JP2009178517A - Image processor and x-ray ct system - Google Patents
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Classifications
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
Abstract
Description
本発明は、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置による被検体の撮影により得られた画像データを用いて画像処理を行う画像処理装置及びその画像処理装置を備えたＸ線ＣＴ装置に関する。 The present invention relates to an image processing apparatus that performs image processing using image data obtained by imaging a subject with an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus, and an X-ray CT apparatus including the image processing apparatus.
Ｘ線ＣＴ装置において、従来のＣＡＤ（Computer Assisted Diagnose：コンピュータ支援診断）などにおける領域の区分、抽出（セグメンテーションともいう）の技術は特許文献１、又は特許文献２に示すように、１つのＸ線管電圧の断層像を用いて行われていた。
ところで、造影した血管の領域のＣＴ値と石灰化領域もしくは骨の領域のＣＴ値とは近いＣＴ値である。このため、上述のような１つのＸ線管電圧の断層像で、ＣＴ値によるしきい値で２値化処理をしても、これら２つの連続領域をきれいに抽出することが困難であった。 By the way, the CT value of the contrasted blood vessel region is close to the CT value of the calcified region or the bone region. For this reason, even if the binarization process is performed with the threshold value based on the CT value in the tomographic image of one X-ray tube voltage as described above, it is difficult to extract these two continuous regions cleanly.
特に、このＣＴ値の近い領域は、骨に接した造影された血管、石灰化を伴う造影された血管、又は造影された血管内の病変であるソフト・プラーク（Soft Plaque）などがある。これらの領域は患者の診断に際して重要であり、これらの領域を区別してとして抽出することができれば、診断上非常に価値がある。そのため、これらの領域の分離をすることは期待が大きい。 In particular, the region having a close CT value includes a contrasted blood vessel in contact with the bone, a contrasted blood vessel with calcification, or a soft plaque that is a lesion in the contrasted blood vessel. These areas are important for diagnosis of patients, and if these areas can be extracted as distinguished, it is very valuable for diagnosis. Therefore, it is highly expected to separate these areas.
そこで、本発明の目的は、断層像等の画像に対して同一物質ごとの連続領域抽出及び／又は区分を実現する画像処理装置及びその画像処理装置を備えたＸ線ＣＴ装置を提供することにある。 Accordingly, an object of the present invention is to provide an image processing apparatus that realizes continuous region extraction and / or segmentation for the same substance from an image such as a tomographic image, and an X-ray CT apparatus including the image processing apparatus. is there.
本発明の第１の観点は、Ｘ線ＣＴ装置による被検体の撮影により得られた画像データを用いて画像処理を行う画像処理装置において、第１のエネルギースペクトルを有するＸ線を用いた前記被検体の撮影により得られた第１投影データと第２のエネルギースペクトルを有するＸ線を用いた前記被検体の撮影により得られた第２投影データとに基づいて得られる物質依存情報画像により、所望の物質の連続領域の特定を行い、前記被検体の撮影により得られた画像における前記所定の物質の連続領域を区分及び／又は抽出することを特徴とする画像処理装置というものである。 According to a first aspect of the present invention, there is provided an image processing apparatus that performs image processing using image data obtained by imaging an object by an X-ray CT apparatus, and uses the X-ray having a first energy spectrum. The substance-dependent information image obtained based on the first projection data obtained by imaging the specimen and the second projection data obtained by imaging the subject using X-rays having the second energy spectrum can be obtained The image processing apparatus is characterized in that the continuous region of the substance is specified, and the continuous region of the predetermined substance in the image obtained by imaging the subject is segmented and / or extracted.
本発明の第２の観点は、前記物質依存情報画像は、前記第１投影データに基づく第１の画像と前記第２投影データに基づく第２の画像との画素値の比からなるデュアルエネルギー比画像であり、前記画素値の比の所望の範囲により、前記所望の物質を特定することを特徴とする第１の観点に記載の画像処理装置というものである。 According to a second aspect of the present invention, the substance-dependent information image is a dual energy ratio comprising a ratio of pixel values of a first image based on the first projection data and a second image based on the second projection data. The image processing apparatus according to the first aspect, wherein the image processing apparatus is an image, and specifies the desired substance based on a desired range of the ratio of the pixel values.
本発明の第３の観点は、前記デュアルエネルギー比画像に対し前記所望の範囲に含まれる画素値の比を有する画素とその他の画素とに２値化処理を行った後、ラベリング処理を行って前記連続領域の特定を行うことを特徴とする第２の観点に記載の画像処理装置というものである。 According to a third aspect of the present invention, a binarization process is performed on a pixel having a ratio of pixel values included in the desired range and other pixels on the dual energy ratio image, and then a labeling process is performed. The image processing apparatus according to the second aspect, wherein the continuous region is specified.
本発明の第４の観点は、前記物質依存情報画像は、前記第１投影データと前記第２投影データ、又は前記第１投影データに基づく第１の画像と前記第２投影データに基づく第２の画像とを、所望の物質を強調するための加重減算を行うことにより得られた濃淡画像であることを特徴とする第１の観点に記載の画像処理装置というものである。 According to a fourth aspect of the present invention, the substance-dependent information image is a second image based on the first projection data and the second projection data, or a first image based on the first projection data and the second projection data. The image processing apparatus according to the first aspect is a grayscale image obtained by performing weighted subtraction for emphasizing a desired substance.
本発明の第５の観点は、前記濃淡画像に対し、所定のしきい値に基づく２値化処理を行った後、ラベリング処理を行って前記連続領域の特定を行うことを特徴とする第２の観点に記載の画像処理装置というものである。 A fifth aspect of the present invention is characterized in that after the binarization process based on a predetermined threshold is performed on the grayscale image, a labeling process is performed to identify the continuous area. The image processing apparatus described in the above aspect.
本発明の第６の観点は、複数の前記物質の連続領域を抽出し、統合することを特徴とする第１の観点ないし第５の観点のいずれかに記載の画像処理装置というものである。 A sixth aspect of the present invention is the image processing apparatus according to any one of the first to fifth aspects, wherein continuous regions of a plurality of the substances are extracted and integrated.
本発明の第７の観点は、前記連続領域の特定を複数の物質について行った結果、領域の重なりが生じた場合、当該重なりを除去するための重なり領域の排他処理を行うことを特徴とする第１の観点ないし第６の観点のいずれかに記載の画像処理装置というものである。 A seventh aspect of the present invention is characterized in that, when overlapping of regions occurs as a result of specifying the continuous region with respect to a plurality of substances, exclusive processing of the overlapping region is performed to remove the overlapping. The image processing apparatus according to any one of the first to sixth aspects.
本発明の第８の観点は、前記排他処理に、論理フィルタ処理又はモフォロジ処理を用いることを特徴とする第７の観点に記載の画像処理装置というものである。 An eighth aspect of the present invention is the image processing apparatus according to the seventh aspect, wherein logical filtering or morphology processing is used for the exclusion processing.
本発明の第９の観点は、第１の観点ないし第８の観点に記載の画像処理装置を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置というものである。 A ninth aspect of the present invention is an X-ray CT apparatus including the image processing apparatus according to the first aspect to the eighth aspect.
本発明によれば、断層像等の画像に対して同一物質ごとの連続領域抽出及び／又は区分を実現する画像処理装置及びその画像処理装置を備えたＸ線ＣＴ装置を提供することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the X-ray CT apparatus provided with the image processing apparatus and its image processing apparatus which implement | achieve continuous area extraction and / or division | segmentation for every same substance with respect to images, such as a tomogram, can be provided.
＜Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置の全体構成＞
図１は、本発明の一実施例にかかるＸ線ＣＴ装置１００の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、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。
<Overall configuration of X-ray CT (Computed Tomography) apparatus>
FIG. 1 is a configuration block diagram of an X-ray CT apparatus 100 according to an embodiment of the present invention. The X-ray CT apparatus 100 includes an operation console 1, an imaging table 10, and a scanning gantry 20.
操作コンソール１は、操作者の入力を受け付けるキーボード又はマウスなどの入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線検出器データを収集するデータ収集バッファ５とを具備している。さらに、操作コンソール１は、Ｘ線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ６と、プログラムやＸ線検出器データや投影データやＸ線断層像を記憶する記憶装置７とを具備している。撮影条件の入力はこの入力装置２から入力され、記憶装置７に記憶する。撮影テーブル１０は、被検体ＨＢを乗せて走査ガントリ２０の開口部に出し入れするクレードル１２を具備している。クレードル１２は撮影テーブル１０に内蔵するモータで昇降及びテーブル直線移動する。 The operation console 1 includes an input device 2 such as a keyboard or a mouse that receives input from the operator, a central processing unit 3 that executes preprocessing, image reconstruction processing, postprocessing, and the like, and X-ray detection collected by the scanning gantry 20 And a data collection buffer 5 for collecting the vessel data. Further, the operation console 1 includes a monitor 6 that displays a tomographic image reconstructed from projection data obtained by preprocessing X-ray detector data, a program, X-ray detector data, projection data, and X-ray tomography. And a storage device 7 for storing an image. The photographing condition is input from the input device 2 and stored in the storage device 7. The imaging table 10 includes a cradle 12 on which the subject HB is placed and taken in and out of the opening of the scanning gantry 20. The cradle 12 is moved up and down and linearly moved by the motor built in the imaging table 10.
