JP5097355B2 - Radiation tomography equipment - Google Patents
Radiation tomography equipment Download PDFInfo
- Publication number
- JP5097355B2 JP5097355B2 JP2006089669A JP2006089669A JP5097355B2 JP 5097355 B2 JP5097355 B2 JP 5097355B2 JP 2006089669 A JP2006089669 A JP 2006089669A JP 2006089669 A JP2006089669 A JP 2006089669A JP 5097355 B2 JP5097355 B2 JP 5097355B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- reconstructed image
- dimensional backprojection
- ray
- radiation tomography
- 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.)
- Active
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims description 25
- 238000003325 tomography Methods 0.000 title claims description 24
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 38
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 28
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 25
- 230000002194 synthesizing effect Effects 0.000 claims description 15
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 claims description 9
- 238000009499 grossing Methods 0.000 claims description 2
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 17
- 210000003625 skull Anatomy 0.000 description 14
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 11
- 230000006870 function Effects 0.000 description 9
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 8
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 8
- 238000003786 synthesis reaction Methods 0.000 description 8
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 7
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- RPPBZEBXAAZZJH-UHFFFAOYSA-N cadmium telluride Chemical compound [Te]=[Cd] RPPBZEBXAAZZJH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 210000004884 grey matter Anatomy 0.000 description 2
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 2
- 238000012805 post-processing Methods 0.000 description 2
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 description 2
- 210000004885 white matter Anatomy 0.000 description 2
- 230000001133 acceleration Effects 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 238000003759 clinical diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 238000002603 single-photon emission computed tomography Methods 0.000 description 1
- 230000001131 transforming effect Effects 0.000 description 1
- 210000001835 viscera Anatomy 0.000 description 1
- 229910052724 xenon Inorganic materials 0.000 description 1
- FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N xenon atom Chemical compound [Xe] FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Description
本発明は、被検体である患者の周囲から放射線、例えばＸ線を照射して得られた投影データを処理することで被検体の断層撮像を行う放射線断層撮影装置に関する。特に、再構成画像を鮮明に表示する放射線断層撮影装置に関する。 The present invention relates to a radiation tomography apparatus that performs tomographic imaging of a subject by processing projection data obtained by irradiating radiation, for example, X-rays, from around a patient who is the subject. In particular, the present invention relates to a radiation tomography apparatus that clearly displays a reconstructed image.
例えば最近のＸ線を利用した放射線断層撮影装置は、円錐状のコーンビームを照射するＸ線管と、体軸方向に複数列並んだＸ線検出部と、Ｘ線検出部の出力を投影データとして収集する複数のデータ収集部（ＤＡＳ：Data Acquisition System）とを有している。そして、例えば３２または６４個のデータ収集部を備えた放射線断層撮影装置は、Ｘ線管が一回転する際に、３２枚または６４枚のスライス画像を取得することができる。このため、短時間で多くのスライス画像を取得できる点では非常に優れている。しかし、Ｘ線検出部には斜めから入射するコーンビームの影響で、いわゆるコーン角アーチファクトが生じるおそれがある。 For example, a recent X-ray radiation tomography apparatus uses an X-ray tube that irradiates a cone-shaped cone beam, an X-ray detector arranged in a plurality of rows in the body axis direction, and an output of the X-ray detector as projection data. And a plurality of data acquisition units (DAS: Data Acquisition System). For example, a radiation tomography apparatus including 32 or 64 data collection units can acquire 32 or 64 slice images when the X-ray tube rotates once. For this reason, it is very excellent in that many slice images can be acquired in a short time. However, the so-called cone angle artifact may occur in the X-ray detection unit due to the effect of the cone beam incident from an oblique direction.
そこで、例えば特許文献１では、再構成領域を透過したコーンビームに正しく対応した投影データを用いて画像再構成を行うことができる三次元逆投影方法および放射線断層撮影装置が開示されている。
特許文献１の発明では、処理の簡単化および高速化を図って被検体のスライス画像を取得している。しかし、特に被検体の頭部では、脳実質が頭蓋骨で覆われているため、アーチファクトの影響を受けやすく、また、脳実質のコントラストが十分でないことがあった。 In the invention of Patent Document 1, a slice image of a subject is acquired in order to simplify and speed up the processing. However, particularly in the head of the subject, the brain parenchyma is covered with a skull, so that it is easily affected by artifacts, and the contrast of the brain parenchyma may not be sufficient.
そこで本発明は、複数列並んだＸ線検出部を用いて、例えば、頭蓋骨などの骨の近傍に存在する軟質組織を画像再構成する際であっても、鮮明なスライス画像を表示することができる放射線断層撮影装置を提供することにある。 Therefore, the present invention can display a clear slice image even when reconstructing a soft tissue existing in the vicinity of a bone such as a skull, for example, using an X-ray detection unit arranged in a plurality of rows. An object of the present invention is to provide a radiation tomography apparatus which can be used.
第１の観点の放射線断層撮影装置は、多列検出器を用いて被検体内の撮影領域の投影データを収集するデータ収集手段と、データ収集手段により収集された投影データに基づいて二次元逆投影処理を行い、撮影領域の第一再構成画像を再構成する第一画像再構成手段と、データ収集手段により収集された投影データに基づいて三次元逆投影処理を行い、撮影領域の第二再構成画像を再構成する第二画像再構成手段と、第一再構成画像と第二再構成画像とに基づいて、第三再構成画像を合成する合成手段とを有する。この構成により、二次元逆投影処理された第一再構成画像と三次元逆投影処理されたた第二再構成画像との双方の良好な画質を合成して第三再構成画像を作ることができる。第三再構成画像は、鮮明なスライス画像となり、そのスライス画像を複数毎用いて三次元画像表示させることもできる。放射線技師または医師などの操作者を満足させることができる。 A radiation tomography apparatus according to a first aspect includes a data collection unit that collects projection data of an imaging region in a subject using a multi-row detector, and a two-dimensional inverse based on the projection data collected by the data collection unit. A first image reconstruction means for performing a projection process and reconstructing a first reconstructed image of the photographing area; a three-dimensional backprojection process based on the projection data collected by the data collecting means; Second image reconstructing means for reconstructing the reconstructed image, and synthesizing means for synthesizing the third reconstructed image based on the first reconstructed image and the second reconstructed image. With this configuration, it is possible to create a third reconstructed image by combining the good image quality of both the first reconstructed image subjected to the two-dimensional backprojection process and the second reconstructed image subjected to the three-dimensional backprojection process. it can. The third reconstructed image becomes a clear slice image, and a plurality of slice images can be used to display a three-dimensional image. An operator such as a radiologist or a doctor can be satisfied.
第２の観点の放射線断層撮影装置は、合成手段が、第一再構成画像と第二再構成画像との差分画像を求め、第一再構成画像に差分画像を加えることで、第三再構成画像を合成している。三次元逆投影処理された第二再構成画像はコントラストが高い。この高コントラストの第二再構成画像を差分画像として加えることで、鮮明なスライス画像を得ることができる。 In the radiation tomography apparatus according to the second aspect, the synthesis unit obtains a difference image between the first reconstructed image and the second reconstructed image, and adds the difference image to the first reconstructed image. The image is synthesized. The second reconstructed image subjected to the three-dimensional backprojection process has a high contrast. By adding this high-contrast second reconstructed image as a difference image, a clear slice image can be obtained.
第３の観点の放射線断層撮影装置は、合成手段が、差分画像に対してノイズ除去処理を行う。差分画像を計算する際に生じたノイズを除去するため、鮮明なスライス画像を得ることができる。 In the radiation tomography apparatus according to the third aspect, the synthesis unit performs noise removal processing on the difference image. Since the noise generated when calculating the difference image is removed, a clear slice image can be obtained.
