JP2006034865A - Image reconstruction method and x-ray ct apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、画像再構成方法およびX線CT(Computed Tomography)装置に関し、更に詳しくは、ヘリカルスキャン時のテーブル移動の加減速に応じて被検体の臓器が慣性により位置ずれしても所望断面のCT画像を得ることが出来る画像再構成方法およびX線CT装置に関する。 The present invention relates to an image reconstruction method and an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus. More specifically, the present invention relates to a desired cross-section even when the organ of a subject is displaced due to inertia in accordance with acceleration / deceleration of table movement during helical scanning. The present invention relates to an image reconstruction method and an X-ray CT apparatus capable of obtaining a CT image.
従来、ヘリカルスキャンしたい撮影領域の両側にテーブル加速領域とテーブル減速領域とを加えた距離だけテーブルを移動することで、ヘリカルスキャンしたい撮影領域ではテーブルが略等速度になることを保証したX線CT装置が知られている(例えば、特許文献1参照)。 Conventionally, an X-ray CT that guarantees that the table has a substantially constant speed in the imaging area to be helically scanned by moving the table by a distance obtained by adding the table acceleration area and the table deceleration area to both sides of the imaging area to be helically scanned. An apparatus is known (see, for example, Patent Document 1).
上記従来技術では、テーブル加速領域とテーブル減速領域では、投影データが収集されないか、投影データが収集されてもCT画像の再構成に利用されない。
しかし、これでは無駄があるので、本願出願人は、テーブル加速領域とテーブル減速領域でも投影データを収集し且つそれら投影データをCT画像の再構成に利用することを提案している(特願2003−192894号)。
これは、可変ピッチヘリカルスキャンや可変速度ヘリカルスキャンなどと呼ばれ、X線検出器のz方向の幅が広がった際にスキャン可能な範囲が狭くならないようにしたり、ヘリカルスキャンとヘリカルスキャンの間の時間短縮に有効である。
In the above-described prior art, projection data is not collected in the table acceleration region and the table deceleration region, or even if projection data is collected, it is not used for CT image reconstruction.
However, since this is wasteful, the applicant of the present application proposes to collect projection data in the table acceleration region and the table deceleration region and use these projection data for reconstruction of CT images (Japanese Patent Application 2003). -192894).
This is called variable pitch helical scan or variable speed helical scan, and the range that can be scanned is not narrowed when the z-direction width of the X-ray detector is widened, or between the helical scan and the helical scan. It is effective for time saving.
ところが、テーブル移動の加減速期間に被検体の臓器が慣性により位置ずれすると、所望断面のCT画像を得ることが出来ない問題点があることが判った。
すなわち、図23に示すように、被検体Hの臓器Iの体軸方向の中心面CのCT画像を得たい場合、その中心面Cに合わせて再構成領域Pを設定する。
しかしながら、図24の(a)に示すように加速中は慣性により臓器Iがのけぞるように位置ずれして中心面Cと再構成領域Pが合致しなくなり、図24の(b)に示すように等速移動中は中心面Cと再構成領域Pが合致するが、図24の(c)に示すように減速中は慣性により臓器Iがつんのめるように位置ずれして中心面Cと再構成領域Pが合致しなくなることがある。
そこで、本発明の目的は、ヘリカルスキャン時のテーブル移動の加減速中に被検体の臓器が慣性により位置ずれしても所望断面のCT画像を得ることが出来る画像再構成方法およびX線CT装置を提供することにある。
However, it has been found that there is a problem in that a CT image of a desired cross section cannot be obtained if the organ of the subject is displaced due to inertia during the acceleration / deceleration period of table movement.
That is, as shown in FIG. 23, when it is desired to obtain a CT image of the central plane C in the body axis direction of the organ I of the subject H, the reconstruction area P is set in accordance with the central plane C.
However, as shown in FIG. 24 (a), during acceleration, the organ I shifts due to inertia and the center plane C and the reconstruction area P do not coincide with each other. As shown in FIG. 24 (b). While moving at a constant speed, the center plane C and the reconstruction area P coincide with each other. However, as shown in FIG. 24 (c), the center plane C and the reconstruction area are shifted so that the organ I is pulled by inertia during deceleration. P may not match.
Accordingly, an object of the present invention is to provide an image reconstruction method and an X-ray CT apparatus capable of obtaining a CT image of a desired cross section even when the organ of the subject is displaced due to inertia during acceleration / deceleration of table movement during helical scanning. Is to provide.
第1の観点では、本発明は、ヘリカルスキャン時に直線移動させるテーブルに乗った被検体の臓器の慣性による位置ずれに合わせて再構成領域P上の各点の位置を補正し、補正後の再構成領域Rに沿ってCT画像の各画素を画像再構成することを特徴とする画像再構成方法を提供する。
上記第1の観点による画像再構成方法では、テーブルに乗った被検体の臓器の慣性による位置ずれに合わせて再構成領域を補正するため、被検体の臓器が慣性により位置ずれしても所望断面のCT画像を得ることが出来る。
In the first aspect, the present invention corrects the position of each point on the reconstruction area P in accordance with the positional deviation due to the inertia of the organ of the subject on the table that is linearly moved during the helical scan, Provided is an image reconstruction method characterized by reconstructing each pixel of a CT image along a configuration region R.