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、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８と、多列Ｘ線検出器２４と、データ収集装置（ＤＡＳ：Data Acquisition System）２５とを具備している。Ｘ線制御部２２は、２つのＸ線管２１の管電圧及び電流を制御する。ガントリ回転部１５はＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４などを保持し、ベアリングを介して回転可能になっている。 The scanning gantry 20 includes an X-ray tube 21, an X-ray controller 22, a collimator 23, a beam forming X-ray filter 28, a multi-row X-ray detector 24, and a data acquisition device (DAS: Data Acquisition System) 25. It has. The X-ray control unit 22 controls the tube voltage and current of the two X-ray tubes 21. The gantry rotating unit 15 holds the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 and is rotatable through a bearing.
さらに、走査ガントリ２０は、Ｘ線制御部２２と、被検体ＨＢの体軸の回りに回転しているガントリ回転部１５を制御する回転制御部２６と、回転制御部２６との通信及びクレードル１２と信号の送受信を行うガントリ制御部２９とを具備している。データ収集装置２５は多列Ｘ線検出器２４からのアナログ信号をデジタル信号に変換する。ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は撮影中心である回転中心に向かうＸ線の方向にはフィルタの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルタの厚さが増し、Ｘ線をより吸収できるようになっているＸ線フィルタである。 Further, the scanning gantry 20 communicates with the X-ray control unit 22, the rotation control unit 26 that controls the gantry rotation unit 15 rotating around the body axis of the subject HB, and the rotation control unit 26 and the cradle 12. And a gantry control unit 29 for transmitting and receiving signals. The data acquisition device 25 converts the analog signal from the multi-row X-ray detector 24 into a digital signal. The beam forming X-ray filter 28 has the thinnest filter thickness in the X-ray direction toward the center of rotation, which is the imaging center, and the filter thickness increases toward the periphery so that X-rays can be absorbed more. X-ray filter.
中央処理装置３は、前処理部３２、画像再構成部３３、デュアルエネルギー画像再構成部３４及び撮影制御部３７を有している。撮影制御部３７は再投影処理部３８を有している。
前処理部３２は、データ収集装置２５で収集された生データに対して、チャネル間の感度不均一を補正し、またＸ線強吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下又は信号脱落を補正するＸ線量補正等の前処理を実行する。また、ビームハードニング処理を行う。
The central processing unit 3 includes a preprocessing unit 32, an image reconstruction unit 33, a dual energy image reconstruction unit 34, and an imaging control unit 37. The imaging control unit 37 has a reprojection processing unit 38.
The pre-processing unit 32 corrects non-uniform sensitivity between channels for the raw data collected by the data collecting device 25, and causes an extreme decrease in signal intensity or signal due to an X-ray strong absorber, mainly a metal part. Pre-processing such as X-ray dose correction for correcting omission is executed. Also, beam hardening processing is performed.
画像再構成部３３は、前処理部３２で前処理された投影データを受け、その投影データに基づいて画像を再構成する。投影データは、周波数領域に変換する高速フーリエ変換（ＦＦＴ： Fast Fourier Transform）がなされて、それに再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳し、逆フーリエ変換する。そして、画像再構成部３３は、再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳処理した投影データに対して、三次元逆投影処理を行い、被検体ＨＢの体軸方向（Ｚ軸方向）ごとに断層像（ｘｙ平面）を求める。画像再構成部３３は、この断層像を記憶装置７に記憶させる。
デュアルエネルギー画像再構成部３４は、低いＸ線エネルギースペクトルの投影データ及び高いＸ線エネルギースペクトルの投影データから、原子の分布に関連したＸ線管電圧依存情報の二次元分布断層像、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像を画像再構成する。
The image reconstruction unit 33 receives the projection data preprocessed by the preprocessing unit 32 and reconstructs an image based on the projection data. The projection data is subjected to a fast Fourier transform (FFT) for transforming it into the frequency domain, and a reconstruction function Kernel (j) is superimposed on the projection data to perform an inverse Fourier transform. Then, the image reconstruction unit 33 performs a three-dimensional backprojection process on the projection data obtained by superimposing the reconstruction function Kernel (j), and obtains a tomographic image for each body axis direction (Z-axis direction) of the subject HB. (Xy plane) is obtained. The image reconstruction unit 33 stores the tomographic image in the storage device 7.
The dual energy image reconstruction unit 34 uses a low X-ray energy spectrum projection data and a high X-ray energy spectrum projection data to obtain a two-dimensional distribution tomogram of X-ray tube voltage-dependent information related to the distribution of atoms, so-called dual energy. Reconstruct a tomographic image.
画像処理部３５は、デュアルエネルギー撮影の断層像から、同じ組織又は部位を抽出する処理を行うため、２値化処理部３６、ラベリング部３７及び排他処理部３８を有している。尚、本発明の画像処理装置は、画像処理部３５に対応する。
２値化処理部３６は、以下の実施例１ではデュアルエネルギー比の範囲ＤＲに基づいて、２値化処理する。また、実施例２ではカルシウム強調画像、造影剤強調画像等の濃淡画像を所定のしきい値に基づき２値化処理する。
The image processing unit 35 includes a binarization processing unit 36, a labeling unit 37, and an exclusive processing unit 38 in order to perform processing for extracting the same tissue or region from a tomographic image obtained by dual energy imaging. Note that the image processing apparatus of the present invention corresponds to the image processing unit 35.
In the following first embodiment, the binarization processing unit 36 performs binarization processing based on the range DR of the dual energy ratio. In the second embodiment, grayscale images such as a calcium-weighted image and a contrast medium-weighted image are binarized based on a predetermined threshold value.
ラベリング部３７は、２値化処理された画像に対して、例えば三次元ラベリング処理等のラベリング処理を行い、連続領域ごとに連続領域番号付け処理を行う。なお、以下の説明では、三次元ラベリング処理を例にとって説明するが、本発明はそれに限定されるものではなく、二次元ラベリング処理でもよいし三次元画像に時間軸を加えた四次元ラベリング処理であってもよい。
排他処理部３８は、ノイズ処理を行ったり、例えば石灰化領域と造影剤領域との重なり領域を縮小させたりする。
The labeling unit 37 performs a labeling process such as a three-dimensional labeling process on the binarized image, and performs a continuous area numbering process for each continuous area. In the following description, three-dimensional labeling processing will be described as an example. However, the present invention is not limited to this, and may be two-dimensional labeling processing or four-dimensional labeling processing in which a time axis is added to a three-dimensional image. There may be.
The exclusive processing unit 38 performs noise processing, for example, reduces the overlapping region between the calcification region and the contrast agent region.
次に、上述のＸ線ＣＴ装置１００を用いたデュアルエネルギー撮影について説明する。 Next, dual energy imaging using the above-described X-ray CT apparatus 100 will be described.
＜デュアルエネルギー撮影：フルスキャン方法、ハーフスキャン方法＞
図２は、連続したスキャンでＸ線管電圧を切り換えるタイミングを示す図である。図２（ａ）に示すように、１つのX線管２１及び多列Ｘ線検出器２４を有する走査ガントリ２０は、１スキャン目にＸ線管電圧８０ｋＶの撮影時間ｔ１の検出を行い、２スキャン目にＸ線管電圧１４０ｋＶの撮影時間ｔ２の検出を続けて行う。この時のＸ線管電圧は、撮影時間ｔ１とｔ２とのわずかな間に変化する。
<Dual energy shooting: full scan method, half scan method>
FIG. 2 is a diagram showing timing for switching the X-ray tube voltage in successive scans. As shown in FIG. 2A, the scanning gantry 20 having one X-ray tube 21 and a multi-row X-ray detector 24 detects an imaging time t1 with an X-ray tube voltage of 80 kV in the first scan. The detection of the imaging time t2 with the X-ray tube voltage of 140 kV is continuously performed in the scan. At this time, the X-ray tube voltage changes slightly between the imaging times t1 and t2.