第４の観点の放射線断層撮影装置は、合成手段が、差分画像を加えた領域において、画像の変化を滑らかにする境界処理を行う。差分画像を加えた領域が周りの領域から切り離された画像にならず滑らかな画像にすることができる。 In the radiation tomography apparatus according to the fourth aspect, the synthesizing unit performs boundary processing for smoothing the image change in the region to which the difference image is added. The area to which the difference image is added is not an image separated from the surrounding area, and a smooth image can be obtained.
第５の観点の放射線断層撮影装置は、合成手段は、第一再構成画像を閾値で区分することで撮影領域内の第一特定組織と第二特定組織とを特定し、この特定された第一特定組織と第二特定組織とに基づいて前記第一再構成画像の第一特定組織と前記第二再構成画像の第二特定組織とを抽出して、第三再構成画像を合成する。第一再構成画像の第一特定組織の良い画質と、第二再構成画像の第二特定組織の良い画質とを合成するので、鮮明なスライス画像を得ることができる。 In the radiation tomography apparatus according to the fifth aspect, the synthesizing unit identifies the first specific tissue and the second specific tissue in the imaging region by dividing the first reconstructed image by a threshold, and the identified first Based on the one specific tissue and the second specific tissue, the first specific tissue of the first reconstructed image and the second specific tissue of the second reconstructed image are extracted, and the third reconstructed image is synthesized. Since the good image quality of the first specific tissue of the first reconstructed image and the good image quality of the second specific tissue of the second reconstructed image are combined, a clear slice image can be obtained.
第６の観点の放射線断層撮影装置は、合成手段は、第一再構成画像の第一特定組織と第二再構成画像の第二特定組織との境界において、画像の変化を滑らかにする境界処理を行う。差分画像を加えた領域が周りの領域から切り離された画像にならず滑らかな画像にすることができる。 In the radiation tomography apparatus according to the sixth aspect, the synthesizing unit is configured to perform boundary processing that smoothes image changes at the boundary between the first specific tissue of the first reconstructed image and the second specific tissue of the second reconstructed image. I do. The area to which the difference image is added is not an image separated from the surrounding area, and a smooth image can be obtained.
第７の観点の放射線断層撮影装置は、撮影領域が頭部であって、第一特定組織が脳実質であり、第二特定組織は頭骨である。特に頭部の断層像撮影に効果が大きい。 In the radiation tomography apparatus according to the seventh aspect, the imaging region is the head, the first specific tissue is the brain parenchyma, and the second specific tissue is the skull. This is particularly effective for tomographic imaging of the head.
第８の観点の放射線断層撮影装置は、撮影領域に頭部が含まれるときに、第一画像再構成手段および第二画像再構成手段が前記二次元逆投影処理および前記三次元逆投影処理を行い、撮影領域に頭部が含まれないときに、第二画像再構成手段のみが作動する。つまり、撮影領域に頭部が含まれると第一画像再構成手段が前記三次元逆投影処理を行って、二次元逆投影処理された第一再構成画像を再構成するので、自動的に頭部のスライス画像が鮮明になる。 In the radiation tomography apparatus according to the eighth aspect, when the imaging region includes a head, the first image reconstruction unit and the second image reconstruction unit perform the two-dimensional backprojection process and the three-dimensional backprojection process. If the head area is not included in the imaging area, only the second image reconstruction means operates. That is, when the head is included in the imaging region, the first image reconstruction means performs the three-dimensional backprojection process to reconstruct the first reconstructed image that has been subjected to the two-dimensional backprojection process. The slice image of the part becomes clear.
本発明の放射線断層撮影装置は、アーチファクトの影響がないスライス画像を取得することができるとともに、内臓又は脳実質の軟部組織および骨などの硬部組織の両者が鮮明なスライス画像を得ることできる。 The radiation tomography apparatus of the present invention can obtain a slice image free from artifacts, and can obtain a clear slice image of both internal organs or brain parenchymal soft tissues and hard tissues such as bones.
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。 Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited thereby.
＜Ｘ線ＣＴ装置の全体構成＞
図１は、実施形態におけるＸ線ＣＴ装置１００の構成を示す図である。大別して、本装置は、被検体へのＸ線照射と被検体を透過したＸ線を検出するためのガントリ１０１と、ガントリ１０１から転送されてきたデータに基づいてＸ線断層像を再構成し、出力して表示する操作コンソール５０により構成されている。
<Overall configuration of X-ray CT apparatus>
FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration of an X-ray CT apparatus 100 according to the embodiment. Broadly speaking, this apparatus reconstructs an X-ray tomogram based on gantry 101 for detecting X-ray irradiation on a subject and X-rays transmitted through the subject, and data transferred from gantry 101. And an operation console 50 for outputting and displaying.
ガントリ１０１は、その全体の制御を行うＣＴ制御部１４０を備えており、以下に説明する各種装置が接続されている。 The gantry 101 includes a CT control unit 140 that performs overall control of the gantry 101, and various devices described below are connected thereto.
ガントリ１０１の内部には、Ｘ線発生源であるＸ線管１０２、Ｘ線管１０２に接続されたＸ線管コントローラ１０３、Ｘ線の照射範囲を制限するための開口を有するコリメータ１２０、コリメータ１２０の開口幅を調整するための開口制御モータ１２１および開口制御モータ１２１を駆動する開口制御モータドライバ１２２が設けられている。コリメータ１２０を通過したＸ線は、そのコリメータ１２０によるＸ線照射範囲の制限によって、ガントリ１０１の回転方向に沿うコーン状のＸ線ビーム、つまりコーンビームＣＢを形成する。被検体はクレードル１１１上に横たえられた状態で被検体の体軸方向つまりＺ軸方向に、クレードルモータ１１２によって移動される。このクレードルモータ１１２はクレードルモータドライバ１１３によって駆動される。 Inside the gantry 101 are an X-ray tube 102 which is an X-ray generation source, an X-ray tube controller 103 connected to the X-ray tube 102, a collimator 120 having an opening for limiting the X-ray irradiation range, and a collimator 120 An aperture control motor 121 for adjusting the aperture width of the aperture and an aperture control motor driver 122 for driving the aperture control motor 121 are provided. The X-rays that have passed through the collimator 120 form a cone-shaped X-ray beam along the rotation direction of the gantry 101, that is, a cone beam CB, due to the limitation of the X-ray irradiation range by the collimator 120. The subject is moved by the cradle motor 112 in the body axis direction of the subject, that is, the Z-axis direction while being laid on the cradle 111. The cradle motor 112 is driven by a cradle motor driver 113.
また、ガントリ１０１の内部には、通常６０°前後のファン角に依存した長さにわたる複数の検出器がエレメント方向、つまりＺ軸方向に多数列に並んだ検出チャンネルを有する多列Ｘ線検出器１０４が設けられている。多列Ｘ線検出器１０４は、例えばシンチレータとフォトダイオードの組み合わせによって構成される。なお、これに限るものではなく、例えばカドミウム・テルル（ＣｄＴｅ）等を利用した半導体Ｘ線検出素子、あるいは、キセノン（Ｘｅ）ガスを利用した電離箱型のＸ線検出素子であってよい。 In addition, in the gantry 101, a multi-row X-ray detector having a plurality of detectors arranged in a row in the element direction, that is, in the Z-axis direction, a plurality of detectors whose length depends on the fan angle of about 60 ° 104 is provided. The multi-row X-ray detector 104 is constituted by a combination of a scintillator and a photodiode, for example. However, the present invention is not limited to this. For example, a semiconductor X-ray detection element using cadmium tellurium (CdTe) or the like, or an ionization chamber type X-ray detection element using xenon (Xe) gas may be used.