In the image reconstruction method according to the first aspect, since the reconstruction area is corrected in accordance with the positional deviation due to the inertia of the organ of the subject on the table, the desired cross section even if the organ of the subject is displaced due to the inertia. CT images can be obtained.
第2の観点では、本発明は、上記構成の画像再構成方法において、前記テーブルの直線移動方向をz軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をy軸方向とし、前記z軸方向およびy軸方向に直交する方向をx軸方向とし、補正前の再構成領域P上の点をp(x,y,z)とし、位置ずれ補正量をΔzとするとき、補正後の再構成領域R上の点をr(x,y,z+Δz)とすることを特徴とする画像再構成方法を提供する。
上記第2の観点による画像再構成方法では、被検体の臓器の慣性による位置ずれをテーブルの直線移動方向に限定して補正するため、補正処理が簡単になる。
In a second aspect, the present invention provides the image reconstruction method having the above configuration, wherein the linear movement direction of the table is a z-axis direction, a direction perpendicular to the upper surface of the table is a y-axis direction, and the z-axis direction and When the direction orthogonal to the y-axis direction is the x-axis direction, the point on the reconstruction area P before correction is p (x, y, z), and the displacement correction amount is Δz, the reconstruction area after correction Provided is an image reconstruction method characterized in that a point on R is r (x, y, z + Δz).
In the image reconstruction method according to the second aspect, the correction process is simplified because the positional shift due to the inertia of the organ of the subject is limited to the linear movement direction of the table.
第3の観点では、本発明は、上記構成の画像再構成方法において、前記テーブルの加速度に合わせて再構成領域を補正することを特徴とする画像再構成方法を提供する。
テーブルに乗った被検体の臓器の慣性による位置ずれは、テーブルの加速度に起因して生じる。
そこで、上記第3の観点による画像再構成方法では、テーブルの加速度に合わせて再構成領域を補正する。これにより、被検体の臓器が慣性により位置ずれしても所望断面のCT画像を得ることが出来る。
In a third aspect, the present invention provides an image reconstruction method, wherein the reconstruction region is corrected in accordance with the acceleration of the table in the image reconstruction method configured as described above.
The displacement due to the inertia of the organ of the subject on the table is caused by the acceleration of the table.
Therefore, in the image reconstruction method according to the third aspect, the reconstruction area is corrected in accordance with the acceleration of the table. Thereby, a CT image of a desired cross section can be obtained even if the organ of the subject is displaced due to inertia.
第4の観点では、本発明は、上記構成の画像再構成方法において、前記テーブルの直線移動方向をz軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をy軸方向とし、前記z軸方向およびy軸方向に直交する方向をx軸方向とし、補正前の再構成領域P上の点をp(x,y,z)とするとき、補正後の再構成領域R上の点をr(x,y,z+Δz)とし、加速度が大きいほどΔzを大きくすることを特徴とする画像再構成方法を提供する。
テーブルに乗った被検体の臓器の慣性による位置ずれは、テーブルの加速度が大きいほど大きくなる。
そこで、上記第4の観点による画像再構成方法では、被検体の臓器の慣性による位置ずれをテーブルの直線移動方向に限定して補正することで補正処理を簡単化すると共に、その補正量Δzを加速度が大きいほど大きくする。
In a fourth aspect, the present invention provides the image reconstruction method having the above configuration, wherein the linear movement direction of the table is a z-axis direction, a direction perpendicular to the upper surface of the table is a y-axis direction, and the z-axis direction and When the direction orthogonal to the y-axis direction is the x-axis direction and the point on the reconstruction area P before correction is p (x, y, z), the point on the reconstruction area R after correction is r (x , y, z + Δz), and the image reconstruction method is characterized in that Δz increases as the acceleration increases.
The displacement due to the inertia of the organ of the subject on the table increases as the acceleration of the table increases.
Therefore, in the image reconstruction method according to the fourth aspect, the correction processing is simplified by correcting the positional shift due to the inertia of the organ of the subject only in the linear movement direction of the table, and the correction amount Δz is set as the correction amount Δz. Increase as acceleration increases.
第5の観点では、本発明は、上記構成の画像再構成方法において、前記テーブルの直線移動方向をz軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をy軸方向とし、前記z軸方向およびy軸方向に直交する方向をx軸方向とし、補正前の再構成領域P上の点をp(x,y,z)とするとき、補正後の再構成領域R上の点をr(x,y,z+Δz)とし、前記テーブルの上面から離れるほどΔzを大きくすることを特徴とする画像再構成方法を提供する。
テーブルの上面に被検体が密着しているため、テーブルの上面に近いほどテーブルの上面に拘束され位置ずれが小さいが、テーブルの上面から離れるとテーブルの上面による拘束が弱くなり位置ずれが大きくなる。
そこで、上記第4の観点による画像再構成方法では、被検体の臓器の慣性による位置ずれをテーブルの直線移動方向に限定して補正することで補正処理を簡単化すると共に、その補正量Δzをテーブルの上面から離れるほど大きくする。
In a fifth aspect, the present invention provides the image reconstruction method configured as described above, wherein the linear movement direction of the table is a z-axis direction, a direction perpendicular to the top surface of the table is a y-axis direction, and the z-axis direction and When the direction orthogonal to the y-axis direction is the x-axis direction and the point on the reconstruction area P before correction is p (x, y, z), the point on the reconstruction area R after correction is r (x , y, z + Δz), and Δz increases as the distance from the upper surface of the table increases.
