-rays emitted from the X-ray generator 102 are limited in the irradiation area by the collimator 114, are irradiated onto the subject 110, pass through the subject 110 while being absorbed (attenuated) by each tissue in the subject 110, It is detected by the X-ray detector 111 of the data acquisition device 108.
  • the X-ray detector 111 includes a plurality of detection elements arranged in a two-dimensional direction (a channel direction and a column direction orthogonal thereto). Signal detection by the X-ray detector 111 is performed at discrete positions (views) of the rotating body 115 in the circulation direction.
  • the detection signal of the X-ray detector 111 is converted into a current, amplified by the preamplifier 110, converted into a digital signal by the A / D converter 109, and output to the signal processing device 124.
  • the signal processing device 124 includes a pre-processor 12, a positive number converter 11, a logarithmic converter 18, a correction processor 19, a restoring device 24, and a correction device 30.
  • the preprocessor 12 performs predetermined preprocessing on the output signal of the data collection device 108 to obtain measurement data x.
  • An example of the positive number conversion function ⁇ (x) is shown in Expression (1).
  • the lower threshold s ( ⁇ 0), the upper threshold t (> 0), and L (> 0) are arbitrary constants.
  • the upper threshold t satisfies the condition of t ⁇ 2L ⁇ s.
  • a graph of the function ⁇ (x) in Equation (1) is shown by a solid line in FIG.
  • the value y of the conversion function ⁇ (x) takes a value not less than L, and the range of x ⁇ t increases linearly.
  • ⁇ (x) is a constant value, for example, L value in the range of s ⁇ x.
  • the logarithmic converter 18 applies the conversion function ⁇ (y) to the positive number data y converted by the positive number converter 11 to generate the logarithmically converted data z.
  • An example of the conversion function ⁇ (y) is shown in Equation (2).
  • q and g are positive numbers and are constants determined according to the size of the storage area of the storage device 123 that stores the projection data a and the accuracy desired as the projection data a. .
  • the correction processor 19 performs a predetermined correction process on the logarithmically converted data z to obtain projection data a, and outputs the projection data a to the reconstruction calculation device 125 and also outputs to the storage device 123 for storage.
  • the restorer 24 reads the projection data a stored in the storage device 123, and restores measurement data x including a signal value of 0 or less within a predetermined range.
  • the correction device 30 performs a predetermined correction process such as bias correction on the restored measurement data x to reduce system noise included in the measurement data x.
  • the measurement data after system noise reduction is input to the logarithmic converter 18.
  • the positive number converter 11 described above includes a discriminator 13, a threshold value setter 14, and first, second and third converters 15, 16, and 17.
  • the threshold setter 14 holds thresholds s, t, and L used for the functions ⁇ (x) and ⁇ (y).
  • the threshold s is a negative number and t is a positive number.
  • the threshold values s, t, and L can be changed to arbitrary values by the operator operating the input device 121. It is also possible to employ a configuration in which the signal processing device 124 measures the system noise dispersion value ⁇ unique to the system of the X-ray CT apparatus and calculates s and t based on the dispersion value ⁇ . This calculation method will be described later.
  • the discriminator 13 reads the threshold values s, t, and L from the threshold setting device 14 and distributes the measurement data x output from the preprocessor 12 to the first, second, and third converters 15, 16, and 17.
  • the first converter 15 receives the measurement data x equal to or greater than the threshold value t shown in FIG. 5, and outputs the input signal as it is as the positive number data y.
  • the second converter 16 receives the measurement data x that is smaller than the threshold value t and greater than or equal to s, and generates and outputs positive number data y by converting it into a positive number by the function ⁇ (x).
  • the third converter 17 receives measurement data x smaller than the threshold value s, converts it into a constant data value L, and outputs it as positive number data y.
  • the restorer 24 includes an inverse correction processor 29, an inverse logarithmic converter 25, a restorer discriminator 28, a first inverse converter 26, and a second inverse converter 27.
  • the inverse correction processor 29 performs a process opposite to the process of the correction processor 19 on the projection data a stored in the storage device 123, and restores the logarithmically converted data z described above.
  • the inverse logarithmic converter 25 transforms the restored logarithmic transformed data z with the inverse function of the transformation function ⁇ (y) to restore the positive data y.
  • the restoring device discriminator 28 reads t and L from the threshold setting device 14 and distributes the restored positive number data y to the first and second inverse converters 26 and 27.
  • the first inverse converter 26 receives positive number data y equal to or greater than the threshold value t, and outputs the input signal as it is as measurement data x.
  • the second inverse converter 27 receives positive number data y that is larger than the threshold L and smaller than t, converts it by the inverse function of the conversion function ⁇ (x) used in the second converter 16, and outputs it as measurement data x To do. Thereby, the measurement data x corresponding to the positive number data y larger than the threshold value L can be restored. Therefore, the measurement data x is restored even in the negative range of s ⁇ x ⁇ 0.
  • the correction device 30 removes system noise by performing bias correction processing or the like on the restored measurement data x.
  • the measurement data x that has been restored and from which system noise has been removed is input to the logarithmic converter 18, logarithmically converted, and corrected by the correction processor 19 to obtain projection data b.
  • the reconstruction calculation device 125 generates an image by successive approximation image reconstruction processing from the reconstruction unit 125a that reconstructs an image from the projection data a and b from the correction processor 19 and the measurement data x output from the decompressor 24. And a successive approximation reconstruction unit 125b. Since the restored projection data b is generated from the measurement data x from which the system noise is removed, unlike the projection data a that is quickly generated without removing the system noise, the reconstruction unit 125a performs a reconstruction process. Thus, an image from which artifacts due to system noise are removed can be generated. Further, the restored measurement data x is subjected to successive approximation image reconstruction processing by the successive approximation reconstruction unit 125b, thereby generating an image from which artifacts due to system noise are removed.
  • the reconstructed image is stored in the storage device 27 in the input / output device 26 and is displayed on the display device 120 as a CT image.
  • the image processing device 126 performs image processing on the reconstructed image according to the operation of the operator.
  • the signal processing unit 124 causes the display device 120 to display a selection receiving screen as shown in FIG. 4 in order to receive selection of the processing mode from the operator.
  • the selection reception screen includes an object information display unit 120a for displaying information such as an image of the object 110, projection data, and imaging conditions, an icon 21 for receiving an instruction to start normal reconstruction, and measurement data x 2 includes an icon 22 for receiving an instruction to perform reconstruction after performing bias correction, and an icon 23 for receiving an instruction to perform successive approximation reconstruction from the measurement data x.
  • the operator selects the processing mode by operating the input device 121 and selecting one of the icons 21 to 23.
  • the signal processing device 124 acquires the output signal of the data collection device 108 and processes it as shown in steps 31 to 34 in FIG.
  • step 31 when the signal acquired from the data collection device 108 is compressed for transmission, the preprocessor 12 is restored to the original number of bits.
  • measurement data x is obtained by applying signal value correction to subtract the output signal in a state where X-rays are not exposed from the data restored to the original number of bits.
  • the positive number converter 11 converts the measurement data x into recoverable positive number data y using the above-described conversion function ⁇ (x).
  • the discriminator 13 reads the threshold values s, t, and L from the threshold value setter 14, and the measurement data x output from the preprocessor 12 is first, second, and third according to the function ⁇ (x) of the equation (1).
  • the second converter 16 receives the measurement data x of s ⁇ x ⁇ t, generates positive number data y by the function ⁇ (x) of the above equation (1), and outputs it.
  • the third converter 17 receives the measurement data x of x ⁇ s, converts it all to L by the function ⁇ (x), and outputs it as positive number data y.
  • ⁇ (x) In the case of x ⁇ t, there is no decrease in the accuracy of data due to conversion and inverse conversion. However, in order for the argument x and its value ⁇ (x) to correspond one-to-one, ⁇ (x) needs to be a monotonically increasing function in the narrow sense in the range of s ⁇ x ⁇ t.
