WO2016132880A1 - 演算装置、ｘ線ｃｔ装置、及び画像再構成方法 - Google Patents

演算装置、ｘ線ｃｔ装置、及び画像再構成方法 Download PDF

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亮太 小原
剛志 鈴木
佑太 小倉
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株式会社日立製作所
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    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/421—Filtered back projection [FBP]

Definitions

  • the present invention relates to an arithmetic device, an X-ray CT apparatus, and an image reconstruction method, and more particularly to a high-speed noise reduction processing technique in image reconstruction by a successive approximation reconstruction method.
  • Patent Document 1 discloses an update formula used in the Separable Paraboloidal Surrogate method (SPS method), which is one of successive approximation methods, as shown in Formula (1).
  • SPS method Separable Paraboloidal Surrogate method
  • the update formula shown in the above formula (1) includes a back projection process ⁇ ij and a forward projection process ⁇ a ij which are matrix calculations with a high calculation load. Therefore, there is a problem that the calculation amount is large and the processing time becomes long.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide an arithmetic device capable of reducing the processing time while maintaining the noise reduction effect in the successive approximation image reconstruction method.
  • An X-ray CT apparatus and an image reconstruction method are provided.
  • an X-ray CT apparatus provided with the arithmetic device of the present invention.
  • the computing device creates a projection data creation step for creating subject projection data based on information of X-rays irradiated from each direction around the subject and transmitted through the subject, and a reference for creating a reference image from the subject projection data
  • a projection data creation step for creating subject projection data based on information of X-rays irradiated from each direction around the subject and transmitted through the subject, and a reference for creating a reference image from the subject projection data
  • An image creation step, a normalized image creation step for creating a normalized image that is an image in which a normalization coefficient for adjusting noise reduction strength in the update process is defined for each pixel, and the reference image and the normalized image are used.
  • the back projection process and forward projection process which are matrix operations with a high calculation load, are omitted from the update formula and replaced with image processing with a low calculation load, so that the processing time can be shortened while maintaining the noise reduction effect.
  • the X-ray CT apparatus 1 is roughly composed of a scanner 10 and an operation unit 20.
  • the scanner 10 includes a gantry 100 and a bed 101.
  • the gantry 100 includes an X-ray generation device 102, an X-ray detection device 103, a collimator 104, a high voltage generation device 105, a data collection device 106, a gantry drive device 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 uses the input / output device 201 of the operation unit 20 to input shooting conditions, reconstruction conditions, and the like.
  • the imaging conditions include, 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 conditions are, for example, a region of interest, FOV (Field (Of View), a reconstruction filter function, and 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 controller 200 is a computer having a CPU (Central Processing Unit), ROM (Read Only Memory), RAM (Random Access Memory), and the like, and controls the operation of the entire X-ray CT apparatus 1.
  • the central control device 200 transmits a control signal necessary for photographing to each device of the scanner 10 based on photographing conditions and reconstruction conditions.
  • the high voltage generator 105 applies a tube voltage of a predetermined magnitude to the X-ray generator 102 based on the control signal from the central controller 200, Apply tube current.
  • the X-ray generator 102 emits electrons with energy corresponding to the applied tube voltage from the cathode, and the emitted electrons collide with the target (anode) to generate X-rays with energy corresponding to the electron energy. Irradiate.
  • the irradiation area of the X-rays irradiated from the X-ray generator 102 is limited by the collimator 104.
  • the opening width of the collimator 104 is controlled based on a control signal from the central controller 200.
  • 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-rays irradiated from the X-ray generator 102 and whose irradiation area is limited by the collimator 104 are absorbed (attenuated) according to the X-ray attenuation coefficient in each tissue in the subject 3 and pass through the subject 3 to generate X-rays.
  • Detection is performed by an X-ray detection device 103 disposed at a position facing the device 102.
  • the couch 101 includes a top plate on which the subject 3 is placed, a vertical movement device, and a top plate drive device. Based on a control signal from the central control device 200, the couch height is raised or lowered in the body axis direction. Move back and forth, or move left and right in a direction perpendicular to the body axis and parallel to the floor (left and right direction). During shooting, the bed 101 moves the top board at the bed moving speed and moving direction determined by the central controller 200.
  • the gantry driving device 107 circulates the rotating disk of the gantry 100 based on the control signal from the central control device 200.
  • the X-ray detection device 103 is a device in which, for example, an X-ray detection element group constituted by a combination of a scintillator and a photodiode is two-dimensionally arranged in a channel direction (circumferential direction) and a column direction (body axis direction).
  • the X-ray detection device 103 is disposed so as to face the X-ray generation device 102 with the subject 3 interposed therebetween.
  • the X-ray detection device 103 detects the X-ray dose irradiated from the X-ray generation device 102 and transmitted through the subject, and outputs it to the data collection device 106.
  • the data collection device 106 collects X-ray dose information detected by each X-ray detection element of the X-ray detector 103, converts it into a digital signal, and sequentially transmits it to the arithmetic unit 202 of the operation unit 20 as transmitted X-ray information. Output.
  • the computing device 202 includes a reconstruction processing device 221 and an image processing device 222.
  • the reconstruction processing device 221 acquires transmission X-ray information collected by the data collection device 106, and creates projection data necessary for reconstructing an image. Further, the reconstruction processing device 221 reconstructs a tomographic image (CT image) of the subject 3 using the projection data.
  • CT image tomographic image
  • the reconstruction processing device 221 performs a successive approximation image reconstruction process to be described later. As a result, the CT image with reduced noise is reconstructed at high speed. Details of the successive approximation image reconstruction processing executed by the arithmetic device 202 (reconstruction processing device 221) of the present invention will be described later.
  • the reconstruction processing device 221 stores the generated CT image in the storage device 213 and displays it on the display device 211.
  • the image processing device 222 performs image processing on the CT image created by the reconstruction processing device 221 and stored in the storage device 213. In addition, the image after image processing is displayed on the display device 211 and stored in the storage device 213.
  • the X-ray CT apparatus 1 includes a data storage unit 31, a transmitted dose collection unit 32, a projection data creation unit 33, a reference image creation unit 34, a standardized image creation unit 35, an iterative processing unit 30, and an image display as main functional configurations. Part 38.
  • the iterative processing unit 30 includes an image update unit 36 and a difference image creation unit 37.
  • the data storage unit 31 is an area for storing air projection data obtained by measurement or calculation in advance, and is provided in the storage device 213 of the operation unit 20, for example.
  • the data storage unit 31 transmits the air projection data to the standardized image creation unit 35.
  • the air projection data is projection data measured by photographing without the subject 3 and the bed 101.
  • the transmitted dose collection unit 32 irradiates the subject 3 from the X-ray generator 102, passes through the subject 3 and the bed 101, and collects transmitted X-ray information that is X-ray dose information detected by the X-ray detection device 103. To do.
  • the transmitted dose collection unit 32 transmits the collected transmitted X-ray information to the projection data creation unit 33.
  • the projection data creation unit 33 acquires transmission X-ray information transmitted from the transmission dose collection unit 32, performs logarithmic conversion by multiplying by a predetermined logarithmic conversion coefficient, and creates subject projection data necessary to reconstruct an image. To do.
  • the created subject projection data is transmitted to the reference image creation unit 34 and the standardized image creation unit 35.
  • the reference image creation unit 34 reconstructs a tomographic image of the subject using the acquired subject projection data, and uses the tomographic image of the subject as a reference image for image update processing to be described later.
  • the reconstructed reference image is transmitted to the difference image creation unit 37.
  • the reference image is referred to every time as well as the first image update process performed repeatedly.