通常は撮影時間ｔ１とｔ２とを同じ時間にする。例えば、走査ガントリ２０は、撮影時間をフルスキャンＦ−Ｓｃａｎである３６０度スキャンでＸ線投影データを収集したり、ハーフスキャンＨ−Ｓｃａｎである１８０度＋ファン角分のＸ線投影データを収集したりする。またこれらの撮影方法は、撮影時間ｔ１、ｔ２の管電圧の順を逆にしてもかまわない。ハーフスキャンＨ−Ｓｃａｎは、Ｘ線ファンビームのファン角を６０度とすると、１８０度＋ファン角＝２４０度分、つまり２／３回転分のＸ線投影データを収集することになる。 Usually, the photographing times t1 and t2 are set to the same time. For example, the scanning gantry 20 collects X-ray projection data by a 360-degree scan that is a full scan F-Scan, or collects X-ray projection data for 180 degrees + a fan angle that is a half-scan H-Scan. To do. In these imaging methods, the order of the tube voltages at the imaging times t1 and t2 may be reversed. The half scan H-Scan collects X-ray projection data for 180 degrees + fan angle = 240 degrees, that is, 2/3 rotations, assuming that the fan angle of the X-ray fan beam is 60 degrees.
例えば、Ｘ線管２１の回転速度が０．３５秒／回転であれば、ハーフスキャンのデュアルエネルギー撮影時間は０．４６秒、フルスキャンのデュアルエネルギー撮影時間は０．７秒となる。撮影時間がこのように１秒以下であれば、被検体の体動はかなり押さえることができる。 For example, if the rotation speed of the X-ray tube 21 is 0.35 seconds / rotation, the half energy dual energy imaging time is 0.46 seconds and the full scanning dual energy imaging time is 0.7 seconds. If the imaging time is 1 second or less in this way, the body movement of the subject can be suppressed considerably.
Ｘ線管電圧の切り換え時間を無視できない場合は、図２（ｂ）のように、撮影時間ｔ１，ｔ２の間にΔｔのＩＳＤ（Inter Scan Delay）を置くことでＸ線管電圧を変化させることができる。 When the switching time of the X-ray tube voltage cannot be ignored, as shown in FIG. 2B, the X-ray tube voltage is changed by placing an ISD (Inter Scan Delay) of Δt between the imaging times t1 and t2. Can do.
ハーフスキャン時において、この時のデュアルエネルギー画像再構成部３４は、Δｔの間にＸ線投影データ収集を中止し、Ｘ線管電圧を上げ２スキャン目のＸ線投影データ収集を行うようにすれば、同一ビュー角度でＸ線投影データ収集を開始することができる。
このように、デュアルエネルギー画像再構成部３４は収集開始ビュー角度を合わせておくと、Ｘ線投影データ間の演算、例えば２つのＸ線投影データの加重加算処理などで対応するビューを探す手間がなくなるため処理し易くなる。
この時の１スキャン目，Ｘ線オフしたＩＳＤ期間、２スキャン目を合わせた撮影時間Ｔ＝ｔ１＋ｔ２＋Δｔは０．５８秒となり、被検体の体動もかなり押さえることができる。
At the time of half scan, the dual energy image reconstruction unit 34 at this time stops X-ray projection data collection during Δt, raises the X-ray tube voltage, and collects X-ray projection data for the second scan. For example, X-ray projection data collection can be started at the same view angle.
As described above, when the acquisition start view angle is matched, the dual energy image reconstruction unit 34 has the trouble of searching for a corresponding view by calculation between X-ray projection data, for example, weighted addition processing of two X-ray projection data. Since it disappears, it becomes easy to process.
At this time, the imaging time T = t1 + t2 + Δt for the first scan, X-ray off ISD period, and the second scan is 0.58 seconds, and the body movement of the subject can be suppressed considerably.
＜デュアルエネルギー撮影：ビューごと、複数ビューごと＞
１つのＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４を有する走査ガントリ２０で、体動を防ぎ、短時間で撮影する別の方法は、Ｘ線管電圧を高速に切り換えながら、ビューごと又は数ビューごとにＸ線データを収集する方法である。
<Dual energy shooting: every view, every view>
Another method for preventing body movement and taking images in a short time with a scanning gantry 20 having one X-ray tube 21 and a multi-row X-ray detector 24 is to change the X-ray tube voltage at high speed for each view or several times. This is a method of collecting X-ray data for each view.
図３は、ビューごと又は複数ビューごとにＸ線管電圧を切り換えるタイミングを示す図である。図３（ａ）で示す撮影方法は、奇数ビューでＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データを収集し、偶数ビューでＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データを収集する。また、図３（ｂ）で示す撮影方法は、複数の連続したビューごとにＸ線管電圧８０ｋＶと、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとのＸ線投影データ収集を交互に繰り返す。 FIG. 3 is a diagram showing timing for switching the X-ray tube voltage for each view or for each of a plurality of views. The imaging method shown in FIG. 3A collects X-ray projection data with an X-ray tube voltage of 80 kV in an odd view and collects X-ray projection data with an X-ray tube voltage of 140 kV in an even view. In the imaging method shown in FIG. 3B, X-ray projection data collection with an X-ray tube voltage of 80 kV and an X-ray tube voltage of 140 kV is alternately repeated for each of a plurality of consecutive views.
この場合、デュアルエネルギー画像再構成部３４は通常１回転でＮビューのＸ線データ収集を行うと、それぞれＮ／２ビューのＸ線投影データで断層像を作成することとなる。このため、撮影視野が大きい肺野部、腹部においては撮影視野の周辺部においてエリアジング・アーチファクト（aliasing artifact）が起きることがある。この場合はビュー方向の補間処理又は加重加算処理で補う。 In this case, when the dual energy image reconstruction unit 34 normally collects X-ray data of N views with one rotation, it generates a tomographic image with X-ray projection data of N / 2 views. For this reason, in the lung field and abdomen having a large field of view, aliasing artifacts may occur in the periphery of the field of view. In this case, it is supplemented by view direction interpolation processing or weighted addition processing.
＜複数のX線管を有する構成例＞
１つのＸ線管２１で撮影する他に、デュアルエネルギー撮影は複数のＸ線管２１で被検体を撮影する方法がある。
<Configuration example with multiple X-ray tubes>
In addition to imaging with one X-ray tube 21, dual energy imaging includes a method of imaging a subject with a plurality of X-ray tubes 21.
走査ガントリ２０が複数のＸ線管２１を有していれば、各Ｘ線管２１でＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとを分担してＸ線投影データ収集することで一層高速にデュアルエネルギー撮影を行うことができる。また、複数のＸ線管２１は、それぞれのＸ線管２１で最適なフィルタの設置でより簡便にＳ／Ｎよいデュアルエネルギー断層像を得ることができる。以下はその構成例を示す If the scanning gantry 20 has a plurality of X-ray tubes 21, each X-ray tube 21 shares the X-ray tube voltage 80 kV and the X-ray tube voltage 140 kV and collects X-ray projection data, thereby further increasing the speed. Dual energy photography can be performed. Further, the plurality of X-ray tubes 21 can obtain a dual energy tomographic image with a good S / N more easily by installing an optimum filter in each X-ray tube 21. The following is an example of the configuration
図４Ａ（ａ）は、９０度離れて配置された２つのＸ線管２１と２つの第３世代の多列Ｘ線検出器２４で構成する例である。図４Ａ（ｂ）は２つのＸ線管２１と１つの第３世代の多列Ｘ線検出器２４で構成する例である。図４Ｂ（ｃ）は、１８０度離れて配置された２つのＸ線管２１と２つの第３世代の多列Ｘ線検出器２４で構成する例である。図４Ｂ（ｄ）は、走査ガントリ２０が２つのＸ線管２１を有し、１つの第４世代、つまり３６０度に配置した多列Ｘ線検出器２４を有する構成である。走査ガントリ２０は、このように配置されたＸ線管２１などを有しても良い。 FIG. 4A (a) is an example in which two X-ray tubes 21 and two third-generation multi-row X-ray detectors 24 arranged 90 degrees apart are used. FIG. 4A (b) shows an example in which two X-ray tubes 21 and one third-generation multi-row X-ray detector 24 are used. FIG. 4B (c) is an example configured with two X-ray tubes 21 and two third-generation multi-row X-ray detectors 24 arranged 180 degrees apart. FIG. 4B (d) shows a configuration in which the scanning gantry 20 has two X-ray tubes 21 and one fourth generation, that is, a multi-row X-ray detector 24 arranged at 360 degrees. The scanning gantry 20 may include the X-ray tube 21 and the like arranged as described above.