  • s is a parameter for adjusting the upper limit value for maintaining the data accuracy and the lower limit value of the data to be rounded up.
  • the operator can set arbitrary s and t so as to satisfy the condition of t ⁇ 2L ⁇ s. Note that the value of L is arbitrarily set to satisfy the condition described in step 33 of FIG.
  • the factor that the measurement data x takes a value of 0 or less is system noise.
  • the system noise can be generally modeled by a normal distribution, and has a mean value of 0 and a variance value ⁇ depending on the data collection device.
  • the dispersion value ⁇ can be calculated experimentally or by simulation. Therefore, by setting s corresponding to the value of the variance value ⁇ , it is not necessary to set s smaller than necessary, and the ratio of data to be rounded up can be reduced. For example, in the normal distribution of the system noise variance ⁇ 2 , it is known that about 68% of the entire data exists in the ⁇ range and about 95% exists in the 2 ⁇ range. Therefore, for example, by setting s according to the equation (3), the ratio of the measurement data x rounded up to L by the conversion function ⁇ (x) can be reduced. In view of the capacity of the storage area of the storage device 123 for storing the projection data a and the data accuracy, ⁇ is preferably set to 6 or less empirically.
  • the coefficients are converted based on s and L in advance, so that a large amount of calculation is not generated. Is possible.
  • Equation (4) the conventional conversion function ⁇ (x) is first shown in Equation (4). Further, the graph of the formula (4) is shown by a one-dot chain line in FIG.
  • L (> 0) is an arbitrary constant.
  • step 33 the converted signal y calculated in step 32 is logarithmically converted using the logarithmic function ⁇ (y) of equation (2) to obtain logarithmically converted data z.
  • the maximum value of the projection data a is a value obtained by performing correction by the correction processor 19 on the maximum value r of the logarithmically converted data z represented by the equation (5).
  • the value obtained by correcting the r in Expression (5) by the correction processor 19 in the next step 34 is the upper limit (for example, a 16-bit signed integer) of the storage area of the projection data a in the storage device 123. It is desirable to set q in Equation (2) empirically so that it falls within the upper limit. Further, g in Expression (2) is set empirically based on the range and accuracy of the CT image value reconstructed from the projection data a. Furthermore, L is set empirically as the lower limit value of the valid positive number data y from the range of the projection data a corresponding to r.
  • One of the effects of the present invention is that the lower threshold value of the measurement data that can be restored after logarithmic conversion can be expanded from the positive number L of the conventional method to the negative number s while maintaining the maximum value r of the logarithmically converted data z.
  • the logarithmic transformed data z generated in step 33 is shown by a solid line graph in FIG.
  • a conventional conversion function ⁇ (x) is used in step 32, and in step 33, data after logarithmic conversion obtained in the same manner as in the present embodiment is shown in a dot-dash line graph in FIG.
  • the log-transformed data is a function having r as a maximum value, and the projection data a has the same size.
  • the logarithm-transformed data z in the comparative example takes all r values within the range of x ⁇ L, so there is no inverse function and the value of the measurement data x is restored.
  • the logarithmically transformed data z of the present embodiment is a monotonically decreasing function even in the range of s ⁇ x ⁇ L, an inverse function exists and the value of the measurement data x can be restored.
  • step 34 for the data z after logarithmic conversion obtained in step 33, reference correction by the value of the reference detector, air correction by data taken without the subject 110, phantom correction to suppress the beam hardening effect Etc. to obtain projection data a.
  • the projection data a is stored in the storage device 123 in the input / output device 131.
  • the value of the reference detector used for various conversions, the data obtained without the subject 110, and the parameters of the function used for phantom correction are also stored in the storage device 123 in the input / output device 131. .
  • the reconstruction calculation device 125 acquires the projection data a from the storage device 123 (step 61), and confirms the processing mode selected by the operator from the input device 121 using the screen of FIG.
  • the reconstruction calculation device 125 reconstructs the image of the subject 110 by the normal reconstruction unit 125a (step 63). ).
  • the reconstructed image is displayed on the subject information display unit 120a of FIG.
  • steps 31 to 34 for generating projection data a and steps 61 to 63 for generating an image by normal reconstruction the processing for removing system noise is not performed. Can be generated. Therefore, it is suitable when a quick image display is required, such as an emergency patient.
  • the projection data a is stored in the storage device 123 through the above-described steps 31 to 34, it is possible to perform processing for reducing system noise using the projection data a. Thereby, it is possible to execute a processing mode for generating a highly accurate image with few artifacts. This will be described below.
  • the operator instructs to perform image reconstruction using measurement data in which system noise is reduced by bias correction.
  • the operator instructs to select an icon 23 that instructs to reconstruct an image in which artifacts due to system noise are reduced by performing successive approximation image reconstruction from measurement data.
  • the operator confirms the image of the subject information display unit 120a, and selects the icon 22 or 23 if necessary.
  • the reconstruction calculation device 125 confirms the processing mode in step 62 of FIG. 8, and when the icon 22 for instructing bias correction is selected, the reconstruction calculation device 125 sends the measurement data from the projection data a to the decompressor 24 of the signal processing unit 124. Instruct to restore x. The restorer restores the measurement data x (step 64).
  • the operation of the restorer 24 will be described in detail with reference to FIG.
  • the inverse correction processor 29 of the restorer 24 performs a correction process opposite to the correction process of the correction processor 19 on the projection data a stored in the storage device 123 to restore the logarithmically converted data z (step 121).
  • the inverse logarithmic converter 25 transforms the restored logarithmic transformed data z by the inverse function of the transformation function ⁇ (y) to restore the positive number data y (step 122).
  • the restoring device discriminator 28 reads t and L from the threshold setting device 14 and distributes the restored log-transformed data z to the first and second inverse transformers 26 and 27.
  • the first inverse converter 26 receives positive number data y equal to or greater than the threshold value t, and outputs the input signal as it is as measurement data x.
  • the second inverse converter 27 receives positive data y that is larger than the threshold value L and smaller than t, converts it by the inverse function of the function ⁇ (x) used in the second converter 16, and outputs it as measurement data x. .
  • the measurement data x is restored not only in the positive number but also in the range of s ⁇ x ⁇ 0 (step 123).
  • the correction device 30 of the signal processing device 123 removes system noise by performing bias correction processing or the like on the restored measurement data x (step 65 in FIG. 8).
  • the bias correction processing refers to the value of measurement data of the target element of the detector 111 with reference to the value of measurement data of the neighboring element of the target element, and the positive value of the target element, and between the target element and the neighboring element. In this method, correction is performed by iterative filtering while maintaining the average value. Since the bias correction process is a well-known technique described in Non-Patent Document 1 and the like, detailed description thereof is omitted here.
  • the measurement data x from which the system noise has been removed by bias correction is input from the correction device 30 to the logarithmic converter 18, logarithmically converted, and corrected by the correction processor 19 to obtain projection data b. (Step 66).
  • the reconstruction calculation device 125 reconstructs the projection data b by the normal reconstruction unit 125a and generates an image. Since the projection data b has system noise removed, an image in which artifacts due to the system noise are reduced can be obtained. The obtained image is displayed on the subject information display unit 120a of the display screen of FIG.
  • the reconstruction calculation device 125 confirms the processing mode in step 62 of FIG. 8, and when the icon 22 is selected by the operator to instruct to perform successive approximate reconstruction from the measurement data x, The restoration unit 24 of the processing unit 124 is instructed to restore the measurement data x from the projection data a. The restorer 24 restores the measurement data x (step 68).
  • step 68 Since the operation in step 68 is the same as that in step 64 in the case of bias correction, description thereof is omitted here.
  • the restored measurement data x is transferred to the successive approximation reconstruction unit 125b of the reconstruction calculation device 125, and an image is reconstructed by performing successive approximation reconstruction processing on the measurement data x. Specifically, for example, photon noise and system noise included in measurement data are modeled, and an image is calculated using a successive approximation method based on the model. As a result, an image with reduced influence of system noise can be obtained.