ガントリ１０１は、検出チャンネルの出力を投影データとして収集する複数のデータ収集部（ＤＡＳ：Data Acquisition System）１０５を備える。データ収集部１０５は、１個または複数（例えば8個，１６個，３２個または６４個）から構成され、多列Ｘ線検出器１０４に接続されている。例えば、一般に３２ＤＡＳと呼ばれる３２個のデータ収集部１０５を有しているものは、Ｘ線管１０２が一回転する間にスライス画像を３２枚取得することができる。Ｘ線管１０２と多列Ｘ線検出器１０４とは、互いに空洞部を挟んで、すなわち、被検体を挟んで対向する位置に設けられている。そして、Ｘ線管１０２と多列Ｘ線検出器１０４とは、対向する位置関係が維持された状態で被検体の周りを回転するように回転部１３０に設けられている。回転部１３０には回転モータ１３１および回転モータドライバ１３２が接続されており、回転部１３０は、回転モータドライバ１３２により、例えば約０．３秒から１．０秒で一回転するように制御されている。なお、多列Ｘ線検出器１０４が円周上全面に配置され、Ｘ線管１０２のみを回転させるガントリ１０１もある。本発明はこのようなＸ線管１０２のみを回転させるものに対しても適用できる。 The gantry 101 includes a plurality of data acquisition units (DAS: Data Acquisition System) 105 that collect the output of the detection channel as projection data. The data collection unit 105 is composed of one or a plurality (for example, 8, 16, 32, or 64), and is connected to the multi-row X-ray detector 104. For example, a device having 32 data acquisition units 105 generally called 32DAS can acquire 32 slice images while the X-ray tube 102 makes one rotation. The X-ray tube 102 and the multi-row X-ray detector 104 are provided at positions facing each other with the cavity therebetween, that is, with the subject interposed therebetween. The X-ray tube 102 and the multi-row X-ray detector 104 are provided in the rotating unit 130 so as to rotate around the subject in a state where the opposing positional relationship is maintained. A rotation motor 131 and a rotation motor driver 132 are connected to the rotation unit 130. The rotation unit 130 is controlled by the rotation motor driver 132 so as to make one rotation in about 0.3 seconds to 1.0 seconds, for example. Yes. There is also a gantry 101 in which the multi-row X-ray detector 104 is arranged on the entire surface of the circumference and rotates only the X-ray tube 102. The present invention can also be applied to a device in which only the X-ray tube 102 is rotated.
ＣＴ制御部１４０は、操作コンソール５０と互いに通信を行うように接続されている。操作コンソール５０の指令に基づいて、Ｘ線管コントローラ１０３、クレードルモータドライバ１１３、開口制御モータドライバ１２２、回転モータドライバ１３２、およびデータ収集部１０５に対し、各種制御信号を出力することになる。データ収集部１０５で収集されたデータは、操作コンソール５０に送出され、画像の再構成が行われる。 The CT control unit 140 is connected to the operation console 50 so as to communicate with each other. Various control signals are output to the X-ray tube controller 103, the cradle motor driver 113, the opening control motor driver 122, the rotary motor driver 132, and the data collection unit 105 based on commands from the operation console 50. The data collected by the data collection unit 105 is sent to the operation console 50, and image reconstruction is performed.
なお、Ｘ線ＣＴ装置１００は、３６０°分の投影データからの再構成を前提としたフルスキャンモードと、１８０°＋ファン角分の投影データからの再構成を前提としたハーフスキャンモードとを用意し、ユーザが任意に選択できるようになっている。フルスキャンモードによれば高品質の断層像を再構成することが可能であり、ハーフスキャンモードによれば断層像の画質を若干犠牲にするかわりに、スキャンスピードを稼ぐことができ、その分被検体に対する被曝量を低減させることにもなるというメリットがある。 Note that the X-ray CT apparatus 100 has a full scan mode based on reconstruction from projection data for 360 ° and a half scan mode based on reconstruction from projection data for 180 ° + fan angle. It is prepared and can be arbitrarily selected by the user. The full scan mode can reconstruct a high-quality tomogram, and the half scan mode can increase the scan speed instead of sacrificing the image quality of the tomogram slightly. There is an advantage that the exposure dose to the specimen can be reduced.
操作コンソール５０は、いわゆるワークステーションであり、図示するように、ブートプログラム等を記憶しているＲＯＭ５２、主記憶装置として機能するＲＡＭ５３をはじめ装置全体の制御を行うＣＰＵ５４を備える。 The operation console 50 is a so-called workstation, and includes a CPU 52 that controls the entire apparatus including a ROM 52 that stores a boot program and a RAM 53 that functions as a main storage device, as shown in the figure.
ハードディスク装置５１は、ここにオペレーティングシステムのほか、ガントリ１０１に各種指示を与えたり、ガントリ１０１より受信したデータに基づいてＸ線断層像を再構成したり、表示したりするための画像処理プログラムが格納されている。また、ＶＲＡＭ５５は表示しようとするイメージデータを展開するメモリであり、イメージデータ等を展開することでモニター５６に表示させることができる。各種操作は、キーボード５７およびマウス５８で行う。 In addition to the operating system, the hard disk device 51 includes an image processing program for giving various instructions to the gantry 101, reconstructing an X-ray tomogram based on data received from the gantry 101, and displaying it. Stored. The VRAM 55 is a memory for developing image data to be displayed, and can be displayed on the monitor 56 by developing the image data. Various operations are performed with the keyboard 57 and the mouse 58.
図２は、Ｘ線管１０２と多列Ｘ線検出器１０４の幾何学的配置をｘｙ平面から見た図であり、図３は、Ｘ線管１０２と多列Ｘ線検出器１０４の幾何学的配置をｙｚ平面から見た図である。Ｘ線管１０２は、コーンビームＣＢと呼ばれるＸ線ビームを発生する。コーンビームＣＢの中心軸方向がy方向に平行なときを、ビュー角度０度とする。多列Ｘ線検出器１０４は、z方向にJ列、例えば２５６列のＸ線検出器列を有する。また、各Ｘ線検出器列はチャネル方向にIチャネル、例えば１０２４チャネルのＸ線検出器チャネルを有する。 FIG. 2 is a diagram showing the geometric arrangement of the X-ray tube 102 and the multi-row X-ray detector 104 from the xy plane, and FIG. 3 shows the geometry of the X-ray tube 102 and the multi-row X-ray detector 104. It is the figure which looked at the target arrangement from the yz plane. The X-ray tube 102 generates an X-ray beam called a cone beam CB. A view angle of 0 degree is defined when the central axis direction of the cone beam CB is parallel to the y direction. The multi-row X-ray detector 104 has X-ray detector rows of J rows, for example, 256 rows in the z direction. Each X-ray detector row has I-channels, for example, 1024 channels of X-ray detector channels in the channel direction.