  • the standardized image creation unit 35 creates a standardized image that is an image in which a standardization coefficient for adjusting noise reduction strength in the image update process is defined for each pixel. For example, the standardized image creation unit 35 obtains and adds the air projection data and the subject projection data, multiplies the inverse logarithmic conversion coefficient, takes the index, and converts the dose-converted projection data. Create An image reconstructed from this dose-converted projection data is used as a normalized image.
  • the standardized image creation unit 35 transmits the created standardized image to the image update unit 36.
  • the standardized image is not limited to an image reconstructed from the dose-converted projection data.
  • a non-negative CT value of the tomographic image of the subject may be used, or an image obtained by converting each pixel of the tomographic image of the subject into a normalization coefficient corresponding to the CT value may be used.
  • the difference image creation unit 37 creates the difference image by obtaining the update image from the image update unit 36 and taking the difference between the reference image and the update image. The created difference image is sent to the image update unit 36.
  • the image update unit 36 uses the difference image acquired from the difference image generation unit 37 and the normalized image acquired from the standardized image generation unit 35 to update an update formula based on the successive approximation method (formula (4) described later). To update the image.
  • the iterative processing unit 30 executes the iterative process a predetermined number of times using the reference image created by the reference image creating unit 34 and the standardized image created by the standardized image creating unit 35.
  • the iterative process is a process for repeating the creation of the difference image in the difference image creation unit 37 and the creation of the update image in the image update unit 36 by a predetermined number of updates. If the predetermined update count is not reached, the image update unit 36 transmits the update image to the difference image creation unit 37, and repeats the creation of the difference image and the image update process described above a predetermined number of times. When the predetermined number of updates is reached, the image update is stopped. The image update unit 36 transmits the image obtained by the update process to the image display unit 38 as a noise reduced image.
  • the image display unit 38 displays a noise reduced image, which is an image updated by the image update unit 36, on the display device 211.
  • the successive approximation image reconstruction process of the present invention differs from the conventional successive approximation image reconstruction process (SPS method) in that it has a configuration of a difference image creation unit 37 that takes a difference between a reference image and an updated image. .
  • SPS method successive approximation image reconstruction process
  • each time an image is repeatedly updated the updated image is forward projected, the forward projection data is differentiated from the original subject projection data, and the difference image is obtained by back projecting. That is, the forward projection process and the backprojection process are repeatedly performed.
  • the forward projection process and the backprojection process which require calculation time, are replaced with a process with a relatively small calculation amount, which is a difference between the updated image and the reference image. For this reason, the processing time for creating the difference image is greatly reduced.
  • the X-ray CT apparatus 1 performs positioning imaging on the subject 3.
  • the positioning imaging the X-ray irradiation direction is fixed without rotating the gantry 100, and the X-ray dose transmitted through the subject 3 and the bed 101 is measured while moving the bed 101 at a predetermined speed.
  • the X-ray CT apparatus 1 creates a positioning image based on transmitted X-ray data obtained by positioning imaging.
  • the central control device 200 accepts various condition settings such as shooting conditions and reconstruction conditions using the positioning image. Then, the central control device 200 executes the main photographing based on the set various conditions. In the actual photographing, the gantry 100 is rotated to irradiate X-rays from various directions around the subject 3, and X-ray information transmitted through the subject 3 and the bed 101 is measured. Subject projection data is acquired by the actual photographing (step S101).
  • the computing device 202 performs successive approximate image reconstruction processing using the acquired subject projection data (step S102). The detailed procedure of the successive approximation image reconstruction process will be described later.
  • the computing device 202 displays the noise reduced image created by the successive approximation image reconstruction process in step S102 on the display device 211 (step S103).
  • the reconstruction processing device 221 of the arithmetic device 202 reconstructs a tomographic image as a reference image in the image update processing using the subject projection data obtained by the main imaging in step S101 (step S201). ).
  • the created tomographic image of the subject (reference image) is held in a RAM or the like and used in the image update process in step S203. A method for creating the reference image will be described later (see FIG. 6 and the like).
  • the reconstruction processing device 221 creates a standardized image (step S202). Specifically, the reconstruction processing device 221 uses the air projection data stored in the storage device 213 to convert the subject projection data acquired in step S101 into dose-converted projection data.
  • the reconstruction processing device 221 uses an image obtained by reconstructing the dose-converted projection data as a standardized image.
  • the air projection data may be created from transmission X-ray information collected in a state where the subject and the bed 101 are not in the gantry 100 in advance, or may be created by calculation in consideration of the geometric system of the gantry 100.
  • the dose-converted projection data is obtained by adding the air projection data and the subject projection data, multiplying by the inverse logarithmic conversion coefficient, and taking an index.
  • the reconstruction processing device 221 repeatedly performs image update using the reference image created in step S201 and the normalized image created in step S202 (step S203).
  • step S203 the calculation shown in equation (4) described later is repeated a predetermined number of times (iterative processing).
  • the image is repeatedly updated a predetermined number of times using an update formula (formula (4)) that does not include backprojection processing and forward projection processing. Details of the image update processing will be described later.
  • step S201 to step S203 it is possible to omit back projection and forward projection processing that require a lot of processing time, and to update the image by replacing it with image difference processing (difference processing between the reference image and the update image). Become. As a result, it is possible to obtain an updated image (noise reduced image) with reduced noise while shortening the processing time.
  • the above processing procedure is the image reconstruction processing procedure of the present invention.
  • specific aspects of the reference image and the standardized image will be described.
  • the X-ray CT apparatus 1 is characterized in that the same image is always used without updating the reference image for image update processing. For example, an image reconstructed by the filter back projection method is used as the reference image.
  • FIG. 6 is a flowchart for explaining the procedure of the reference image creation process (A) when creating a reference image by the filtered back projection method.
  • the X-ray CT apparatus 1 irradiates the subject 3 with a fan-shaped X-ray (fan beam) from the X-ray generator 102, collects transmitted X-ray information, and creates subject projection data.
  • the projection data obtained from the X-rays irradiated in this manner in the fan shape is referred to as fan-shaped irradiation projection data in the following description.
  • the reconstruction processing device 221 first performs a projection data geometric conversion process for converting the fan-shaped irradiation projection data into the parallel irradiation projection data (step S301).
  • step S301 fan-shaped irradiation projection data of a plurality of angles (views) is used and converted into parallel irradiation projection data.
  • the parallel irradiation projection data is projection data obtained when it is assumed that X-rays are irradiated parallel to the subject 3.
  • the reconstruction processing device 221 performs a filtering process on the parallel irradiation projection data (step S302).
  • the reconstruction processing device 221 first Fourier-transforms the parallel irradiation projection data, and multiplies the obtained frequency space parallel irradiation projection data by a frequency filter. Furthermore, filter parallel irradiation projection data is created by inverse Fourier transform.
  • FFT fast Fourier transform
  • IFFT fast inverse Fourier transform
  • the filtering process of projection data can be performed at high speed.
  • frequency filter for example, a normalized ramp filter or the like is preferably used.
  • the present invention is not limited to this, and other filters may be used.
  • the reconstruction processing device 221 performs back projection processing on the filter parallel irradiation projection data obtained in step S302 (step S303).
  • the reconstruction processing device 221 detects, for each rotation angle (view) of the scanner 10, a detection element located at the intersection of the focal point of the X-ray generation device 102 and the straight X-ray detection device 103 passing through the center of the target pixel.
  • the coordinates are calculated, and the projection value of the filter parallel irradiation projection data corresponding to the calculated detection element position is added to the target pixel.
  • a tomographic image of the subject is created. This tomographic image of the subject is used as a reference image used in the successive approximation image reconstruction process.
  • FIG. 7 is a flowchart for explaining the detailed procedure of the standardized image creation process in step S202 of FIG.
  • the reconstruction processing device 221 first performs projection data dose conversion processing (step S401).
  • the projection data dose conversion processing is processing for converting subject projection data, which is data after logarithmic conversion, into data before logarithmic conversion (dose conversion projection data).
