JP2013027520A - Method and device for generating image, program, and x-ray ct apparatus - Google Patents
Method and device for generating image, program, and x-ray ct apparatus Download PDFInfo
- Publication number
- JP2013027520A JP2013027520A JP2011165178A JP2011165178A JP2013027520A JP 2013027520 A JP2013027520 A JP 2013027520A JP 2011165178 A JP2011165178 A JP 2011165178A JP 2011165178 A JP2011165178 A JP 2011165178A JP 2013027520 A JP2013027520 A JP 2013027520A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- region
- ray
- projection data
- profile
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 85
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 82
- 230000008569 process Effects 0.000 claims abstract description 66
- 238000009499 grossing Methods 0.000 claims abstract description 41
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 15
- 238000013170 computed tomography imaging Methods 0.000 claims description 8
- 230000002708 enhancing effect Effects 0.000 claims description 7
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 2
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 abstract description 17
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 abstract description 10
- 238000010276 construction Methods 0.000 abstract 1
- 230000000116 mitigating effect Effects 0.000 abstract 1
- 230000001172 regenerating effect Effects 0.000 abstract 1
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 51
- 230000006870 function Effects 0.000 description 23
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 10
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 8
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 6
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 5
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 4
- 230000001629 suppression Effects 0.000 description 4
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 3
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 2
- 230000008094 contradictory effect Effects 0.000 description 2
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 230000002040 relaxant effect Effects 0.000 description 2
- 230000007480 spreading Effects 0.000 description 2
- 238000003786 synthesis reaction Methods 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 230000007717 exclusion Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 description 1
- 238000007493 shaping process Methods 0.000 description 1
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 1
- 238000002603 single-photon emission computed tomography Methods 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
本発明は、X線CT(Computed Tomography)画像の画質の最適化技術に関する。 The present invention relates to a technique for optimizing the image quality of an X-ray CT (Computed Tomography) image.
X線CT画像の空間分解能を決定する主要因の一つとして、X線CT装置のX線検出器を構成する検出素子の配列間隔が挙げられる。そのナイキスト(Nyquist)周波数を最大限に引き出して空間分解能を高めようとすると、その高周波成分により、ノイズ(noise)やアーチファクト(artifact)の増大を伴ってしまう。逆に、ノイズやアーチファクトを抑えようとすると、空間分解能が低下してしまう。このように、空間分解能とノイズやアーチファクトの程度とは、通常、トレードオフ(trade off)の関係にある。 One of the main factors that determine the spatial resolution of an X-ray CT image is the arrangement interval of detection elements that constitute the X-ray detector of the X-ray CT apparatus. If an attempt is made to maximize the Nyquist frequency to increase the spatial resolution, the high-frequency component is accompanied by an increase in noise and artifacts. Conversely, if the noise and artifacts are to be suppressed, the spatial resolution is lowered. Thus, the spatial resolution and the degree of noise and artifacts are usually in a trade-off relationship.
そのため、従来のX線CT装置では、再構成される画像の高周波成分を調整することにより、空間分解能とノイズやアーチファクトとのバランス(balance)を取り、実用に耐えるようにしている。すなわち、多くのX線CT装置において、軟部組織領域用である低周波強調の再構成関数や、高コントラスト(contrast)領域用である高周波強調の再構成関数など、種々の周波数強調による再構成関数を提供している(例えば特許文献1,段落[0005]等参照)。 Therefore, the conventional X-ray CT apparatus balances the spatial resolution and noise and artifacts by adjusting the high-frequency component of the reconstructed image so as to be practically used. That is, in many X-ray CT apparatuses, various frequency enhancement reconstruction functions such as a low frequency enhancement reconstruction function for a soft tissue region and a high frequency enhancement reconstruction function for a high contrast (contrast) region. (See, for example, Patent Document 1, paragraph [0005], etc.).
ところで、観察者は、状況により、軟部組織領域と高コントラスト領域の両方を観察したい場合がある。 By the way, the observer may want to observe both the soft tissue region and the high contrast region depending on the situation.
このような場合には、例えば、軟部組織領域用の再構成関数による画像と、高コントラスト領域用の再構成関数による画像とをそれぞれ再構成する。そして、これら2種類の画像を、モニタ(monitor)に同時に表示させたり、切り換えて表示させたりする。 In such a case, for example, an image based on the reconstruction function for the soft tissue region and an image based on the reconstruction function for the high contrast region are reconstructed. Then, these two types of images are displayed on the monitor at the same time, or are switched and displayed.
しかし、この方法では、1つの画像のサイズ(size)が小さくなって見づらくなったり、視線の移動が大きくなったりして、観察作業が煩雑になり、診断効率が悪くなる。 However, with this method, the size of one image becomes small and it becomes difficult to see, or the movement of the line of sight increases, making the observation work complicated and the diagnosis efficiency worsening.
また、さらにこの問題を解決するため、例えば、まず高コントラスト領域用である高周波強調の再構成関数で画像を再構成し、次に、この画像の軟部組織領域だけにノイズ低減処理を行って、軟部組織領域と高コントラスト領域の両方がそれぞれ適当な画質となっている1画像を得る方法も考えられる。 In order to further solve this problem, for example, the image is first reconstructed with a high-frequency enhancement reconstruction function for a high-contrast region, and then noise reduction processing is performed only on the soft tissue region of the image, A method of obtaining one image in which both the soft tissue region and the high contrast region have appropriate image quality is also conceivable.
しかし、この方法では、得られた画像において、軟部組織領域のアーチファクトが強調されるなど、副作用が生じやすい。 However, in this method, side effects such as artifacts in the soft tissue region are emphasized in the obtained image.
このような事情により、X線CT装置により得られる画像において、アーチファクトを抑えつつ、軟部組織領域のノイズを増加させることなく、高コントラスト領域の空間分解能を向上させることが望まれている。 Under such circumstances, it is desired to improve the spatial resolution of the high contrast region in the image obtained by the X-ray CT apparatus while suppressing artifacts and without increasing the noise of the soft tissue region.
第1の観点の発明は、X線CT撮影により得られた撮影対象の投影データ(data)から画像を生成する過程において、投影データ空間にて、データ値のプロファイル(profile)におけるエッジ(edge)領域を強調する処理を行うステップ(step)と、前記投影データ空間または画像空間にて、データ値のコントラストが一定レベル(level)以下の領域に対して、強調を緩和する処理を行うステップとを実行する画像生成方法を提供する。 In the invention of the first aspect, in the process of generating an image from projection data (data) to be imaged obtained by X-ray CT imaging, an edge in a data value profile in the projection data space Performing a process of emphasizing an area, and performing a process of reducing the emphasis on an area where the contrast of data values is below a certain level in the projection data space or the image space. An image generation method to be executed is provided.
第2の観点の発明は、X線CT撮影により得られた撮影対象の投影データから画像を生成する過程において、投影データ空間にて、データ値のプロファイルにおけるエッジ領域を強調する処理を行う手段と、前記過程において、前記投影データ空間または画像空間にて、データ値のコントラストが一定レベル以下の領域に対して、強調を緩和する処理を行う手段とを備えた画像生成装置を提供する。 According to a second aspect of the invention, there is provided means for performing processing for emphasizing an edge region in a profile of data values in a projection data space in a process of generating an image from projection data of an imaging target obtained by X-ray CT imaging. In the above process, there is provided an image generating apparatus comprising means for performing a process of reducing emphasis on an area where the contrast of data values is below a certain level in the projection data space or the image space.
第3の観点の発明は、コンピュータ(computer)を、X線CT撮影により得られた撮影対象の投影データから画像を生成する過程において、投影データ空間にて、データ値のプロファイルにおけるエッジ領域を強調する処理を行う手段と、前記過程において、前記投影データ空間または画像空間にて、データ値のコントラストが一定レベル以下の領域に対して、強調を緩和する処理を行う手段として機能させるためのプログラム(program)を提供する。 According to a third aspect of the invention, an edge region in a profile of data values is emphasized in a projection data space in a process in which a computer generates an image from projection data of an imaging target obtained by X-ray CT imaging. And a program for functioning as a means for performing a process of reducing the emphasis on an area where the contrast of the data value is below a certain level in the projection data space or the image space in the process ( program).
第4の観点の発明は、X線CT撮影を行って撮影対象の投影データを収集し、前記投影データから画像を生成するX線CT装置であって、前記画像を生成する過程において、投影データ空間にて、データ値のプロファイルにおけるエッジ領域を強調する手段と、前記過程において、前記投影データ空間または画像空間にて、データ値のコントラストが一定レベル以下の領域に対して、強調を緩和する処理を行う手段とを備えているX線CT装置を提供する。 A fourth aspect of the invention is an X-ray CT apparatus that performs X-ray CT imaging, collects projection data to be imaged, and generates an image from the projection data. In the process of generating the image, the projection data Means for emphasizing an edge region in a profile of data values in space, and a process for relaxing the emphasis on a region where the contrast of data values is below a certain level in the projection data space or image space in the process An X-ray CT apparatus is provided.
第5の観点の発明は、前記投影データのプロファイルにおけるエッジ領域を強調する強調処理を行う強調手段と、前記プロファイルにおけるコントラストが一定レベル以下の領域を平滑化する平滑化処理を行う平滑化手段と、前記強調処理および平滑化処理が行われた前記投影データに基づいて画像を再構成する再構成手段とを備えた上記第4の観点のX線CT装置を提供する。 The invention of the fifth aspect includes an emphasizing means for emphasizing an edge area in the profile of the projection data, and a smoothing means for performing a smoothing process for smoothing an area having a contrast of a certain level or less in the profile. An X-ray CT apparatus according to the fourth aspect, comprising: reconstruction means for reconstructing an image based on the projection data subjected to the enhancement processing and the smoothing processing.
ここで、「平滑化手段」は、「強調を緩和する処理を行う手段」の一例である。 Here, the “smoothing means” is an example of “means for performing a process of reducing emphasis”.
第6の観点の発明は、前記強調処理が、エッジの鋭さが所定範囲内であるエッジ領域のみを強調する処理である上記第5の観点のX線CT装置を提供する。 The invention according to a sixth aspect provides the X-ray CT apparatus according to the fifth aspect, wherein the enhancement process is a process for enhancing only an edge region whose edge sharpness is within a predetermined range.