図５Ａ（ａ）は、３つのＸ線管２１と３つの多列Ｘ線検出器２４で構成する例、図５Ａ（ｂ）は、３つのＸ線管２１と３つのフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の二次元Ｘ線エリア検出器２４で構成する例である。 FIG. 5A (a) is an example constituted by three X-ray tubes 21 and three multi-row X-ray detectors 24, and FIG. 5A (b) shows three X-ray tubes 21 and three flat panel X-ray detectors. This is an example constituted by a two-dimensional X-ray area detector 24 having a matrix structure represented by FIG.
図５Ｂ（ｃ）は、３つのＸ線管２１を持ち１つの３６０度に配置した多列Ｘ線検出器２４で構成する例である。図５Ｂ（ｄ）は、４つのＸ線管２１を持ち４つの多列Ｘ線検出器２４で構成する例である。走査ガントリ２０は、このように配置されたＸ線管２１などを有しても良い。 FIG. 5B (c) shows an example in which the multi-row X-ray detector 24 has three X-ray tubes 21 and is arranged at 360 degrees. FIG. 5B (d) is an example in which four X-ray tubes 21 are provided and four multi-row X-ray detectors 24 are used. The scanning gantry 20 may include the X-ray tube 21 and the like arranged as described above.
＜デュアルエネルギー断層像の画像再構成方法＞
各実施例において、デュアルエネルギー画像再構成部３４は、デュアルエネルギー断層像の造影剤強調画像、カルシウム強調画像、又はデュアルエネルギー比画像を画像再構成する。その方法は、以下のようになる。
<Dual energy tomographic image reconstruction method>
In each embodiment, the dual energy image reconstruction unit 34 reconstructs a contrast agent weighted image, a calcium weighted image, or a dual energy ratio image of a dual energy tomographic image. The method is as follows.
図６（ａ）は投影データ空間におけるデュアルエネルギー撮影の画像再構成方法の概要を示す。 FIG. 6A shows an outline of an image reconstruction method for dual energy imaging in the projection data space.
デュアルエネルギー画像再構成部３４は、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗに加重加算係数ｗ１を乗算し、同様に高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈに加重加算係数−ｗ２を乗算し、定数Ｃ１とともに加重加算処理し、デュアルエネルギー断層像Ｍ−ＣＳＩを作成する。尚、このような負の係数を用いた加算処理を加重減算処理ともいう。
また、デュアルエネルギー画像再構成部３４は、画像空間、断層像空間おいても投影データ空間と同様に加重加算処理することでデュアルエネルギー断層像Ｍ−ＣＳＩを得ることができる。
The dual energy image reconstruction unit 34 multiplies the X-ray projection data R-Low of the low X-ray tube voltage by the weighted addition coefficient w1 and similarly weights the X-ray projection data R-High of the high X-ray tube voltage. Multiply -w2 and perform weighted addition processing together with the constant C1 to create a dual energy tomographic image M-CSI. Note that such an addition process using a negative coefficient is also referred to as a weighted subtraction process.
Also, the dual energy image reconstruction unit 34 can obtain a dual energy tomographic image M-CSI by performing weighted addition processing in the image space and tomographic image space in the same manner as in the projection data space.
これら加重加算係数ｗ１，−ｗ２及び定数Ｃ１は、抽出したい原子、強調したい原子、表示上で消したい原子又は部位により定まる。例えば加重加算処理部はＣＴ値の近い骨、石灰化を構成するカルシウム成分（Ｃａ成分）と、ヨウ素を主成分とする造影剤（Ｉｏｄｉｎｅ成分）とを分離するために、カルシウム成分を表示上で消すと、つまり画素値を０にすると造影剤成分が抽出され、強調して表示することができる。また反対に、加重加算処理部は造影剤成分を表示上で消すと、つまり画素値を０にするとカルシウム成分が抽出され、骨や石灰化の部分を強調して表示することができる。 These weighted addition coefficients w1 and -w2 and the constant C1 are determined by the atom to be extracted, the atom to be emphasized, the atom or part to be deleted on the display. For example, the weighted addition processing unit displays a calcium component on the display in order to separate a bone component having a close CT value, a calcium component (Ca component) constituting calcification, and a contrast agent (Iodine component) containing iodine as a main component. When erased, that is, when the pixel value is set to 0, the contrast agent component is extracted and can be displayed with emphasis. On the other hand, when the contrast agent component is erased on the display, that is, when the pixel value is set to 0, the calcium component is extracted and the bone and calcified portions can be emphasized and displayed.
この時に用いるＸ線投影データは、前処理部３２が前処理及びビームハードニング補正したＸ線投影データを用いる。特にビームハードニング補正では、各Ｘ線管電圧において水等価でない物質の部分を水等価なＸ線透過経路長にすることにより、水以外の物質のＸ線管電圧依存性をより正しく評価することができる。 As the X-ray projection data used at this time, the X-ray projection data preprocessed by the preprocessing unit 32 and subjected to beam hardening correction is used. In particular, in beam hardening correction, the X-ray tube voltage dependence of substances other than water can be more correctly evaluated by setting the water-equivalent X-ray transmission path length for the non-water-equivalent material at each X-ray tube voltage. Can do.
また、断層像空間においても、前処理部３２により前処理及びビームハードニング補正が補正済であるとすると、デュアルエネルギー画像再構成部３４は、断層像空間でもデュアルエネルギー断層像を画像再構成することができる。
以上より、デュアルエネルギー画像再構成部３４は、断層像空間と投影データ空間とにおいて造影剤強調画像、カルシウム強調画像を作成することができる。
In the tomographic image space, if the preprocessing and the beam hardening correction have been corrected by the preprocessing unit 32, the dual energy image reconstruction unit 34 reconstructs a dual energy tomographic image in the tomographic image space. be able to.
As described above, the dual energy image reconstruction unit 34 can create a contrast agent emphasized image and a calcium emphasized image in the tomographic image space and the projection data space.
図６（ｂ）は、例えば、グラフの縦軸にＸ線管電圧８０ｋＶの断層像での各画素値を取り、横軸にＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像での各画素値を取った図である。これにより、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとのカルシウムの画素や造影剤の主成分であるヨウ素の画素値は、図中のカルシウムの直線及びその近傍の分布範囲ＤＲ−Ｃａや、ヨウ素の直線及びその近傍の分布範囲ＤＲ−Ｉｏに入る。 FIG. 6B is a diagram in which, for example, each pixel value in a tomographic image with an X-ray tube voltage of 80 kV is taken on the vertical axis and each pixel value in a tomographic image with an X-ray tube voltage of 140 kV is taken on the horizontal axis. It is. Thereby, the pixel value of calcium with the X-ray tube voltage of 80 kV and the X-ray tube voltage of 140 kV and the pixel value of iodine as the main component of the contrast agent are the calcium straight line in the figure and the distribution range DR-Ca in the vicinity thereof, It enters the straight line of iodine and the distribution range DR-Io in the vicinity thereof.
例えば、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像の画素値をｇ８０（ｘ，ｙ）とし、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の画素値をｇ１４０（ｘ，ｙ）とすると、画素値のデュアルエネルギー比ｒ（ｘ，ｙ）は、ｇ８０（ｘ，ｙ）／ｇ１４０（ｘ，ｙ）で求めることができる。 For example, if the pixel value of a tomographic image with an X-ray tube voltage of 80 kV is g80 (x, y) and the pixel value of a tomographic image with an X-ray tube voltage of 140 kV is g140 (x, y), the dual energy ratio r of the pixel values (X, y) can be obtained by g80 (x, y) / g140 (x, y).
このデュアルエネルギー比ｒ（ｘ，ｙ）は、グラフの直線の傾きを表し、実効質量数を表す。この実効質量数は原子によって異なる値となるため、デュアルエネルギー画像再構成部３４は、物質ごとに分離又は差を強調することができる。この傾きは骨では約１．５前後、造影剤では約１．７〜１．８の値を取る。 This dual energy ratio r (x, y) represents the slope of the straight line of the graph and represents the effective mass number. Since the effective mass number varies depending on the atom, the dual energy image reconstruction unit 34 can emphasize separation or difference for each substance. This slope takes a value of about 1.5 for bones and about 1.7 to 1.8 for contrast agents.
また、このデュアルエネルギー比ｒ（ｘ，ｙ）の傾きの範囲で各画素を分類することで、デュアルエネルギー画像再構成部３４は、物質の成分分析又は組成分析を行うことができ、値によりカラーマップを割り付けてやることで、各原子又は各物質の色分けも行うことができる。 Further, by classifying each pixel in the range of the gradient of the dual energy ratio r (x, y), the dual energy image reconstruction unit 34 can perform component analysis or composition analysis of the substance, and color by the value. By assigning a map, each atom or each substance can be color-coded.
次に、上述の画像処理装置３５の動作について、実施例を用いてさらに詳細に説明する。 Next, the operation of the above-described image processing apparatus 35 will be described in further detail using an embodiment.