Since the subject is in close contact with the upper surface of the table, the closer to the upper surface of the table, the smaller the displacement due to the constraint on the upper surface of the table. .
Therefore, in the image reconstruction method according to the fourth aspect, the correction processing is simplified by correcting the positional shift due to the inertia of the organ of the subject only in the linear movement direction of the table, and the correction amount Δz is set as the correction amount Δz. Increase the distance from the top surface of the table.
第6の観点では、本発明は、上記構成の画像再構成方法において、前記加速度をaとし、点p(x,y,z)から前記テーブルの上面までの距離dの関数をD(d)とするとき、補正後の再構成領域R上の点をr(x,y,z+a・D(d))とすることを特徴とする画像再構成方法を提供する。
上記第6の観点による画像再構成方法では、被検体の臓器の慣性による位置ずれをテーブルの直線移動方向に限定して補正することで補正処理を簡単化すると共に、その補正量を加速度aとテーブルの上面までの距離dの関数D(d)の積とする。なお、関数D(d)は、シミュレーションにより求めることが出来る。
In a sixth aspect, the present invention relates to the image reconstruction method having the above configuration, wherein the acceleration is a, and a function of the distance d from the point p (x, y, z) to the upper surface of the table is D (d). In this case, an image reconstruction method is provided in which a point on the reconstruction area R after correction is set to r (x, y, z + a · D (d)).
In the image reconstruction method according to the sixth aspect, the correction processing is simplified by limiting the displacement due to the inertia of the organ of the subject to the linear movement direction of the table, and the correction amount is set to acceleration a. The product of the function D (d) of the distance d to the upper surface of the table. The function D (d) can be obtained by simulation.
第7の観点では、本発明は、X線管と、X線検出器と、被検体を乗せて直線移動するテーブルと、前記X線管または前記X線検出器の少なくとも一方を被検体の周りに回転させると共に前記テーブルを直線移動させながら投影データを収集するヘリカルスキャン手段と、前記テーブルの加速度を検出する加速度検出手段と、前記加速度に基づき再構成領域P上の各点の位置を補正する再構成領域補正手段と、補正後の再構成領域Rに沿ってCT画像の各画素を画像再構成する画像再構成手段とを具備したことを特徴とするX線CT装置を提供する。
上記第7の観点によるX線CT装置では、前記第3の観点による画像再構成方法を好適に実施できる。
In a seventh aspect, the present invention provides an X-ray tube, an X-ray detector, a table that moves linearly with the subject, and at least one of the X-ray tube or the X-ray detector around the subject. And a helical scan means for collecting projection data while moving the table linearly, an acceleration detection means for detecting the acceleration of the table, and correcting the position of each point on the reconstruction area P based on the acceleration An X-ray CT apparatus comprising: a reconstruction area correction unit; and an image reconstruction unit that reconstructs each pixel of a CT image along the corrected reconstruction area R is provided.
In the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, the image reconstruction method according to the third aspect can be suitably implemented.
第8の観点では、本発明は、上記構成のX線CT装置において、前記テーブルの直線移動方向をz軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をy軸方向とし、前記z軸方向およびy軸方向に直交する方向をx軸方向とし、補正前の再構成領域P上の点をp(x,y,z)とするとき、前記再構成領域補正手段は、補正後の再構成領域R上の点をr(x,y,z+Δz)とし、加速度が大きいほどΔzを大きくすることを特徴とするX線CT装置を提供する。
上記第8の観点によるX線CT装置では、前記第4の観点による画像再構成方法を好適に実施できる。
In an eighth aspect, the present invention provides an X-ray CT apparatus having the above-described configuration, wherein the linear movement direction of the table is a z-axis direction, a direction perpendicular to the upper surface of the table is a y-axis direction, When the direction orthogonal to the y-axis direction is the x-axis direction and the point on the reconstruction area P before correction is p (x, y, z), the reconstruction area correction means is the corrected reconstruction area Provided is an X-ray CT apparatus characterized in that a point on R is r (x, y, z + Δz), and Δz is increased as acceleration is increased.
In the X-ray CT apparatus according to the eighth aspect, the image reconstruction method according to the fourth aspect can be suitably implemented.
第9の観点では、本発明は、上記構成のX線CT装置において、前記テーブルの直線移動方向をz軸方向とし、前記テーブルの上面に垂直な方向をy軸方向とし、前記z軸方向およびy軸方向に直交する方向をx軸方向とし、補正前の再構成領域P上の点をp(x,y,z)とするとき、前記再構成領域補正手段は、補正後の再構成領域R上の点をr(x,y,z+Δz)とし、前記テーブルの上面から離れるほどΔzを大きくすることを特徴とするX線CT装置を提供する。
上記第9の観点によるX線CT装置では、前記第5の観点による画像再構成方法を好適に実施できる。
In a ninth aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus having the above-described configuration, wherein the linear movement direction of the table is a z-axis direction, a direction perpendicular to the top surface of the table is a y-axis direction, When the direction orthogonal to the y-axis direction is the x-axis direction and the point on the reconstruction area P before correction is p (x, y, z), the reconstruction area correction means is the corrected reconstruction area Provided is an X-ray CT apparatus characterized in that a point on R is r (x, y, z + Δz), and Δz increases as the distance from the upper surface of the table increases.