図２では、Ｘ線管１０２のＸ線焦点を出たコーンビームＣＢがビーム形成Ｘ線フィルタ１０８により、再構成領域Ｐの中心ではより多くのＸ線が、再構成領域Ｐの周辺部ではより少ないＸ線が照射される。このようにＸ線線量を空間的に制御した後に、再構成領域Ｐの内部に存在する被検体にＸ線が吸収され、透過したＸ線が多列Ｘ線検出器１０４でＸ線検出器データとして収集される。図３では、Ｘ線管１０２のＸ線焦点を出たコーンビームＣＢはＸ線コリメータ１２０により断層像のスライス厚方向に制御される。つまり、回転中心軸ＩＣにおいてコーンビームＣＢの幅がＤとなるように制御される。回転中心軸ＩＣ近辺に存在する被検体にＸ線が吸収され、透過したＸ線は多列Ｘ線検出器１０４でＸ線検出器データとして収集される。Ｘ線が被検体に照射されて収集された投影データは、多列Ｘ線検出器１０４からデータ収集部１０５でＡ／Ｄ変換され、ＣＴ制御部１４０に入力される。ＣＴ制御部１４０に入力されたデータは、ＲＯＭ５２のプログラムによりＣＰＵ５４で処理され、断層像に画像再構成されてモニター５６に表示される。 In FIG. 2, the cone beam CB emitted from the X-ray focal point of the X-ray tube 102 is subjected to the beam forming X-ray filter 108 so that more X-rays are generated at the center of the reconstruction area P and more at the periphery of the reconstruction area P. Less X-rays are irradiated. After the X-ray dose is thus spatially controlled, X-rays are absorbed by the subject existing inside the reconstruction area P, and the transmitted X-rays are detected by the multi-row X-ray detector 104 as X-ray detector data. Collected as. In FIG. 3, the cone beam CB emitted from the X-ray focal point of the X-ray tube 102 is controlled by the X-ray collimator 120 in the slice thickness direction of the tomographic image. That is, the width of the cone beam CB is controlled to be D on the rotation center axis IC. X-rays are absorbed by the subject present near the rotation center axis IC, and the transmitted X-rays are collected as X-ray detector data by the multi-row X-ray detector 104. Projection data acquired by irradiating the subject with X-rays is A / D converted by the data acquisition unit 105 from the multi-row X-ray detector 104 and input to the CT control unit 140. Data input to the CT control unit 140 is processed by the CPU 54 according to the program in the ROM 52, reconstructed into a tomographic image, and displayed on the monitor 56.
＜Ｘ線ＣＴ装置の動作フローチャート＞
図４は本実施形態のＸ線ＣＴ装置１００の動作の概要を示すフローチャートである。
<Operation flowchart of X-ray CT apparatus>
FIG. 4 is a flowchart showing an outline of the operation of the X-ray CT apparatus 100 of the present embodiment.
ステップＳ１では、被検体をクレードル１１１に乗せ位置合わせを行う。クレードル１１１の上に乗せられた被検体は各部位の基準点に走査ガントリ１０１のスライスライト中心位置を合わせる。 In step S1, the subject is placed on the cradle 111 and aligned. The subject placed on the cradle 111 aligns the slice light center position of the scanning gantry 101 with the reference point of each part.
ステップＳ２では、スカウト像（スキャノ像、Ｘ線透視像ともいう。）収集を行う。スカウト像は被検体の体の大きさによって成人または子供の２種類のスカウト像が撮影できるようになっており、さらに通常０度，９０度で撮影することができる。部位によっては例えば頭部のように、９０度スカウト像のみの場合もある。スカウト像撮影では、Ｘ線管１０２と多列Ｘ線検出器１０４とを固定させ、クレードル１１１を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行う。 In step S2, scout images (also called scanograms or X-ray fluoroscopic images) are collected. Scout images can capture two types of scout images for adults or children depending on the size of the body of the subject, and can usually be captured at 0 and 90 degrees. Depending on the part, for example, the head may be a 90-degree scout image only. In scout imaging, the X-ray tube 102 and the multi-row X-ray detector 104 are fixed, and the X-ray detector data is collected while the cradle 111 is moved linearly.
ステップＳ３では、スカウト像上に撮影する断層像の位置・範囲を表示しながら撮影条件設定を行う。例えば、撮影する断層像の範囲を頭部と胸部と設定したり、スキャン方法を設定したりする。本実施形態では、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、ヘリカルスキャン、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などの複数のスキャンパターンを有している。コンベンショナルスキャンとは、クレードル１１１をＺ軸方向に所定ピッチ移動するごとにＸ線管１０２および多列Ｘ線検出器１０４を回転させて投影データを取得するスキャン方法である。ヘリカルスキャンとは、Ｘ線管１０２と多列Ｘ線検出器１０４とが回転している状態でクレードル１１１を所定速度で移動させ、投影データを取得するスキャン方法である。可変ピッチヘリカルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管１０２および多列Ｘ線検出器１０４を回転させながらクレードル１１１の速度を可変させて投影データを取得するスキャン方法である。ヘリカルシャトルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管１０２および多列Ｘ線検出器１０４を回転させながらクレードル１１１をＺ軸方向またはＺ軸方向に往復移動させて投影データを取得するスキャン方法である。これら複数のスキャンを設定する際には１回分の全体としてのＸ線線量情報の表示を行う。 In step S3, shooting conditions are set while displaying the position / range of the tomographic image to be shot on the scout image. For example, the range of the tomographic image to be photographed is set to the head and chest, and the scanning method is set. In the present embodiment, a plurality of scan patterns such as a conventional scan (axial scan), a helical scan, a variable pitch helical scan, and a helical shuttle scan are provided. The conventional scan is a scan method in which projection data is acquired by rotating the X-ray tube 102 and the multi-row X-ray detector 104 every time the cradle 111 is moved by a predetermined pitch in the Z-axis direction. The helical scan is a scanning method for acquiring projection data by moving the cradle 111 at a predetermined speed while the X-ray tube 102 and the multi-row X-ray detector 104 are rotating. The variable pitch helical scan is a scanning method for acquiring projection data by changing the speed of the cradle 111 while rotating the X-ray tube 102 and the multi-row X-ray detector 104 as in the helical scan. The helical shuttle scan is a scanning method for acquiring projection data by reciprocating the cradle 111 in the Z-axis direction or the Z-axis direction while rotating the X-ray tube 102 and the multi-row X-ray detector 104 similarly to the helical scan. is there. When these multiple scans are set, X-ray dose information as a whole is displayed.
ステップＳ４では、断層像撮影を行う。断層像撮影およびその画像再構成の詳細については図５で後述する。ステップＳ５では、画像再構成された断層像を表示する。 In step S4, tomographic imaging is performed. Details of tomographic imaging and image reconstruction will be described later with reference to FIG. In step S5, the reconstructed tomographic image is displayed.
＜断層像撮影の動作フローチャート４０＞
図５は、図４のステップＳ４を詳細に説明したものであり、本発明のＸ線ＣＴ装置１００の断層像撮影の動作の概略を示すフローチャート４０である。ここではスキャン方法の例としてヘリカルスキャンを挙げている。
<Operation Flowchart 40 for Tomographic Imaging>
FIG. 5 explains in detail step S4 of FIG. 4 and is a flowchart 40 showing an outline of the tomographic imaging operation of the X-ray CT apparatus 100 of the present invention. Here, helical scanning is given as an example of the scanning method.
ステップＳ４１において、ヘリカルスキャンは、Ｘ線管１０２と多列Ｘ線検出器１０４とを被検体の回りに回転させ、かつクレードル１１１を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行う。ビュー角度viewと、検出器列番号jと、チャネル番号iとで表わされるＸ線検出器データＤ０（view，j，i）(ｊ＝１〜ＲＯＷ，ｉ＝１〜ＣＨ)にz方向位置Ｚtable（view）を付加させて、一定速度の範囲のデータ収集を行う。また、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンにおいては、一定速度の範囲のデータ収集に加えて、加速時、減速時においてもデータ収集を行うものとする。また、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）では撮影テーブル１０上のクレードル１１１をあるz方向位置に固定させたまま、データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。必要に応じて、次のz方向位置に移動した後に、再度データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。 In step S41, in the helical scan, the X-ray detector data is collected while the X-ray tube 102 and the multi-row X-ray detector 104 are rotated around the subject and the cradle 111 is linearly moved. X-ray detector data D0 (view, j, i) (j = 1 to ROW, i = 1 to CH) represented by view angle view, detector row number j, and channel number i, z-direction position Ztable. (View) is added and data is collected within a certain range of speed. In the variable pitch helical scan or helical shuttle scan, in addition to collecting data in a constant speed range, data collection is also performed during acceleration and deceleration. In the conventional scan (axial scan), the X-ray detector data is collected by rotating the data collection system one or more times while the cradle 111 on the imaging table 10 is fixed at a certain z-direction position. If necessary, after moving to the next position in the z direction, the data acquisition system is rotated once or a plurality of times to collect data of X-ray detector data.