本実施例においては、上記のデュアルエネルギー撮影を行い、そのデュアルエネルギー比によるｚ方向に連続した断層像である三次元画像おいて三次元ラベリング処理を行い石灰化領域及び造影剤領域の抽出を行う。画像処理部３５は、三次元ラベリング処理、論理フィルタやモフォロジフィルタなどを使った排他処理などを行う。 In this embodiment, the above-described dual energy imaging is performed, and a three-dimensional labeling process is performed on a three-dimensional image that is a tomographic image continuous in the z direction based on the dual energy ratio to extract a calcified region and a contrast agent region. . The image processing unit 35 performs a three-dimensional labeling process, an exclusive process using a logical filter, a morphology filter, or the like.
図７はその処理のフローチャートを示す。
ステップＤ２１では、操作者は、スカウト像の撮影をする。
ステップＤ２２では、操作者は、デュアルエネルギー撮影の撮影条件設定を行う。
ステップＤ２３では、走査ガントリ２０は、Ｘ線データ収集を行う。
ステップＤ２４では、画像再構成部３３は、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データを画像再構成する。
FIG. 7 shows a flowchart of the processing.
In step D21, the operator takes a scout image.
In step D22, the operator sets shooting conditions for dual energy shooting.
In step D23, the scanning gantry 20 collects X-ray data.
In step D24, the image reconstruction unit 33 reconstructs X-ray projection data having an X-ray tube voltage of 80 kV.
ステップＤ２５では、画像再構成部３３は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データを画像再構成する。
ステップＤ２６では、デュアルエネルギー画像再構成部３４は、ステップＤ２４で得た画像とステップ２５で得た画像の各画素同士の画素値の比からなるデュアルエネルギー比画像を得る。ここでは、デュアルエネルギー比の断層像又はデュアルエネルギー比のｚ方向に連続した断層像からなる三次元画像等を得ることができるが、以下、三次元画像を得た場合を一例として挙げる。
In Step D25, the image reconstruction unit 33 reconstructs X-ray projection data having an X-ray tube voltage of 140 kV.
In step D26, the dual energy image reconstruction unit 34 obtains a dual energy ratio image including a ratio of pixel values of pixels of the image obtained in step D24 and the image obtained in step 25. Here, a tomographic image with a dual energy ratio or a three-dimensional image composed of tomographic images continuous in the z direction with a dual energy ratio can be obtained. Hereinafter, a case where a three-dimensional image is obtained will be described as an example.
ステップＤ２７では、画像処理部３５の２値化処理部３６は、デュアルエネルギー比の範囲ＤＲを定めて２値化処理を行う。
ステップＤ２８では、排他処理部３８は、ノイズ除去処理を行う。
ステップＤ２９では、ラベリング部３７は、三次元ラベリング処理を行う。
In step D27, the binarization processing unit 36 of the image processing unit 35 performs binarization processing by determining the range DR of the dual energy ratio.
In step D28, the exclusive processing unit 38 performs noise removal processing.
In step D29, the labeling unit 37 performs a three-dimensional labeling process.
ステップＤ３０では、ノイズは少ないかを判断し、ＹＥＳであればステップＤ３１へ、ＮＯであればステップＤ３４へ行く。つまり、三次元ラベリング処理で得るラベル数より、ラベル数がある一定のしきい値より大きければノイズが多いと判断し、小さければノイズが少ないと判断する。 In step D30, it is determined whether there is little noise. If YES, the process goes to step D31, and if NO, the process goes to step D34. That is, if the number of labels is larger than a certain threshold value than the number of labels obtained by the three-dimensional labeling process, it is determined that there is more noise, and if it is smaller, it is determined that there is less noise.
ステップＤ３１では、すべてのデュアルエネルギー比の範囲ＤＲが処理済みか否かを判断し、ＹＥＳであればステップＤ３２へ行き、ＮＯであればステップＤ３３へ行く。 In step D31, it is determined whether or not all the dual energy ratio ranges DR have been processed. If YES, the process goes to step D32. If NO, the process goes to step D33.
ステップＤ３２では、三次元ラベリング処理で特定した画素領域に対応する、例えば石灰化領域や造影剤領域の画像を表示することができる。
ステップＤ３３では、次のデュアルエネルギー比の範囲ＤＲを設定する。その後、ステップＤ２７へ戻る。
In Step D32, for example, an image of a calcification region or a contrast agent region corresponding to the pixel region specified by the three-dimensional labeling process can be displayed.
In step D33, the next dual energy ratio range DR is set. Thereafter, the process returns to Step D27.
ステップＤ３４では、デュアルエネルギー比の範囲ＤＲは適切かを判断し、ＹＥＳであればステップＤ２８へ戻り、ＮＯであればステップＤ３５へ行く。つまり、デュアルエネルギー比の範囲ＤＲを少し変化させてもラベル数が変化しない場合はデュアルエネルギー比の範囲ＤＲが適切と判断され、再度ステップＤ２８とステップＤ２９との処理を行う。もしデュアルエネルギー比の範囲ＤＲを少し変化させてラベル数が大きく変化するようであれば、デュアルエネルギー比の範囲ＤＲが適切でないとしてステップＤ３５に行く。 In Step D34, it is determined whether the range DR of the dual energy ratio is appropriate. If YES, the process returns to Step D28, and if NO, the process goes to Step D35. That is, if the number of labels does not change even if the range DR of the dual energy ratio is slightly changed, it is determined that the range DR of the dual energy ratio is appropriate, and the processes of Step D28 and Step D29 are performed again. If the dual energy ratio range DR is slightly changed and the number of labels changes greatly, it is determined that the dual energy ratio range DR is not appropriate, and the process goes to step D35.
ステップＤ３５では、デュアルエネルギー比の範囲ＤＲを変更する。その後、ステップＤ２７へ戻る。つまり、三次元連続領域の数であるラベル数が多ければｒ１を±Δｒ、又はｒ２を±Δｒにし、三次元連続領域の数が減少する方向にデュアルエネルギー比の範囲ＤＲを調整する。そのデュアルエネルギー比の範囲ＤＲをより適切な範囲に変更して再度ステップＤ２７からステップＤ３０までの処理を行う。
尚、上述のＤ２７からＤ３５までが、画像処理部３５の動作である。
In step D35, the range DR of the dual energy ratio is changed. Thereafter, the process returns to Step D27. That is, if the number of labels, which is the number of three-dimensional continuous regions, is large, r1 is set to ± Δr or r2 is set to ± Δr, and the dual energy ratio range DR is adjusted in the direction in which the number of three-dimensional continuous regions decreases. The range DR of the dual energy ratio is changed to a more appropriate range, and the processing from step D27 to step D30 is performed again.
Note that the operations from D27 to D35 described above are operations of the image processing unit 35.
次に、ステップＤ２６からのステップを、より詳細に説明する。 Next, the steps from step D26 will be described in more detail.
ステップＤ２６においては、デュアルエネルギー画像再構成部３４は、デュアルエネルギー比の範囲ＤＲの設定を図８（ａ）のように行う。例えば、デュアルエネルギー画像再構成部３４は、このうちのデュアルエネルギー比の範囲ＤＲ２はカルシウム又は骨を検出するための範囲として設定し、デュアルエネルギー比の範囲ＤＲ３を造影剤又はヨウ素を検出するための範囲に設定することができる。 In step D26, the dual energy image reconstruction unit 34 sets the range DR of the dual energy ratio as shown in FIG. For example, the dual energy image reconstruction unit 34 sets the dual energy ratio range DR2 as a range for detecting calcium or bone, and the dual energy ratio range DR3 for detecting a contrast agent or iodine. Can be set to a range.
ステップＤ２７においては、２値化処理部３６は、ステップＤ２６で設定したデュアルエネルギー比の範囲ＤＲに基づいて、しきい値処理によりｚ方向に連続する三次元画像を２値化処理する。例えば、２値化処理は図８（ｂ）のステップＤ２７に示すように、あらかじめ定めたデュアルエネルギー比の範囲ＤＲ（ｒ１，ｒ２）を“１”に、その他の（−∞，ｒ１），（ｒ２，∞）の範囲を“０”にすることを行う。 In step D27, the binarization processing unit 36 binarizes the three-dimensional image continuous in the z direction by threshold processing based on the dual energy ratio range DR set in step D26. For example, in the binarization process, as shown in step D27 of FIG. 8B, a predetermined dual energy ratio range DR (r1, r2) is set to “1”, and other (−∞, r1), ( The range of (r2, ∞) is set to “0”.
ステップＤ２８においては、排他処理部３８は、２値化したｚ方向に連続したデュアルエネルギー比の断層像による三次元画像に対して、論理フィルタ又はモフォロジフィルタにより孤立点などを除去する。図８（ｂ）のステップＤ２８は孤立点などを除去した例を示す。また、孤立点や小さな連続領域を消去することは、孤立点除去の論理フィルタやモフォロジフィルタをかける他に、“１画素収縮論理フィルタ”をかけた後に“１画素膨張論理フィルタ”をかけることでも消去できる。 In step D <b> 28, the exclusion processing unit 38 removes isolated points or the like from the binarized three-dimensional image by the dual energy ratio tomographic image continuous in the z direction by using a logical filter or a morphology filter. Step D28 in FIG. 8B shows an example in which isolated points are removed. In addition to erasing isolated points and small continuous regions, in addition to applying isolated point removal logic filters and morphology filters, applying “one pixel expansion logic filter” after applying “one pixel expansion logic filter” is also possible. Can be erased.
ステップＤ２９においては、ラベリング部３７は、三次元ラベリング処理を行い、三次元連続領域ごとに連続領域番号付け処理を行う。図８（ｂ）のステップＤ２９はその例を示し、連続領域ごとにＬＢ１、ＬＢ２・・・ＬＢ５とラベリングを行う。なお、三次元ラベリング処理は三次元濃度ヒストグラム測定を追加することで、各三次元連続領域の体積を求め、体積の小さい領域をノイズ領域として除去することもできる。 In step D29, the labeling unit 37 performs a three-dimensional labeling process, and performs a continuous area numbering process for each three-dimensional continuous area. Step D29 in FIG. 8B shows an example, and labeling with LB1, LB2,... LB5 is performed for each continuous region. In the three-dimensional labeling process, by adding a three-dimensional density histogram measurement, the volume of each three-dimensional continuous region can be obtained, and a region with a small volume can be removed as a noise region.
本実施例はこのデュアルエネルギー比のある範囲を区分することで、三次元画像から石灰化領域及び造影剤領域を三次元連続領域として抽出することができる。 In the present embodiment, the calcified region and the contrast agent region can be extracted from the three-dimensional image as a three-dimensional continuous region by dividing the range having the dual energy ratio.
本実施例においては、デュアルエネルギー撮影を行い、各々の物質の強調画像の三次元画像に対して三次元ラベリング処理を用いて領域区分を行い石灰化領域及び造影剤領域の抽出を行う。 In the present embodiment, dual energy imaging is performed, and a three-dimensional labeling process is performed on a three-dimensional image of each substance emphasized image to extract a calcified region and a contrast agent region.
図９はその処理のフローチャートを示す。また、デュアルエネルギー撮影のフローチャートは、実施例１の図７のフローチャートと同様なのでデュアルエネルギー撮影としてまとめて表示してある。
ステップＤ４１では、デュアルエネルギー画像再構成部３４は、デュアルエネルギー断層像であるカルシウム強調画像と、造影剤強調画像とを画像再構成する。この時の画像再構成は画像空間での加重加算処理でも良いし、Ｘ線投影データ空間での加重加算処理でも良い。
FIG. 9 shows a flowchart of the processing. Further, since the flowchart of the dual energy imaging is the same as the flowchart of FIG. 7 of the first embodiment, it is collectively displayed as dual energy imaging.
In step D <b> 41, the dual energy image reconstruction unit 34 reconstructs a calcium enhanced image that is a dual energy tomographic image and a contrast agent enhanced image. The image reconstruction at this time may be a weighted addition process in the image space or a weighted addition process in the X-ray projection data space.
ステップＤ４２では、デュアルエネルギー断層像であるカルシウム強調画像、造影剤強調画像である濃淡画像をモニタ６に画像表示する。
ステップＤ４３では、濃淡画像のノイズ除去処理を行う。ノイズ除去処理は、例えば、三次元平滑化空間フィルタ、三次元中間値フィルタ（メディアンフィルタ）、三次元適応型（アダプティブ）ノイズ低減フィルタなどを行う。デュアルエネルギー撮影の断層像の画像再構成は、ノイズが増える処理であるため、ラベリング処理を行う前に不要なラベル候補となりうるノイズを除去しておく必要がある。
In step D42, a calcium-enhanced image that is a dual energy tomographic image and a grayscale image that is a contrast agent-enhanced image are displayed on the monitor 6.
In Step D43, noise removal processing is performed on the grayscale image. The noise removal processing includes, for example, a three-dimensional smoothing spatial filter, a three-dimensional intermediate value filter (median filter), and a three-dimensional adaptive (adaptive) noise reduction filter. Since the reconstruction of a tomographic image of dual energy imaging is a process that increases noise, it is necessary to remove noise that may be an unnecessary label candidate before performing the labeling process.
ステップＤ４４では、２値化処理部３６は、カルシウム強調画像及び造影剤強調画像を２値化処理する。２値化処理部３６は、カルシウム領域抽出及び造影剤領域抽出のために、あらかじめ撮影条件で設定した範囲で２値化を行う。これにより、カルシウム領域及び造影剤領域の三次元の２値画像ができる。 In step D44, the binarization processing unit 36 binarizes the calcium weighted image and the contrast agent weighted image. The binarization processing unit 36 performs binarization within a range set in advance under imaging conditions for calcium region extraction and contrast agent region extraction. Thereby, the three-dimensional binary image of a calcium area | region and a contrast agent area | region is made.
ステップＤ４５では、排他処理部３８は、２値画像のノイズ除去処理を行う。排他処理部３８は、カルシウム領域及び造影剤領域の三次元の２値画像に対してノイズ除去処理を行う。実施例１と同様に、論理フィルタ又はモフォロジフィルタによる孤立点除去フィルタ、又は１画素収縮フィルタの後に１画素膨張フィルタを用いる。 In step D45, the exclusive processing unit 38 performs noise removal processing on the binary image. The exclusive processing unit 38 performs noise removal processing on the three-dimensional binary image of the calcium region and the contrast agent region. Similar to the first embodiment, a 1-pixel expansion filter is used after an isolated point removal filter by a logic filter or a morphology filter, or a 1-pixel contraction filter.
ステップＤ４６では、ラベリング部３７は、三次元ラベリング処理を行う。なお、この三次元ラベリング処理は、６近傍、１８近傍、２６近傍のラベリング処理を考えることができる。また、図８（ｂ）の三次元ラベリング処理と同様に体積の小さい領域はノイズ領域として除去することでノイズに対して強い処理になる。 In step D46, the labeling unit 37 performs a three-dimensional labeling process. The three-dimensional labeling process can be a labeling process in the vicinity of 6, 18 or 26. Further, similarly to the three-dimensional labeling process of FIG. 8B, the area with a small volume is removed as a noise area, and the process becomes strong against noise.
ステップＤ４７では、連続領域処理部３５は、三次元ラベリング処理で得る三次元連続領域数（ラベル数）で２値化のしきい値が適切かを判断する。２値化のしきい値が適切であればステップＤ４８へ、不適切であればステップＤ４９へ進む。つまり、連続領域処理部３５は、２値化のラベル数が多すぎると不適切と判断する。また、連続領域処理部３５は、２値化のしきい値を少し変化させてみてラベル数があまり変わらないことで２値化のしきい値が適切と判断する。 In step D47, the continuous area processing unit 35 determines whether the binarization threshold is appropriate based on the number of three-dimensional continuous areas (number of labels) obtained by the three-dimensional labeling process. If the binarization threshold is appropriate, the process proceeds to step D48, and if it is inappropriate, the process proceeds to step D49. That is, the continuous area processing unit 35 determines that it is inappropriate if the number of binarized labels is too large. Further, the continuous area processing unit 35 determines that the binarization threshold is appropriate by changing the binarization threshold slightly and the number of labels does not change much.
ステップＤ４８では、適切な２値化のしきい値で抽出したセグメント（三次元連続領域）を表示する。
ステップＤ４９では、２値化のしきい値の変更を行う。その後、ステップＤ４４へ戻り、ステップＤ４７までの処理を行う。
In step D48, the segment (three-dimensional continuous area) extracted with an appropriate binarization threshold is displayed.
In step D49, the binarization threshold value is changed. Then, it returns to step D44 and performs the process up to step D47.
実施例１及び実施例２は、三次元ラベリング処理により連続領域を区別し、その物質の連続領域であるカルシウム領域と造影剤領域とを論理フィルタ処理、又はモフォロジフィルタ処理をすることで重なりをなくした。本実施例はその論理フィルタ処理又はモフォロジフィルタ処理である排他処理を詳述する。 In Example 1 and Example 2, continuous regions are distinguished by three-dimensional labeling processing, and there is no overlap by applying a logical filter process or a morphology filter process to the calcium region and the contrast agent region which are continuous regions of the substance. did. The present embodiment details the exclusive process which is the logical filter process or the morphology filter process.
図１０は排他処理の概要を示す。図１０では二次元で描いているが、実際は三次元である。図１１はその処理のフローチャートを示す。図１１は代表してデュアルエネルギー比について書いているが、物質の強調画像においても同様に処理することができる。 FIG. 10 shows an overview of the exclusion process. In FIG. 10, it is drawn in two dimensions, but it is actually three-dimensional. FIG. 11 shows a flowchart of the processing. Although FIG. 11 shows the dual energy ratio as a representative, the same processing can be applied to an emphasized image of a substance.
ステップＬ１では、排他処理部３８は、領域区分した石灰化領域と造影剤領域との三次元画像を入力する。ｎ＝１とする。デュアルエネルギー比約１．５±εのデュアルエネルギー比範囲を２値化した石灰化三次元領域Ｃａと、デュアルエネルギー比約１．７〜１．８とのデュアルエネルギー比範囲を２値化した造影剤三次元領域Ｉｏを入力する。ｎを初期化して１にする。また、このときのεは０．０５程度の微小な値とする。 In step L1, the exclusion processing unit 38 inputs a three-dimensional image of the calcified region and the contrast agent region that are segmented. Let n = 1. Calcified three-dimensional region Ca in which the dual energy ratio range of about 1.5 ± ε is binarized and contrast enhancement in which the dual energy ratio range of about 1.7 to 1.8 is binarized The agent three-dimensional area Io is input. n is initialized to 1. In addition, ε at this time is set to a minute value of about 0.05.
ステップＬ２では、排他処理部３８は、三次元画像の石灰化領域と造影剤領域との重なり領域を求める。
ステップＬ３では、排他処理部３８は、石灰化領域と造影剤領域との論理和をマスク画像Ｍ１とする。
ステップＬ４では、排他処理部３８は、重なり領域はあるかを判断し、ＹＥＳであればステップＬ５へ行き、ＮＯであれば終了する。
In step L2, the exclusion processing unit 38 obtains an overlapping area between the calcified area and the contrast agent area of the three-dimensional image.
In step L3, the exclusive processing unit 38 sets a logical sum of the calcification region and the contrast agent region as the mask image M1.
In step L4, the exclusive processing unit 38 determines whether there is an overlapping region. If YES, the process goes to step L5, and if NO, the process ends.
ステップＬ５では、排他処理部３８は、石灰化領域と造影剤領域とを収縮させる。１回１画素分収縮する論理フィルタをかけた後に、石灰化三次元領域Ｃａと造影剤三次元領域Ｉｏとの間に重なりがあるかをステップＬ６で見る。この収縮処理は重なりがなくなるまで繰り返し、ステップＬ７でその回数ｎを数える。
ステップＬ６では、排他処理部３８は、重なり領域があるかを判断し、ＹＥＳであればステップＬ７へ行き、ＮＯであればステップＬ８へ行く。
In step L5, the exclusive processing unit 38 contracts the calcification region and the contrast agent region. After applying a logical filter that contracts by one pixel at a time, it is checked in step L6 whether there is an overlap between the calcified three-dimensional region Ca and the contrast agent three-dimensional region Io. This contraction process is repeated until there is no overlap, and the number n is counted in step L7.
In step L6, the exclusive processing unit 38 determines whether or not there is an overlapping area. If YES, the process goes to step L7, and if NO, the process goes to step L8.
ステップＬ７では、ｎ＝ｎ＋１とする。その後、ステップＬ５へ戻る。
ステップＬ８では、排他処理部３８は、石灰化領域と造影剤領域とをｎ回分排他的膨張する。排他的膨張論理フィルタを用いて石灰化三次元領域Ｃａと造影剤三次元領域Ｉｏとが重ならないようにｎ回分、つまりｎ画素分膨張させる。
In step L7, n = n + 1. Thereafter, the process returns to Step L5.
In step L8, the exclusive processing unit 38 exclusively expands the calcification region and the contrast agent region n times. Using the exclusive expansion logic filter, the calcified three-dimensional area Ca and the contrast medium three-dimensional area Io are expanded n times, that is, n pixels.
ステップＬ９では、排他処理部３８は、ステップＬ３のマスク画像Ｍ１と論理積とを求める。ステップＬ８で排他的膨張を行った際に、元の石灰化三次元領域Ｃａや造影剤三次元領域Ｉｏより大きくなっている領域があれば、ステップＬ３で作成したマスク画像Ｍ１と論理積とを取ることにより、はみ出し部分を縮小又は削りとることができる。
ステップＬ１０では、重なりをなくした石灰化領域と造影剤領域とを得て画像表示する。
In step L9, the exclusive processing unit 38 obtains the mask image M1 and the logical product of step L3. If there is a region larger than the original calcified three-dimensional region Ca or contrast agent three-dimensional region Io when the exclusive expansion is performed in step L8, the mask image M1 created in step L3 and the logical product are obtained. By removing, the protruding portion can be reduced or scraped.
In step L10, the calcified region and the contrast agent region from which the overlap is eliminated are obtained and displayed as an image.
排他的膨張の論理フィルタは、２つの三次元の領域を大きく膨張させる際に、領域が接している所をそれ以上膨張することなく、領域が接していない所を膨張する処理である。この処理は二次元の領域についても四次元の領域についても同様に処理できる。 The exclusive expansion logical filter is a process of expanding two non-contact regions without expanding further where the regions are in contact, when expanding two three-dimensional regions greatly. This process can be similarly performed for a two-dimensional region and a four-dimensional region.
本実施例においては論理フィルタを用いているが、モフォロジフィルタを用いても同様に処理できる。本実施例においては、他の物質を抽出した場合、つまり他のデュアルエネルギー比の範囲ＤＲを選択した場合でも同様に行うことはできる。 Although a logical filter is used in this embodiment, the same processing can be performed using a morphology filter. In the present embodiment, the same operation can be performed even when another substance is extracted, that is, when another dual energy ratio range DR is selected.
本実施例では、デュアルエネルギー比の範囲ＤＲごとに領域区分した石灰化領域と造影剤領域とをＣＴ値、ＣＴ値の標準偏差、又はその統計量により分類し、排他処理する方法を示す。 In the present embodiment, a method is shown in which the calcification region and the contrast agent region divided into regions for each range DR of the dual energy ratio are classified according to the CT value, the standard deviation of the CT value, or the statistic thereof, and exclusive processing is performed.
図１２（ａ）は、ＣＴ値、ＣＴ値の標準偏差、又はそれらの統計量を用いて重なりを分類する例を示す。また図１２（ａ）の領域は、二次元で描いてあるが実際は三次元である。 FIG. 12A shows an example of classifying the overlap using the CT value, the standard deviation of the CT value, or their statistics. Further, although the region of FIG. 12A is drawn in two dimensions, it is actually three-dimensional.
図１３は、その排他処理のフローチャートを示す。また、図１３は、代表してデュアルエネルギー比について書いているが、物質の強調画像においても同様に処理することができる。
ステップＬ２１では、排他処理部３８は、領域区分した石灰化領域と造影剤領域との三次元画像を入力する。
ステップＬ２２では、排他処理部３８は、三次元画像の石灰化領域と造影剤領域との重なり領域を求める。
FIG. 13 shows a flowchart of the exclusion process. In addition, FIG. 13 shows the dual energy ratio as a representative, but the same processing can be applied to an emphasized image of a substance.
In step L21, the exclusive processing unit 38 inputs a three-dimensional image of the calcified region and the contrast agent region that are segmented.
In step L22, the exclusive processing unit 38 obtains an overlapping region between the calcified region and the contrast agent region of the three-dimensional image.
ステップＬ２３では、排他処理部３８は、石灰化領域と造影剤領域との論理和をマスク画像Ｍ１とする。
ステップＬ２４では、排他処理部３８は、重なり領域があるかを判断し、ＹＥＳであればステップＬ２５へ行き、ＮＯであれば終了する。
In step L23, the exclusive processing unit 38 sets the logical sum of the calcification region and the contrast agent region as the mask image M1.
In step L24, the exclusive processing unit 38 determines whether there is an overlapping region. If YES, the process goes to step L25, and if NO, the process ends.