In the X-ray CT apparatus according to the ninth aspect, the image reconstruction method according to the fifth aspect can be suitably implemented.
第10の観点では、本発明は、上記構成のX線CT装置において、前記加速度をaとし、点p(x,y,z)から前記テーブルの上面までの距離dの関数をD(d)とするとき、前記再構成領域補正手段は、補正後の再構成領域R上の点をr(x,y,z+a・D(d))とすることを特徴とするX線CT装置を提供する。
上記第10の観点によるX線CT装置では、前記第6の観点による画像再構成方法を好適に実施できる。
In a tenth aspect, the present invention relates to an X-ray CT apparatus having the above configuration, wherein the acceleration is a, and a function of a distance d from a point p (x, y, z) to the upper surface of the table is D (d). Then, the reconstruction area correction means provides an X-ray CT apparatus characterized in that a point on the reconstruction area R after correction is set to r (x, y, z + a · D (d)). .
In the X-ray CT apparatus according to the tenth aspect, the image reconstruction method according to the sixth aspect can be suitably implemented.
本発明の画像再構成方法およびX線CT装置によれば、ヘリカルスキャン時のテーブル移動の加減速中に被検体の臓器が慣性により位置ずれしても、所望断面のCT画像を得ることが出来る。 According to the image reconstruction method and the X-ray CT apparatus of the present invention, a CT image of a desired cross section can be obtained even if the organ of the subject is displaced due to inertia during acceleration / deceleration of table movement during helical scanning. .
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。 Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited thereby.
図1は、本発明の実施例1に係るX線CT装置を示す構成ブロック図である。
このX線CT装置100は、操作コンソール1と、テーブル装置10と、走査ガントリ20とを具備している。
FIG. 1 is a configuration block diagram showing an X-ray CT apparatus according to
The X-ray CT apparatus 100 includes an
操作コンソール1は、操作者の入力を受け付ける入力装置2と、画像再構成処理などを実行する中央処理装置3と、走査ガントリ20で取得した投影データを収集するデータ収集バッファ5と、投影データから再構成したCT画像を表示する表示装置6と、プログラムやデータやX線CT画像を記憶する記憶装置7とを具備している。
The
テーブル装置10は、被検体を乗せて走査ガントリ20のボア(空洞部)に入れ出しするクレードル12を具備している。クレードル12は、テーブル装置10に内蔵するモータで昇降および直線移動される。
The
走査ガントリ20は、X線管21と、X線コントローラ22と、コリメータ23と、多列X線検出器24と、DAS(Data Acquisition System)25と、被検体の体軸の周りを回転するX線管21などを制御する回転部コントローラ26と、走査ガントリ20を回転軸の前方または後方に傾斜させるときの制御を行うチルトコントローラ27と、制御信号などを操作コンソール1やテーブル装置10とやり取りする制御コントローラ29と、スリップリング30とを具備している。
The
図2は、X線管21と多列X線検出器24の幾何学的配置の説明図である。
X線管21と多列X線検出器24は、回転中心ICの周りを回転する。鉛直方向をy方向とし、クレードル12の直線移動方向をz軸方向とし、z軸方向およびy軸方向に直交する方向をx軸方向とするとき、X線管21および多列X線検出器24の回転平面は、xy面である。
X線管21は、コーンビームCBと呼ばれるX線ビームを発生する。コーンビームCBの中心軸方向がy方向に平行なときを、ビュー角度0゜とする。
多列X線検出器24は、第1列〜第J列の検出器列を有し、例えばJ=256とする。また、各検出器列は、第1チャネル〜第Iチャネルのチャネルを有し、例えばI=1024とする。
FIG. 2 is an explanatory diagram of the geometric arrangement of the
The
The
The
X線が照射されて収集された投影データは、多列X線検出器24からDAS25でA/D変換され、スリップリング30を経由してデータ収集バッファ5に入力される。
データ収集バッファ5に入力された投影データは、記憶装置7に記憶されたプログラムにより中央処理装置3で処理され、CT画像に変換され、表示装置6に表示される。
Projection data collected by irradiation with X-rays is A / D converted by the DAS 25 from the
The projection data input to the
図3は、X線CT装置100の動作の概略を示すフロー図である。
ステップS1では、X線管21と多列X線検出器24とを被検体の周りに回転させ且つクレードル12を直線移動させながらヘリカルスキャン動作を行い、テーブル直線移動位置zと,ビュー角度viewと,検出器列番号jと,チャネル番号iとで表わされる投影データD0(z,view,j,i)を収集する。テーブル直線移動位置zは、テーブル装置10に内蔵するエンコーダによりz軸方向位置パルスがカウントされ、制御コントローラ29にてz軸座標に変換され、スリップリング30を経由して、DAS25の投影データにz軸座標情報として付加される。
図4に、z軸座標情報を付加した、あるビューの投影データのフォーマットを示す。
なお、このデータ収集処理については、図10を参照して後述する。
FIG. 3 is a flowchart showing an outline of the operation of the X-ray CT apparatus 100.