  • the reconstruction processing device 221 adds the fan-shaped irradiation projection data (subject projection data) obtained from the data collection device 106 and the air projection data obtained from the storage device 213, and performs a predetermined conversion. Multiply the coefficient to get the index.
  • the subject projection data is converted into fan-shaped irradiation dose conversion projection data.
  • the fan-shaped irradiation dose conversion projection data is data indicating the transmitted X-ray dose obtained by the fan beam and transmitted through the subject 3.
  • the reconstruction processing device 221 performs a process similar to the projection data geometric conversion process in step S301 on the fan-shaped irradiation conversion data obtained in step S401, and converts it into parallel irradiation conversion projection data ( Step S402).
  • the reconstruction processing device 221 performs back projection processing similar to that in step S303 using the parallel irradiation dose conversion projection data obtained in step S402 instead of the filter parallel irradiation projection data. Thereby, a normalized image is obtained (step S403).
  • the reconstruction processing device 221 updates the image using the reference image created by the processing procedure (filter back projection method) in FIG. 6 and the normalized image created by the processing procedure in FIG. Processing (step S203 in FIG. 5) is performed.
  • the reconstruction processing device 221 replaces the matrix calculation unit included in the update expression of Expression (1) with image difference calculation using the approximation shown in Expression (3) below.
  • ⁇ j (0) is a reference image.
  • the reconstruction processing device 221 performs an image update process using Expression (4), which is an update expression from which the matrix calculation unit is removed.
  • the conventional successive approximation image reconstruction process includes the forward projection data created by forward projection processing of the updated image and the operation of backprojecting the differential projection data of the subject projection data.
  • the reference image is used as the result of the forward projection processing of the subject projection data (the approximation of Expression (2) is used). Accordingly, the forward projection process and the backprojection process, which are matrix operations with a high calculation load, can be omitted, and the update formula can be replaced with an image process with a low calculation load (difference between the reference image and the update image). As a result, the calculation amount of the successive approximation image reconstruction process is greatly reduced, and the processing time can be shortened.
  • the second embodiment is different from the first embodiment in that an image created from projection data corrected by successive approximation projection data correction processing is used as a reference image for image update processing.
  • FIG. 8 illustrates the reference image creation process (B) in the second embodiment.
  • the reconstruction processing device 221 acquires subject projection data, and sequentially performs approximate projection data correction processing (step S501). In the successive approximation projection data correction process, the reconstruction processing device 221 repeatedly applies a convolution filter (convolution filter) to the subject projection data a predetermined number of times. For the integration kernel (kernel) of the convolution filter, a weighted average filter having a smoothing effect is used.
  • the reconstruction processing device 221 reconstructs an image by performing filter back projection processing using the projection data (subject correction projection data) corrected by the successive approximation projection data correction processing in step S501 (step S502).
  • the filter backprojection process is the same as the reference image creation process (A) of the first embodiment. That is, the reconstruction processing device 221 performs a projection data geometric conversion process, a projection data filter process, and a back projection process on the subject corrected projection data, and obtains a tomographic image of the subject. This subject tomographic image is defined as a first corrected tomographic image.
  • the reconstruction processing device 221 applies a sharpening filter to the first corrected tomographic image obtained by the process of step S502, and sets the sharpened subject tomographic image as the second corrected tomographic image (step S503).
  • a sharpening filter for example, a weighted average filter composed of a Laplacian filter can be used.
  • the reconstruction processing device 221 uses the second corrected tomographic image created by the reference image creation process (B) in FIG. 8 as a reference image in the successive approximation image reconstruction process shown in FIG. Further, the standardized image may be created using the same processing as that of the first embodiment (see FIG. 7).
  • the reconstruction processing device 221 uses the second corrected tomographic image and the standardized image described above to perform image update processing according to the update formula shown in Formula (4).
  • a noise-reduced image is created by repeating image updating a predetermined number of times.
  • a tomogram (first image) subjected to successive approximation projection data correction processing is used.
  • 2 corrected tomograms are used as reference images.
  • the X-ray CT apparatus 1 performs the image enlargement process before the image update and updates the image after the image update in the update process (step S203 in FIG. 5) in the successive approximation image reconstruction process.
  • the reference image and the standardized image may be those created by the same method as in the first or second embodiment.
  • FIG. 9 shows the procedure of the image update process (A) in the third embodiment.
  • the reconstruction processing device 221 performs image enlargement processing (step S601).
  • the reconstruction processing device 221 creates an enlarged reference image in which the image size of the reference image is enlarged in a cross section (axial plane) perpendicular to the bed 101 and parallel to the gantry 100. For example, if the image size is doubled, the pixel size is half that of the original image.
  • the reconstruction processing device 221 similarly enlarges the size of the standardized image and creates an enlarged standardized image.
  • the reconstruction processing device 221 reduces the image size of the enlarged noise reduced image on the axial plane to the same image size as the original reference image (step S603).
  • the shape of a small object in the noise-reduced image is maintained. Can do. This makes it possible to create a noise-reduced image with improved image quality.
  • the reconstruction processing device 221 first creates a reference image and a standardized image in the same manner as in the first embodiment.
  • the reconstruction processing device 221 replaces the update-type reference image ⁇ j (0) shown in Expression (4) with a composite image as shown in Expression (5) below.
  • ⁇ j (0) is a synthesis coefficient (weight) for the pixel number j at the n-th update.
  • This synthesis coefficient may be an arbitrary value designated in advance by the operator, or may be determined based on shooting conditions and the like.
  • the updated image to be combined with the reference image the previous updated image is used.
  • a synthesized image that is an image obtained by synthesizing the reference image and the updated image by applying a predetermined synthesis coefficient is used as the reference in the update equation (4).
  • the update process is performed by replacing the image with ⁇ j (0) .
  • the difference image “ ⁇ j (0) ⁇ j (n) ” in the update equation (4) can be prevented from becoming large.
  • the processing of the fourth embodiment can enhance the noise reduction effect in addition to the effect of the first embodiment, and can provide a noise-reduced image with improved image quality.
  • a normalized image with reduced noise is used as the normalized image.
  • the reconstruction processing device 221 first creates a reference image and a standardized image in the same manner as in the first or second embodiment.
  • the reconstruction processing device 221 updates the standardized image created by, for example, the procedure of FIG. 7 a predetermined number of times as shown in the following equation (6) (step S701). As a result of this processing, a normalized image with reduced noise is obtained.
  • the image obtained by the process of step S701 is referred to as a noise reduction standardized image.
  • Formula (6) is obtained by applying the approximation by the following formula (7) to the above update formula (4).
  • the reconstruction processing device 221 uses the reference image and the noise reduction standardized image to perform image updating in the same manner as the update processing (Equation (4)) in the first embodiment. Thereby, a noise reduced image is obtained.
  • a standardized image with reduced noise is used as a standardized image, and the standardized image is updated to reduce noise.
  • the noise reduction effect can be enhanced, and a noise-reduced image with improved image quality can be provided.
  • the X-ray CT apparatus 1 in the successive approximation image reconstruction process, can set different normalization coefficients inside and outside the region of interest designated by the operator on the tomographic image of the subject. Since the standardized image is an image used to adjust the noise reduction strength of the image for each pixel when updating the image, the noise reduction strength of the region of interest specified by the operator can be freely set by the operation of the operator. .
  • the reconstruction processing device 221 first creates a reference image in the same manner as in the first or second embodiment.
  • the operator designates the region of interest 60 as shown in FIG. 12 using the input device 212 such as a mouse for the tomographic image 61 displayed as shown in FIG.
  • the reconstruction processing device 221 sets the normalization coefficient of each pixel of the standardized image based on the coordinate information of the boundary between the inside and the outside of the region of interest 60 designated by the operator.
  • region of interest 60 is not limited to one location, and a plurality of regions may be set.