第7の観点の発明は、前記強調処理が、前記投影データのプロファイルの高周波成分を表すプロファイルにおけるデータ値が正の第1の閾値以上であり所望の上限値以下である領域と、前記データ値が負の第2の閾値以下であり所望の下限値以上である領域とを強調する処理である上記第6の観点のX線CT装置を提供する。 According to a seventh aspect of the invention, in the enhancement process, the data value in the profile representing the high frequency component of the profile of the projection data is a region where the data value is not less than a first positive threshold value and not more than a desired upper limit value, and the data value The X-ray CT apparatus according to the sixth aspect, which is a process for emphasizing a region that is less than or equal to a negative second threshold value and greater than or equal to a desired lower limit value.
第8の観点の発明は、前記強調処理が、前記投影データのチャネル(channel)方向、列方向およびビュー(view)方向の少なくとも一つのプロファイルにおいて行われる上記第5の観点から第7の観点のいずれか一つの観点のX線CT装置を提供する。 According to an eighth aspect of the present invention, there is provided the method according to the fifth to seventh aspect, wherein the enhancement processing is performed in at least one profile of a channel direction, a column direction, and a view direction of the projection data. An X-ray CT apparatus according to any one aspect is provided.
第9の観点の発明は、前記平滑化処理が、前記投影データのプロファイルの高周波成分を表すプロファイルにおけるデータ値が正の第3の閾値以下であり負の第4の閾値以上である領域を平滑化する処理である上記第5の観点から第8の観点のいずれか一つの観点のX線CT装置を提供する。 According to a ninth aspect of the invention, the smoothing process smoothes an area in which a data value in a profile representing a high frequency component of the profile of the projection data is equal to or smaller than a positive third threshold and equal to or greater than a negative fourth threshold. An X-ray CT apparatus according to any one of the fifth to eighth aspects is provided.
第10の観点の発明は、前記平滑化処理が、前記投影データのチャネル方向、列方向およびビュー方向の少なくとも一つのプロファイルにおいて行われる上記第7の観点から第11の観点のいずれか一つの観点のX線CT装置を提供する。 According to a tenth aspect of the present invention, in any one of the seventh to eleventh aspects, the smoothing process is performed in at least one profile of a channel direction, a column direction, and a view direction of the projection data. An X-ray CT apparatus is provided.
第11の観点の発明は、前記投影データのプロファイルにおけるエッジ領域を強調する強調処理を行う強調手段と、前記強調処理が行われた前記投影データに基づいて第1の画像を再構成する第1の再構成手段と、前記強調処理が行われていない前記投影データに基づいて第2の画像を再構成する第2の再構成手段と、前記第1の画像または第2の画像において、コントラストが一定レベルを超える第1の領域に前記第1の画像の対応領域の画像を充てており、コントラストが該一定レベル以下である第2の領域に前記第2の画像の対応領域の画像を充てた画像を生成する生成手段とを備えた上記第4の観点のX線CT装置を提供する。 According to an eleventh aspect of the present invention, there is provided enhancement means for performing enhancement processing for enhancing edge regions in the profile of the projection data, and first reconstruction of a first image based on the projection data on which the enhancement processing has been performed. In the reconstructing means, the second reconstructing means for reconstructing the second image based on the projection data not subjected to the enhancement processing, and the first image or the second image, the contrast is An image of a corresponding area of the first image is filled in a first area exceeding a certain level, and an image of the corresponding area of the second image is filled in a second area having a contrast equal to or less than the certain level. There is provided an X-ray CT apparatus according to the fourth aspect, comprising generation means for generating an image.
ここで、「第1の再構成手段」、「第2の再構成手段」および「生成手段」は、「強調を緩和する処理を行う手段」の一例である。 Here, the “first reconstruction unit”, the “second reconstruction unit”, and the “generation unit” are examples of “a unit that performs processing for relaxing the emphasis”.
第12の観点の発明は、前記強調処理が、前記投影データの高周波成分を表すプロファイルにおけるデータ値が正の第1の閾値以上である領域と、前記データ値が負の第2の閾値以下である領域とを強調する処理である上記第11の観点のX線CT装置を提供する。 In the invention according to a twelfth aspect, the enhancement processing is performed when the data value in the profile representing the high frequency component of the projection data is greater than or equal to the first positive threshold value and the data value is equal to or smaller than the second negative threshold value. The X-ray CT apparatus according to the eleventh aspect, which is processing for emphasizing a certain region, is provided.
第13の観点の発明は、前記強調処理が、前記投影データのチャネル方向、列方向およびビュー方向の少なくとも一つのプロファイルにおいて行われる上記第11の観点または第12の観点のX線CT装置を提供する。 The invention according to a thirteenth aspect provides the X-ray CT apparatus according to the eleventh aspect or the twelfth aspect, wherein the enhancement processing is performed in at least one profile of a channel direction, a column direction, and a view direction of the projection data. To do.
第14の観点の発明は、前記第1の領域が、前記第1の画像または第2の画像における、画素値のバラツキの程度が一定レベルを超える領域であり、前記第2の領域が、該バラツキの程度が該一定レベル以下である領域である上記第11の観点から第13の観点のいずれか一つの観点のX線CT装置を提供する。 In a fourteenth aspect of the invention, the first area is an area where the degree of pixel value variation in the first image or the second image exceeds a certain level, and the second area An X-ray CT apparatus according to any one of the eleventh to thirteenth aspects, wherein the degree of variation is an area that is equal to or less than the predetermined level.
第15の観点の発明は、前記第1の領域が、前記第1の画像または第2の画像の所望方向の高周波成分を表すプロファイルにおけるデータ値が一定レベルを超える領域であり、前記第2の領域が、該データ値が該一定レベル以下である領域である上記第11の観点から第13の観点のいずれか一つの観点のX線CT装置を提供する。 In a fifteenth aspect of the invention, the first area is an area in which a data value in a profile representing a high-frequency component in a desired direction of the first image or the second image exceeds a certain level. The X-ray CT apparatus according to any one of the eleventh to thirteenth aspects is provided, wherein the area is an area where the data value is equal to or less than the certain level.
第16の観点の発明は、前記第1および第2の閾値が、前記第1の再構成手段が画像の再構成に用いる再構成関数の種類に応じて変化する上記第7の観点または第12の観点のX線CT装置を提供する。 The invention according to a sixteenth aspect is the seventh aspect or the twelfth aspect, wherein the first and second threshold values change according to a type of a reconstruction function used by the first reconstruction unit for image reconstruction. The X-ray CT apparatus of the viewpoint is provided.
第17の観点の発明は、前記強調処理が、先鋭化処理である上記第5の観点から第16の観点のいずれか一つの観点のX線CT装置を提供する。 The invention of the seventeenth aspect provides the X-ray CT apparatus according to any one of the fifth to sixteenth aspects, wherein the enhancement process is a sharpening process.
上記観点の発明によれば、エッジ領域の強調を、アーチファクトの発生要因である過補正の調整が難しい再構成関数や画像空間で行うのではなく、過補正の調整が容易な投影データ空間で行い、これに伴う画像上での非高コントラスト領域の不要な強調や、本来的に発生するノイズを抑える処理を、投影データ空間または画像空間で行うことができ、再構成画像において、アーチファクトを抑えつつ、軟部組織領域のノイズを増加させることなく、高コントラスト領域の空間分解能を向上させることができる。 According to the above aspect of the invention, the enhancement of the edge region is not performed in the reconstruction function or the image space in which the overcorrection that is the cause of the artifact is difficult to adjust, but in the projection data space in which the overcorrection is easily adjusted. Therefore, unnecessary enhancement of non-high-contrast areas on the image and processing to suppress noise that is inherently generated can be performed in the projection data space or the image space, while suppressing artifacts in the reconstructed image. The spatial resolution of the high contrast region can be improved without increasing the noise of the soft tissue region.
以下、発明の実施形態について説明する。なお、これにより発明が限定されるものではない。 Embodiments of the invention will be described below. However, this does not limit the invention.
(第一実施形態)
図1は、第一実施形態に係るX線CT装置の構成を概略的に示す図である。
(First embodiment)
FIG. 1 is a diagram schematically showing the configuration of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment.
X線CT装置100は、操作コンソール(console)1と、撮影テーブル(table)10と、走査ガントリ(gantry)20とを具備している。 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、操作者からの入力を受け付ける入力装置2と、被検体の撮影を行うための各部の制御や画像を生成するためのデータ処理などを行う中央処理装置3と、走査ガントリ20で取得したデータを収集するデータ収集バッファ(buffer)5と、画像を表示するモニタ(monitor)6と、プログラムやデータなどを記憶する記憶装置7とを具備している。 The operation console 1 includes an input device 2 that receives input from an operator, a central processing unit 3 that performs control of each unit for imaging a subject, data processing for generating an image, and the like, and a scanning gantry 20. A data collection buffer (buffer) 5 that collects acquired data, a monitor 6 that displays images, and a storage device 7 that stores programs, data, and the like are provided.
撮影テーブル10は、被検体40を載せて走査ガントリ20の開口部Bに入れ出しするクレードル(cradle)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(motor)で昇降および水平直線移動される。なお、ここでは、被検体40の体軸方向すなわちクレードル12の水平直線移動方向をz方向、鉛直方向をy方向、z方向およびy方向に垂直な水平方向をx方向とする。 The imaging table 10 includes a cradle 12 on which the subject 40 is placed and put into and out of the opening B of the scanning gantry 20. The cradle 12 is moved up and down and horizontally moved by a motor built in the imaging table 10. Here, the body axis direction of the subject 40, that is, the horizontal linear movement direction of the cradle 12 is the z direction, the vertical direction is the y direction, and the horizontal direction perpendicular to the z direction and the y direction is the x direction.