In step S1, the helical scan operation is performed while rotating the
FIG. 4 shows a projection data format of a view to which z-axis coordinate information is added.
This data collection process will be described later with reference to FIG.
ステップS2では、投影データD0(z,view,j,i)に対して、オフセット補正,対数変換,X線線量補正,感度補正を含む前処理を行い、投影データDin(z,view,j,i)とする。
ステップS3では、前処理した投影データDin(z,view,j,i)に対して、ビームハードニング処理を行う。ビームハードニング処理は、例えば次の多項式で表される。ここで、B0,B1,B2はビームハードニング係数である。
Dout(z,view,j,i)=Din(z,view,j,i)×(B0(j,i)+B1(j,i)×Din(z,view,j,i)+B2(j,i)×Din(z,view,j,i)2)
この時、検出器の各列ごとに独立したビームハードニング補正を行なえるため、撮影条件で各データ収集系の管電圧が異なっていれば、検出器の各列ごとの特性の違いを補正できる。
In step S2, pre-processing including offset correction, logarithmic conversion, X-ray dose correction, and sensitivity correction is performed on the projection data D0 (z, view, j, i), and projection data Din (z, view, j, i).
In step S3, beam hardening processing is performed on the preprocessed projection data Din (z, view, j, i). The beam hardening process is expressed by the following polynomial, for example. Here, B 0 , B 1 and B 2 are beam hardening coefficients.
Dout (z, view, j, i) = Din (z, view, j, i) × (B 0 (j, i) + B 1 (j, i) × Din (z, view, j, i) + B 2 (j, i) × Din (z, view, j, i) 2 )
At this time, independent beam hardening correction can be performed for each column of the detector, so that if the tube voltage of each data acquisition system differs depending on the imaging conditions, the difference in characteristics for each column of the detector can be corrected. .
ステップS4では、ビームハードニング補正した投影データDout(z,view,j,i)に対して、z方向(列方向)のフィルタをかけるZフィルタ重畳処理を行なう。すなわち、ビームハードニング補正した投影データDout(z,view,j,i)に、例えば図5に示すような列方向フィルタ係数Wk(i)を列方向に掛け、投影データDcor(z,view,j,i)を求める。 In step S4, a Z filter convolution process for applying a filter in the z direction (column direction) to the projection data Dout (z, view, j, i) subjected to beam hardening correction is performed. That is, the projection data Dcor (z, view, j, i) multiplied by the column direction filter coefficient Wk (i) as shown in FIG. j, i).
列方向フィルタ係数wk(i)によりスライス厚を制御できる。
図6に示すように、スライスSLでは、一般的に再構成中心に比べて周辺のスライス厚が厚くなる。
そこで、図7に示すように、中心部チャネルには幅を広く変化させた列方向フィルタ係数wk(中心部チャネルのi)を用い、周辺部チャネルでは幅をせまく変化させた列方向フィルタ係数wk(周辺部チャネルのi)を用いる。これにより、図8に示すように、再構成中心でも周辺でも一様なスライス厚のスライスSLとすることが出来る。
The slice thickness can be controlled by the column direction filter coefficient wk (i).
As shown in FIG. 6, in the slice SL, the peripheral slice thickness is generally thicker than the reconstruction center.
Therefore, as shown in FIG. 7, the column direction filter coefficient wk (i of the center channel) having a wide width is used for the center channel, and the column direction filter coefficient wk having a large width is used for the peripheral channel. (Peripheral channel i) is used. As a result, as shown in FIG. 8, a slice SL having a uniform slice thickness can be obtained at the reconstruction center and the periphery.
列方向フィルタ係数wk(i)でスライス厚を弱干厚くすると、アーチファクト,ノイズともに大幅に改善される。これにより、アーチファクト改善具合,ノイズ改善具合も制御できる。つまり、3次元画像再構成されたCT画像の画質を制御できる。 When the slice thickness is slightly reduced with the column direction filter coefficient wk (i), both artifact and noise are greatly improved. Thereby, the artifact improvement degree and the noise improvement degree can also be controlled. That is, it is possible to control the image quality of the CT image reconstructed from the three-dimensional image.
図9に示すように、列方向フィルタ係数wk(i)を逆重畳(デコンボリューション)フィルタにすることにより、薄いスライス厚のCT画像を実現することも出来る。 As shown in FIG. 9, a CT image having a thin slice thickness can be realized by using a column-direction filter coefficient wk (i) as a deconvolution filter.