  • the reconstruction processing device 221 creates a standardized image.
  • an image obtained by correcting the tomographic image of the subject is used as the standardized image.
  • correction of the tomographic image of the subject will be described.
  • the reconstruction processing device 221 performs a non-negative value process for the pixel value of the tomographic image of the subject, and creates a non-negative image that does not include a negative number.
  • the non-negative value processing may be performed by subtracting the minimum negative value from each pixel value. In the seventh embodiment, this non-negative image is used as a standardized image.
  • the tomographic image of the subject does not include a negative number, the tomographic image of the subject can be used as a standardized image as it is.
  • the correlation function 80 is used so that the normalization coefficient becomes a non-negative value.
  • a correlation function 80 that increases the normalization coefficient of the CT value corresponding to the tissue for which the noise reduction effect is relatively enhanced.
  • the example of FIG. 13 shows a correlation function 80 that increases the normalization coefficient of the CT value corresponding to the soft tissue.
  • the reconstruction processing device 221 uses the image obtained by converting the tomographic image of the subject to a non-negative value or the image converted by the correlation function 80 as a standardized image in the image update process.
  • the reconstruction processing device 221 may display the created standardized image on the display device 211 and show it to the operator.
  • an image in which a normalization coefficient is set based on CT value information of a tomographic image of a subject is used as a standardized image. For this reason, in addition to the effect of the first embodiment, it is possible to obtain a noise reduction effect corresponding to the tissue. Thereby, it is possible to provide a noise-reduced image in which the image quality of the tissue that the operator wants to pay attention to is improved.
  • an arithmetic device it is possible to provide an arithmetic device, an X-ray CT apparatus, and an image reconstruction method that can shorten the processing time while maintaining the noise reduction effect.
  • 1 X-ray CT device 3 subjects, 10 scanners, 20 operation units, 100 gantry, 101 bed, 102 X-ray generator, 103 X-ray detector, 104 collimator, 105 high voltage generator, 106 data collector, 107 gantry Drive unit, 200 central control unit, 201 input / output unit, 202 arithmetic unit, 211 display unit, 212 input unit, 213 storage unit, 221 reconstruction processing unit, 222 image processing unit, 30 iteration processing unit, 31 data storage unit, 32 Transmission dose collection unit, 33 Projection data creation unit, 34 Reference image creation unit, 35 Standardized image creation unit, 36 Image update unit, 37 Difference image creation unit, 38 Image display unit, 51 Display screen, 60 Region of interest, 61 Reference image, 80 correlation function

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Abstract

　ノイズ低減効果を維持しつつ処理時間を短縮することが可能な演算装置、X線CT装置、及び画像再構成方法を提供するために、従来の逐次近似画像再構成方法(SPS法)では、繰り返し行われる画像更新の都度、更新画像を順投影し、順投影データを元の被写体投影データと差分しこれを逆投影することで差分画像を得て、順投影処理と逆投影処理とを繰り返し行っていたが、本発明では、演算時間を要する順投影処理と逆投影処理を、更新画像と基準画像との差分という比較的演算量の少ない処理に置き換え、その結果、逐次近似画像再構成処理の演算量が大幅に減少し、処理時間を短縮する事が可能となる。

Description

演算装置、Ｘ線ＣＴ装置、及び画像再構成方法
　本発明は、演算装置、X線CT装置、及び画像再構成方法に関し、詳細には、逐次近似再構成法による画像再構成における高速ノイズ低減処理技術に関する。
　近年、被曝線量の少ないCT検査を実施するため、低線量でもノイズが少ない画像が得られる逐次近似法による画像再構成が行われている。
　特許文献1には、式(1)に示すように、逐次近似法の一つであるSeparable Paraboloidal Surrogate法(SPS法)で用いられる更新式が開示されている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
　式(1)において、μは更新画素値、yは元の投影値、βは正規化係数、dは規格化係数、wは画素係数、iは検出素子番号、j及びkは画素番号、nは反復回数である。γは投影値の画素値に変換する行列の要素、aは投影値を画素値に変換する行列の要素であり、Σγijは逆投影処理、Σaijは順投影処理である。ポテンシャル関数(罰則項とも言う)の代替関数Ψの一次成分がφ、2次成分がωである。
国際公開2013/008702号
　しかしながら、上述の式(1)に示す更新式には、更新式中に演算負荷の高い行列演算である逆投影処理Σγijと順投影処理Σaijが含まれる。そのため演算量が多く、処理時間が長くな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、逐次近似画像再構成法において、ノイズ低減効果を維持しつつ処理時間を短縮することが可能な演算装置、X線CT装置、及び画像再構成方法を提供することである。