ステップＬ２５では、排他処理部３８は、重なり領域内のＣＴ値統計量を求める。詳述すると、重なり領域でない石灰化領域のＣＴ値統計量を求め、重なり領域でない造影剤領域のＣＴ値統計量を求め、さらに重なり領域のＣＴ値統計量を求める。この時のＣＴ値の統計量としては、ＣＴ値、標準偏差、それらより計算できる指標値、その他の統計量などを得ることができる。図１２（ｂ）に示すように、石灰化領域の統計量の分布と造影剤領域の統計量の分布とを求め、例えば、“大津の２値化”のアルゴリズムでしきい値を求めて、重なり領域を分類するなどの方法が考えることができる。 In step L25, the exclusive processing unit 38 obtains a CT value statistic in the overlapping region. More specifically, the CT value statistic of the calcified region that is not the overlapping region is obtained, the CT value statistic of the contrast agent region that is not the overlapping region is obtained, and the CT value statistic of the overlapping region is further obtained. As a statistic of the CT value at this time, a CT value, a standard deviation, an index value that can be calculated from them, other statistics, and the like can be obtained. As shown in FIG. 12 (b), the distribution of statistics of the calcification region and the distribution of statistics of the contrast agent region are obtained. For example, the threshold value is obtained by an algorithm of “binarization of Otsu”, Methods such as classifying overlapping regions can be considered.
ステップＬ２６では、排他処理部３８は、重なり領域内の画素の分類を行う。
ステップＬ２７では、排他処理部３８は、造影剤領域又は石灰化領域の２値領域のノイズ除去を行う。ステップＬ２６の重なり領域を分類した画素の集まりが三次元連続領域になると限らないため、造影剤領域又は石灰化領域の２値領域のノイズ除去を行う。
ステップＬ２８では、重なりをなくした石灰化領域と造影剤領域とを得て画像表示する。
In step L26, the exclusive processing unit 38 classifies the pixels in the overlapping area.
In step L27, the exclusion processing unit 38 performs noise removal on the binary region of the contrast agent region or the calcification region. Since the collection of pixels that classify the overlapping region in step L26 is not necessarily a three-dimensional continuous region, noise removal is performed on the binary region of the contrast agent region or the calcification region.
In Step L28, the calcified region and the contrast agent region from which the overlap is eliminated are obtained and displayed as an image.
本発明は、以上のような実施例によりにデュアルエネルギー断層像の領域を区分することで、造影血管部分を確実に捕らえることができるため、造影剤追跡撮影にも応用できる。例えば、造影剤追跡撮影は可変ピッチヘリカルスキャンをすることで、ヘリカルピッチを最適化しながら造影剤の先端を追跡できる。この撮影方法は、Ｘ線管２１の位置制御の最適化、被検体の被曝低減を行うことができる。 The present invention can be applied to contrast medium tracking imaging because the region of the dual energy tomographic image is segmented according to the embodiment as described above so that the contrast blood vessel portion can be reliably captured. For example, in contrast agent tracking imaging, the tip of the contrast agent can be tracked while optimizing the helical pitch by performing variable pitch helical scanning. This imaging method can optimize the position control of the X-ray tube 21 and reduce the exposure of the subject.
以上のＸ線ＣＴ装置１００は、コンベンショナルスキャン又はヘリカルスキャンでの断層像又は三次元画像、又は時系列三次元画像である四次元画像に対して同一物質ごとの領域抽出処理、領域区分を実現するＸ線ＣＴ装置を実現する効果がある。 The above X-ray CT apparatus 100 realizes region extraction processing and region division for each same substance on a tomographic image or three-dimensional image in a conventional scan or a helical scan, or a four-dimensional image that is a time-series three-dimensional image. There is an effect of realizing an X-ray CT apparatus.
本実施例においては、低いＸ線管電圧として８０ｋＶを高いＸ線管電圧として１４０ｋＶを用いているが、他のＸ線管電圧を用いても同様の効果を出すことができる。
また、本実施例においては、抽出したい領域又は強調したい領域として造影剤領域、石灰化領域、骨領域を用いているが、他の物質による領域においても同様の効果を出すことができる。
In this embodiment, 80 kV is used as the low X-ray tube voltage and 140 kV is used as the high X-ray tube voltage, but the same effect can be obtained even if other X-ray tube voltages are used.
In the present embodiment, the contrast agent region, the calcification region, and the bone region are used as the region to be extracted or the region to be emphasized. However, the same effect can be obtained in a region made of another substance.
本実施例においては、デュアルエネルギー撮影によるデュアルエネルギー比、又は各物質の強調画像を三次元画像処理により三次元ラベリング処理を行っているが、断層像ごとに二次元画像処理により二次元ラベリング処理を行っても同様な効果を得ることができる。 In the present embodiment, the dual energy ratio by dual energy imaging, or the three-dimensional labeling processing of the emphasized image of each substance by three-dimensional image processing is performed. The same effect can be obtained even if it goes.
なお、本実施例における画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による三次元画像再構成法でもよい。さらに、他の三次元画像再構成方法でもよい。又は二次元画像再構成でも良い。 Note that the image reconstruction method in the present embodiment may be a three-dimensional image reconstruction method by a conventionally known Feldkamp method. Furthermore, other three-dimensional image reconstruction methods may be used. Alternatively, two-dimensional image reconstruction may be used.
本実施例では、コンベンショナルスキャンとヘリカルスキャンとを代表して記載しているが、シネスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンの場合についても同様に効果を出すことができる。
本実施例では、Ｘ線ＣＴ装置を元について記載されているが、他の装置と組み合わせたＸ線ＣＴ−ＰＥＴ装置，Ｘ線ＣＴ−ＳＰＥＣＴ装置などにおいても利用できる。
In this embodiment, the conventional scan and the helical scan are described as representatives, but the same effect can be obtained in the case of a cine scan, a variable pitch helical scan, and a helical shuttle scan.
In the present embodiment, the X-ray CT apparatus is originally described, but it can also be used in an X-ray CT-PET apparatus, an X-ray CT-SPECT apparatus, etc. combined with other apparatuses.
１ … 操作コンソール
２ … 入力装置
３ … 中央処理装置 （３２ … 前処理部，３４ … 画像再構成部，３５ … デュアルエネルギー画像再構成部，３５ … 画像処理部， ３６ … ラベリング部，３７ … ラベリング部， ３８ … 排他処理部）
５ … データ収集バッファ
６ … モニタ
７ … 記憶装置
１０ … 撮影テーブル
１２ … クレードル
１５ … 回転部
２０ … 走査ガントリ
２１ … Ｘ線管 （２１−１ … 第１Ｘ線管，２１−２ … 第２Ｘ線管）
２２ … Ｘ線制御部
２３ … コリメータ
２４ … 多列Ｘ線検出器 （２４−１ … 第１多列Ｘ線検出器，２４−２ … 第２多列Ｘ線検出器）
２５ … データ収集装置（ＤＡＳ）
２６ … 回転制御部
２８ … ビーム形成Ｘ線フィルタ
２９ … ガントリ制御部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Operation console 2 ... Input device 3 ... Central processing unit (32 ... Pre-processing part, 34 ... Image reconstruction part, 35 ... Dual energy image reconstruction part, 35 ... Image processing part, 36 ... Labeling part, 37 ... Labeling Part, 38 ... Exclusive processing part)
DESCRIPTION OF SYMBOLS 5 ... Data collection buffer 6 ... Monitor 7 ... Memory | storage device 10 ... Imaging | photography table 12 ... Cradle 15 ... Rotating part 20 ... Scanning gantry 21 ... X-ray tube (21-1 ... 1st X-ray tube, 21-2 ... 2nd X-ray tube )
22 ... X-ray controller 23 ... Collimator 24 ... Multi-row X-ray detector (24-1 ... First multi-row X-ray detector, 24-2 ... Second multi-row X-ray detector)
25 ... Data collection device (DAS)
26 ... Rotation control unit 28 ... Beam forming X-ray filter 29 ... Gantry control unit
Claims (9)
第１のエネルギースペクトルを有するＸ線を用いた前記被検体の撮影により得られた第１投影データと第２のエネルギースペクトルを有するＸ線を用いた前記被検体の撮影により得られた第２投影データとに基づいて得られる物質依存情報画像により、所望の物質の連続領域の特定を行い、前記被検体の撮影により得られた画像における前記所定の物質の連続領域を区分及び／又は抽出することを特徴とする画像処理装置。 In an image processing apparatus that performs image processing using image data obtained by imaging a subject with an X-ray CT apparatus,
First projection data obtained by imaging the subject using X-rays having a first energy spectrum and second projection obtained by imaging the subject using X-rays having a second energy spectrum A continuous region of a desired substance is specified by a substance-dependent information image obtained based on the data, and the continuous region of the predetermined substance in the image obtained by imaging the subject is classified and / or extracted. An image processing apparatus.
ことを特徴とする請求項１ないし請求項５のいずれか一項に記載の画像処理装置。 The image processing apparatus according to any one of claims 1 to 5, wherein continuous regions of a plurality of the substances are extracted and integrated.
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