走査ガントリ20は、回転部15と、回転部15を回転可能に支持する本体部20aとを有する。回転部15には、X線管21と、X線管21を制御するX線コントローラ(controller)22と、X線管21から発生したX線81をファンビーム(fan
beam)或いはコーンビーム(cone beam)に整形するアパーチャ(aperture)23と、被検体40を透過したX線81を検出するX線検出器24と、X線検出器24の出力をX線投影データに変換して収集するDAS(Data Acquisition System)(データ収集装置ともいう)25と、X線コントローラ22,アパーチャ23,DAS25の制御を行う回転部コントローラ26とが搭載されている。本体部20aは、制御信号などを操作コンソール1や撮影テーブル10と通信する制御コントローラ29を具備する。回転部15と本体部20aとは、スリップリング(slip ring)30を介して電気的に接続されている。
The scanning gantry 20 includes a rotating unit 15 and a main body 20a that rotatably supports the rotating unit 15. An X-ray tube 21, an X-ray controller 22 that controls the X-ray tube 21, and an X-ray 81 generated from the X-ray tube 21 are supplied to the rotating unit 15 by a fan beam (fan).
an aperture 23 for shaping into a beam or a cone beam, an X-ray detector 24 for detecting X-rays 81 transmitted through the subject 40, and an output of the X-ray detector 24 as X-ray projection data A DAS (Data Acquisition System) 25 (which is also referred to as a data acquisition device) that converts and collects data and an X-ray controller 22, an aperture 23, and a rotating unit controller 26 that controls the DAS 25 are mounted. The main body 20 a includes a control controller 29 that communicates control signals and the like with the operation console 1 and the imaging table 10. The rotating part 15 and the main body part 20 a are electrically connected via a slip ring 30.
X線管21およびX線検出器24は、被検体40が載置される撮影空間、すなわち走査ガントリ20の空洞部Bを挟んで互いに対向して配置されている。回転部15が回転すると、X線管21およびX線検出器24は、その位置関係を維持したまま、被検体40の周りを回転する。X線管21から放射されアパーチャ23で整形されたファンビーム或いはコーンビームのX線81は、被検体40を透過し、X線検出器24の検出面に照射される。このファンビーム或いはコーンビームのX線81のxy平面における広がり方向をチャネル方向、z方向における広がり方向もしくはz方向そのものを列方向という。 The X-ray tube 21 and the X-ray detector 24 are arranged to face each other with the imaging space in which the subject 40 is placed, that is, the cavity B of the scanning gantry 20 interposed therebetween. When the rotating unit 15 rotates, the X-ray tube 21 and the X-ray detector 24 rotate around the subject 40 while maintaining the positional relationship. A fan beam or cone beam X-ray 81 emitted from the X-ray tube 21 and shaped by the aperture 23 passes through the subject 40 and is irradiated onto the detection surface of the X-ray detector 24. The spreading direction of the X-ray 81 of the fan beam or cone beam in the xy plane is called a channel direction, and the spreading direction in the z direction or the z direction itself is called a column direction.
X線検出器24は、チャネル方向および列方向に配列された複数の検出素子を有している。DAS25は、個々の検出素子で得られた検出信号を個々のチャネルデータに変換し、これらをX線投影データとして収集する。 The X-ray detector 24 has a plurality of detection elements arranged in the channel direction and the column direction. The DAS 25 converts detection signals obtained by individual detection elements into individual channel data and collects these as X-ray projection data.
図2に、第一実施形態における中央処理装置の機能ブロック図を示す。図2に示すように、第一実施形態における中央処理装置3は、機能的には、エッジ領域強調部301、非高コントラスト領域平滑化部302、および画像再構成部303を備えている。 FIG. 2 shows a functional block diagram of the central processing unit in the first embodiment. As shown in FIG. 2, the central processing unit 3 in the first embodiment functionally includes an edge region enhancement unit 301, a non-high contrast region smoothing unit 302, and an image reconstruction unit 303.
エッジ領域強調部301は、X線投影データP1に対して、そのプロファイルにおけるエッジ領域を強調するエッジ領域強調処理を行う。 The edge region enhancement unit 301 performs edge region enhancement processing for enhancing the edge region in the profile for the X-ray projection data P1.
非高コントラスト領域平滑化部302は、X線投影データP1に対して、そのプロファイルにおける非高コントラスト領域を平滑化する非高コントラスト領域平滑化処理を行う。 The non-high contrast region smoothing unit 302 performs non-high contrast region smoothing processing for smoothing the non-high contrast region in the profile on the X-ray projection data P1.
画像再構成部303は、エッジ領域強調処理および非高コントラスト領域平滑化処理が行われた処理済X線投影データP2に基づいて、画像SG1を再構成する。 The image reconstruction unit 303 reconstructs the image SG1 based on the processed X-ray projection data P2 that has been subjected to the edge region enhancement processing and the non-high contrast region smoothing processing.
なお、エッジ領域強調部301は、発明における強調手段の一例であり、非高コントラスト領域平滑化部302は、発明における平滑化手段の一例であり、画像再構成部303は、発明における再構成手段の一例である。 The edge region enhancement unit 301 is an example of enhancement means in the invention, the non-high contrast region smoothing unit 302 is an example of smoothing unit in the invention, and the image reconstruction unit 303 is reconstruction means in the invention. It is an example.
これより、第一実施形態に係るX線CT装置における処理の流れについて説明する。 Hereafter, the flow of processing in the X-ray CT apparatus according to the first embodiment will be described.
図3は、第一実施形態に係るX線CT装置における処理の流れを示すフロー図である。また、図4は、当該処理の要部である、投影データ空間でのエッジ領域強調処理および非高コントラス領域平滑化処理を概念的に示す図である。 FIG. 3 is a flowchart showing the flow of processing in the X-ray CT apparatus according to the first embodiment. FIG. 4 is a diagram conceptually showing edge region enhancement processing and non-high contrast region smoothing processing in the projection data space, which are the main parts of the processing.
ステップ(step)S1では、被検体のスキャン(scan)を行って、複数ビューのX線投影データP0を収集する。各ビューのX線投影データP0は、それぞれ、X線検出器24を構成する検出素子、すなわちチャネル方向および列方向に配列された個々の検出素子により得られたチャネルデータにより構成されている。なお、収集されたX線投影データP0には、通常、ビームハードニング補正、検出器チャネル間特性補正、X線強度補正などを含む前処理が行われるが、ここでは、説明を省略する。 In step S1, the subject is scanned to collect a plurality of views of X-ray projection data P0. The X-ray projection data P0 of each view is constituted by channel data obtained by detection elements constituting the X-ray detector 24, that is, individual detection elements arranged in the channel direction and the column direction. The collected X-ray projection data P0 is usually subjected to preprocessing including beam hardening correction, detector channel-to-channel characteristic correction, X-ray intensity correction, etc., but description thereof is omitted here.
ステップS2では、エッジ領域強調部301が、収集された各ビューのX線投影データに対して、図4(a)に示すように、投影データ空間におけるエッジ領域強調処理を行う。エッジ領域強調処理は、例えば、X線投影データのビュー方向、チャネル方向および列方向の少なくとも一つのプロファイルにおいて行う。 In step S2, the edge region enhancement unit 301 performs edge region enhancement processing in the projection data space as shown in FIG. 4A on the collected X-ray projection data of each view. The edge region enhancement processing is performed, for example, in at least one profile in the view direction, channel direction, and column direction of the X-ray projection data.
図5に、投影データ空間におけるエッジ領域強調処理の一例を示す。 FIG. 5 shows an example of edge region enhancement processing in the projection data space.
図5の例では、まず、図5(a)に示すような、X線投影データのプロファイルf0にハイパスフィルタ(highpass filter)を適用するなどして、図5(b)に示すような、プロファイルf0の高周波成分を表す高周波成分プロファイルf1を得る。 In the example of FIG. 5, first, a profile as shown in FIG. 5B is applied by applying a highpass filter to the profile f0 of the X-ray projection data as shown in FIG. A high frequency component profile f1 representing the high frequency component of f0 is obtained.
次に、図5(c)に示すように、この高周波成分プロファイルf1において、データ値が、所望の第1の閾値Th1(>0)以上となる領域と、所望の第2の閾値Th2(<0)以下となる領域とを、強調処理の対象となるエッジ領域EPとして検出する。 Next, as shown in FIG. 5C, in the high-frequency component profile f1, a region where the data value is equal to or greater than a desired first threshold Th1 (> 0) and a desired second threshold Th2 (< 0) An area that is equal to or less than that is detected as an edge area EP to be subjected to enhancement processing.
ただし、ここでは、高周波成分プロファイルf1におけるデータ値が、所望の上限値Lt1(>Th1>0)以上である領域と、所望の下限値Lt2(<Th2<0)以下である領域とは、強調処理の対象としてのエッジ領域EPからは除外する。このようにする理由は、既に急峻な傾きを持っている鋭いエッジに対してさらに強調処理を行うと、再構成画像におけるCT値のオーバーシュート(overshoot)やアンダーシュート(undershoot)などの過補正を生じさせ、それに伴うアーチファクトを発生させる要因となるからである。なお、上記の上限値Lt1および下限値Lt2の適正値は、例えば、シミュレーション(simulation)の結果や、実際の試行結果により求める。 However, here, the region where the data value in the high-frequency component profile f1 is not less than the desired upper limit value Lt1 (> Th1> 0) and the region where the data value is not more than the desired lower limit value Lt2 (<Th2 <0) are emphasized. Excluded from the edge region EP to be processed. The reason for this is that if further enhancement processing is applied to a sharp edge that already has a steep slope, overcorrection such as overshoot and undershoot of the CT value in the reconstructed image is performed. This is because it becomes a factor that causes the generated artifacts. Note that the appropriate values of the upper limit value Lt1 and the lower limit value Lt2 are obtained from, for example, a simulation result or an actual trial result.
エッジ領域EPが検出されたら、図5(d)に示すように、X線投影データのプロファイルf0において、その検出されたエッジ領域EPを強調する強調処理を行う。この強調処理としては、例えば、ラプラシアンフィルタ(Laplacian filter)やアンシャープマスク(unsharp mask)による先鋭化(鮮鋭化)処理、エッジ領域EPのチャネルデータ値に1より大きい所定の係数を乗算する処理などが考えられる。 When the edge region EP is detected, as shown in FIG. 5D, enhancement processing is performed to emphasize the detected edge region EP in the profile f0 of the X-ray projection data. As this enhancement processing, for example, sharpening processing using a Laplacian filter or unsharp mask, processing for multiplying the channel data value of the edge region EP by a predetermined coefficient, etc. Can be considered.
このように、投影データ空間でエッジ領域EPの強調を行うと、再構成画像において、高コントラスト領域がより強調され、空間分解能を向上させることができる。また、エッジ領域EPの強調を再構成関数や画像空間で行う場合と比較して、再構成画像におけるCT値のオーバーシュートやアンダーシュートなどの過補正の調整が容易であり、その過補正に伴うアーチファクトの発生を抑えることができる。また、X線投影データのプロファイルf0において、既に鋭いエッジを表すエッジ領域に対しては強調処理を行わないため、再構成画像におけるCT値の過補正を防ぐことができ、それに伴うアーチファクトの発生をさらに抑えることができる。 As described above, when the edge region EP is enhanced in the projection data space, the high-contrast region is further enhanced in the reconstructed image, and the spatial resolution can be improved. In addition, it is easy to adjust overcorrection such as overshoot and undershoot of CT values in the reconstructed image, as compared with the case where the enhancement of the edge region EP is performed in the reconstruction function or the image space. The occurrence of artifacts can be suppressed. Further, in the profile f0 of the X-ray projection data, since the enhancement process is not performed on the edge region that already represents a sharp edge, overcorrection of the CT value in the reconstructed image can be prevented, and the accompanying artifacts are generated. It can be further suppressed.
本例では、このようなエッジ領域EPの検出および強調処理を、X線投影データのビュー方向、チャネル方向および列方向のそれぞれのプロファイルについて行うものとする。 In this example, it is assumed that such edge region EP detection and enhancement processing is performed for each profile in the view direction, channel direction, and column direction of X-ray projection data.
ところで、このように、画像空間ではなく投影データ空間でエッジ領域EPの強調を行うと、上述の利点がある一方、逆投影などの画像再構成法の特性により、再構成画像において本来高コントラストでない領域さえもが不必要に強調される。すなわち、再構成画像における非高コントラスト領域つまり軟部組織領域においても、ノイズが増大してしまう。 By the way, when the edge region EP is emphasized in the projection data space instead of the image space as described above, there is the above-described advantage. However, due to the characteristics of the image reconstruction method such as back projection, the reconstructed image is not inherently high contrast. Even the area is emphasized unnecessarily. That is, noise increases even in a non-high contrast region, that is, a soft tissue region in the reconstructed image.
これは、図4(a)を参照すると分かるように、エッジ領域EPが強調されたX線投影データP1を逆投影すると、強調されたエッジ領域EPのデータが、その逆投影されるパス(path)と重なるすべての画像領域に反映され、その画像領域のコントラストが上がり、ノイズが増大するためである。 As can be seen from FIG. 4A, when the X-ray projection data P1 in which the edge region EP is emphasized is backprojected, the data of the emphasized edge region EP is backprojected. This is because it is reflected in all the image areas overlapping with (), the contrast of the image area is increased, and noise is increased.
そこで、次ステップにおいては、このノイズの増大を抑えるため、図4(b)に示すように、X線投影データのプロファイルf0において、エッジ領域強調処理に加えて、非高コントラスト領域平滑化処理を行う。非高コントラスト領域NPが平滑化されたX線投影データP2を逆投影すると、平滑化された非高コントラスト領域NPのデータが、その逆投影されるパスと重なるすべての画像領域に反映され、その画像領域のコントラストが下がり、ノイズが減少する。多数のビュー方向から同様に逆投影すれば、エッジ領域EPのデータが1回または少ない回数しか逆投影されていない画像領域については、他の方向から逆投影される投影データによって平滑化される。ただし、再構成画像においての本来のエッジ領域は、多数の方向からエッジ領域EPが強調されたデータが逆投影されるので、平滑化された非高コントラスト領域NPのデータに打ち消されることなく、強調されたまま残る。 Therefore, in the next step, in order to suppress this noise increase, as shown in FIG. 4B, in the profile f0 of the X-ray projection data, non-high contrast region smoothing processing is performed in addition to edge region enhancement processing. Do. When the X-ray projection data P2 in which the non-high contrast region NP is smoothed is back-projected, the data of the smoothed non-high contrast region NP is reflected in all image regions that overlap the back-projected path. The contrast of the image area is reduced and noise is reduced. If back projection is performed in the same way from a large number of view directions, the image area in which the data of the edge area EP is back-projected only once or a small number of times is smoothed by the projection data back-projected from other directions. However, since the original edge region in the reconstructed image is back-projected from the data in which the edge region EP is emphasized from many directions, it is emphasized without being canceled by the data of the smoothed non-high contrast region NP. It remains to be done.
このように、投影データ空間でエッジ領域EPの強調と非高コントラスト領域NPの平滑化とを組み合わせて行うことにより、再構成画像に展開した場合に、高コントラスト領域での空間分解能を向上させつつ、軟部組織領域でのノイズの増大を防ぐことができる。ちなみに、投影データ空間におけるエッジ領域EPの強調と非高コントラスト領域NPの平滑化の調整次第では、逆にノイズを低下させることも可能であることが分かっている。 As described above, by combining the enhancement of the edge area EP and the smoothing of the non-high contrast area NP in the projection data space, when the reconstructed image is developed, the spatial resolution in the high contrast area is improved. In addition, an increase in noise in the soft tissue region can be prevented. Incidentally, it has been found that, depending on the adjustment of the enhancement of the edge area EP and the smoothing of the non-high contrast area NP in the projection data space, it is possible to reduce the noise.
ステップS3では、非高コントラスト領域平滑化部302が、エッジ領域強調処理が行われた各ビューのX線投影データP1に対して、投影データ空間における非高コントラスト領域平滑化処理を行う。非高コントラスト領域平滑化処理は、例えば、X線投影データP0のビュー方向、チャネル方向および列方向の少なくとも一つのプロファイルにおいて行う。 In step S3, the non-high contrast region smoothing unit 302 performs non-high contrast region smoothing processing in the projection data space on the X-ray projection data P1 of each view on which the edge region enhancement processing has been performed. The non-high contrast region smoothing process is performed, for example, on at least one profile in the view direction, the channel direction, and the column direction of the X-ray projection data P0.
図6に、投影データ空間における非高コントラスト領域平滑化処理の一例を示す。 FIG. 6 shows an example of the non-high contrast region smoothing process in the projection data space.
図6の例では、まず、図6(a)に示すような、X線投影データのプロファイルf0において、図6(b)に示すように、チャネルデータ値のバラツキ程度を表すバラツキ指標値σ1、例えばプロファイル方向の単位幅当たりにおけるチャネルデータ値の標準偏差を算出する。そして、図6(c)に示すように、バラツキ指標値σ1が所望の第3の閾値Th3(>0)以下となる領域を非高コントラスト領域NPとして検出する。 In the example of FIG. 6, first, in the profile f0 of the X-ray projection data as shown in FIG. 6 (a), as shown in FIG. 6 (b), a variation index value σ1, which represents the degree of variation in channel data values, For example, the standard deviation of the channel data value per unit width in the profile direction is calculated. Then, as shown in FIG. 6C, a region where the variation index value σ1 is equal to or smaller than a desired third threshold Th3 (> 0) is detected as a non-high contrast region NP.
非高コントラスト領域NPが検出されたら、図6(d)に示すように、その検出された非高コントラスト領域NPを平滑化する平滑化処理を行う。この平滑化処理としては、例えば、移動平均フィルタ(平均化フィルタ)やガウシアンフィルタ(Gaussian filter)を用いた平滑化処理が考えられる。 When the non-high contrast region NP is detected, as shown in FIG. 6D, a smoothing process for smoothing the detected non-high contrast region NP is performed. As the smoothing process, for example, a smoothing process using a moving average filter (averaging filter) or a Gaussian filter can be considered.
このように、投影データ空間でエッジ領域強調処理と非高コントラスト平滑化処理とを組み合わせて行うことにより、再構成画像に展開した場合の軟部組織領域でのノイズの増大を防ぐことができ、かつ、調整次第でノイズを低下させることも可能になる。 Thus, by performing a combination of edge region enhancement processing and non-high contrast smoothing processing in the projection data space, it is possible to prevent an increase in noise in the soft tissue region when developed into a reconstructed image, and Depending on the adjustment, the noise can be reduced.
ステップS4では、画像再構成部303が、エッジ領域強調処理および非高コントラスト領域平滑化処理が行われた処理済X線投影データP2に基づいて画像SG1を再構成する。再構成には、例えば、三次元フィルタ逆投影法を用いる。 In step S4, the image reconstruction unit 303 reconstructs the image SG1 based on the processed X-ray projection data P2 that has been subjected to the edge region enhancement processing and the non-high contrast region smoothing processing. For the reconstruction, for example, a three-dimensional filter back projection method is used.
ステップS5では、再構成画像SG1を表示する。 In step S5, the reconstructed image SG1 is displayed.
これより、第一実施形態の方法により得られた画像と他の方法により得られた画像との比較結果について説明する。 From this, the comparison result of the image obtained by the method of 1st embodiment and the image obtained by the other method is demonstrated.
図7に、MTF曲線の比較結果を示す。比較対象は、エッジ領域強調処理および非コントラスト領域平滑化処理を行わないオリジナル(original)画像OG、単純に再構成関数(recon kernel)をブースト(boost)して高周波成分を強調したカーネルブースト画像BG、および、エッジ領域強調処理および非高コントラスト領域平滑化処理を行った第一実施形態の方法による画像SG1である。これらの画像は、いずれも同一のX線投影データに基づいて生成されたものである。本比較結果における撮影対象は、空間分解能測定用のファントム(phantom)である。図7に示すグラフの横軸は、空間分解能(line-pair/cm)を表している。同グラフの縦軸は、MTF値を表しており、オリジナル画像OGのMTF値を100%とした場合の相対値である。 FIG. 7 shows a comparison result of the MTF curves. The comparison target is an original image OG that is not subjected to edge region enhancement processing and non-contrast region smoothing processing, and a kernel boost image BG that simply boosts a reconstruction function (recon kernel) and emphasizes high-frequency components. And image SG1 according to the method of the first embodiment in which edge region enhancement processing and non-high contrast region smoothing processing are performed. These images are all generated based on the same X-ray projection data. The subject to be photographed in this comparison result is a phantom for measuring spatial resolution. The horizontal axis of the graph shown in FIG. 7 represents spatial resolution (line-pair / cm). The vertical axis of the graph represents the MTF value, which is a relative value when the MTF value of the original image OG is 100%.
第一実施形態による画像SG1のMTF曲線は、カーネルブースト画像BGと同様に、オリジナル画像OGのMTF曲線より周波数特性がよくなっており、空間分解能が向上しているのが分かる。 Similar to the kernel boost image BG, the MTF curve of the image SG1 according to the first embodiment has better frequency characteristics than the MTF curve of the original image OG, and it can be seen that the spatial resolution is improved.
図8に、上記の各画像におけるMTF値の比較結果を示す。本比較結果における撮影対象は、空間分解能測定用のファントムである。図8に示すグラフの縦軸は、MTF値の相対値がそれぞれ5%,10%,50%になるときの空間分解能(lp/cm)を表しており、オリジナル画像OGにおける上記の各空間分解能を100%とした場合の相対値である。 FIG. 8 shows a comparison result of the MTF values in each of the above images. The subject to be photographed in this comparison result is a phantom for measuring spatial resolution. The vertical axis of the graph shown in FIG. 8 represents the spatial resolution (lp / cm) when the relative values of the MTF values are 5%, 10%, and 50%, respectively, and each of the above spatial resolutions in the original image OG. Is a relative value when 100% is assumed.
この結果から、第一実施形態による画像SG1のMTF曲線は、カーネルブースト画像BGのものと同様に、オリジナル画像OGよりもMTF値を向上させることができることが分かる。 From this result, it can be seen that the MTF curve of the image SG1 according to the first embodiment can improve the MTF value more than the original image OG, similar to the kernel boost image BG.
図9に、上記の各画像におけるノイズレベル(CT値(HU)のSD値)の比較結果を示す。本比較結果における撮影対象は、空間分解能測定用のファントムである。図9に示すグラフの縦軸は、互いに異なる第1〜第3の関心領域ROI1〜ROI3についてのノイズレベル(CT値のSD値)を表しており、オリジナル画像OGにおける上記の各ノイズレベルを100%とした場合の相対値である。 FIG. 9 shows a comparison result of the noise level (SD value of CT value (HU)) in each of the above images. The subject to be photographed in this comparison result is a phantom for measuring spatial resolution. The vertical axis of the graph shown in FIG. 9 represents the noise level (SD value of the CT value) for the first to third regions of interest ROI1 to ROI3 that are different from each other, and the above noise levels in the original image OG are 100. It is a relative value in the case of%.
一般的に、MTF値などで表される空間分解能を向上させた場合、その画像のノイズレベルは上昇し、悪化するものである。再構成関数でブーストしたカーネルブースト画像BGの場合は、この例に漏れず、そのノイズレベルが上昇し、悪化している。これに対して、第一実施形態による画像SG1では、空間分解能を示すMTF値が向上しているにもかかわらず、そのノイズレベルは小さくなり、改善されている。 In general, when the spatial resolution represented by the MTF value or the like is improved, the noise level of the image increases and deteriorates. In the case of the kernel boost image BG boosted with the reconstruction function, this example does not leak, and the noise level rises and deteriorates. On the other hand, in the image SG1 according to the first embodiment, although the MTF value indicating the spatial resolution is improved, the noise level is reduced and improved.
このように、第一実施形態によれば、一般的にはトレードオフの関係になる、空間分解能の改善とノイズレベルの低減といった背反する項目を両立させることができるという非常に優れた効果を奏する。 As described above, according to the first embodiment, there is a very excellent effect that it is possible to achieve both contradictory items such as improvement of spatial resolution and reduction of noise level, which are generally in a trade-off relationship. .
図10に、上記の各画像におけるエリアシングアーチファクトの比較結果を示す。本比較結果における撮影対象は、人体の頭部である。単純に再構成関数でブーストしたカーネルブースト画像BGの場合には、そのエリアシングアーチファクトが増加してしまうが、第一実施形態の場合には、そのエリアシングアーチファクトは、オリジナル画像と同等か、場合によっては低下して改善されるケースもある。 FIG. 10 shows a comparison result of aliasing artifacts in each of the above images. The imaging target in this comparison result is the human head. In the case of a kernel boost image BG simply boosted with a reconstruction function, the aliasing artifact increases, but in the case of the first embodiment, the aliasing artifact is equivalent to the original image. Depending on the situation, there is a case where it is reduced and improved.
以上、第一実施形態によれば、エッジ領域の強調を、アーチファクトの発生要因である過補正の調整が難しい再構成関数や画像空間で行うのではなく、過補正の調整が容易な投影データ空間で行い、これに伴う画像上での非高コントラスト領域の不要な強調や、本来的に発生するノイズを抑える処理として、投影データ空間で非高コントラスト領域の平滑化を行うことができ、その結果、X線CT装置により得られる画像において、アーチファクトを抑えつつ、軟部組織領域のノイズを増加させることなく、高コントラスト領域の空間分解能を向上させることができる。 As described above, according to the first embodiment, the enhancement of the edge region is not performed in the reconstruction function or the image space that is difficult to adjust the overcorrection that is the cause of the artifact, but the projection data space in which the overcorrection can be easily adjusted. As a result of unnecessary enhancement of non-high contrast areas on the image and the process of suppressing inherent noise, the non-high contrast areas can be smoothed in the projection data space. In the image obtained by the X-ray CT apparatus, it is possible to improve the spatial resolution of the high contrast region without increasing the noise in the soft tissue region while suppressing artifacts.
また、第一実施形態によれば、強調処理の対象となるエッジ領域の検出に際し、上限値Lt1,下限値Lt2を設けているので、エッジ領域の強調による過補正およびそれに伴って発生するアーチファクトの抑制効果を高めることができる。 Further, according to the first embodiment, the upper limit value Lt1 and the lower limit value Lt2 are provided when detecting the edge region to be emphasized. Therefore, the overcorrection due to the enhancement of the edge region and the artifacts that accompany it are eliminated. The suppression effect can be enhanced.
(第二実施形態)
図11に、第二実施形態における中央処理装置の機能ブロック図を示す。図11に示すように、第二実施形態において、中央処理装置3は、機能的には、エッジ領域強調部311、第1の画像再構成部312、第2の画像再構成部313、および画像合成部314を備えている。
(Second embodiment)
FIG. 11 shows a functional block diagram of the central processing unit in the second embodiment. As shown in FIG. 11, in the second embodiment, the central processing unit 3 functionally includes an edge region enhancement unit 311, a first image reconstruction unit 312, a second image reconstruction unit 313, and an image. A synthesis unit 314 is provided.
エッジ領域強調部311は、第一実施形態におけるエッジ領域強調部301とほぼ同様に、X線投影データに対して、そのプロファイルにおけるエッジ領域を強調するエッジ領域強調処理を行う。ただし、エッジ領域の検出に際し、上限値Lt1、下限値Lt2は、必ずしも設ける必要はない。 The edge region enhancement unit 311 performs edge region enhancement processing for enhancing the edge region in the profile on the X-ray projection data in substantially the same manner as the edge region enhancement unit 301 in the first embodiment. However, when detecting the edge region, the upper limit value Lt1 and the lower limit value Lt2 are not necessarily provided.
第1の画像再構成部312は、エッジ領域強調処理が行われた処理済X線投影データP1に基づいて、第1の画像G1を再構成する。 The first image reconstruction unit 312 reconstructs the first image G1 based on the processed X-ray projection data P1 that has been subjected to the edge region enhancement processing.
第2の画像再構成部313は、エッジ領域強調処理が行われる前のX線投影データP0に基づいて、第2の画像G0を再構成する。 The second image reconstruction unit 313 reconstructs the second image G0 based on the X-ray projection data P0 before the edge region enhancement processing is performed.
画像合成部314は、第1の画像G1または第2の画像G0の画像領域において、高コントラスト領域には第1の画像G1の対応領域の画像を充て、非高コントラスト領域には、第2の画像G0の対応領域の画像を充てる合成処理を行い、合成画像SG2を得る。 In the image region of the first image G1 or the second image G0, the image composition unit 314 allocates the image of the corresponding region of the first image G1 to the high contrast region and the second region to the non-high contrast region. A composition process for filling the image of the corresponding region of the image G0 is performed to obtain a composite image SG2.
なお、エッジ領域強調部311は、発明における強調手段の一例であり、第1の画像再構成部312は、発明における第1の再構成手段の一例であり、第2の画像再構成部313は、発明における第2の再構成手段の一例であり、画像合成部314は、発明における生成手段の一例である。 The edge region enhancement unit 311 is an example of enhancement means in the invention, the first image reconstruction unit 312 is an example of first reconstruction means in the invention, and the second image reconstruction unit 313 is The image composition unit 314 is an example of a generation unit according to the invention.
これより、第二実施形態に係るX線CT装置における処理の流れについて説明する。 Hereafter, the flow of processing in the X-ray CT apparatus according to the second embodiment will be described.
図12は、第二実施形態に係るX線CT装置における処理の流れを示すフロー図である。また、図13は、当該処理の要部である、投影データ空間でのエッジ領域強調処理および画像空間での画像合成処理(非高コントラス領域の強調緩和)を概念的に示す図である。 FIG. 12 is a flowchart showing the flow of processing in the X-ray CT apparatus according to the second embodiment. FIG. 13 is a diagram conceptually showing the edge region enhancement processing in the projection data space and the image composition processing (non-high contrast region enhancement relaxation), which are the main parts of the processing.
ステップ(step)S11では、被検体のスキャン(scan)を行って、複数ビューのX線投影データP0を収集する。 In step S11, the subject is scanned to collect a plurality of views of X-ray projection data P0.
ステップS12では、エッジ領域強調部311が、収集された各ビューのX線投影データP0に対して、図13(a)に示すように、X線投影データのプロファイルf0におけるエッジ領域EPに対して強調処理を行う。ここでのエッジ領域の強調処理は、第一実施形態と同様に、例えば、X線投影データのビュー方向、チャネル方向および列方向の少なくとも一つのプロファイルにおいて行う。ただし、第一実施形態では、エッジ領域EPの検出に際しては、上限値Lt1および下限値Lt2を設けるなどして、急峻な傾きを持つエッジを強調処理の対象から除外しているが、ここではこのような除外をしなくてもよい。 In step S12, the edge region enhancement unit 311 applies to the edge region EP in the profile f0 of the X-ray projection data as shown in FIG. 13A with respect to the collected X-ray projection data P0 of each view. Perform enhancement processing. The edge region enhancement processing here is performed, for example, in at least one profile in the view direction, channel direction, and column direction of the X-ray projection data, as in the first embodiment. However, in the first embodiment, when detecting the edge region EP, an edge having a steep slope is excluded from the target of enhancement processing by providing an upper limit value Lt1 and a lower limit value Lt2, etc. It is not necessary to make such an exclusion.
第一実施形態と同様、このように、投影データ空間でエッジ領域の強調を行うと、再構成画像における高コントラスト領域がより強調され、空間分解能が向上する。また、エッジ領域の強調を再構成関数や画像空間で行う場合と比較して、過補正の調整が容易であり、その過補正に伴うアーチファクトの発生をより抑えることができる。 As in the first embodiment, when the edge region is enhanced in the projection data space as described above, the high-contrast region in the reconstructed image is further enhanced, and the spatial resolution is improved. Further, compared to the case where edge region enhancement is performed in a reconstruction function or an image space, adjustment of overcorrection is easy, and the occurrence of artifacts associated with the overcorrection can be further suppressed.
本例では、このようなエッジ領域の検出および強調処理を、X線投影データのビュー方向、チャネル方向および列方向のそれぞれのプロファイルについて行うものとする。 In this example, it is assumed that such edge region detection and enhancement processing is performed for each profile in the view direction, channel direction, and column direction of X-ray projection data.
ところで、第一実施形態でも説明したが、このように、画像空間ではなく投影データ空間でエッジ領域EPに強調処理を行うと、上述の利点がある一方、逆投影などの画像再構成法の特性により、再構成画像に展開した場合の軟部組織領域、つまり高コントラストではない領域さえも不必要に強調されて、ノイズが増大してしまう。 By the way, as described in the first embodiment, when the enhancement processing is performed on the edge region EP in the projection data space instead of the image space as described above, there is the above-described advantage, but the characteristics of the image reconstruction method such as back projection are provided. As a result, the soft tissue region developed in the reconstructed image, that is, the non-high contrast region is unnecessarily emphasized, and noise increases.
これは、図13(a)を参照すると分かるように、エッジ領域EPが強調されたX線投影データを逆投影すると、強調されたエッジ領域EPのデータが、その逆投影されるパスと重なるすべての画像領域に反映され、その画像領域のコントラストが上がり、ノイズが増大するためである。 As can be seen from FIG. 13A, when the X-ray projection data with the edge region EP enhanced is backprojected, all the data of the emphasized edge region EP overlap with the backprojected path. This is because the image area is reflected, the contrast of the image area is increased, and noise is increased.
そこで、次ステップ以降においては、このノイズの増大を抑えるため、図13(b)に示すように、エッジ領域の強調処理が行われたX線投影データP1に基づいて再構成された第1の画像G1、またはエッジ領域の強調処理が行われていないX線投影データP0に基づいて再構成された第2の画像G0において、CT値のバラツキ等により、高コントラスト領域HMと非高コントラスト領域NMとを求める。そして、高コントラスト領域HMには、エッジ領域の強調が行われた第1の画像G1の対応領域の画像を充て、それ以外の非高コントラスト領域NMに対しては、エッジ領域強調処理が行われていない第2の画像G0の対応領域の画像を充てる。これにより、再構成画像に展開した場合の軟部組織領域でのノイズの増大を防ぐことができ、かつ、調整次第でノイズを低下させることも可能になる。 Therefore, in the subsequent steps, in order to suppress this increase in noise, as shown in FIG. 13B, the first reconstructed based on the X-ray projection data P1 subjected to the edge region enhancement processing is performed. In the image G1 or the second image G0 reconstructed based on the X-ray projection data P0 that has not been subjected to the edge region enhancement processing, the high contrast region HM and the non-high contrast region NM are caused by variations in CT values. And ask. The high contrast region HM is filled with the image of the corresponding region of the first image G1 in which the edge region is enhanced, and the edge region enhancement processing is performed on the other non-high contrast regions NM. The image of the corresponding area of the second image G0 that has not been filled is used. As a result, it is possible to prevent an increase in noise in the soft tissue region when developed into a reconstructed image, and it is also possible to reduce the noise depending on the adjustment.
ステップS13では、第1の画像再構成部312が、エッジ領域強調処理が行われた処理済X線投影データP1に基づいて第1の画像G1を再構成する。再構成には、例えば、3次元フィルタ逆投影法を用いる。 In step S13, the first image reconstruction unit 312 reconstructs the first image G1 based on the processed X-ray projection data P1 that has been subjected to the edge region enhancement processing. For the reconstruction, for example, a three-dimensional filter back projection method is used.
ステップS14では、第2の画像再構成部313が、エッジ領域強調処理が行われる前の(行われていない)X線投影データP0に基づいて第2の画像G0を再構成する。再構成には、例えば、3次元フィルタ逆投影法を用いる。 In step S14, the second image reconstruction unit 313 reconstructs the second image G0 based on the X-ray projection data P0 before (not performed) the edge region enhancement processing. For the reconstruction, for example, a three-dimensional filter back projection method is used.
ステップS15では、画像合成部314が、第1の画像G1と第2の画像G0とを、第1の画像G1または第2の画像G0の画像領域において、高コントラスト領域であるか、非高コントラスト領域であるかに応じて合成する。高コントラスト領域HMには、第1の画像G1の対応領域の画像を充て、非高コントラスト領域NMには、第2の画像G0の対応領域の画像を充てて、画像の合成処理を行い、合成画像SG2を得る。 In step S15, the image composition unit 314 determines that the first image G1 and the second image G0 are high-contrast regions or non-high-contrast regions in the image region of the first image G1 or the second image G0. Compositing according to whether it is a region. The high contrast area HM is filled with the image of the corresponding area of the first image G1, and the non-high contrast area NM is filled with the image of the corresponding area of the second image G0. An image SG2 is obtained.
図14に、第1の画像と第2の画像との合成処理の例を示す。 FIG. 14 shows an example of the synthesis process of the first image and the second image.
図14の例では、まず、第1の画像G1または第2の画像G0において、各局所領域ごとに、CT値のバラツキ程度を示す指標値σ2、例えば単位面積当たりにおけるCT値の標準偏差を算出する。そして、このバラツキ指標値σ2が所望の第4の閾値Th4(>0)以下である領域を非高コントラスト領域NM、それ以外の領域を高コントラスト領域HMとして検出する。 In the example of FIG. 14, first, in the first image G1 or the second image G0, for each local region, an index value σ2 indicating the degree of variation of the CT value, for example, the standard deviation of the CT value per unit area is calculated. To do. Then, a region in which the variation index value σ2 is equal to or less than a desired fourth threshold Th4 (> 0) is detected as a non-high contrast region NM, and the other regions are detected as a high contrast region HM.
なお、第1の画像G1または第2の画像G0上の一方向におけるCT値のプロファイルにおいて、CT値のバラツキ程度が一定レベル以下の領域、例えばプロファイルの単位幅当たりにおけるCT値の標準偏差が所望の閾値Th4′以下である領域を非高コントラスト領域NM、それ以外を高コントラスト領域HMとして検出し、さらに、このような検出を、第1の画像G1または第2の画像G0上の多方向において行い、高コントラスト領域および非高コントラスト領域を2次元的に検出するようにしてもよい。 Note that in the CT value profile in one direction on the first image G1 or the second image G0, a standard deviation of the CT value per unit width of a region where the degree of variation of the CT value is not more than a certain level, for example, is desired. Are detected as non-high contrast regions NM and other regions as high contrast regions HM, and such detection is performed in multiple directions on the first image G1 or the second image G0. It is possible to detect the high contrast region and the non-high contrast region two-dimensionally.
高コントラスト領域HMおよび非高コントラスト領域NMが検出されたら、高コントラスト領域HMには、エッジ領域強調処理が行われた第1の画像G1の対応領域の画像を充て、非高コントラスト領域NMには、エッジ領域強調処理が行われていない第2の画像G0の対応領域の画像を充てることにより、第1の画像G1と第2の画像G0との合成画像SG2を生成する。これにより、エッジ領域強調処理により画像上の非高コントラスト領域NMに対して現れる不本意な強調を抑制することができる。 When the high contrast region HM and the non-high contrast region NM are detected, the high contrast region HM is filled with the image of the corresponding region of the first image G1 subjected to the edge region enhancement processing, and the non-high contrast region NM is filled in. The composite image SG2 of the first image G1 and the second image G0 is generated by applying the image of the corresponding region of the second image G0 that has not been subjected to the edge region enhancement processing. Thereby, the unintentional emphasis which appears with respect to the non-high-contrast area | region NM on an image by an edge area | region emphasis process can be suppressed.
このように、投影データ空間でエッジ領域強調処理をすることと、画像空間で非高コントラスト領域の画像を、エッジ領域強調処理を行っていないX線投影データに基づく画像に代えることとを組み合わせることにより、再構成画像に展開した場合の軟部組織領域でのノイズの増大を防ぐことができ、かつ、調整次第でノイズを低下させることも可能になる。 Thus, combining edge region enhancement processing in the projection data space and replacing an image of a non-high contrast region in the image space with an image based on X-ray projection data that has not been subjected to edge region enhancement processing is combined. As a result, it is possible to prevent an increase in noise in the soft tissue region when developed into a reconstructed image, and to reduce noise depending on the adjustment.
ステップS16では、その生成された合成画像SG2を表示する。 In step S16, the generated composite image SG2 is displayed.
これより、第二実施形態の方法により得られた画像と他の方法により得られた画像との比較結果について説明する。 Hereafter, a comparison result between an image obtained by the method of the second embodiment and an image obtained by another method will be described.
図15に、MTF曲線の比較結果を示す。比較対象は、第一実施形態と同様に、オリジナル画像OG、カーネルブースト画像BG、および、第二実施形態の方法による画像SG2である。これらの画像は、いずれも同一のX線投影データに基づいて生成されたものである。本比較結果における撮影対象は、空間分解能測定用のファントムである。図15に示すグラフの横軸は、空間分解能(lp/cm)を表している。同グラフの縦軸は、MTF値を表しており、オリジナル画像OGのMTF値を100%とした場合の相対値である。 FIG. 15 shows a comparison result of the MTF curves. The comparison object is the original image OG, the kernel boost image BG, and the image SG2 obtained by the method of the second embodiment, as in the first embodiment. These images are all generated based on the same X-ray projection data. The subject to be photographed in this comparison result is a phantom for measuring spatial resolution. The horizontal axis of the graph shown in FIG. 15 represents the spatial resolution (lp / cm). The vertical axis of the graph represents the MTF value, which is a relative value when the MTF value of the original image OG is 100%.
第二実施形態による画像SG2のMTF曲線は、カーネルブースト画像BGと同様に、オリジナル画像OGのMTF曲線より周波数特性がよくなっており、空間分解能が向上しているのが分かる。 As with the kernel boost image BG, the MTF curve of the image SG2 according to the second embodiment has a better frequency characteristic than the MTF curve of the original image OG, and it can be seen that the spatial resolution is improved.
図16に、上記の各画像におけるMTF値の比較結果を示す。本比較結果における撮影対象は、空間分解能測定用のファントムである。図16に示すグラフの縦軸は、MTF値の相対値がそれぞれ5%,10%,50%になるときの空間分解能(lp/cm)を表しており、オリジナル画像OGにおける上記の各空間分解能を100%とした場合の相対値である。 FIG. 16 shows a comparison result of the MTF values in the above images. The subject to be photographed in this comparison result is a phantom for measuring spatial resolution. The vertical axis of the graph shown in FIG. 16 represents the spatial resolution (lp / cm) when the relative values of the MTF values are 5%, 10%, and 50%, respectively. Is a relative value when 100% is assumed.
この結果から、第二実施形態による画像SG2のMTF曲線は、カーネルブースト画像BGのものと同様に、オリジナル画像OGよりもMTF値を向上させることができることが分かる。 From this result, it can be seen that the MTF curve of the image SG2 according to the second embodiment can improve the MTF value over the original image OG in the same manner as the kernel boost image BG.
図17に、上記の各画像におけるノイズレベル(CT値(HU)のSD値)の比較結果を示す。本比較結果における撮影対象は、空間分解能測定用のファントムである。図17に示すグラフの縦軸は、互いに異なる第1〜第3の関心領域ROI1〜ROI3についてのノイズレベル(CT値のSD値)を表しており、オリジナル画像OGにおける上記の各ノイズレベルを100%とした場合の相対値である。 FIG. 17 shows a comparison result of the noise level (SD value of CT value (HU)) in each of the above images. The subject to be photographed in this comparison result is a phantom for measuring spatial resolution. The vertical axis of the graph shown in FIG. 17 represents the noise level (SD value of the CT value) for the first to third regions of interest ROI1 to ROI3 that are different from each other. It is a relative value in the case of%.
カーネルブースト画像BGの場合は、ノイズレベルが上昇し、悪化している。これに対して、第二実施形態による画像SG2では、空間分解能を示すMTF値が向上しているにもかかわらず、そのノイズレベルは維持されており、カーネルブースト画像BGとの比較では、より小さくなっており、改善されている。 In the case of the kernel boost image BG, the noise level is increased and deteriorated. On the other hand, in the image SG2 according to the second embodiment, although the MTF value indicating the spatial resolution is improved, the noise level is maintained, and is smaller in comparison with the kernel boost image BG. Has been improved.
このように、第二実施形態によれば、第一実施形態と同様に、一般的にはトレードオフの関係になる、空間分解能の改善とノイズレベルの低減といった背反する項目を両立させることができる。 As described above, according to the second embodiment, as in the first embodiment, it is possible to achieve both contradictory items such as improvement in spatial resolution and reduction in noise level, which are generally in a trade-off relationship. .
図18に、上記の各画像におけるエリアシングアーチファクトの比較結果を示す。本比較結果における撮影対象は、人体の頭部である。単純に再構成関数でブーストしたカーネルブースト画像BGの場合には、そのエリアシングアーチファクトが増加してしまうが、第二実施形態による画像SG2の場合には、第一実施形態と同様に、そのエリアシングアーチファクトは、オリジナル画像OGと同等である。 FIG. 18 shows a comparison result of aliasing artifacts in each of the above images. The imaging target in this comparison result is the human head. In the case of a kernel boost image BG that is simply boosted with a reconstruction function, the aliasing artifact increases, but in the case of the image SG2 according to the second embodiment, the area is the same as in the first embodiment. Singing artifacts are equivalent to the original image OG.
以上、第二実施形態によれば、エッジ領域の強調を、アーチファクトの発生要因である過補正の調整が難しい再構成関数や画像空間で行うのではなく、過補正の調整が容易な投影データ空間で行い、これに伴う画像上での非高コントラスト領域の不要な強調や、本来的に発生するノイズを抑える処理として、画像上での非高コントラスト領域に、エッジ領域の強調を行っていない画像を充てて、画像空間での平滑化に相当する処理を行うことができ、その結果、X線CT装置により得られる画像において、アーチファクトを抑えつつ、軟部組織領域のノイズを増加させることなく、高コントラスト領域の空間分解能を向上させることができる。 As described above, according to the second embodiment, the enhancement of the edge region is not performed in the reconstruction function or the image space that is difficult to adjust the overcorrection that is the cause of the artifact, but the projection data space in which the overcorrection can be easily adjusted. In this case, the image is not subjected to edge enhancement in the non-high-contrast area on the image as an unnecessary enhancement of the non-high-contrast area on the image. Can be processed corresponding to the smoothing in the image space, and as a result, in the image obtained by the X-ray CT apparatus, it is possible to suppress the artifact and increase the noise in the soft tissue region without increasing the noise. The spatial resolution of the contrast region can be improved.
なお、発明は、これらの実施形態に限定されず、その趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更が可能である。 The invention is not limited to these embodiments, and various modifications can be made without departing from the spirit of the invention.
例えば、第一実施形態において、強調処理の対象となるエッジ領域の検出に際し、閾値Th1,Th2,Th3、上限値Lt1、下限値Lt2の少なくともいずれかを、画像再構成に用いる再構成関数(kernel)に応じて調整してもよい。これにより、再構成関数で強調あるいは抑制される、画像の周波数成分を考慮して、ノイズ低減やアーチファクト抑制、空間分解能の向上といった複数のファクタの総合的なバランスを最適化することができる。 For example, in the first embodiment, when detecting an edge region to be enhanced, a reconstruction function (kernel) that uses at least one of the threshold values Th1, Th2, Th3, the upper limit value Lt1, and the lower limit value Lt2 for image reconstruction. ). Accordingly, it is possible to optimize the overall balance of a plurality of factors such as noise reduction, artifact suppression, and spatial resolution improvement in consideration of the frequency components of the image that are emphasized or suppressed by the reconstruction function.
また例えば、第二実施形態において、強調処理の対象となるエッジ領域の検出に際し、第一実施形態と同様、上限値Lt1,下限値Lt2を設けてもよい。この場合、エッジ領域の強調による過補正およびそれに伴って発生するアーチファクトの更なる抑制が期待できる。また、閾値Th1,Th2,Th4(Th4′),上限値Lt1,下限値Lt2の少なくともいずれかを、画像再構成に用いる再構成関数に応じて調整してもよい。これにより、再構成関数で強調あるいは抑制される、画像の周波数成分を考慮して、ノイズ低減やアーチファクト抑制、空間分解能の向上といった複数のファクタ(factor)の総合的なバランスを最適化することができる。 Further, for example, in the second embodiment, when detecting an edge region to be emphasized, an upper limit value Lt1 and a lower limit value Lt2 may be provided as in the first embodiment. In this case, overcorrection by enhancement of the edge region and further suppression of artifacts that accompany it can be expected. Further, at least one of the threshold values Th1, Th2, Th4 (Th4 ′), the upper limit value Lt1, and the lower limit value Lt2 may be adjusted according to a reconstruction function used for image reconstruction. This makes it possible to optimize the overall balance of multiple factors such as noise reduction, artifact suppression, and spatial resolution improvement, taking into account the frequency components of the image that are enhanced or suppressed by the reconstruction function. it can.
また例えば、第一および第二実施形態は、X線CT装置であるが、発明は、X線CT装置とPETまたはSPECTとを組み合わせたPET−CT装置やSPECT−CT装置などの他、撮影手段を有していない画像生成装置などにも適用可能である。また、コンピュータを、上述の画像生成機能を備えた画像生成装置として機能させるためのプログラム、当該プログラムが記憶された記憶媒体もまた、発明の実施形態の一例である。 Further, for example, the first and second embodiments are X-ray CT apparatuses, but the invention is not limited to a PET-CT apparatus or a SPECT-CT apparatus in which an X-ray CT apparatus and PET or SPECT are combined, and imaging means. The present invention can also be applied to an image generating apparatus that does not have A program for causing a computer to function as an image generation apparatus having the above-described image generation function, and a storage medium storing the program are also examples of the embodiments of the invention.