　前述した目的を達成するために本発明は、被写体の周囲の各方向から照射され前記被写体を透過したX線の情報に基づいて被写体投影データを作成する投影データ作成部と、前記被写体投影データから基準画像を作成する基準画像作成部と、更新処理におけるノイズ低減強度を調整する規格化係数を画素毎に定義した画像である規格化画像を作成する規格化画像作成部と、前記基準画像と前記規格化画像を用いて、反復処理を所定回数実行する反復処理部と、を備え、前記反復処理部は、前記基準画像と前記更新処理により得た更新画像とを差分し、差分画像を作成する差分画像作成部と、前記差分画像及び前記規格化画像を用いて前記更新処理を実行し、更新画像を作成する画像更新部と、を有することを特徴とする演算装置である。
　また、本発明の演算装置を備えたX線CT装置である。
　また、演算装置が、被写体の周囲の各方向から照射され前記被写体を透過したX線の情報に基づいて被写体投影データを作成する投影データ作成ステップと、前記被写体投影データから基準画像を作成する基準画像作成ステップと、更新処理におけるノイズ低減強度を調整する規格化係数を画素毎に定義した画像である規格化画像を作成する規格化画像作成ステップと、前記基準画像と前記規格化画像を用いて、反復処理を所定回数実行する反復処理ステップと、を含み、前記反復処理ステップにおいて、前記基準画像と前記更新処理により得た更新画像とを差分し、差分画像を作成する差分画像作成ステップと、前記差分画像及び前記規格化画像を用いて前記更新処理を実行し、更新画像を作成する画像更新ステップと、を含む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、演算負荷の高い行列演算である逆投影処理と順投影処理を更新式から省き、演算負荷の低い画像処理に置き換えるため、ノイズ低減効果を維持しつつ処理時間を短縮することが可能な演算装置、X線CT装置、及び画像再構成方法を提供できる。
X線CT装置1の全体構成を示す外観図 X線CT装置1の内部構成を示すブロック図 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 図4のステップS102の逐次近似画像再構成処理の流れを示すフローチャート 基準画像作成処理(A)の流れを示すフローチャート 規格化画像作成処理の流れを示すフローチャート 基準画像作成処理(B)の流れを示すフローチャート 画像更新処理(A)の流れを示すフローチャート 画像更新処理(B)の流れを示すフローチャート ノイズ低減画像表示画面51の例 断層像への関心領域60の設定例 CT値と規格化係数との相関を示す相関関数80の一例
　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。まず、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。
　図1及び図2に示すように、X線CT装置1は、大別してスキャナ10及び操作ユニット20から構成される。スキャナ10は、ガントリ100及び寝台101を有する。ガントリ100は、X線発生装置102、X線検出装置103、コリメータ104、高電圧発生装置105、データ収集装置106、及びガントリ駆動装置107等を有する。操作ユニット20は、中央制御装置200、入出力装置201、及び演算装置202等を有する。
　操作者は、操作ユニット20の入出力装置201を用い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200は、CPU(Central Processing Unit)、ROM(Read Only Memory)、RAM(Random Access Memory)等を備えたコンピュータであり、X線CT装置1全体の動作を制御する。中央制御装置200は、撮影条件や再構成条件に基づいて撮影に必要な制御信号をスキャナ10の各装置に送信する。
　中央制御装置200からの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は中央制御装置200からの制御信号に基づいてX線発生装置102に所定の大きさの管電圧、管電流を印加する。X線発生装置102は、印加された管電圧に応じたエネルギーの電子を陰極から放出し、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線を被写体3に照射する。
　X線発生装置102から照射されるX線は、コリメータ104によって照射領域が制限される。コリメータ104の開口幅は中央制御装置200からの制御信号に基づいて制御される。
　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。
　X線発生装置102から照射され、コリメータ104によって照射領域が制限されたX線は被写体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、被写体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。
　寝台101は、被写体3を寝載する天板、上下動装置、及び天板駆動装置を備え、中央制御装置200からの制御信号に基づき天板高さを上下に昇降したり、体軸方向へ前後動したり、体軸と垂直方向かつ床面に対し平行な方向(左右方向)へ左右動する。撮影中において寝台101は、中央制御装置200により決定された寝台移動速度及び移動方向で天板を移動させる。
　ガントリ駆動装置107は、中央制御装置200からの制御信号に基づいて、ガントリ100の回転盤を周回させる。
　X線検出装置103は、例えばシンチレータとフォトダイオードの組み合わせによって構成されるX線検出素子群をチャンネル方向(周回方向)及び列方向(体軸方向)に2次元配列したものである。X線検出装置103は、被写体3を介してX線発生装置102に対向するように配置される。X線検出装置103はX線発生装置102から照射されて被写体を透過したX線量を検出し、データ収集装置106に出力する。
　データ収集装置106は、X線検出器103の個々のX線検出素子により検出されるX線量の情報を収集し、デジタル信号に変換し、透過X線情報として操作ユニット20の演算装置202に順次出力する。
　演算装置202は、再構成処理装置221、及び画像処理装置222等を備える。
　再構成処理装置221は、データ収集装置106により収集された透過X線情報を取得し、画像を再構成するために必要な投影データを作成する。また、再構成処理装置221は投影データを用いて被写体3の断層像(CT画像)を再構成する。
　本発明において、再構成処理装置221は、後述する逐次近似画像再構成処理を行う。
これにより、ノイズが低減されたCT画像を高速に再構成する。本発明の演算装置202(再構成処理装置221)が実行する逐次近似画像再構成処理の詳細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に保存するとともに表示装置211に表示する。
　画像処理装置222は、再構成処理装置221により作成され、記憶装置213に記憶されたCT画像に対して画像処理を行う。また、画像処理後の画像を表示装置211に表示するとともに記憶装置213に保存する。
　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。
　X線CT装置1は主要な機能構成として、データ記憶部31、透過線量収集部32、投影データ作成部33、基準画像作成部34、規格化画像作成部35、反復処理部30、及び画像表示部38を有する。反復処理部30は画像更新部36及び差分画像作成部37を有する。
　データ記憶部31は、予め計測または計算して得られた空気投影データを記憶する領域であり、例えば操作ユニット20の記憶装置213に設けられる。データ記憶部31は、空気投影データを規格化画像作成部35へ送信する。空気投影データとは、被写体3及び寝台101のない状態での撮影により計測された投影データである。
　透過線量収集部32は、X線発生装置102から被写体3に照射され、被写体3及び寝台101を透過し、X線検出装置103によって検出されたX線の線量情報である透過X線情報を収集する。透過線量収集部32は、収集した透過X線情報を投影データ作成部33に送信する。
　投影データ作成部33は、透過線量収集部32から送信される透過X線情報を取得し、所定の対数変換係数を乗じて対数変換し、画像を再構成するために必要な被写体投影データを作成する。作成された被写体投影データは基準画像作成部34及び規格化画像作成部35に送信される。
　基準画像作成部34は、取得した被写体投影データを用いて被写体断層像を再構成し、この被写体断層像を後述する画像更新処理の基準画像とする。再構成された基準画像は、差分画像作成部37へ送信される。本発明の逐次近似画像再構成処理では、この基準画像を繰り返し行われる画像更新処理の初回のみならず、毎回参照する。
　規格化画像作成部35は、画像更新処理におけるノイズ低減強度を調整する規格化係数を画素毎に定義した画像である規格化画像を作成する。規格化画像の具体的な作成手順は、例えば規格化画像作成部35は、空気投影データと被写体投影データとを取得して加算し、逆対数変換係数を乗じ、指数をとって線量換算投影データを作成する。この線量換算投影データを画像再構成したものを規格化画像とする。