ステップＳ４２では、Ｘ線検出器データＤ０(view，j，i)に対して前処理を行い、投影データに変換する。具体的には、前処理には、オフセット補正、対数変換、Ｘ線線量補正および感度補正などが含まれる。 In step S42, the X-ray detector data D0 (view, j, i) is preprocessed and converted into projection data. Specifically, the preprocessing includes offset correction, logarithmic conversion, X-ray dose correction, sensitivity correction, and the like.
ステップＳ４３において、前処理された投影データＤ１ (view，j，i)に対して、ビームハードニング補正を行う。この時、検出器のj列ごとに独立したビームハードニング補正を行えるため、撮影条件で各データ収集系の管電圧が異なっていれば、列ごとの検出器のＸ線エネルギー特性の違いを補正できる。 In step S43, beam hardening correction is performed on the preprocessed projection data D1 (view, j, i). At this time, independent beam hardening correction can be performed for each j column of the detector, so if the tube voltage of each data acquisition system differs depending on the imaging conditions, the difference in the X-ray energy characteristics of the detector for each column is corrected. it can.
ステップＳ４４では、図４のステップＳ３で撮影する断層像の範囲を設定した際に、頭部が含まれているかを判断する。撮影する断層像の範囲に頭部が含まれていなければ、ステップＳ４５に進み、撮影する断層像の範囲に頭部が含まれていれば、ステップＳ４５とステップＳ５１との両方に進む。ステップＳ４５からステップＳ４７は、いわゆる三次元逆投影処理を行うフローであり、ステップＳ５１からステップＳ５２は、いわゆる二次元逆投影処理を行うフローである。すなわち、撮影する断層像の範囲に頭部が含まれていれば、二次元逆投影処理と三次元逆投影処理とを行うことになる。 In step S44, it is determined whether or not the head is included when the range of the tomographic image to be captured in step S3 of FIG. 4 is set. If the head is not included in the range of the tomographic image to be captured, the process proceeds to step S45. If the range of the tomographic image to be captured is the head, the process proceeds to both step S45 and step S51. Steps S45 to S47 are flows for performing so-called three-dimensional backprojection processing, and steps S51 to S52 are flows for performing so-called two-dimensional backprojection processing. In other words, if the head is included in the range of the tomographic image to be photographed, two-dimensional backprojection processing and three-dimensional backprojection processing are performed.
ステップＳ４５では、ビームハードニング補正された投影データＤ１１(view，j，i)に対して、列方向 (z方向)のフィルタをかける列方向フィルタ重畳処理を行う。すなわち、各ビュー角度、各データ収集系における前処理後、ビームハードニング補正された多列Ｘ線検出器の投影データＤ１１(view，j，i)に対し、例えば列方向フィルタサイズが５列の列方向フィルタを列方向にかけ、投影データＤ１２(view，j，i)を得る。 In step S45, column direction filter convolution processing for applying a filter in the column direction (z direction) to the projection data D11 (view, j, i) subjected to beam hardening correction is performed. That is, the column direction filter size is, for example, 5 columns with respect to the projection data D11 (view, j, i) of the multi-row X-ray detector subjected to beam hardening correction after pre-processing in each view angle and each data acquisition system. A column direction filter is applied in the column direction to obtain projection data D12 (view, j, i).
また、列方向フィルタ係数をチャネルごとに変化させると画像再構成中心からの距離に応じてスライス厚を制御できる。一般的に断層像では再構成中心に比べ周辺部の方がスライス厚が厚くなる。このため、フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させてスライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でも一様にすることもできる。例えば、列方向フィルタ係数を中心部チャンネル近辺では列方向フィルタ係数の幅を広く変化させ、周辺部チャンネル近辺では列方向フィルタ係数の幅を狭く変化させると、スライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でも一様にすることもできる。このように、多列Ｘ線検出器１０４の中心部チャネルと周辺部チャネルの列方向フィルタ係数を制御してやることにより、スライス厚も中心部と周辺部で制御できる。 Further, when the column direction filter coefficient is changed for each channel, the slice thickness can be controlled according to the distance from the image reconstruction center. In general, in the tomogram, the slice thickness is thicker in the peripheral part than in the reconstruction center. For this reason, the filter coefficient can be changed between the central part and the peripheral part, and the slice thickness can be made uniform in both the peripheral part and the image reconstruction central part. For example, if the width of the column direction filter coefficient is changed widely in the vicinity of the central channel and the width of the column direction filter coefficient is changed narrow in the vicinity of the peripheral channel, for example, the slice thickness becomes the image reconstruction center even in the peripheral part. It can also be made uniform in the part. Thus, by controlling the column direction filter coefficients of the central channel and the peripheral channel of the multi-row X-ray detector 104, the slice thickness can also be controlled at the central portion and the peripheral portion.
ステップＳ４６では、再構成関数重畳処理を行う。すなわち、投影データを周波数領域に変換する高速フーリエ変換(ＦＦＴ：Fast Fourier Transform)をして、再構成関数Kernel（j）を掛け、逆フーリエ変換する。再構成関数Kernel（j）は検出器のj列ごとに独立した再構成関数重畳処理を行えるため、列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。 In step S46, reconstruction function superimposition processing is performed. That is, a fast Fourier transform (FFT) for transforming projection data into the frequency domain is performed, and a reconstruction function Kernel (j) is multiplied to perform an inverse Fourier transform. The reconstruction function Kernel (j) can perform independent reconstruction function superimposition processing for each j column of the detector, so that the difference in noise characteristics and resolution characteristics for each column can be corrected.
ステップＳ４７では、再構成関数重畳処理した投影データＤ１３(view，j，i)に対して、三次元逆投影処理を行い、逆投影データＤ３(x，y，z)を求める。画像再構成される画像はz軸に垂直な面、ｘｙ平面に三次元画像再構成される。以下の再構成領域Ｐはｘｙ平面に平行なものとする。 In step S47, three-dimensional backprojection processing is performed on the projection data D13 (view, j, i) subjected to reconstruction function superimposition processing to obtain backprojection data D3 (x, y, z). The image to be reconstructed is a three-dimensional image reconstructed on a plane perpendicular to the z axis and on the xy plane. The following reconstruction area P is assumed to be parallel to the xy plane.
一方、撮影する断層像の範囲に頭部が含まれていれば、ステップＳ４５からステップＳ４７の処理に加えて、ステップＳ５１とステップＳ５２とが行われる。 On the other hand, if the head is included in the range of the tomographic image to be photographed, steps S51 and S52 are performed in addition to the processing from step S45 to step S47.
ステップＳ５１では、ビームハードニング補正された多列Ｘ線検出器の投影データＤ１１(view，j，i)の特定列に対して再構成関数重畳処理を行う。すなわち、二次元逆投影処理が必要な特定列の投影データＤ１１(view，j，i)を周波数領域に変換する高速フーリエ変換(ＦＦＴ：Fast Fourier Transform)をして、再構成関数を掛け逆フーリエ変換する。ステップＳ５２では、再構成関数重畳処理した投影データＤ２３(view，j，i)に対して、二次元逆投影処理を行い、逆投影データＤ２(x，y，z)を求める。画像再構成される画像はz軸に垂直な面、ｘｙ平面に二次元画像再構成される。 In step S51, reconstruction function convolution processing is performed on a specific column of projection data D11 (view, j, i) of the multi-row X-ray detector that has been subjected to beam hardening correction. That is, a fast Fourier transform (FFT) that transforms projection data D11 (view, j, i) in a specific column that requires two-dimensional backprojection processing into the frequency domain, and a reconstruction function is multiplied by inverse Fourier. Convert. In step S52, two-dimensional backprojection processing is performed on the projection data D23 (view, j, i) subjected to reconstruction function superimposition processing to obtain backprojection data D2 (x, y, z). An image to be reconstructed is a two-dimensional image reconstructed on a plane perpendicular to the z-axis and an xy plane.