  • the successive approximation image reconstruction method is a widely known method disclosed in the above-mentioned Non-Patent Document 2 and the like, and thus detailed description thereof is omitted here.
  • the obtained image is displayed on the subject information display unit 120a of the display screen of FIG.
  • an image with reduced system noise can be generated by restoring the measurement data x from the projection data a projected on the storage device 123.
  • Both quick image display and high-accuracy image display corresponding to it can be realized. Therefore, when quick image display is required, such as in an emergency patient, an image is generated by normal reconstruction without performing system noise reduction processing (step 63), and then bias correction or It is possible to generate and display a highly accurate image that has been subjected to processing for reducing system noise by successive approximation image reconstruction or the like (steps 64 to 67 and steps 68 to 69).
  • the image reconstruction device 125 acquires the projection data a corresponding to the image selected by the operator when acquiring the projection data a in step 61 of FIG. This makes it possible to reconstruct the image with reduced system noise by restoring the measurement data x not only for the projection data a of the image captured immediately before but also for the projection data a of the image captured in the past. Become.
  • Embodiment 2 The X-ray CT apparatus of Embodiment 2 will be described.
  • the signal processing device 124 includes the positive number converter 11 and the logarithmic converter 18 and converts the measurement data x into the positive number data y using the function ⁇ (x), and then the function ⁇ (y).
  • the present invention is not limited to this configuration.
  • the measurement data x is converted into logarithmically converted data z by one conversion function ⁇ (x).
  • the conversion function ⁇ (x) for example, as shown in Expression (6), a function in which a conversion function for converting the measurement data x into positive data is included in the logarithmic function argument is used.
  • the lower threshold s ( ⁇ 0), the upper threshold t (> 0), and L (> 0) are arbitrary constants.
  • the conversion function ⁇ (x) of Equation (6) converts the measurement data x into logarithmically converted data z as shown by the solid line graph in FIG.
  • FIG. 11 shows the configuration of the signal processing device 124 in the X-ray CT apparatus of the second embodiment.
  • the signal processing device 124 of the second embodiment has the same configuration as the signal processing device of FIG. 3 of the first embodiment, but instead of the positive number converter 11 and the logarithmic converter 18 of the first embodiment.
  • a positive number conversion / logarithmic converter 211 having these functions is provided.
  • the signal processing device 124 according to the second embodiment includes a preprocessor 12, a positive number conversion / logarithmic converter 211, a correction processing unit 19, a restoration unit 224, a correction unit 30, and a logarithmic converter 218.
  • the logarithmic converter 218 is arranged for logarithmically converting the measurement data x restored by the restorer 224.
  • the preprocessor 12, the correction processor 19, and the correction device 30 are the same as those in the first embodiment.
  • the positive number conversion / logarithmic converter 211 includes a discriminator 13, a threshold value setter 14, and first, second and third logarithmic converters 215, 216 and 217.
  • the threshold setting device 14 holds the thresholds s, t, and L as in the first embodiment.
  • the discriminator 13 reads out the threshold values s, t, and L from the threshold setting device 14 in the same manner as in the first embodiment, and the measurement data x output from the preprocessor 12 is converted into first, second, and third logarithmic converters. Sort to 215, 216, 217.
  • the first logarithmic converter 215 receives the measurement data x with t ⁇ x shown in FIG. 10, performs logarithmic conversion with the function ⁇ (x) with t ⁇ x in the equation (6), and outputs the data z after logarithmic conversion. .
  • the second logarithmic converter 216 receives the measurement data x of s ⁇ x ⁇ t, converts it to a positive number by the function ⁇ (x) of s ⁇ x ⁇ t in equation (6), and performs logarithmic conversion to logarithmic conversion Output as post-data z.
  • the third logarithmic converter 217 receives the measurement data x of x ⁇ s, converts it all into r by the function ⁇ (x) of equation (6), and outputs it as logarithmically converted data z.
  • the correction processor 18 corrects the logarithmically converted data z to generate projection data a.
  • the restorer 224 includes an inverse correction processor 29, a restorer discriminator 28, a first inverse logarithmic converter 226, and a second inverse logarithmic converter 227.
  • the inverse correction processor 29 is the same as in the first embodiment, and restores logarithmically transformed data z from the projection data a.
  • the restoring device discriminator 28 reads t and L from the threshold setting device 14 and distributes the restored log-transformed data z to the first and second inverse logarithmic converters 226 and 227.
  • the first inverse logarithmic converter 226 receives the data z after logarithmic conversion equal to or less than q ⁇ gln (t), converts the data z by the inverse function of the function ⁇ (x) used in the first logarithmic converter 215, and obtains measurement data. Output as x.
  • the second inverse logarithmic converter 227 receives the logarithmically transformed data z that is larger than q ⁇ gln (t) and less than or equal to r, and converts it by the inverse function of the function ⁇ (x) used in the second converter 216. Output as measurement data x. As a result, the measurement data x is restored even in the negative range of s ⁇ x ⁇ 0.
  • the correction device 30 removes system noise by performing bias correction processing or the like on the restored measurement data x.
  • the measurement data x that has been restored and from which the system noise has been removed is input to a logarithmic converter 218, logarithmically converted, and corrected by the correction processor 19 to obtain projection data b.
  • FIG. 12 is a flow of receiving the output signal of the data collection device 108 and sequentially converting it into measurement data x and projection data a, which is the same as the operation shown in the flow of FIG. 3 of the first embodiment.
  • the first to third logarithmic converters 215 to 217 of the positive / logarithmic converter / logarithmic converter 211 perform the operations of steps 32 and 33 in this flow as step 232 in one step.
  • FIG. 13 is a flow for restoring the measurement data x from the projection data a, which is the same as the operation of the flow of FIG. 9 of the first embodiment, but in the second embodiment, the operations of steps 122 and 123 of FIG.
  • the first and second inverse logarithmic converters 226 and 227 of the decompressor perform step 222 as one step.
  • Configurations and operations other than the above-described configuration of the X-ray CT apparatus according to the second embodiment are the same as those of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment, and thus description thereof is omitted.
  • the signal processing device 124 determines whether or not the imaging condition received by the input device 121 from the operator is a predetermined low-dose imaging condition, and the determination result is the low-dose imaging condition. In this case, the projection data a stored in the storage device 123 is restored by the restoring unit 24, and system noise is reduced.
  • the successive approximation image reconstruction method or bias correction by the user's selection has been described, but in view of the fact that the successive approximation image reconstruction method or bias correction is necessary at the time of low-dose imaging,
  • a determination device 141 that performs this determination is arranged in the signal processing device 124 as shown in FIG.
  • the determiner 141 instructs the restorer 24 to restore the projection data a, and causes the image reconstruction to be performed by successive approximation image reconstruction or bias correction.
  • Which of the successive approximation image reconstruction method and the bias correction is performed may be set in advance, or may be configured to accept an operator's selection.
  • the irradiation dose is less than the threshold
  • the tube voltage is less than the threshold
  • the rotation speed of the rotating body 115 is less than the threshold
  • the area of the projection value in any view of the projection data a is greater than the threshold
  • at least one of the measurement data x If any one of the conditions that the signal value of one element is equal to or less than the threshold value or a predetermined combination of two or more is satisfied, the determiner 141 determines that the low-dose imaging condition is satisfied.
  • the threshold of the low-dose imaging condition may be input by an operator, or a preset value may be used.