　規格化画像作成部35は、作成した規格化画像を画像更新部36へ送信する。なお、規格化画像は、線量換算投影データから再構成した画像に限らない。例えば、被写体断層像のCT値を非負値化したものを用いてもよいし、被写体断層像の各画素をCT値に応じた規格化係数に変換した画像を用いてもよい。
　差分画像作成部37は、画像更新部36から更新画像を取得して基準画像と更新画像の差分をとることにより差分画像を作成する。作成された差分画像は、画像更新部36に送られる。
　画像更新部36は、差分画像作成部37から取得した差分画像と規格化画像作成部35から取得した規格化画像とを用いて、逐次近似法に基づく更新式(後述する式(4))を用いて画像更新処理を行う。
　反復処理部30は、基準画像作成部34により作成された基準画像及び規格化画像作成部35により作成された規格化画像を用いて反復処理を所定回数実行する。反復処理とは、差分画像作成部37における差分画像の作成と画像更新部36における更新画像の作成とを所定の更新回数だけ繰り返す処理である。所定の更新回数に満たない場合は、画像更新部36は更新画像を差分画像作成部37に送信し、差分画像の作成及び上述の画像更新処理を所定回数反復して実行する。所定の更新回数になった場合は、画像更新を停止する。画像更新部36は、更新処理により得られた画像をノイズ低減画像として画像表示部38に送信する。
　画像表示部38は、画像更新部36により更新された画像であるノイズ低減画像を表示装置211に表示する。
　本発明の逐次近似画像再構成処理は、従来の逐次近似画像再構成処理(SPS法)と比較して、基準画像と更新画像との差分をとる差分画像作成部37の構成を有する点で異なる。従来は繰り返し行われる画像更新の都度、更新画像を順投影し、順投影データを元の被写体投影データと差分しこれを逆投影することで差分画像を得ていた。つまり、順投影処理と逆投影処理とを繰り返し行っていた。しかし本発明では、演算時間を要する順投影処理と逆投影処理を、更新画像と基準画像との差分という、比較的演算量の少ない処理に置き換えた。このため、差分画像を作成するための処理時間が大幅に削減されることとなる。
　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、被写体3に対して位置決め撮影を行う。位置決め撮影では、ガントリ100を回転させずX線の照射方向を固定し、寝台101を所定の速さで移動しながら被写体3及び寝台101を透過したX線量を計測する。X線CT装置1は、位置決め撮影によって得られた透過X線データに基づいて位置決め画像を作成する。
　中央制御装置200は、位置決め画像を使用して撮影条件や再構成条件等の各種条件設定を受け付ける。そして、中央制御装置200は設定された各種条件に基づいて本撮影を実行する。本撮影では、ガントリ100を回転させて被写体3の周囲の各方向からX線を照射し、被写体3及び寝台101を透過したX線情報を計測する。この本撮影により、被写体投影データを取得する(ステップS101)。
　演算装置202は、取得した被写体投影データを用いて逐次近似画像再構成処理を行う(ステップS102)。逐次近似画像再構成処理の詳細な手順については、後述する。
　演算装置202は、ステップS102の逐次近似画像再構成処理によって作成されたノイズ低減画像を表示装置211に表示する(ステップS103)。
　次に、上述のステップS102の逐次近似画像再構成処理の手順について図5を参照して説明する。
　図5に示すように、演算装置202の再構成処理装置221は、ステップS101の本撮影により得た被写体投影データを用いて、画像更新処理における基準画像として被写体断層像を再構成する(ステップS201)。作成された被写体断層像(基準画像)はRAM等に保持され、ステップS203の画像更新処理において使用される。基準画像の作成方法については、後述する(図6等参照)。
　次に再構成処理装置221は、規格化画像を作成する(ステップS202)。具体的には、再構成処理装置221は、記憶装置213に記憶されている空気投影データを用いて、ステップS101で取得した被写体投影データを線量換算投影データに変換する。再構成処理装置221は、線量換算投影データを再構成した画像を規格化画像とする。空気投影データは、予め被写体及び寝台101がガントリ100内にない状態で収集した透過X線情報から作成してもよいし、ガントリ100の幾何学系を考慮して計算により作成してもよい。線量換算投影データは、上述したように、空気投影データと被写体投影データとを加算し、逆対数変換係数を乗じ、指数をとることで得られる。
　再構成処理装置221は、ステップS201で作成した基準画像と、ステップS202で作成した規格化画像を用いて、画像更新を反復して行う(ステップS203)。ステップS203では、後述する式(4)に示す演算を所定の回数繰り返し行う(反復処理)。
　すなわち、逆投影処理と順投影処理を含まない更新式(式(4))を用いて、所定回数画像を繰り返し更新する。画像更新処理の詳細は、後述する。
　ステップS201～ステップS203の処理により、多くの処理時間を要する逆投影及び順投影処理を省き、画像の差分処理(基準画像と更新画像との差分処理)に置き換えて画像を更新することが可能となる。これにより処理時間を短縮しつつ、ノイズが低減された更新画像(ノイズ低減画像)を得ることが可能となる。
　以上の処理手順が本発明の画像再構成処理の手順である。以下の各実施形態では、基準画像や規格化画像についての具体的な態様を説明する。
　［第1の実施の形態］
　図6及び図7を参照して、本発明の第1の実施の形態を詳細に説明する。
　本発明の第1の実施の形態のX線CT装置1は、画像更新処理の基準画像を更新せず、常に同じものを用いる点が特徴である。例えば、フィルタ逆投影法で再構成した画像を基準画像として用いる。
　図6は、フィルタ逆投影法により基準画像を作成する場合の基準画像作成処理(A)の手順を説明するフローチャートである。
　X線CT装置1は、X線発生装置102から扇形のX線(ファンビーム)を被写体3に対して照射して透過X線情報を収集し、被写体投影データを作成する。このように扇形に照射されたX線により得た投影データを、以下の説明では扇形照射投影データと呼ぶ。再構成処理装置221は、基準画像を作成するにあたり、まず扇形照射投影データを平行照射投影データに変換する投影データ幾何学変換処理を行う(ステップS301)。
　投影データ幾何学変換処理では、複数角度(ビュー)の扇形照射投影データを用い、平行照射投影データに変換する。平行照射投影データとは、X線が被写体3に対して平行に照射されたと仮定した場合に得られる投影データである。ステップS301の処理により、後述の逆投影処理(ステップS303)における座標計算の演算量を低減できる。
　次に再構成処理装置221は、平行照射投影データをフィルタ処理する(ステップS302)。フィルタ処理では、再構成処理装置221はまず平行照射投影データをフーリエ変換し、得られた周波数空間平行照射投影データに対して周波数フィルタを乗じる。更に逆フーリエ変換してフィルタ平行照射投影データを作成する。
　フーリエ変換と逆フーリエ変換には、高速フーリエ変換処理(FFT)と高速逆フーリエ変換処理(IFFT)を用いることが望ましい。これにより投影データのフィルタ処理を高速に実行できる。また、上述の周波数フィルタとしては、例えば正規化ランプフィルタ等を用いることが好適であるが、これに限定されずその他のフィルタを用いてもよい。
　再構成処理装置221は、ステップS302で得られたフィルタ平行照射投影データについて逆投影処理を行う(ステップS303)。すなわち、再構成処理装置221は、スキャナ10の回転角度(ビュー)毎に、X線発生装置102の焦点と対象画素の中心を通る直線のX線検出装置103との交点に位置する検出素子の座標を算出して、算出した検出素子位置に対応するフィルタ平行照射投影データの投影値を対象画素に加算する。全画素について、同様の処理を繰り返すと、被写体断層像が作成される。この被写体断層像を、逐次近似画像再構成処理において用いる基準画像とする。
　図7は、図5のステップS202の規格化画像作成処理の詳細な手順を説明するフローチャートである。
　図7に示すように、まず再構成処理装置221は、投影データ線量換算処理を行う(ステップS401)。投影データ線量換算処理とは、対数変換後のデータである被写体投影データを、対数変換前のデータ(線量換算投影データ)に換算する処理である。
　具体的な処理手順としては、再構成処理装置221は、データ収集装置106から得られた扇形照射投影データ(被写体投影データ)と記憶装置213から取得した空気投影データとを加算し、所定の変換係数を乗じて指数をとる。これにより被写体投影データが扇形照射線量換算投影データに変換される。扇形照射線量換算投影データは、ファンビームによって得られ被写体3を透過した透過X線量を示すデータである。
　次に、再構成処理装置221は、ステップS401で得られた扇形照射線量換算データに対してステップS301の投影データ幾何学変換処理と同様の処理を行い、平行照射線量換算投影データに変換する(ステップS402)。
　再構成処理装置221は、フィルタ平行照射線量投影データの代わりにステップS402で得た平行照射線量換算投影データを用いて、ステップS303と同様の逆投影処理を行う。これにより規格化画像が得られる(ステップS403)。
　第1の実施の形態では再構成処理装置221は、図6の処理手順(フィルタ逆投影法)で作成した基準画像と、図7の処理手順で作成した規格化画像とを用いて画像の更新処理(図5のステップS203)を行う。
　以下、更新処理の詳細について説明する。
　一般的な逐次近似再構成処理(SPS法)では、式(1)を用いて画像更新を行っている。
　一方、本発明の第1の実施の形態では、以下の式(2)に示す近似を用いる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000002
　つまり、再構成処理装置221は、式(1)の更新式に含まれる行列演算部を以下の式(3)に示す近似を用いて画像の差分演算に置き換える。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000003
　これにより、更新式は以下の式(4)となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000004
　ここで、μj (0)は基準画像である。
　再構成処理装置221は、行列演算部を除去した更新式である式(4)を用いて画像の更新処理を行う。
　以上説明したように、従来の逐次近似画像再構成処理(SPS法)では、更新画像を順投影処理して作成する順投影データと、被写体投影データの差分投影データを逆投影処理する演算を含むが、本発明では、被写体投影データの順投影処理結果として基準画像を用いる(式(2)の近似を用いる)。これにより、演算負荷の高い行列演算である順投影処理及び逆投影処理を省き、更新式を演算負荷の低い画像処理(基準画像と更新画像の差分)に置き換えて構成することができる。その結果、逐次近似画像再構成処理の演算量は大幅に減り、処理時間を短縮することが可能となる。
　［第2の実施の形態］
　次に図8を参照して、本発明の第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、画像の更新処理の基準画像として、逐次近似投影データ補正処理によって補正した投影データにより作成した画像を用いる点が第1の実施の形態と異なる。
　図8に、第2の実施の形態における基準画像作成処理(B)について説明する。
　再構成処理装置221は、被写体投影データを取得して、逐次近似投影データ補正処理を施す(ステップS501)。逐次近似投影データ補正処理において再構成処理装置221は、被写体投影データに畳み込みフィルタ(コンボリューションフィルタ)を所定回数繰り返し課す。畳み込みフィルタの積分核(カーネル)には平滑化効果のある加重平均フィルタ等を用いる。
　次に再構成処理装置221は、ステップS501の逐次近似投影データ補正処理によって補正された投影データ(被写体補正投影データ)を用いてフィルタ逆投影処理を行うことにより画像を再構成する(ステップS502)。フィルタ逆投影処理は、第1の実施の形態の基準画像作成処理(A)と同様である。すなわち、再構成処理装置221は、被写体補正投影データについて投影データ幾何学変換処理、投影データフィルタ処理、及び逆投影処理を行い、被写体断層像を得る。この被写体断層像を第1補正断層像とする。
　次に再構成処理装置221は、ステップS502の処理により得た第1補正断層像に鮮鋭化フィルタを課し、鮮鋭化された被写体断層像を第2補正断層像とする(ステップS503)。鮮鋭化フィルタを課すことで、逐次近似投影データ補正処理で過度に平滑化された画素の画素値を回復させる。鮮鋭化フィルタには、例えばラプラシアンフィルタから構成する加重平均フィルタ等を用いることができる。
　再構成処理装置221は、図8の基準画像作成処理(B)により作成した第2補正断層像を図5に示す逐次近似画像再構成処理における基準画像として使用する。また、規格化画像は、第1の実施の形態と同様の処理(図7参照)で作成したものを用いればよい。
　再構成処理装置221は、上述の第2補正断層像と規格化画像を用いて、式(4)に示す更新式により画像の更新処理を行う。画像の更新を所定回数繰り返すことにより、ノイズ低減画像を作成する。
　以上説明したように、第2の実施の形態では、従来の逐次近似画像再構成処理(SPS法)における被写体投影データの順投影処理結果として、逐次近似投影データ補正処理を施した断層像(第2補正断層像)を基準画像として用いる。これにより、第1の実施の形態の効果に加え、ストリークアーチファクトを低減して画質向上したノイズ低減画像を提供できる。
　［第3の実施の形態］
　次に図9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、X線CT装置1は、逐次近似画像再構成処理における更新処理(図5のステップS203)において、画像更新の前に画像拡大処理を行い、画像更新の後に画像縮小処理を行う。なお、基準画像及び規格化画像は第1または第2の実施の形態と同様の手法で作成されたものを使用すればよい。
　図9に、第3の実施の形態における画像更新処理(A)の手順を示す。
　まず再構成処理装置221は、画像の拡大処理を行う(ステップS601)。
　この拡大処理において再構成処理装置221は、寝台101対し垂直、かつガントリ100に対し平行な断面(アキシャル面)において基準画像の画像サイズを拡大した拡大基準画像を作成する。例えば、画像サイズを2倍に拡大すると、画素サイズは元の画像の2分の1になる。再構成処理装置221は、規格化画像についても同様にサイズを拡大して拡大規格化画像を作成する。
　次に、再構成処理装置221は、拡大基準画像と拡大規格化画像とを用いて、第1の実施の形態と同様に式(4)に示した更新処理を繰り返し行う。これにより拡大ノイズ低減画像が作成される(ステップS602)。
　再構成処理装置221は、アキシャル面において拡大ノイズ低減画像の画像サイズを縮小し、元の基準画像と同じ画像サイズにする(ステップS603)。
　以上説明したように、第3の実施の形態では、拡大した画像を用いて更新処理を行うため、第1の実施の形態の効果に加え、ノイズ低減画像中の小さな物体の形状を維持することができる。これにより、画質向上したノイズ低減画像を作成することが可能となる。
　［第4の実施の形態］
　次に、本発明の第4の実施の形態を説明する。
　第4の実施の形態の逐次近似画像再構成処理では、更新式(4)の基準画像μj (0)として合成画像を用いる。合成画像は、第1の実施の形態の手法(フィルタ逆投影処理)で作成した基準画像(以下、第1基準画像と呼ぶ)と更新画像とを所定の比率で合成した画像とする。
　再構成処理装置221は、まず基準画像及び規格化画像を第1の実施の形態と同様に作成する。
　図5のステップS203の更新処理において、再構成処理装置221は、式(4)に示す更新式の基準画像μj (0)を以下の式(5)のように合成画像に置き換える。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000005
　ここで、νj (0)は、n回目の更新時の画素番号jに対する合成係数(重み)である。この合成係数は、操作者が予め指定した任意の値としてもよいし、撮影条件等に基づいて決定してもよい。基準画像と合成する更新画像は1回前の更新画像を用いる。
　以上のように、第4の実施の形態の逐次近似画像再構成処理では、基準画像と更新画像とを所定の合成係数をかけて合成した画像である合成画像を、更新式(4)における基準画像であるμj (0)に置換して更新処理を行う。これにより、更新式(4)における差分画像「μj (0)－μj (n)」が大きくならないようにできる。
　第4の実施の形態の処理により、第1の実施の形態の効果に加え、ノイズ低減効果を高めることができ、画質向上したノイズ低減画像を提供できる。
　［第5の実施の形態］
　次に図10を参照して、第5の実施の形態を詳細に説明する。
　第5の実施の形態の逐次近似画像再構成処理では、規格化画像としてノイズ低減した規格化画像を用いる。
　再構成処理装置221は、まず基準画像及び規格化画像を第1または第2の実施の形態と同様に作成する。
　画像更新処理では、再構成処理装置221は、図10に示す手順の画像更新処理(B)を行う。
　すなわち、再構成処理装置221は、例えば図7の手順で作成した規格化画像を、以下の式(6)に示すように所定の回数だけ更新する(ステップS701)。この処理の結果、ノイズが低減された規格化画像を得る。以下、ステップS701の処理により得た画像をノイズ低減規格化画像と呼ぶ。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000006
　式(6)は、上述の更新式(4)において、以下の式(7)による近似を適用したものである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000007
　再構成処理装置221は、基準画像とノイズ低減規格化画像を用いて、第1の実施の形態の更新処理(式(4))と同様に、画像更新を行う。これにより、ノイズ低減画像を得る。
　以上により、第5の実施の形態では、規格化画像としてノイズ低減した規格化画像を使用し、規格化画像を更新処理してノイズを低減する。これにより、第1の実施の形態の効果に加え、ノイズ低減効果を高めることができ、画質向上したノイズ低減画像を提供できる。
　［第6の実施の形態］
　次に、図11～図12を参照して、第6の実施の形態を詳細に説明する。
　第6の実施の形態では、逐次近似画像再構成処理において、X線CT装置1は、被写体断層像上で操作者が指定した関心領域の内外で異なる規格化係数を設定可能とする。規格化画像は、画像更新時に画素毎に画像のノイズ低減強度を調整するために用いる画像であるため、操作者が指定した関心領域のノイズ低減強度を操作者の操作によって自在に設定可能とする。
　再構成処理装置221は、まず基準画像を第1または第2の実施の形態と同様に作成する。