ステップＳ５１からステップＳ５２の処理には、列方向のフィルタをかける列方向フィルタ重畳処理が二次元逆投影処理には含まれていない。このため、列方向フィルタ重畳処理による補間がなされないので密度分解能を重視する軟部組織は分解能劣化がない。このため、二次元逆投影処理による逆投影データＤ２(x，y，z)は、軟部組織が明瞭に画像再構成される。 The processing from step S51 to step S52 does not include column-direction filter convolution processing for applying column-direction filtering in the two-dimensional backprojection processing. For this reason, since interpolation by column direction filter superimposition processing is not performed, the soft tissue that emphasizes density resolution does not have resolution degradation. For this reason, the soft tissue is clearly reconstructed in the backprojection data D2 (x, y, z) by the two-dimensional backprojection processing.
ステップＳ５５では、ステップＳ５２で得られた二次元逆投影処理を行った逆投影データＤ２（x，y，z）と、ステップＳ４７で得られた三次元逆投影処理を行った逆投影データＤ３（x，y，z）とに対して画像フィルタ重畳、ＣＴ値変換などの後処理を行う。そして、二次元逆投影処理を行った断層像（以下、二次元逆投影画像と呼ぶ）Ｄ２１(x，y，z)と、三次元逆投影処理を行った断層像（以下、三次元逆投影画像と呼ぶ）Ｄ３１（x，y，z）とを得る。 In step S55, the backprojection data D2 (x, y, z) obtained by performing the two-dimensional backprojection process obtained in step S52 and the backprojection data D3 (3) obtained by performing the three-dimensional backprojection process obtained in step S47. x, y, z) and post-processing such as image filter superposition and CT value conversion are performed. Then, a tomographic image (hereinafter referred to as a two-dimensional backprojection image) D21 (x, y, z) subjected to the two-dimensional backprojection process and a tomogram (hereinafter referred to as three-dimensional backprojection) subjected to the three-dimensional backprojection process D31 (x, y, z) is obtained.
図５のステップＳ５５で後処理が終了すると、撮影する断層像の範囲に頭部が含まれていなければ、図４のステップＳ５に進んで三次元逆投影画像Ｄ３１（x，y，z）を表示する。撮影する断層像の範囲に頭部が含まれていれば、引き続き頭部スライス画像のための頭部スライス画像を合成する処理が行われる。以下に二実施例を示す。 When the post-processing is completed in step S55 in FIG. 5, if the head is not included in the range of the tomographic image to be photographed, the process proceeds to step S5 in FIG. 4 to obtain the three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z). indicate. If the head is included in the range of the tomographic image to be imaged, processing for continuously synthesizing the head slice image for the head slice image is performed. Two examples are shown below.
＜頭部スライス画像の合成フローチャート８０＞
図６は、頭部スライス画像を合成するための合成フローチャート８０であり、頭部スライス画像を合成する実施例１である。図５のステップＳ４４で、撮影する断層像の範囲に頭部が含まれている場合にのみ合成フローチャート８０が行われる。フローチャート８０に示す図は、フローチャート８０に対応した断層像の図である。
<Head slice image synthesis flowchart 80>
FIG. 6 is a synthesis flowchart 80 for synthesizing the head slice image, which is Example 1 for synthesizing the head slice image. In step S44 of FIG. 5, the synthesis flowchart 80 is performed only when the head is included in the range of the tomographic image to be captured. The diagram shown in the flowchart 80 is a tomographic image corresponding to the flowchart 80.
ステップＳ８１では、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)と三次元逆投影画像Ｄ３１（x，y，z）とを入力する。三次元逆投影画像Ｄ３１（x，y，z）は、図６の写真７１を見たとおり、骨部の分解能は高いが、脳実質の白質および灰白質の区別がわかりにくくなっており、また、臨床診断で重要である皮質の抽出も困難である。一方、二次元逆投影画像Ｄ２１（x，y，z）は、写真７３からわかるように、脳実質の白質、灰白質および皮質がわかりやすいが骨部の分解能は低下している。 In step S81, a two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z) and a three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z) are input. The three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z), as seen in the photograph 71 in FIG. 6, has a high resolution of the bone, but it is difficult to distinguish between white matter and gray matter in the brain parenchyma. It is also difficult to extract the cortex, which is important in clinical diagnosis. On the other hand, in the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z), as can be seen from the photograph 73, the white matter, gray matter, and cortex of the brain parenchyma are easily understood, but the resolution of the bone part is lowered.
ステップＳ８２では、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)と三次元逆投影画像Ｄ３１（x，y，z）との差分画像ｓｕｂ(x，y，z)を計算する。ステップＳ８３では、差分画像の閾値処理を行う。具体的には、差が大きい差分画像を際立たせるために、差分画像ｓｕｂ(x，y，z)が所定の閾値より小さい場合に、差がないものとして扱うように、ｓｕｂ(x，y，z)＝０とする。図６の写真７５を見たとおり、頭蓋骨部分で二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)と三次元逆投影画像Ｄ３１との差があることがわかる。別の言い方をすれば、ステップＳ８３を終えた差分画像ｓｕｂ(x，y，z)は、分解能が高い頭蓋骨部分の画像を表していることになる。しかし、この差分画像ｓｕｂ(x，y，z)は一部にノイズが残っている場合がある。 In step S82, a difference image sub (x, y, z) between the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z) and the three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z) is calculated. In step S83, threshold processing of the difference image is performed. Specifically, in order to make a difference image having a large difference stand out, sub (x, y, z) is handled so that there is no difference when the difference image sub (x, y, z) is smaller than a predetermined threshold. z) = 0. As seen from the photograph 75 in FIG. 6, it can be seen that there is a difference between the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z) and the three-dimensional backprojection image D31 in the skull portion. In other words, the difference image sub (x, y, z) after step S83 represents an image of the skull part with high resolution. However, there may be some noise remaining in the difference image sub (x, y, z).