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Abstract

　投影データから計測データを精度よく復元して、計測データに含まれるシステムノイズを除去可能な技術を提供するために、信号処理装置は、データ収集装置の出力信号を処理して、0以下の信号値を含む計測データxを得て、対数関数を含む予め定めた関数により計測データxを変換処理して投影データ(対数変換後データz)を生成し、予め定めた関数は、所定の負数s以上の値に対して逆関数が存在する関数であり、逆関数を投影データに適用することにより、所定の範囲の0以下の信号値を含む計測データxを、投影データから復元することができる。

Description

Ｘ線ＣＴ装置、および、Ｘ線ＣＴ装置用画像演算装置
　本発明は、X線CT装置に関し、特に低線量撮影時においてシステムノイズに起因する画質劣化を抑制するための技術に関する。
　X線CT装置は、被検体の周囲からX線を照射し、複数の投影角度において取得される投影データから被検体のX線吸収係数の分布を画像化する。X線の照射量が多いほどに、ノイズが少ない画像を取得でき、画質が向上する。一方、X線被ばくによる人体への影響が近年問題視されており、X線の照射量を抑えた低線量撮影において医師の診断に必要な画質を得る技術が盛んに検討されている。
　X線CT装置の画像に影響を与えるノイズは、X線光子の揺らぎに起因するフォトンノイズとデータ収集系において付加されるシステムノイズとに大別される。前者はX線の照射量に応じて変化するが、後者はデータ収集系ごとに固有のノイズ量を示す。そのため、低線量撮影時に検出器に入射するX線が微弱である場合、データ収集系からの出力信号に占めるシステムノイズの割合が増大する。
　特許文献1には、検出器に入射したX線量が小さいためにノイズ成分の割合が大きい計測データを投影データに変換する際に、対数変換によってノイズ成分が増大するのを防止する技術が開示されている。すなわち、計測データの値が所定値以上の場合には、従来通り対数関数により投影データに変換するが、検出器に入射するX線量が低く、計測データが所定値未満の場合には、対数関数に替わる関数を用いて投影データに変換する。これにより、計測データを投影データに変換する際に、ノイズ成分が増大して画像にアーチファクトとして表れるのを抑制する。
　一方、計測データに含まれるフォトンノイズおよびシステムノイズに起因する画像のアーチファクトを低減する技術として、計測データにバイアス補正を施す技術や計測データからの逐次近似再構成により画像を再構成する技術も知られている。
　上記バイアス補正法は、非特許文献1に開示されているように、検出器の注目素子の計測データの値を注目素子の近傍素子の計測データの値を参照して、注目素子の正値性、ならびに、注目素子と近接素子との間の平均値を保ちながら反復的なフィルタリング処理により補正する方法である。バイアス補正後の計測データは、対数関数により投影データに変換され、投影データから画像再構成が行われる。
　また、上記計測データからの逐次近似再構成法は、非特許文献2に開示されているように、計測データを投影データに変換せず、計測データに逐次近似再構成を施して画像を再構成する。具体的には、計測データに含まれるフォトンノイズおよびシステムノイズをモデル化し、モデルに基づいて、逐次近似解法を用いて画像を算出する。
特許第4363834号公報
J-B. Thibault et. al., "A Recursive Filter for Noise Reduction in Statistical Iterative Tomographic Imaging, "Proc. of SPIE 6065, Computational Imaging IV, pp. 60650X, 2006 J. Xu et. al., "Electronic Noise Modeling in Statistical Iterative Reconstruction, "IEEE. Trans. Image. Process., Vol. 18, No. 6, pp. 1228-1238, 2009
　X線CT装置では、低線量撮影時に検出器に入射するX線が微弱である場合、データ収集系からの出力信号に占めるシステムノイズの割合が増大し、結果として信号が0以下の値を取りうる。そのため従来は、特許文献1(段落0020)のように、検出器の出力に対し、オフセット補正を施し、正数の所定値(例えば1)よりも小さい値を正数の所定値に切り上げてから対数変換を行っている。しかし、無条件に0以下の計測データを正数に切り上げるオフセット補正を行った場合、実際の計測データの強弱の特徴が失われるため、画像上のストリーク(線状)アーチファクトが生じたり、低周波なCT値の持ち上がり(切り上げ方によっては持ち下がり)等が生じ、画質劣化の原因となる。
　一方、計測データにバイアス補正を施してから投影データに変換して画像再構成を行う方法や、計測データから逐次近似再構成を行う方法は、計測データ値が微弱で、一部の信号が0以下の値であっても、再構成画像の画質劣化を低減することができる。しかし、バイアス補正は反復的なフィルタリングであり、逐次近似画像再構成法も反復解法を使用するため、いずれも多くの計算時間が必要となる。
　近年、X線CT装置では、アーチファクトの少ない高精度な画像が望まれる一方で、救急患者の診断等のために迅速な画像化も必要とされている。また、一度撮影したデータの再構成条件を変更して画像を再度再構成する場合がある。
　そこで、撮影と再構成を同時に行う場合と画像を再度再構成する場合に共通して、逐次近似画像再構成法もしくはバイアス補正処理を行わず、通常の対数変換処理で投影データを作成して再構成画像を迅速に生成することにより救急患者の診断等に対応し、その後、操作者から要求があった場合には、同じ計測データにバイアス補正や逐次近似再構成を適用し、システムノイズを除去した高精度画像を生成することが考えられる。このとき、迅速に画像を生成した際の投影データから計測データを復元して高精度画像の生成に用いることができれば、計測データを保存しておく場合よりも再度再構成する場合にも画像化を迅速に行うことが容易になる。
　さらに、計測データを対数変換した投影データは、計測データに比べて少ないデータ範囲ですむので、データの記憶容量の低減を図ることができる。
　しかし、対数関数は、0以下の変数をとり得ないため、投影データから、0以下の値を含む計測データを精度よく復元することはできない。
　また、対数関数は、変数が0に近づくと値が無限大に増加する特性があるため、有限のデータサイズで保存した投影データから計測データを精度よく復元することはできない。さらに、0以下の計測データをオフセット補正により正数に切り上げてから対数変換している場合、逆対数変換してもオフセット前の計測データを復元することはできないため、値の小さな計測データを正確に復元することはできない。
　よって従来の技術では、投影データから計測データを復元し、逐次近似画像再構成法やしくはバイアス補正処理によって、計測データに含まれるシステムノイズを低減する処理を行うことはできない。
　本発明の目的は、投影データから計測データを精度よく復元して、計測データに含まれるシステムノイズを除去可能な技術を提供することにある。
　上記目的を達成するために、本発明は、X線を被検体に照射するX線発生装置と、被検体を通過したX線を検出するデータ収集装置と、信号処理装置と、再構成演算装置とを備えたX線CT装置を提供する。信号処理装置は、データ収集装置の出力信号を処理して、0以下の信号値を含む計測データを得て、対数関数を含む予め定めた関数により計測データを変換処理して投影データを生成する。再構成演算装置は、投影データを再構成処理して画像を生成する。上述の予め定めた関数は、所定の負数以上の値に対して逆関数が存在する関数である。逆関数を投影データに適用することにより、所定の範囲の0以下の信号値を含む計測データが投影データから復元される。
　発明によれば、投影データから計測データを精度よく復元することができるため、復元した計測データに含まれるシステムノイズを除去することができ、画質を改善することができる。
実施形態1のX線CT装置の全体概観図 実施形態1のX線CT装置の構成を示すブロック図 実施形態1のX線CT装置の信号処理装置124の構成を示すブロック図 実施形態1において、表示装置120の表示画面例を示す説明図 実施形態1の計測データxを正数データyに変換する変換関数φ(x)を示すグラフ 実施形態1の信号処理装置124がデータ収集装置108の出力信号を投影データに変換する動作を示すフローチャート 実施形態1の対数変換後データzを示すグラフ 実施形態1の信号処理装置124および再構成演算装置125の画像再構成の動作を示すフローチャート 実施形態1に信号処理装置124の復元器24の動作を示すフローチャート 実施形態2の対数変換後データzを示すグラフ 実施形態2の信号処理装置124の構成を示すブロック図 実施形態2の信号処理装置124がデータ収集装置108の出力信号を投影データに変換する動作を示すフローチャート 実施形態2の信号処理装置124の復元器24の動作を示すフローチャート 実施形態3の信号処理装置の構成を示すブロック図
　以下、本発明の実施形態のX線CT装置について図面を用いて説明する。
　本実施形態のX線CT装置は、図1および図2に示すように、X線を被検体110に照射するX線発生装置102と、被検体110を通過したX線を検出するデータ収集装置108と、信号処理装置124と、再構成演算装置125とを備えて構成される。信号処理装置124は、データ収集装置108の出力信号を処理して、0以下の信号値を含む計測データを得て、対数関数を含む予め定めた関数により計測データを変換処理して投影データを生成する。再構成演算装置125は、投影データを再構成処理して画像を生成する。
　上記予め定めた関数は、所定の負数以上の値に対して逆関数が存在する関数である。よって、逆関数を投影データに適用することにより、所定の範囲の0以下の信号値を含む計測データが復元される。
　このように、本発明では投影データから計測データを所定の0以下の範囲も含めて精度よく復元することができるため、復元した計測データに含まれるシステムノイズを除去することが可能になる。
　以下、本発明の実施形態について具体的に説明する。
　＜実施形態1＞
　実施形態1のX線CT装置は、図3のように信号処理装置124が、正数変換器11と、対数変換器18とを備えている。正数変換器11は、予め定めた正数変換関数により計測データの負数データを正数データに変換する。対数変換器18は、正数変換器11で変換後の正数データに対数変換を施して投影データを生成する。正数変換器11の正数変換関数は、所定の範囲の負数について単調増加関数である。正数変換関数として単調増加関数を用いることにより、単調増加関数の逆関数により投影データから所定の範囲の0以下の信号値の計測データを復元することができる。
　また、実施形態1のX線CT装置には、生成した投影データを格納する記憶装置123が配置され、信号処理装置124には、記憶装置123に格納された投影データを読み出して、所定の範囲の0以下の信号値を含む計測データを復元する復元器24が配置されていることが望ましい。さらに信号処理装置124には、復元器24により復元された計測データに補正を施す補正装置30が配置されていることが好ましい。これにより、復元された計測データに含まれるシステムのノイズを補正装置30によって除去することが可能になる。
　また、再構成演算装置125は、復元器24が復元した計測データに逐次近似画像再構成を施して画像を生成する逐次近似再構成部125bを備えていることが好ましい。
　また、実施形態1のX線CT装置は、操作者から、通常の画像再構成、または、復元器24によって復元された計測データを用いた画像再構成の選択を受け付ける入力装置121をさらに有することが望ましい。入力装置121は、例えば図4のように表示装置120の表示画面上に選択を受け付ける画面を表示して、上記選択を受け付けることができる。入力装置121が受け付けた選択が、復元器24によって復元された計測データを用いた画像再構成である場合、信号処理装置125は、記憶装置123に格納された投影データを復元器24によって復元する。
　以下、実施形態1のX線CT装置についてさらに具体的に説明する。
　図1は、実施形態のX線CT装置の外観であり、図2は、X線CT装置の内部構成を示すブロック図である。X線CT装置は、撮影に用いるスキャナ100と、被検体を載せて移動するための寝台109と、入力装置121と、画像演算装置132と、表示装置120とを備えている。
　画像演算装置132は、データ収集装置108が得たデータを処理する信号処理装置124と、再構成演算装置125と、画像処理装置126とを備えている。入力装置121および表示装置120は、記憶装置123とともに、入出力装置131を構成している。
　入出力装置131および画像演算装置132は、操作ユニット133を構成している。
　スキャナ100は、X線発生装置102と、データ収集装置108と、コリメータ114と、これらを搭載して被検体110の回りで回転させる回転体115とを備えている。データ収集装置108は、X線検出器111、プリアンプ110およびA／Dコンバータ109を含む。さらに、スキャナ100には、回転体115を回転駆動する駆動装置112、高電圧発生装置103、X線制御装置104、スキャナ制御装置113、中央制御装置105、寝台制御装置106、寝台移動計測装置107、コリメータ制御装置101等を備えられている。
　操作ユニット133の入力装置121は、マウスやキーボードなどで構成される。撮影条件(寝台移動速度、管電流、管電圧、スライス位置など)や、再構成パラメータ(関心領域、再構成画像サイズ、逆投影位相幅、再構成フィルタ関数など)や、画像再構成に用いる計測データの選択等の入力を操作者から受け付ける。表示装置120は、再構成した画像や、入力装置121の入力受け付け用画面等を表示する。
　撮影時のスキャナ100の動作について説明する。中央制御装置105は、入力装置121が受け付けた撮影条件に基づいて、撮影に必要な制御信号をX線制御装置104、寝台制御装置106およびスキャナ制御装置113に送る。その後、操作者が撮影開始ボタンを操作すると、X線制御装置104、寝台制御装置106およびスキャナ制御装置113は、撮影開始信号を受けて撮影のための動作をそれぞれ開始する。
　X線制御装置104は、高電圧発生装置103に制御信号を出力する。この制御信号に従って、高電圧発生装置103は、高電圧をX線発生装置102に印加する。X線発生装置102は、X線を被検体110へ照射する。
　同時に、スキャナ制御装置113は、駆動装置112に制御信号を出力する。駆動装置112は、X線発生装置102、X線検出器111およびプリアンプ110等を搭載した回転体115を被検体110の周りで周回させる。一方、寝台制御装置106は、被検体を乗せた寝台109の動作を制御し、寝台109を静止、または、体軸方向に移動させる。
　X線発生装置102から出射されたX線は、コリメータ114により照射領域を制限され、被検体110に照射され、被検体110内の各組織で吸収(減衰)されながら被検体110を通過し、データ収集装置108のX線検出器111で検出される。なお、X線検出器111は2次元方向(チャネル方向およびこれに直交する列方向)に配列された複数の検出素子を含む。X線検出器111における信号の検出は、回転体115の周回方向の離散的な位置(ビュー)において行われる。X線検出器111の検出信号は、電流に変換され、プリアンプ110で増幅され、A／Dコンバータ109でデジタル信号に変換され信号処理装置124に出力される。
　信号処理装置124の構成および動作について図3を用いて説明する。信号処理装置124は、前処理器12、正数変換器11、対数変換器18、補正処理器19、復元器24、および、補正装置30を備えて構成される。前処理器12は、データ収集装置108の出力信号に所定の前処理を施して計測データxを得る。正数変換器11は、予め定めた正数変換関数φ(x)により計測データxの負数データを正数データy(＝φ(x))に変換する。正数変換関数φ(x)の一例を式(1)に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　上記式(1)において、下閾値s(＜0)、上閾値t(＞0)、L(＞0)はそれぞれ任意の定数である。但し、上閾値tは、t≧2L－sの条件を満たす。
　式(1)の関数φ(x)のグラフを図5に実線で示す。図5のように、変換関数φ(x)の値yは、L以上の値をとり、x≧tの範囲は、線形に増加する。s≦x≦tの範囲は、y＝φ(x)は、傾きが0より大きな関数であり、yとxは1対1に対応している。よって、変数xが負数の範囲を含むs≦xにおいて、φ(x)は逆関数が存在し、逆変換が可能である。したがって、s≦xの範囲において正数データyから計測データxを復元可能である。
　また、φ(x)はs≧xの範囲において一定の値、例えばLの値となる。
　対数変換器18は、正数変換器11で変換後の正数データyに変換関数ρ(y)を適用して対数変換後データzを生成する。変換関数ρ(y)の一例を式(2)に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　式(2)において、qおよびgは、正数であって、投影データaを格納する記憶装置123の格納領域のサイズと、投影データaとして所望する精度とに応じて決定される定数である。
　補正処理器19は、対数変換後データzに所定の補正処理を施して投影データaを得て、再構成演算装置125へ出力するとともに、記憶装置123にも出力し格納する。復元器24は、記憶装置123に格納された投影データaを読み出して、所定の範囲の0以下の信号値を含む計測データxを復元する。補正装置30は、復元後の計測データxに対して、バイアス補正等の所定の補正処理を行い、計測データxに含まれるシステムノイズを低減させる。システムノイズ低減後の計測データは、対数変換器18に入力される。
　上述の正数変換器11は、判別機13と、閾値設定器14と、第一、第二および第三の変換器15，16，17とを備えて構成される。閾値設定器14は、関数φ(x)、ρ(y)に用いる閾値s、t、Lを保持する。閾値sは負数であり、tは正数である。この閾値s、t、Lは、操作者が入力装置121を介して操作することにより、任意の値に変更可能である。また、X線CT装置のシステム固有のシステムノイズの分散値σを信号処理装置124が計測し、分散値σに基づいてsおよびtを算出する構成にすることも可能である。
この算出方法については後述する。
　判別機13は、閾値設定器14から閾値s、t、Lを読み出し、前処理器12から出力された計測データxを第一、第二および第三の変換器15，16，17へ振り分ける。第一の変換器15は、図5に示す閾値t以上の計測データxを受け取り、入力信号をそのまま正数データyとして出力する。第二の変換器16は、閾値tより小さくかつs以上の計測データxを受け取り、関数φ(x)により正数に変換することにより正数データyを生成して出力する。第三の変換器17は、閾値sより小さな計測データxを受け取り、定数のデータ値Lに変換し、正数データyとして出力する。
　一方、復元器24は、逆補正処理器29、逆対数変換器25、復元器用判別機28、第一の逆変換器26および第2の逆変換器27を有する。逆補正処理器29は、記憶装置123に格納された投影データaに対して補正処理器19の処理と逆の処理を施し、上述の対数変換後データzを復元する。逆対数変換器25は、復元した対数変換後データzを変換関数ρ(y)の逆関数で変換し、正数データyを復元する。復元器用判別機28は、閾値設定器14からt、Lを読み込んで、復元した正数データyを第一および第二の逆変換器26，27へ振り分ける。第一の逆変換器26は、閾値t以上の正数データyを受け取り、入力信号をそのまま計測データxとして出力する。
　第二の逆変換器27は、閾値Lより大きくtより小さい正数データyを受け取り、第二の変換器16で用いた変換関数φ(x)の逆関数により変換して計測データxとして出力する。これにより、閾値Lよりも大きい正数データyに対応する計測データxを復元することができる。よって、計測データxは、s＜x＜0の負数の範囲においても復元される。補正装置30は、復元された計測データxにバイアス補正処理等を施すことによりシステムノイズを除去する。復元され、かつ、システムノイズが除去された計測データxは、対数変換器18に入力され、対数変換され、補正処理器19により補正処理され、投影データbが得られる。
　再構成演算装置125は、補正処理器19からの投影データa、bから画像を再構成する再構成部125aと、復元器24の出力する計測データxから逐次近似画像再構成処理により画像を生成する逐次近似再構成部125bとを備えている。復元した投影データbは、システムノイズを除去せず迅速に生成した投影データaとは異なり、システムノイズが除去された計測データxから生成されているため、再構成部125aにより再構成処理を施すことによりシステムノイズに起因するアーチファクトを除去した画像を生成することができる。また、復元した計測データxを逐次近似再構成部125bで逐次近似画像再構成処理することにより、システムノイズに起因するアーチファクトを除去した画像を生成することができる。
　再構成画像は、入出力装置26内の記憶装置27に保存されるとともに、表示装置120にCT画像として表示される。画像処理装置126は、操作者の操作に応じて、再構成画像に画像処理を施す。
　以下、本実施形態の画像演算装置132の動作について、処理フロー図等を用いてさらに説明する。
　まず、信号処理部124は、処理モードの選択を操作者から受け付けるために、図4のような選択受け付け用画面を表示装置120に表示させる。選択受け付け用画面は、被検体110の画像や投影データや撮影条件等の情報を表示するための被検体情報表示部120aと、通常再構成開始の指示を受け付けるためのアイコン21と、計測データxにバイアス補正を行ってから再構成する指示を受け付けるためのアイコン22と、計測データxから逐次近似再構成を行う指示を受け付けるためのアイコン23とを含む。操作者は、入力装置121を操作してアイコン21～23のいずれかを選択することにより、処理モードを選択する。
　また、一度撮影した投影データから、再構成条件を変えて画像を再度再構成したい場合も、記憶装置123に保存されている投影データaを指定するとともにアイコン21～23のいずれかを選択することにより所望の処理が実行される。
　アイコン21の選択により、通常再構成の開始が操作者から指示された場合、信号処理装置124は、データ収集装置108の出力信号を取得し、図6のステップ31～34のように処理する。
　まず、ステップ31において前処理器12は、データ収集装置108から取得した信号が伝送のために圧縮されている場合には、元のビット数に復元される。また、X線を曝射していない状態における出力信号を、元のビット数に復元されたデータから差し引く信号値補正を適用し、計測データxを得る。
　次に、ステップ32において、正数変換器11は、上述の変換関数φ(x)を用いて計測データxを、復元可能な正数データyへと変換する。本発明では、図5のように定義域に負の下閾値sを持ち、0以下かつ下閾値s以上の定義域において、変換関数φの引数xとその値y(＝φ(x))が1対1に対応するような関数を用いている。
　判別機13は、閾値設定器14から閾値s、t、Lを読み出し、前処理器12から出力された計測データxを式(1)の関数φ(x)に従って第一、第二および第三の変換器15，16，17へ振り分ける。第一の変換器15は、x≧tの計測データxを受け取り、関数φ(x)のy＝xにより、そのまま正数データyとして出力する。第二の変換器16は、s≦x≦tの計測データxを受け取り、上記式(1)の関数φ(x)により正数データyを生成して出力する。第三の変換器17は、x<sの計測データxを受け取り、関数φ(x)によりすべてLに変換し、正数データyとして出力する。
　ここで、上述の式(1)のt、s、Lの値について説明する。x≧tの場合には、変換および逆変換によるデータの精度の低下は無いから、tは小さいほど良い。但し、引数xとその値φ(x)が1対1に対応するためには、s≦x≦tの範囲においてφ(x)が狭義の単調増加関数であることが必要である。また、この単調増加関数は、x≧tの場合のy＝φ(x)＝xとx＝tにおいて連続していることが望ましい。
　そのため、2L－s≦tという条件が導かれ、2L－s＝tのときに前述のデータの精度低下の範囲を最も狭めることができる。よってtは、sにより決まる値となり、sの値が大きいほど、データを精度良く変換できる。一方で、sより小さな値の計測データxは、変換関数φ(x)により、Lへと切り上げられるため、sの値が小さいほど、変換関数φ(x)によりLに切り上げられる計測データxは少なくなる。
　つまり、sは、データ精度が維持される上限値と切り上げられるデータの下限値を調整するパラメータである。操作者は、t≧2L－sの条件を満たすように、任意のs、tを設定することができる。なお、Lの値は、図6のステップ33において説明する条件を満たす値が任意に設定される。
　また、sの値を計測データxの分散に応じて、計算により設定することも可能である。
計測データxが0以下の値をとる要因は、システムノイズである。システムノイズは、一般的に正規分布によってモデル化することができ、平均値0かつデータ収集装置108に依存した分散値σをとる。
　分散値σは、実験的もしくはシミュレーション等によって算出することができる。よって、分散値σの値に対応させてsを設定することで、必要以上に小さなsを設定することがなくなり、切り上げられるデータの割合を減らすことができる。例えば、システムノイズの分散σ2の正規分布では、σの範囲にデータ全体の約68％、2σの範囲に約95％が存在することが知られている。そこで、例えば、式(3)に従ってsを設定することにより、変換関数φ(x)によってLに切り上げられる計測データxの割合を低減することができる。投影データaを記憶する記憶装置123の記憶領域の容量およびデータ精度を考慮して、経験的にκは6以下に設定することが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　なお、上述の式(1)のs≦x≦tの範囲の変換関数φ(x)において、係数は、sおよびLに基づき、あらかじめ算出しておくことで、大きな計算量を生ずることなく変換が可能である。
　比較例として、まず従来の変換関数ξ(x)を式(4)に示す。また、式(4)のグラフを図5に一点鎖線で示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　ここで、L(＞0)は任意の定数である。
　式(4)のように、従来技術ではξ(x)によって、x＜Lの計測データxが正数Lに切り上げられる。x＜Lのξ(x)(＝y)は、xと1対1に対応していないため、逆関数は存在しない。よって、ξ(x)の逆関数を用いて正数データyから計測データxを復元することはできない。
　つぎに、ステップ33においては、ステップ32で算出した変換信号yを式(2)の対数関数ρ(y)を用いて対数変換し、対数変換後データzを得る。
　ここで式(2)のqおよびgの決定方法について説明する。投影データaの最大値は、式(5)により表される対数変換後データzの最大値rに、補正処理器19による補正を施した値である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　式(5)のrに次のステップ34の補正処理器19による補正を施した値(投影データaの最大値)が、記憶装置123の投影データaの格納領域の上限(例えば16bit符号付き整数の上限)に納まるように、式(2)のqを経験的に設定しておくことが望ましい。また、式(2)のgは、投影データaから再構成されるCT画像の値の範囲および精度に基づき、経験的に設定される。さらに、Lは、rに対応する投影データaの範囲から、有効な正数データyの下限値として経験的に設定される。本発明の効果の一つは、対数変換後データzの最大値rを保ちながら、対数変換後に復元可能な計測データの下閾値を従来方法の正数Lから負数sへ拡張できることである。
　ステップ33で生成した対数変換後データzを図7に実線のグラフで示す。比較例として、従来の変換関数ξ(x)をステップ32で用い、ステップ33は本実施形態と同様にして得た対数変換後データを図7に一点鎖線のグラフで示す。本実施形態および比較例ともに、対数変換後データは、rを最大値とする関数であり、投影データaのサイズは等しくなる。しかし、それぞれの逆関数を考えた場合、比較例の対数変換後データzは、x＜Lの範囲で、すべてrの値をとるため、逆関数が存在せず、計測データxの値を復元できないのに対し、本実施形態の対数変換後データzは、s≦x<Lの範囲においても単調減少関数であるため逆関数が存在し、計測データxの値を復元できることがわかる。
　ステップ34において、ステップ33で得た対数変換後データzに対し、リファレンス用検出器の値によるリファレンス補正、被検体110なしで撮影したデータによるエアー補正、ビームハードニング効果を抑制するためのファントム補正等を行い、投影データaを得る。投影データaは、入出力装置131内の記憶装置123に保存される。併せて、各種変換に用いたリファレンス用検出器の値、被検体110なしで撮影した得たデータ、ならびに、ファントム補正に使用する関数のパラメータも入出力装置131内の記憶装置123に保存される。
　続けて、再構成演算装置125および信号処理装置124の動作について図8を用いて説明する。再構成演算装置125は、記憶装置123から投影データaを取得し(ステップ61)、図4の画面を用いて操作者が入力装置121から選択した処理モードを確認する。ここでは、操作者がアイコン21の選択により、通常再構成の開始を指示しているので、再構成演算装置125は、通常再構成部125aによって、被検体110の画像を再構成する(ステップ63)。再構成した画像は、表示装置120の図4の被検体情報表示部120aに表示される。
　上述してきた投影データaを生成するステップ31～34および通常再構成で画像を生成するステップ61～63は、システムノイズを除去するための処理を行わないため、短時間で被検体110の画像を生成することができる。よって、救急患者等のように迅速な画像表示が必要とされる場合に適している。
　一方、上述のステップ31～34により、投影データaが記憶装置123に格納されたことにより、投影データaを用いてシステムノイズを低減する処理を行うことが可能になる。これにより、アーチファクトの少ない高精度な画像を生成する処理モードを実行させることができる。これについて、以下説明する。
　投影データaが記憶装置123に格納されたならば、図4の表示画面において、操作者は、バイアス補正によりシステムノイズを低減した計測データを用いて画像再構成を実行することを指示するアイコン22、または、計測データから逐次近似画像再構成を行うことによりシステムノイズによるアーチファクトを低減した画像を再構成するよう指示するアイコン23を選択可能になる。操作者は、被検体情報表示部120aの画像を確認し、必要な場合には、アイコン22または23を選択する。
　再構成演算装置125は、図8のステップ62において処理モードを確認し、バイアス補正を指示するアイコン22が選択されている場合には、信号処理部124の復元器24に投影データaから計測データxの復元を指示する。復元器は、計測データxを復元する(ステップ64)。
　図9を用いて復元器24の動作を詳しく説明する。復元器24の逆補正処理器29は、記憶装置123に格納された投影データaに対して補正処理器19の補正処理とは逆の補正処理を施し、対数変換後データzを復元する(ステップ121)。逆対数変換器25は、復元された対数変換後データzを変換関数ρ(y)の逆関数により変換し、正数データyを復元する(ステップ122)。
　復元器用判別機28は、閾値設定器14からt、Lを読み込んで、復元した対数変換後データzを第一および第二の逆変換器26，27へ振り分ける。第一の逆変換器26は、閾値t以上の正数データyを受け取り、入力信号をそのまま計測データxとして出力する。
第二の逆変換器27は、閾値Lより大きくtより小さい正数データyを受け取り、第二の変換器16で用いた関数φ(x)の逆関数により変換して計測データxとして出力する。これにより、正数のみならず、s＜x≦0の範囲においても計測データxは復元される(ステップ123)。
　つぎに、信号処理装置123の補正装置30は、復元された計測データxにバイアス補正処理等を施すことによりシステムノイズを除去する(図8のステップ65)。バイアス補正処理は、検出器111の注目素子の計測データの値を注目素子の近傍素子の計測データの値を参照して、注目素子の正値性、ならびに、注目素子と近接素子との間の平均値を保ちながら反復的なフィルタリング処理により補正する方法である。バイアス補正処理は、上述の非特許文献1等に記載された広く知られた技術であるのでここでは詳細な説明は省略する。
　バイアス補正によりシステムノイズが除去された計測データxは、図3のように、補正装置30から対数変換器18に入力され、対数変換され、補正処理器19により補正処理され、投影データbが得られる(ステップ66)。
　再構成演算装置125は、通常再構成部125aにより投影データbを再構成処理し、画像を生成する。投影データbは、システムノイズが除去されているため、システムノイズに起因するアーチファクトが低減された画像を得ることができる。得られた画像は、図4の表示画面の被検体情報表示部120aに表示される。
　一方、再構成演算装置125が、図8のステップ62において処理モードを確認し、計測データxから逐次近似再構成を行うことを指示するアイコン22が操作者によって選択されている場合には、信号処理部124の復元器24に投影データaから計測データxの復元を指示する。復元器24は、計測データxを復元する(ステップ68)。
　ステップ68の動作は、バイアス補正の場合のステップ64と同じであるので、ここでは説明を省略する。復元された計測データxは、再構成演算装置125の逐次近似再構成部125bに受け渡され、計測データxに逐次近似再構成処理することにより画像が再構成される。具体的には、例えば計測データに含まれるフォトンノイズおよびシステムノイズをモデル化し、モデルに基づいて、逐次近似解法を用いて画像を算出する。これにより、システムノイズの影響を低減した画像を得ることができる。逐次近似画像再構成法は、上述の非特許文献2等に開示された広く知られた方法であるので、ここでは詳細な説明を省略する。得られた画像は、図4の表示画面の被検体情報表示部120aに表示される。
　このように、本発明では、システムノイズを低減した画像を、記憶装置123に投影した投影データaから計測データxを復元して生成することができるため、被検体110の撮影をやり直すことなく、迅速な画像表示と、それに対応する高精度な画像表示の両方を実現できる。よって、救急患者等のように迅速な画像表示が要求される場合には、システムノイズの低減処理を行わない通常再構成により画像を生成し(ステップ63)、その後必要に応じて、バイアス補正や逐次近似画像再構成等によりシステムノイズを低減する処理を施した高精度な画像を生成して表示することができる(ステップ64～67、ステップ68～69)。
　なお、上述の実施形態では、記憶装置123に格納する投影データaが一画像分である場合について説明したが、複数画像の投影データを記憶装置123に格納する構成にしてもよい。この場合、画像再構成装置125は、図8のステップ61で投影データaを取得する際に、操作者の選択した画像に対応する投影データaを取得する。これにより、直前に撮影した画像の投影データaのみならず、過去に撮影した画像の投影データaについても、計測データxを復元して、システムノイズを低減した画像を再構成することが可能になる。
　＜実施形態2＞
　実施形態2のX線CT装置について説明する。
　上述の実施形態1では、信号処理装置124が正数変換器11および対数変換器18を備え、関数φ(x)により計測データxを正数データyに変換してから、関数ρ(y)により対数変換後データzに変換する構成であったが、本発明はこの構成に限られるものではない。実施形態2では、一つの変換関数ψ(x)により計測データxを対数変換後データzに変換する。
　変換関数ψ(x)としては、例えば式(6)に示すように、対数関数の引数に、計測データxを正数データに変換する変換関数を内在させた関数を用いる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　上記式(6)において、下閾値s(＜0)、上閾値t(＞0)、L(＞0)はそれぞれ任意の定数である。
　式(6)の変換関数ψ(x)は、図10の実線のグラフに示すように、計測データxを対数変換後データzに変換する。図10から明らかなように、下閾値s以上の範囲において、引数xと変換関数z(＝ψ(x))の値は、1対1に対応しているため逆関数が存在する。よって逆関数を用いることにより、対数変換後データzから計測データxを復元することができる。
　実施形態2のX線CT装置における信号処理装置124の構成を図11に示す。図11のように、実施形態2の信号処理装置124は、実施形態1の図3の信号処理装置と同様の構成であるが、実施形態1の正数変換器11と対数変換器18の代わりに、これらの機能を兼ね備える正数変換・対数変換器211を備える。実施形態2の信号処理装置124は、前処理器12、正数変換・対数変換器211、補正処理器19、復元器224、補正装置30、および、対数変換器218を備えて構成される。対数変換器218は、復元器224が復元した計測データxを対数変換するために配置されている。前処理器12、補正処理器19、補正装置30は、実施形態1と同じである。
　正数変換・対数変換器211は、判別機13と、閾値設定器14と、第一、第二および第三の対数変換器215，216，217とを備えて構成される。閾値設定器14は、実施形態1と同様に、閾値s、t、Lを保持する。判別機13は、実施形態1と同様に、閾値設定器14から閾値s、t、Lを読み出し、前処理器12から出力された計測データxを第一、第二および第三の対数変換器215，216，217へ振り分ける。
　第一の対数変換器215は、図10に示すt≦xの計測データxを受け取り、式(6)のt≦xの関数ψ(x)により対数変換して対数変換後データzとして出力する。第二の対数変換器216は、s≦x≦tの計測データxを受け取り、式(6)のs≦x≦tの関数ψ(x)により正数に変換するとともに対数変換して対数変換後データzとして出力する。第三の対数変換器217は、x<sの計測データxを受け取り、式(6)の関数ψ(x)によりすべてrに変換し、対数変換後データzとして出力する。補正処理器18は、対数変換後データzを補正し、投影データaを生成する。
　復元器224は、逆補正処理器29、復元器用判別機28、第一の逆対数変換器226および第2の逆対数変換器227を有する。逆補正処理器29は、実施形態1と同じであり、投影データaから対数変換後データzを復元する。復元器用判別機28は、閾値設定器14からt、Lを読み込んで、復元した対数変換後データzを第一および第二の逆対数変換器226，227へ振り分ける。
　第一の逆対数変換器226は、q－gln(t)以下の対数変換後データzを受け取り、第一の対数変換器215で用いた関数ψ(x)の逆関数により変換して計測データxとして出力する。第二の逆対数変換器227は、q－gln(t)より大きくr以下の対数変換後データzを受け取り、第二の変換器216で用いた関数ψ(x)の逆関数により変換して計測データxとして出力する。これにより、s＜x＜0の負数の範囲においても、計測データxは復元される。補正装置30は、復元された計測データxにバイアス補正処理等を施すことによりシステムノイズを除去する。復元され、かつ、システムノイズが除去された計測データxは、対数変換器218に入力され、対数変換され、補正処理器19により補正処理され、投影データbが得られる。
　信号処理装置124の動作を図12、図13のフローチャートに示す。図12は、データ収集装置108の出力信号を受け取って、計測データxおよび投影データaに順次変換するフローであり、実施形態1の図3のフローに示した動作と同様であるが、図3のフローのステップ32，33の動作を、実施形態2では、正数変換・対数変換器211の第一乃至第三の対数変換器215～217がステップ232として一つのステップで行う。
　一方、図13は、投影データaから計測データxを復元するフローであり、実施形態1の図9のフローの動作と同様であるが、実施形態2では、図9のステップ122，123の動作を、復元器の第一および第二の逆対数変換器226，227がステップ222として一つのステップで行う。
　実施形態2のX線CT装置の上述した構成以外の構成および動作は、実施形態1のX線CT装置と同じであるので説明を省略する。
　＜実施形態4＞
　実施形態4のX線CT装置について説明する。実施形態4のX線CT装置は、入力装置121が操作者から受け付けた撮影条件が、予め定めた低線量撮影条件かどうかを信号処理装置124が判定し、判定結果が低線量撮影条件である場合には、記憶装置123に格納された投影データaを復元器24によって復元し、システムノイズを低減する。
　実施形態1ではユーザの選択によって逐次近似画像再構成法もしくはバイアス補正を行う例を述べたが、逐次近似画像再構成法もしくはバイアス補正が必要となるのは低線量撮影時であることに鑑み、実施形態3では、低線量撮影か否かを判定し、低線量撮影である場合には、逐次近似画像再構成法もしくはバイアス補正を行う。この判定を行う判定器141を、図14のように信号処理装置124に配置する。
　判定器141は、予め定めた低線量撮影条件の場合、復元器24に投影データaの復元を指示し、逐次近似画像再構成法もしくはバイアス補正により画像再構成を行わせる。逐次近似画像再構成法とバイアス補正のどちらを行うかは、あらかじめ設定しておいても良いし、操作者の選択を受け付ける構成としてもよい。
　例えば、照射線量が閾値以下、管電圧が閾値以下、回転体115の回転速度が閾値以下、投影データaの任意のビューにおける投影値の面積が閾値より大きい、および、計測データxのうち少なくとも1つの素子の信号値が閾値以下、の各条件のうちのいずれか、または、所定の2以上の組み合わせを満たす場合、判定器141は、低線量撮影条件であると判定する。なお、低線量撮影条件の閾値は、操作者が入力しても良いし、予め設定した値を用いてもよい。
　11　正数変換器、12　前処理器、13　判別機、14　閾値設定器、15　第一の変換器、16　第二の変換器、17　第三の変換器、18　対数変換器、19　補正処理器、21，22，23　アイコン、24　復元器、25　逆対数変換器、26　第一の逆変換器、27　第二の逆変換器、28　復元器用判別機、29　逆補正処理器、30　補正装置、100　スキャナ、109　寝台、120　表示装置、121　入力装置、1123　記憶装置、124　信号処理装置、125　再構成演算装置、125a　通常再構成部、125b　逐次近似再構成部、131　入出力装置、132　画像演算装置

Claims (9)

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