　第6の実施の形態では、規格化画像作成処理において、操作者による関心領域の指定を受け付ける。そのため、再構成処理装置221は表示装置211に基準画像を表示する。
　図11は、関心領域を指定するための表示画面51の一例である。表示画面51には、被写体断層像(基準画像)61が表示される。
　図11に示すように表示された被写体断層像61に対して、操作者がマウス等の入力装置212を使用して、図12に示すように関心領域60を指定する。再構成処理装置221は、操作者が指定した関心領域60の内側と外側との境界の座標情報をもとに規格化画像の各画素の規格化係数を設定する。
　このとき、再構成処理装置221は、関心領域60内の規格化係数を大きく設定し、関心領域60外の規格化係数が小さくなるように設定することが望ましい。規格化係数を大きくすると、その部位のノイズ低減強度を大きくすることができる。また、関心領域60の内と外の境界付近については、滑らかに連続するように規格化係数を設定することが望ましい。また、関心領域60からの距離に応じて規格化係数を滑らかに変化させてもよい。
　なお、関心領域60は一箇所に限定されず、複数設定してもよい。
　以上のように第6の実施の形態によれば、関心領域の内外で異なる規格化係数を設定することが可能となる。これにより、例えば、関心領域のノイズ低減の度合いを大きくするなど、ノイズ低減の強度を自在に設定可能となる。
　［第7の実施の形態］
　次に、第7の実施の形態を詳細に説明する。
　第7の実施の形態の逐次近似画像再構成処理では、組織毎にCT値が異なることを考慮して、組織に応じた規格化画像を用いる。また、規格化画像として、被写体断層像を以下の手順で補正処理した画像を用いるものとする。
　逐次近似画像再構成処理において、まず、再構成処理装置221は、第1または第2の実施の形態と同様に基準画像(被写体断層像)を作成する。
　次に、再構成処理装置221は規格化画像を作成する。第7の実施の形態では、上述したように規格化画像として、被写体断層像を補正処理したものを用いる。以下、被写体断層像の補正について説明する。
　被写体断層像の画素値はCT値であるため負数を含むことがある。負数が含まれていると規格化画像として適さないので、再構成処理装置221は、被写体断層像の画素値の非負値化処理を行い、負数を含まない非負値化画像を作成する。画素値の最小値が負数の場合、各画素値から最小負数値を差し引くことで非負値化処理を行ってもよい。第7の実施の形態では、この非負値化画像を規格化画像として用いる。被写体断層像が負数を含んでいない場合は、被写体断層像をそのまま規格化画像として使用することもできる。
　また、被写体断層像の補正処理の別の例としては、CT値と規格化係数との相関を設定した相関関数80を用いた補正等が挙げられる。
　すなわち、再構成処理装置221は、図13に示すようなCT値と規格化係数との相関を示す関数(相関関数80)を使用して、被写体断層像の各画素を画素値に応じた規格化係数に変換する。このようにCT値が規格化係数に変換された画像を、更新処理における規格化画像とする。
　なお、この場合においても、規格化係数が非負値になるような相関関数80を使用する。
　このとき、ノイズ低減効果を相対的に高めたい組織に該当するCT値の規格化係数が大きくなるような相関関数80を用いることが望ましい。図13の例は、軟部組織に該当するCT値の規格化係数が大きくなるような相関関数80を示している。
　再構成処理装置221は、上述したように被写体断層像を非負値化した画像、または相関関数80により変換した画像を、画像更新処理における規格化画像として使用する。再構成処理装置221は、作成した規格化画像を表示装置211に表示し、操作者に示すようにしてもよい。
　更新処理は、基準画像と、上述のように作成した基準画像とを用いて、第1の実施の形態と同様に行う。
　以上説明したように、第7の実施の形態では、被写体断層像のCT値情報を基に規格化係数を設定した画像を規格化画像として利用する。このため、第1の実施の形態の効果に加え、更に、組織に応じたノイズ低減効果を得ることが可能となる。これにより操作者が注目したい組織の画質が向上したノイズ低減画像を提供できる。
　以上、本発明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。
　本発明によれば、ノイズ低減効果を維持しつつ処理時間を短縮することが可能な演算装置、X線CT装置、及び画像再構成方法を提供できる。
　1　X線CT装置、3　被写体、10　スキャナ、20　操作ユニット、100　ガントリ、101　寝台、102　X線発生装置、103　X線検出装置、104　コリメータ、105　高電圧発生装置、106　データ収集装置、107　ガントリ駆動装置、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、30　反復処理部、31　データ記憶部、32　透過線量収集部、33　投影データ作成部、34　基準画像作成部、35　規格化画像作成部、36　画像更新部、37　差分画像作成部、38　画像表示部、51　表示画面、60　関心領域、61　基準画像、80　相関関数

Claims (12)

  1. 　被写体の周囲の各方向から照射され、前記被写体を透過したX線の情報に基づいて被写体投影データを作成する投影データ作成部と、
    　前記被写体投影データから基準画像を作成する基準画像作成部と、
    　更新処理におけるノイズ低減強度を調整する規格化係数を画素毎に定義した画像である規格化画像を作成する規格化画像作成部と、
    　前記基準画像と前記規格化画像を用いて、反復処理を所定回数実行する反復処理部と、を備え、
    　前記反復処理部は、
    　前記基準画像と前記更新処理により得た更新画像とを差分し、差分画像を作成する差分画像作成部と、
    　前記差分画像及び前記規格化画像を用いて前記更新処理を実行し、更新画像を作成する画像更新部と、
    　を有することを特徴とする演算装置。
  2. 　前記基準画像作成部は、フィルタ逆投影法により基準画像を作成することを特徴とする請求項1に記載の演算装置。
  3. 　前記基準画像作成部は、前記被写体投影データに対しノイズ低減処理を施して補正投影データを作成し、作成した補正投影データを画像再構成して第1補正断層像を作成し、作成した前記第1補正断層像に鮮鋭化処理を施した第2補正断層像を前記基準画像として作成することを特徴とする請求項1に記載の演算装置。
  4. 　前記反復処理部は、
    　前記差分画像作成部における基準画像及び前記画像更新部における規格化画像として、それぞれサイズを拡大した拡大断層像及び拡大規格化画像を使用して前記差分画像の作成及び前記更新処理を所定回数反復して実行することにより拡大更新画像を作成し、前記拡大更新画像を元のサイズに縮小した縮小画像を作成することを特徴とする請求項1に記載の演算装置。
  5. 　前記基準画像と前記更新画像とを所定の比率で合成した画像を、前記差分画像作成部における基準画像として使用することを特徴とする請求項1に記載の演算装置。
  6. 　前記規格化画像作成部により作成された規格化画像を前記画像更新部及び前記差分画像作成部における基準画像として前記更新処理を実行することにより更新規格化画像を作成し、作成した前記更新規格化画像を前記画像更新部における規格化画像として使用することを特徴とする請求項1に記載の演算装置。
  7. 　前記基準画像上に関心領域を設定する関心領域設定部と、
    　前記関心領域の内外で異なる規格化係数を設定する設定部と、を備え、
    　前記規格化画像作成部は、設定された前記規格化係数を画素毎に定義した規格化画像を作成することを特徴とする請求項1に記載の演算装置。
  8. 　前記規格化画像作成部は、前記被写体投影データと空気投影データとを加算して逆対数変換係数を乗じて指数をとることにより線量換算データを求め、前記線量換算データを画像再構成することにより、前記規格化画像を作成することを特徴とする請求項1に記載の演算装置。
  9. 　前記規格化画像作成部は、前記被写体の断層像のCT値を非負値化した非負値化画像を前記規格化画像とすることを特徴とする請求項1に記載の演算装置。
  10. 　前記規格化画像作成部は、CT値と規格化係数との相関を設定した相関関数に基づいて前記被写体の断層像から規格化画像を算出することを特徴とする請求項1に記載の演算装置。
  11. 　請求項1に記載の演算装置を備えたX線CT装置。
  12. 　演算装置が、
    　被写体の周囲の各方向から照射され、前記被写体を透過したX線の情報に基づいて被写体投影データを作成する投影データ作成ステップと、
    　前記被写体投影データから基準画像を作成する基準画像作成ステップと、
    　更新処理におけるノイズ低減強度を調整する規格化係数を画素毎に定義した画像である規格化画像を作成する規格化画像作成ステップと、
    　前記基準画像と前記規格化画像を用いて、反復処理を所定回数実行する反復処理ステップと、を含み、
    　前記反復処理ステップにおいて、
    　前記基準画像と前記更新処理により得た更新画像とを差分し、差分画像を作成する差分画像作成ステップと、
    　前記差分画像及び前記規格化画像を用いて前記更新処理を実行し、更新画像を作成する画像更新ステップと、
    　を含むことを特徴とする画像再構成方法。
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