そこで、ステップＳ８４では、差分画像のノイズ除去処理を行う。差分画像ｓｕｂ(x，y，z)の絶対値が０以上である画素を注目画素とし、その周囲の画素に着目し、周囲の画素の中で差分画像ｓｕｂ(x，y，z)の絶対値が０以上である画素の数をカウントする。図７は差分画素(a，b，c)が注目画素であり、その周囲に８画素が配置される３×３の９画素を示したものである。図７に描かれたように、差分画像ｓｕｂ(x，y，z)の絶対値が０以上である差分画素(a，b，c)を真ん中にして、その周囲に、差分画像の絶対値が０以上の画素が３画素ある。例えば８画素の中で差分画像の絶対値が０以上の画素が３画素以下であれば、差分画素(a，b，c)を０とする。差分画素(a，b，c)の周囲に差分画像の絶対値が０以上の画素が４画素以上であれば連続した像の一部であることがわかり、３画素以下であればノイズであると判断して、注目画素である差分画素(a，b，c)を０としている。図７は例示であって、差分画素(a，b，c)を真ん中に５×５の２５画素で判断してよいし、８画素の中で差分画像の絶対値が０以上の画素が４画素以下であれば、差分画素(a，b，c)を０としてもよい。 Therefore, in step S84, noise removal processing is performed on the difference image. The pixel of which the absolute value of the difference image sub (x, y, z) is 0 or more is set as the pixel of interest, the pixel around it is focused, and the absolute value of the difference image sub (x, y, z) among the surrounding pixels The number of pixels whose value is 0 or more is counted. FIG. 7 shows 3 × 3 9 pixels in which the difference pixel (a, b, c) is the target pixel and 8 pixels are arranged around it. As illustrated in FIG. 7, the difference pixel (a, b, c) in which the absolute value of the difference image sub (x, y, z) is 0 or more is set in the middle, and the absolute value of the difference image is surrounded by the center. There are 3 pixels with 0 or more. For example, if the number of pixels in which the absolute value of the difference image is 0 or more among 8 pixels is 3 pixels or less, the difference pixel (a, b, c) is set to 0. If there are 4 or more pixels with an absolute value of 0 or more around the difference pixel (a, b, c), it is a part of a continuous image. If it is 3 pixels or less, it is noise. Therefore, the difference pixel (a, b, c) which is the target pixel is set to 0. FIG. 7 is an exemplification, and the difference pixel (a, b, c) may be determined by 25 pixels of 5 × 5 in the middle, and among the 8 pixels, there are 4 pixels whose absolute value of the difference image is 0 or more. The difference pixel (a, b, c) may be set to 0 if it is less than or equal to the pixel.
ステップＳ８５では、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)にノイズ除去処理された差分画像ｓｕｂ(x，y，z)を加算処理する。つまり、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)と三次元逆投影画像Ｄ３１（x，y，z）との差が所定の閾値より大きい差分画像ｓｕｂ(x，y，z)が二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)に加算される。これにより、三次元逆投影画像Ｄ３１（x，y，z）のノイズを消された頭蓋骨部分の画像部分が、脳実質が明瞭に観察できる二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)に加わることになる。これで、頭蓋骨および脳実質がともに鮮明に表示されることになる。 In step S85, the difference image sub (x, y, z) subjected to noise removal processing is added to the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z). That is, the difference image sub (x, y, z) in which the difference between the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z) and the three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z) is larger than a predetermined threshold is two. It is added to the dimensional backprojection image D21 (x, y, z). As a result, the image portion of the skull portion from which the noise of the three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z) has been eliminated is converted into a two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z) where the brain parenchyma can be clearly observed. Will join. Thus, both the skull and the brain parenchyma are clearly displayed.
ステップＳ８６では、二次元逆投影画像と三次元逆投影画像との境界を滑らかにする境界処理を行う。ここでは、０以上の差分画像ｓｕｂ(x，y，z)を加えた周囲の画素で、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)と三次元逆投影画像Ｄ３１（x，y，z）との重み付け処理を行い、境界を滑らかにする。図６の写真７７を見たとおり、頭蓋骨部分と脳実質がともに鮮明に表示され、また、差分画像を加えた領域が違和感なく表示されている。 In step S86, boundary processing is performed to smooth the boundary between the two-dimensional backprojection image and the three-dimensional backprojection image. Here, the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z) and the three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z) are the surrounding pixels to which zero or more difference images sub (x, y, z) are added. ) To smooth the boundary. As seen from the photograph 77 in FIG. 6, both the skull part and the brain parenchyma are clearly displayed, and the region to which the difference image is added is displayed without a sense of incongruity.
＜頭部スライス画像の合成フローチャート９０＞
図８は、頭部スライス画像を合成するための合成フローチャート９０であり、頭部スライス画像を合成する実施例２である。図５のステップＳ４４で、撮影する断層像の範囲に頭部が含まれている場合にのみ合成フローチャート９０が行われる。
<Head slice image synthesis flowchart 90>
FIG. 8 is a synthesis flowchart 90 for synthesizing the head slice image, which is Example 2 for synthesizing the head slice image. In step S44 of FIG. 5, the synthesis flowchart 90 is performed only when the head is included in the range of the tomographic image to be captured.
ステップＳ９１では、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)と三次元逆投影画像Ｄ３１（x，y，z）とを入力する。図８のステップＳ８１と同様である。 In step S91, a two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z) and a three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z) are input. This is the same as step S81 in FIG.
ステップＳ９２では、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)の閾値処理を行う。つまり、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)の中で第一特定組織としての頭蓋骨と第二特定組織としての頭実質とを所定の閾値で区別する。そうすると、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)の中で、頭蓋骨と頭実質とが画素の位置で特定できる。頭蓋骨と頭実質とが画素の位置で特定できたので、ステップＳ９３では、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)の中で脳実質の部分の画像を抽出する。 In step S92, threshold processing of the two-dimensional backprojected image D21 (x, y, z) is performed. That is, in the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z), the skull as the first specific tissue and the head parenchyma as the second specific tissue are distinguished by a predetermined threshold. Then, in the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z), the skull and the head parenchyma can be specified by the pixel position. Since the skull and the head parenchyma can be specified by the pixel position, in step S93, an image of the brain parenchyma portion is extracted from the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z).
一方、ステップＳ９４では、三次元逆投影画像Ｄ３１(x，y，z)の閾値処理を行い、三次元逆投影画像Ｄ３１(x，y，z)の中で第一特定組織としての頭蓋骨と第二特定組織としての頭実質とを所定の閾値で区別する。そして、ステップＳ９５で三次元逆投影画像Ｄ３１(x，y，z)の中で頭蓋骨の部分の画像を抽出する。 On the other hand, in step S94, threshold processing is performed on the three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z), and the skull as the first specific tissue and the first one in the three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z). The head parenchyma as two specific tissues is distinguished by a predetermined threshold. In step S95, an image of the skull portion is extracted from the three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z).
ステップＳ９６では、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)の脳実質と三次元逆投影画像Ｄ３１(x，y，z)の頭蓋骨部とを合成処理する。ステップＳ９７では、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)と三次元逆投影画像Ｄ３１(x，y，z)との境界を境界処理する。具体的には境界周辺で、二次元逆投影画像Ｄ２１(x，y，z)と三次元逆投影画像Ｄ３１（x，y，z）との重み付け処理を行い、境界を滑らかにする。 In step S96, the brain parenchyma of the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z) and the skull part of the three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z) are synthesized. In step S97, boundary processing is performed on the boundary between the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z) and the three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z). Specifically, a weighting process is performed on the two-dimensional backprojection image D21 (x, y, z) and the three-dimensional backprojection image D31 (x, y, z) around the boundary to smooth the boundary.
なお、本実施形態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。本実施形態では、特に特定のスキャン形式に限定されない。つまり、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、ヘリカルスキャン、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でも同様の効果を出すことができる。また、走査ガントリ１０１の傾斜について限定されない。すなわち、走査ガントリ１０１が傾斜した、いわゆるチルト・スキャンの場合でも同様な効果を出すことができる。また、本実施形態を、生体信号、特に心拍信号に同期させて画像再構成する心拍画像再構成にも適用することができる。 Note that the image reconstruction method in the present embodiment may be a three-dimensional image reconstruction method by a conventionally known Feldkamp method. In the present embodiment, the scan format is not particularly limited. That is, the same effect can be obtained even in the case of conventional scan (axial scan), helical scan, variable pitch helical scan, and helical shuttle scan. Further, the inclination of the scanning gantry 101 is not limited. That is, the same effect can be obtained even in the case of so-called tilt scanning in which the scanning gantry 101 is tilted. The present embodiment can also be applied to heartbeat image reconstruction in which images are reconstructed in synchronization with biological signals, particularly heartbeat signals.