図3に戻り、ステップS5では、再構成関数重畳処理を行う。すなわち、フーリエ変換し、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。再構成関数重畳処理後の投影データをDr(z,view,j,i)とし、再構成関数をKernel(j)とし、コンボリューション演算を*で表すと、再構成関数重畳処理は次のように表わされる。
Dr(z,view,j,i)=Dcor(z,view,j,i)*Kernel(j)
検出器の各列ごとに独立した再構成関数Kernel(j)を用いて独立した再構成関数重畳処理を行なえるため、検出器の各列ごとのノイズ特性,分解能特性の違いを補正できる。
Returning to FIG. 3, in step S5, reconstruction function superimposition processing is performed. That is, the Fourier transform is performed, the reconstruction function is multiplied, and the inverse Fourier transform is performed. When the projection data after the reconstruction function superimposing process is Dr (z, view, j, i), the reconstruction function is Kernel (j), and the convolution operation is represented by *, the reconstruction function superimposing process is as follows. It is expressed in
Dr (z, view, j, i) = Dcor (z, view, j, i) * Kernel (j)
Since the independent reconstruction function superimposing process can be performed using the independent reconstruction function Kernel (j) for each column of the detector, the difference in the noise characteristic and the resolution characteristic for each column of the detector can be corrected.
ステップS6では、投影データDr(z,view,j,i)に対して、3次元逆投影処理を行い、逆投影データD3(x,y)を求める。この3次元逆投影処理については、図16を参照して後述する。 In step S6, a three-dimensional backprojection process is performed on the projection data Dr (z, view, j, i) to obtain backprojection data D3 (x, y). This three-dimensional backprojection process will be described later with reference to FIG.
ステップS7では、逆投影データD3(x,y)に対して、画像フィルタ重畳処理,CT値変換処理などの後処理を行い、CT画像を得る。
画像フィルタ重畳処理では、画像フィルタ重畳処理後のデータをD4(x,y),CT画像の中心画素に対応する検出器列番号をjとし、画像フィルタをFilter(j)とすると、
D4(x,y)=D3(x,y)×Filter(j)
となる。つまり、CT画像のスライス位置ごとに独立した画像フィルタ重畳処理を行なえるため、スライス位置ごとのノイズ特性,分解能特性の違いを補正できる。
In step S7, post-processing such as image filter convolution processing and CT value conversion processing is performed on the backprojection data D3 (x, y) to obtain a CT image.
In the image filter convolution process, if the data after the image filter convolution process is D4 (x, y), the detector column number corresponding to the center pixel of the CT image is j, and the image filter is Filter (j),
D4 (x, y) = D3 (x, y) × Filter (j)
It becomes. That is, since independent image filter convolution processing can be performed for each slice position of the CT image, the difference in noise characteristics and resolution characteristics for each slice position can be corrected.
図10は、データ収集処理(図3のステップS1)の詳細を示すフロー図である。
ステップA1では、X線管21と多列X線検出器24とを被検体の周りに回転させる。
ステップA2では、直線移動開始位置までクレードル12を低速で直線移動する。
ステップA3では、クレードル12の移動方向を一方向(+z方向または−z方向)に設定する。
FIG. 10 is a flowchart showing details of the data collection process (step S1 in FIG. 3).
In step A1, the
In step A2, the
In step A3, the moving direction of the
ステップA4では、クレードル12の直線移動速度を所定関数に基づいて加速し、それに合わせて管電流を増加させる。所定関数は、時間に対してリニアな関数でもよいし、時間に対してノンリニアな関数でもよい。直線移動方向のX線密度つまり単位厚さ当たりのX線量は「管電流/直線移動速度」に比例する。従って、直線移動速度の増加に合わせて管電流を増加させることで「管電流/直線移動速度」を一定にすることができ、これにより加速中でも直線移動方向のX線密度を一定にすることが出来る。
ステップA5では、加速中の投影データD0(z,view,j,i)を収集する。
ステップA6では、クレードル12の直線移動速度が所定速度に達したらステップA7へ進み、所定速度に達してなかったらステップA4に戻ってさらに加速する。
In step A4, the linear moving speed of the
In step A5, projection data D0 (z, view, j, i) during acceleration is collected.
In step A6, if the linear moving speed of the
ステップA7では、クレードル12の直線移動速度を所定速度に維持した状態で定速の投影データD0(z,view,j,i)を収集する。
ステップA8では、クレードル12が定速終了位置に達したらステップA9へ進み、定速終了位置に達してなかったらステップA7に戻って定速の投影データ収集を継続する。
In step A7, constant-speed projection data D0 (z, view, j, i) is collected with the linear movement speed of the
In Step A8, when the
ステップA9では、クレードル12の直線移動速度を所定関数に基づいて減速し、それに合わせて管電流を減少させる。所定関数は、時間に対してリニアな関数でもよいし、時間に対してノンリニアな関数でもよい。直線移動方向のX線密度つまり単位厚さ当たりのX線量は「管電流/直線移動速度」に比例する。従って、直線移動速度の減少に合わせて管電流を減少させることで「管電流/直線移動速度」を一定にすることができ、これにより減速中でも直線移動方向のX線密度を一定にすることが出来る。
ステップA10では、減速中の投影データD0(z,view,j,i)を収集する。
ステップA11では、クレードル12の直線移動速度が停止可能速度に達したらステップA12へ進み、停止可能速度に達してなかったらステップA9に戻ってさらに減速する。
In step A9, the linear movement speed of the
In step A10, the projection data D0 (z, view, j, i) during deceleration is collected.
In step A11, if the linear movement speed of the
ステップA12では、クレードル12の直線移動をストップさせる。
ステップA13では、予定のデータ収集が終了したら処理を終了し、そうでないならステップA14へ進む。
ステップA14では、クレードル12の移動方向を逆方向に設定する。そして、ステップA4に戻ってデータ収集を継続する。すなわち、被検体を往復移動させながら連続的にデータを収集する。
In step A12, the linear movement of the
In step A13, when the scheduled data collection is completed, the process is terminated; otherwise, the process proceeds to step A14.
In step A14, the moving direction of the
図11は、クレードル12の直線移動の速度vの時間変化を示したグラフである。
符号の+は+z方向への直線移動を表し、符号の−は−z方向への直線移動を表す。
FIG. 11 is a graph showing a change with time of the linear movement speed v of the
The symbol + represents a linear movement in the + z direction, and the symbol-represents a linear movement in the -z direction.
図12は、クレードル12の加速度aの時間変化を示したグラフである。
符号の+は+z方向の加速度を表し、符号の−は−z方向の加速度を表す。
FIG. 12 is a graph showing the time change of the acceleration a of the
The sign + represents acceleration in the + z direction, and the sign-represents acceleration in the -z direction.
図13に示すように、被検体Hの臓器Iの体軸方向の中心面CのCT画像を得たい場合、その中心面Cに合わせて再構成領域Pを設定する。そして、クレードル12の直線移動が等速の期間は、設定された再構成領域Pをそのまま用いる。
一方、図14に示すように、加速中または減速中に慣性により臓器Iが位置ずれすると、中心面Cと再構成領域Pが合致しなくなるので、再構成領域Pを用いず、補正した再構成領域Rを用いる。
As shown in FIG. 13, when it is desired to obtain a CT image of the center plane C in the body axis direction of the organ I of the subject H, the reconstruction area P is set in accordance with the center plane C. And the set reconstruction area | region P is used as it is during the period when the linear movement of the
On the other hand, as shown in FIG. 14, if the organ I is displaced due to inertia during acceleration or deceleration, the center plane C and the reconstruction area P do not coincide with each other. Therefore, the reconstruction area P is corrected without using the reconstruction area P. Region R is used.
図15に示すように、補正前の再構成領域P上の点をp(x,y,z)とするとき、中央処理装置3は、補正後の再構成領域R上の点をr(x,y,z+Δz)とする。そして、加速度が大きいほどΔzを大きくすると共にクレードル12の上面から離れるほどΔzを大きくする。
すなわち、中央処理装置3は、クレードル12の加速度aを検出し、点p(x,y,z)からクレードル12の上面までの距離dの関数をD(d)とするとき、
Δz=a×D(d)
とする。関数D(d)は、例えば、
D(d)=d2
である。関数D(d)は、シミュレーションにより予め求めておく。
As shown in FIG. 15, when the point on the reconstruction area P before correction is p (x, y, z), the
That is, the
Δz = a × D (d)
And The function D (d) is, for example,
D (d) = d 2
It is. The function D (d) is obtained in advance by simulation.
なお、臓器Iの位置ずれ量Δzがx方向について一定でないとすれば、Δzはx,yの関数となる。 If the displacement amount Δz of the organ I is not constant in the x direction, Δz is a function of x and y.
図16は、3次元逆投影処理(図3のステップS6)の詳細を示すフロー図である。 FIG. 16 is a flowchart showing details of the three-dimensional backprojection process (step S6 in FIG. 3).
ステップS61では、CT画像の再構成に必要な全ビュー(すなわち、360°分のビュー又は「180°分+ファン角度分」のビュー)中の一つのビューに着目し、再構成領域Rの各画素に対応する投影データDrを抽出する。なお、慣性による臓器Iの変形を無視できる場合は、再構成領域R=再構成領域Pとする。 In step S61, attention is paid to one view in all views necessary for CT image reconstruction (ie, a view of 360 ° or a view of “180 ° + fan angle”), and Projection data Dr corresponding to the pixel is extracted. When the deformation of the organ I due to inertia can be ignored, the reconstruction area R = the reconstruction area P is set.
図17に示すように、xy平面に平行な512×512画素の正方形の再構成領域Pを補正して再構成領域Rとし、y=0のx軸に平行な画素列L0,y=63の画素列L63,y=127の画素列L127,y=191の画素列L191,y=255の画素列L255,y=319の画素列L319,y=383の画素列L383,y=447の画素列L447,y=511の画素列L511を例にとると、これらの画素列L0〜L511をX線透過方向に多列X線検出器24の面に投影した図18に示す如きラインT0〜T511上の投影データを抽出すれば、それらが画素列L0〜L511の投影データDrとなる。
As shown in FIG. 17, a 512 × 512 pixel square reconstruction area P parallel to the xy plane is corrected to a reconstruction area R, and pixel rows L0, y = 63 parallel to the x axis where y = 0. Pixel row L63, pixel row L127 of y = 127, pixel row L191 of y = 191, pixel row L255 of y = 255, pixel row L319 of y = 319, pixel row L383 of y = 383, pixel row of y = 447 Taking the pixel column L511 of L447, y = 511 as an example, these pixel columns L0 to L511 are projected on the surface of the
X線透過方向は、X線管21のX線焦点と各画素と多列X線検出器24との幾何学的位置によって決まるが、投影データD0(z,view,j,i)のz座標が判っているため、加速・減速中の投影データD0(z,view,j,i)でもX線透過方向を正確に求めることが出来る。
Although the X-ray transmission direction is determined by the X-ray focal point of the
なお、例えば画素列L0をX線透過方向に多列X線検出器24の面に投影したラインT0のように、ラインの一部が多列X線検出器24の面外に出た場合は、対応する投影データDrを「0」にする。
For example, when a part of the line goes out of the plane of the
かくして、図19に示すように、再構成領域Rの各画素に対応する投影データDr(view,x,y)を抽出できる。 Thus, as shown in FIG. 19, projection data Dr (view, x, y) corresponding to each pixel in the reconstruction area R can be extracted.
図16に戻り、ステップS62では、投影データDr(view,x,y)にコーンビーム再構成荷重係数を乗算し、図20に示す如き投影データD2(view,x,y)を作成する。
ここで、コーンビーム再構成荷重係数は、X線管21の焦点から投影データDrに対応する多列X線検出器24の検出器列j,チャネルiまでの距離をr0とし、X線管21の焦点から投影データDrに対応する再構成領域R上の画素までの距離をr1とするとき、(r1/r0)2である。
Returning to FIG. 16, in step S62, the projection data Dr (view, x, y) is multiplied by the cone beam reconstruction load coefficient to create projection data D2 (view, x, y) as shown in FIG.
Here, the cone beam reconstruction load coefficient is set such that the distance from the focal point of the
ステップS63では、図21に示すように、予めクリアしておいた逆投影データD3(x,y)に、投影データD2(view,x,y)を画素対応に加算する。
ステップS64では、CT画像の再構成に必要な全ビュー(すなわち、360゜分のビュー又は「180゜分+ファン角度分」のビュー)について、ステップS61〜S63を繰り返し、図21に示すように、逆投影データD3(x,y)を得る。
In step S63, as shown in FIG. 21, the projection data D2 (view, x, y) is added to the back projection data D3 (x, y) that has been cleared in advance in correspondence with the pixels.
In step S64, steps S61 to S63 are repeated for all views necessary for reconstruction of the CT image (ie, views of 360 ° or views of “180 ° + fan angle”), as shown in FIG. , Back projection data D3 (x, y) is obtained.
なお、図22に示すように、再構成領域Rを円形の領域としてもよい。 As shown in FIG. 22, the reconstruction area R may be a circular area.
以上のX線CT装置100によれば、直線移動速度が等速の間だけでなく、直線移動の加・減速中にも投影データを収集し、収集した投影データを画像再構成に利用する。このため、全体の直線移動距離のうちの加・減速のための直線移動距離分も画像再構成に利用できるようになる。さらに、クレードル12に乗った被検体Hの臓器Iの慣性による位置ずれに合わせて再構成領域Pを再構成領域Rに補正するため、被検体Hの臓器Iが慣性により位置ずれしても所望断面のCT画像を得ることが出来る。
According to the X-ray CT apparatus 100 described above, projection data is collected not only when the linear movement speed is constant, but also during acceleration / deceleration of linear movement, and the collected projection data is used for image reconstruction. For this reason, the linear movement distance for acceleration / deceleration out of the entire linear movement distance can be used for image reconstruction. Further, since the reconstruction area P is corrected to the reconstruction area R in accordance with the displacement due to the inertia of the organ I of the subject H on the
画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による3次元的画像再構成法でもよい。さらに、さらに、特開2003−334188号公報、特開2004−41675号公報、特開2004−41674号号公報、特開2004−73360号公報、特開2003−159244号公報、特開2004−41675号公報で提案されている3次元画像再構成法を用いてもよい。 The image reconstruction method may be a three-dimensional image reconstruction method by a conventionally known Feldkamp method. Furthermore, JP 2003-334188 A, JP 2004-41675 A, JP 2004-41474 A, JP 2004-73360 A, JP 2003-159244 A, JP 2004-41675 A. You may use the three-dimensional image reconstruction method proposed by the gazette.
多列X線検出器24の代わりに、シングル検出器を用いたX線CT装置でも、本発明を適用できる。
The present invention can be applied to an X-ray CT apparatus using a single detector instead of the
本発明の画像再構成方法およびX線CT装置は、例えば脳のパーフュージョン・イメージを得るのに利用できる。 The image reconstruction method and the X-ray CT apparatus of the present invention can be used to obtain, for example, a brain perfusion image.
1 操作コンソール
2 入力装置
3 中央処理装置
5 データ収集バッファ
6 表示装置
7 記憶装置
10 テーブル装置
12 クレードル
20 走査ガントリ
21 X線管
22 X線コントローラ
23 コリメータ
24 多列X線検出器
25 DAS
26 回転部コントローラ
29 制御コントローラ
100 X線CT装置
C 中心面
H 被検体
I 臓器
P,R 再構成領域
DESCRIPTION OF
26 Rotation unit controller 29 Control controller 100 X-ray CT apparatus C Center plane H Subject I Organ P, R Reconstruction region
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