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 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
22 X線コントローラ
23 アパーチャ
24 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
30 スリップリング
40 被検体
81 X線
100 X線CT装置
301 エッジ領域強調部
302 非高コントラスト領域平滑化部
303 画像再構成部
311 エッジ領域強調部
312 第1の画像再構成部
313 第2の画像再構成部
314 画像合成部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Operation console 2 Input device 3 Central processing unit 5 Data collection buffer 6 Monitor 7 Memory | storage device 10 Imaging table 12 Cradle 15 Rotating part 20 Scanning gantry 21 X-ray tube 22 X-ray controller 23 Aperture 24 X-ray detector 25 DAS
26 Rotation unit controller 29 Control controller 30 Slip ring 40 Subject 81 X-ray 100 X-ray CT apparatus 301 Edge region enhancement unit 302 Non-high contrast region smoothing unit 303 Image reconstruction unit 311 Edge region enhancement unit 312 First image reconstruction Configuration unit 313 Second image reconstruction unit 314 Image composition unit
Claims (17)
投影データ空間にて、データ値のプロファイルにおけるエッジ領域を強調する処理を行うステップと、
前記投影データ空間または画像空間にて、データ値のコントラストが一定レベル以下の領域に対して、強調を緩和する処理を行うステップとを実行する画像生成方法。 In the process of generating an image from the projection data of the imaging target obtained by X-ray CT imaging,
Performing a process of enhancing an edge region in a profile of data values in a projection data space;
And a step of performing a process of reducing emphasis on an area where the contrast of data values is a certain level or less in the projection data space or the image space.
前記過程において、前記投影データ空間または画像空間にて、データ値のコントラストが一定レベル以下の領域に対して、強調を緩和する処理を行う手段とを備えた画像生成装置。 Means for performing processing for emphasizing an edge region in a profile of data values in a projection data space in a process of generating an image from projection data of an imaging target obtained by X-ray CT imaging;
In the process, an image generating apparatus comprising: a unit that performs a process of reducing emphasis on an area in which the contrast of data values is a certain level or less in the projection data space or the image space.
X線CT撮影により得られた撮影対象の投影データから画像を生成する過程において、投影データ空間にて、データ値のプロファイルにおけるエッジ領域を強調する処理を行う手段と、
前記過程において、前記投影データ空間または画像空間にて、データ値のコントラストが一定レベル以下の領域に対して、強調を緩和する処理を行う手段として機能させるためのプログラム。 Computer
Means for performing processing for emphasizing an edge region in a profile of data values in a projection data space in a process of generating an image from projection data of an imaging target obtained by X-ray CT imaging;
A program for functioning as a means for performing a process of reducing emphasis on an area where the contrast of data values is below a certain level in the projection data space or the image space in the process.
前記画像を生成する過程において、投影データ空間にて、データ値のプロファイルにおけるエッジ領域を強調する手段と、
前記過程において、前記投影データ空間または画像空間にて、データ値のコントラストが一定レベル以下の領域に対して、強調を緩和する処理を行う手段とを備えているX線CT装置。 An X-ray CT apparatus that performs X-ray CT imaging, collects projection data to be imaged, and generates an image from the projection data,
Means for enhancing an edge region in a profile of data values in a projection data space in the process of generating the image;
In the process, an X-ray CT apparatus comprising: means for performing a process of reducing emphasis on an area where the contrast of data values is below a certain level in the projection data space or the image space.
前記プロファイルにおけるコントラストが一定レベル以下の領域を平滑化する平滑化処理を行う平滑化手段と、
前記強調処理および平滑化処理が行われた前記投影データに基づいて画像を再構成する再構成手段とを備えた請求項4に記載のX線CT装置。 Emphasis means for emphasizing an edge region in the profile of the projection data;
Smoothing means for performing a smoothing process for smoothing an area where the contrast in the profile is a certain level or less;
The X-ray CT apparatus according to claim 4, further comprising: a reconstruction unit that reconstructs an image based on the projection data on which the enhancement process and the smoothing process have been performed.
前記強調処理が行われた前記投影データに基づいて第1の画像を再構成する第1の再構成手段と、
前記強調処理が行われていない前記投影データに基づいて第2の画像を再構成する第2の再構成手段と、
前記第1の画像または第2の画像において、コントラストが一定レベルを超える第1の領域に前記第1の画像の対応領域の画像を充てており、コントラストが該一定レベル以下である第2の領域に前記第2の画像の対応領域の画像を充てた画像を生成する生成手段とを備えた請求項4に記載のX線CT装置。 Emphasis means for emphasizing an edge region in the profile of the projection data;
First reconstruction means for reconstructing a first image based on the projection data subjected to the enhancement processing;
Second reconstruction means for reconstructing a second image based on the projection data not subjected to the enhancement processing;
In the first image or the second image, a second region in which the image in the corresponding region of the first image is filled in the first region where the contrast exceeds a certain level, and the contrast is equal to or less than the certain level. The X-ray CT apparatus according to claim 4, further comprising: a generating unit configured to generate an image filled with an image of a corresponding region of the second image.
前記第2の領域は、該バラツキの程度が該一定レベル以下である領域である請求項11から請求項13のいずれか一項に記載のX線CT装置。 The first region is a region where the degree of variation in pixel values in the first image or the second image exceeds a certain level,
The X-ray CT apparatus according to claim 11, wherein the second region is a region where the degree of variation is equal to or less than the certain level.
前記第2の領域は、該データ値が該一定レベル以下である領域である請求項11から請求項13のいずれか一項に記載のX線CT装置。 The first region is a region where a data value in a profile representing a high-frequency component in a desired direction of the first image or the second image exceeds a certain level,
The X-ray CT apparatus according to claim 11, wherein the second region is a region where the data value is equal to or less than the certain level.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2011165178A JP2013027520A (en) | 2011-07-28 | 2011-07-28 | Method and device for generating image, program, and x-ray ct apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2011165178A JP2013027520A (en) | 2011-07-28 | 2011-07-28 | Method and device for generating image, program, and x-ray ct apparatus |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2013027520A true JP2013027520A (en) | 2013-02-07 |
Family
ID=47785202
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2011165178A Pending JP2013027520A (en) | 2011-07-28 | 2011-07-28 | Method and device for generating image, program, and x-ray ct apparatus |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2013027520A (en) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2014236810A (en) * | 2013-06-06 | 2014-12-18 | キヤノン株式会社 | Image processor, tomographic apparatus, image processing method and program |
JP2017046735A (en) * | 2015-08-31 | 2017-03-09 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Image processing method, image processing apparatus, radiation tomographic apparatus, and program |
CN111462266A (en) * | 2020-03-20 | 2020-07-28 | 北京东软医疗设备有限公司 | Image reconstruction method and device, CT (computed tomography) equipment and CT system |
Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009011810A (en) * | 2007-06-07 | 2009-01-22 | Toshiba Corp | Data processing apparatus and medical diagnostic apparatus |
-
2011
- 2011-07-28 JP JP2011165178A patent/JP2013027520A/en active Pending
Patent Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009011810A (en) * | 2007-06-07 | 2009-01-22 | Toshiba Corp | Data processing apparatus and medical diagnostic apparatus |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2014236810A (en) * | 2013-06-06 | 2014-12-18 | キヤノン株式会社 | Image processor, tomographic apparatus, image processing method and program |
JP2017046735A (en) * | 2015-08-31 | 2017-03-09 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Image processing method, image processing apparatus, radiation tomographic apparatus, and program |
US10152805B2 (en) | 2015-08-31 | 2018-12-11 | General Electric Company | Image processing method, image processing apparatus and radiation tomographic imaging apparatus, and program |
CN111462266A (en) * | 2020-03-20 | 2020-07-28 | 北京东软医疗设备有限公司 | Image reconstruction method and device, CT (computed tomography) equipment and CT system |
CN111462266B (en) * | 2020-03-20 | 2023-08-04 | 北京东软医疗设备有限公司 | Image reconstruction method, device, CT equipment and CT system |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US9949706B2 (en) | Image-processing device, radiographic imaging system, image-processing program, and image-processing method | |
JP4350738B2 (en) | X-ray tomography apparatus and artifact reduction method | |
US10043294B2 (en) | Image processing device, radiographic imaging system, recording medium storing image processing program, and image processing method | |
JP4414420B2 (en) | X-ray tomography apparatus and artifact reduction method | |
CN107530040B (en) | X-ray CT apparatus, reconstruction operation apparatus, and X-ray CT image generation method | |
US9189832B2 (en) | Method and system for noise reduction in low dose computed tomography | |
KR101576703B1 (en) | Image processing apparatus, image processing method, and computer-readable storage medium | |
JP5028528B2 (en) | X-ray CT system | |
CN102270350B (en) | In conjunction with the iteration CT image reconstruction of four-dimensional noise filter | |
US20140334700A1 (en) | Methods and apparatus for scatter correction for cbct system and cone-beam image reconstruction | |
US10789738B2 (en) | Method and apparatus to reduce artifacts in a computed-tomography (CT) image by iterative reconstruction (IR) using a cost function with a de-emphasis operator | |
US8855394B2 (en) | Methods and apparatus for texture based filter fusion for CBCT system and cone-beam image reconstruction | |
US7613275B2 (en) | Method and apparatus for reducing cone beam artifacts using spatially varying weighting functions | |
JP6640527B2 (en) | X-ray CT system | |
JP6293713B2 (en) | Image processing apparatus, radiation tomography apparatus and program | |
US11288775B2 (en) | Methods and systems for parametric noise modulation in x-ray imaging | |
JP6945410B2 (en) | Image reconstruction processing device, X-ray computer tomographic imaging device and image reconstruction processing method | |
JP6321405B2 (en) | Image generating apparatus, radiation tomography apparatus, image generating method, and program | |
JP2013027520A (en) | Method and device for generating image, program, and x-ray ct apparatus | |
JP6243296B2 (en) | Image generating apparatus, radiation tomography apparatus and program | |
JP6386981B2 (en) | Image processing method, image processing apparatus, radiation tomography apparatus, and program | |
JP6139821B2 (en) | X-ray CT system | |
US20120177173A1 (en) | Method and apparatus for reducing imaging artifacts | |
JP6139100B2 (en) | Image processing apparatus, radiation tomography apparatus, and program | |
US20060165271A1 (en) | Method for reducing cupping artifacts in cone beam CT image data sets |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A625 | Written request for application examination (by other person) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A625 Effective date: 20140609 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20150327 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20150511 |
|
RD02 | Notification of acceptance of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422 Effective date: 20150609 |
|
RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20150616 |
|
A601 | Written request for extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601 Effective date: 20150811 |
|
A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20151110 |