本実施形態では、医用のＸ線ＣＴ装置１００を元に書かれているが、産業用Ｘ線ＣＴ装置または他の装置と組み合わせたＸ線ＣＴ−ＰＥＴ装置，Ｘ線ＣＴ−ＳＰＥＣＴ装置などにも利用できる。 In this embodiment, it is written based on the medical X-ray CT apparatus 100. However, the X-ray CT-PET apparatus, the X-ray CT-SPECT apparatus, etc. combined with the industrial X-ray CT apparatus or other apparatuses are also used. Available.
ＣＢ … コーンビーム
５６ … モニター
７１ … 三次元逆投影画像の写真
７３ … 二次元逆投影画像の写真
７５ … 三次元逆投影画像と二次元逆投影画像の差分画像写真
７７ … 三次元逆投影画像と二次元逆投影画像との合成し、境界補正した写真
１００ … Ｘ線ＣＴ装置
１０１ … 走査ガントリ
１０２ … Ｘ線管
１０４ … 多列Ｘ線検出器
１０５ … データ収集部（ＤＡＳ）
１０８ … ビーム形成Ｘ線フィルタ
１１１ … クレードル
１２０ … コリメータ
１４０ … ＣＴ制御部
CB ... cone beam 56 ... monitor 71 ... photograph of three-dimensional backprojection image 73 ... photograph of two-dimensional backprojection image 75 ... difference image photograph of three-dimensional backprojection image and two-dimensional backprojection image ... three-dimensional backprojection image and Photo 100 combined with two-dimensional backprojection image and boundary corrected 100 X-ray CT apparatus 101 Scanning gantry 102 X-ray tube 104 Multi-row X-ray detector 105 Data acquisition unit (DAS)
108 ... Beam forming X-ray filter 111 ... Cradle 120 ... Collimator 140 ... CT control unit
Claims (8)
前記投影データに基づいて三次元逆投影処理を行い、前記撮影領域の第二再構成画像を再構成する第二画像再構成手段と、
前記第一再構成画像と前記第二再構成画像とに基づいて、前記撮影領域の軟部が実質的に前記第一再構成画像で表されており、前記撮影領域の骨部が実質的に前記第二再構成画像で表されている第三再構成画像を合成する合成手段と、を備えたことを特徴とする放射線断層撮影装置。 First image reconstruction means for performing two-dimensional backprojection processing based on projection data of an imaging region including a soft part and a bone part in a subject, and reconstructing a first reconstructed image of the imaging region;
A second image reconstruction means for performing a three-dimensional backprojection process based on the projection data and reconstructing a second reconstructed image of the imaging region;
Based on the first reconstructed image and the second reconstructed image, a soft part of the imaging region is substantially represented by the first reconstructed image, and a bone part of the imaging region is substantially A radiation tomography apparatus comprising: combining means for combining a third reconstructed image represented by the second reconstructed image.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2006089669A JP5097355B2 (en) | 2006-03-29 | 2006-03-29 | Radiation tomography equipment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2006089669A JP5097355B2 (en) | 2006-03-29 | 2006-03-29 | Radiation tomography equipment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2007260187A JP2007260187A (en) | 2007-10-11 |
| JP5097355B2 true JP5097355B2 (en) | 2012-12-12 |
Family
ID=38633759
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2006089669A Active JP5097355B2 (en) | 2006-03-29 | 2006-03-29 | Radiation tomography equipment |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP5097355B2 (en) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5525706B2 (en) * | 2007-07-25 | 2014-06-18 | 株式会社東芝 | X-ray computed tomography system |
| JP5210588B2 (en) | 2007-10-03 | 2013-06-12 | 日立オートモティブシステムズ株式会社 | Thermal flow meter, control method of thermal flow meter, and sensor element of thermal flow meter |
| JP5366390B2 (en) * | 2007-11-06 | 2013-12-11 | 株式会社東芝 | X-ray equipment |
| KR101495136B1 (en) | 2008-11-17 | 2015-02-25 | 삼성전자주식회사 | Method and apparatus for regenerating three dimensional image from two dimensional image |
| US8559687B2 (en) * | 2009-10-30 | 2013-10-15 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method for circular scan reconstruction in computed tomography and computed tomographic device |
| CN103892862B (en) * | 2012-12-28 | 2018-12-25 | Ge医疗***环球技术有限公司 | For investigating the automatically scanning positioning device of image |
| WO2017043106A1 (en) | 2015-09-10 | 2017-03-16 | 富士フイルム株式会社 | Image processing device, radiation image image pickup system, image processing method, and image processing program |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62216078A (en) * | 1986-03-18 | 1987-09-22 | Toshiba Corp | Picture displaying device |
| JP2874317B2 (en) * | 1990-09-30 | 1999-03-24 | 株式会社島津製作所 | X-ray tomography equipment |
| JPH08272945A (en) * | 1995-03-31 | 1996-10-18 | Shimadzu Corp | Image processor |
| JP4304744B2 (en) * | 1998-11-27 | 2009-07-29 | 株式会社日立メディコ | X-ray CT system |
| JP2003153893A (en) * | 2001-11-21 | 2003-05-27 | Hitachi Medical Corp | Apparatus for forming tomographic image |
| US6587537B1 (en) * | 2002-04-01 | 2003-07-01 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Methods and apparatus for multi-slice image reconstruction |
| JP2003310602A (en) * | 2002-04-19 | 2003-11-05 | Fuji Photo Film Co Ltd | Image display device |
| JP2004129812A (en) * | 2002-10-10 | 2004-04-30 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ct photographing method, ct image generation method and x-ray ct device |
| JP2006034785A (en) * | 2004-07-29 | 2006-02-09 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct image processing method, and x-ray ct apparatus |
-
2006
- 2006-03-29 JP JP2006089669A patent/JP5097355B2/en active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2007260187A (en) | 2007-10-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5274812B2 (en) | X-ray CT apparatus and image processing apparatus | |
| JP4859446B2 (en) | Angiographic X-ray diagnostic device for rotating angiography | |
| KR101728046B1 (en) | Tomography apparatus and method for reconstructing a tomography image thereof | |
| JP5106978B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP4152649B2 (en) | Method and apparatus for CT scout image processing | |
| US20060029285A1 (en) | Method for helical windmill artifact reduction with noise restoration for helical multislice CT | |
| JP5406063B2 (en) | Reconstruction calculation device, reconstruction calculation method, and X-ray CT apparatus | |
| WO2006078085A1 (en) | Method for reconstructing a local high resolution x-ray ct image and apparatus for reconstructing a local high resolution x-ray ct image | |
| JP2007000406A (en) | X-ray ct method and x-ray ct apparatus | |
| JP2007181623A (en) | X-ray ct apparatus | |
| JP2009112627A (en) | X-ray ct apparatus | |
| JP2007000408A (en) | X-ray ct apparatus | |
| JP5097355B2 (en) | Radiation tomography equipment | |
| JP2004174264A (en) | Method and apparatus for forming computed tomography scout image | |
| JP3987024B2 (en) | Method and system for enhancing tomosynthesis images using lateral filtering | |
| JP2016026556A (en) | X-ray ct equipment and image forming device | |
| JP2007097977A (en) | X-ray ct apparatus | |
| JP2008006032A (en) | X-ray ct scanner and x-ray ct scanning method | |
| JP2009082174A (en) | X-ray ct system | |
| JP5606667B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP2007236502A (en) | X-ray ct system | |
| JP4887132B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP4582997B2 (en) | High speed computed tomography method | |
| JP2002191593A (en) | Computed tomography photographing system | |
| JP2021003240A (en) | X-ray tomosynthesis device, image processing device and program |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A625 | Written request for application examination (by other person) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A625 Effective date: 20090202 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20110915 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20110926 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20111226 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20120827 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20120924 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 5097355 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20150928 Year of fee payment: 3 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |