JP5243160B2 - X-ray CT system - Google Patents
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Description
本発明はＸ線ＣＴ装置に係り、特に、Ｘ線の高吸収体成分から生じるアーチファクトを補正するために有効な技術に関する。 The present invention relates to an X-ray CT apparatus, and more particularly to a technique effective for correcting an artifact caused by a high-absorber component of X-rays.
Ｘ線ＣＴ装置を用いて被検体のＸ線ＣＴ像を生成する場合、該被検体に金属等の高吸収体成分が存在すると、所謂高吸収体成分アーチファクトが発生することが知られている。 When an X-ray CT image of a subject is generated using an X-ray CT apparatus, it is known that a so-called high-absorber component artifact occurs when a high-absorber component such as a metal exists in the subject.
このため、一度再構成ＣＴ像を生成し、前記金属等を含む高吸収体成分領域を抽出し再投影データ上で非線形処理を施し、該高吸収体成分アーチファクトを低減させる手法が、例えば、下記特許文献１、あるいは非特許文献１において開示されている。
なお、２次元検出器の回転撮影データから３次元的ＣＴ像を生成するための再構成演算に、下記非特許文献２に記載のフェルドカンプの方法に基づいた再構成アルゴリズムが広く用いられている。
Note that a reconstruction algorithm based on the Feldkamp method described in Non-Patent Document 2 below is widely used for the reconstruction calculation for generating a three-dimensional CT image from the rotational imaging data of the two-dimensional detector. .
しかし、２つ以上の異なるＸ線吸収係数の高吸収体成分を含む被検体を再構成しようとする場合、上述したＸ線ＣＴ装置では、１つの再投影閾値を設定して再投影データを生成し補正演算を行うようになっていた。そのため、Ｘ線吸収係数の高い方の閾値で再投影データを生成し補正演算を行うと、図６−２に示すようにアーチファクトの低減が不十分なものとなり、低い再投影閾値で補正演算を行うと、図６−３のようにＸ線吸収係数の高い方の２つの物体を結ぶ方向のアーチファクトが信号として認識され、逆に偽像として表示されるものとなっていた。またこのような場合に、まず第１段階において高い再投影閾値を設定しＸ線吸収係数の高い方の吸収体から発生するアーチファクトを消去し、次に第２段階において低い再投影閾値を設定する事により２つのＸ線吸収係数の異なる高吸収体成分から生じるアーチファクトを低減するというように、２段階のステップを踏む手法も考えられるが、このような手法は再投影、再構成演算を再投影閾値の数相当の回数分繰り返す事になり、演算時間を要するものとなるという問題がある。 However, when reconstructing a subject that includes a high-absorber component having two or more different X-ray absorption coefficients, the above-described X-ray CT apparatus sets one reprojection threshold and generates reprojection data. Then, the correction calculation was performed. Therefore, if reprojection data is generated with a threshold having a higher X-ray absorption coefficient and correction calculation is performed, artifact reduction is insufficient as shown in FIG. 6-2, and correction calculation is performed with a low reprojection threshold. As a result, as shown in FIG. 6-3, the artifact in the direction connecting the two objects having the higher X-ray absorption coefficient is recognized as a signal and is displayed as a false image. In such a case, first, a high reprojection threshold is set in the first stage to eliminate artifacts generated from the absorber having the higher X-ray absorption coefficient, and then a low reprojection threshold is set in the second stage. A technique that takes two steps, such as reducing artifacts caused by two high-absorber components with different X-ray absorption coefficients, can be considered, but this technique reprojects the reprojection and reconstruction operations. There is a problem in that it is repeated for the number of times corresponding to the number of thresholds, and calculation time is required.
本発明の目的は、高吸収体成分アーチファクトの低減に要する演算時間を短くし、かつ高精度な高吸収体補正を行い得るＸ線ＣＴ装置を提供することにある。 An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus capable of shortening the calculation time required for reducing the high-absorber component artifact and performing high-accuracy high-absorber correction.
本発明は、複数の再投影係数を有する再投影データを一度に生成し、被検体の物質の成分ごとに、成分ごとに異なる非線形変換を施した補正投影データを生成する事により、高吸収体補正の高度化と、演算時間の増大を抑えたＸ線ＣＴ装置を実現する。 The present invention generates reprojection data having a plurality of reprojection coefficients at a time, and generates corrected projection data that is subjected to different nonlinear transformation for each component of the substance of the subject, thereby obtaining a high absorber. An X-ray CT apparatus that realizes advanced correction and an increase in calculation time is realized.
より詳しくは、本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を発生させるＸ線源と、前記Ｘ線源に対向して配置され、高吸収体成分を含む被検体を透過した前記Ｘ線を検出して前記被検体の投影データを出力するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを回転移動させる回転手段と、前記被検体の投影データに基づいて再構成演算を行い、前記被検体のＸ線ＣＴ像を生成する再構成手段と、前記再構成手段が生成した画像を表示する表示手段と、前記Ｘ線ＣＴ像を前記高吸収体成分に対応させた再投影係数に基づいて再投影演算をすることにより前記高吸収体成分の再投影データを生成し、その高吸収体成分の再投影データと前記被検体の投影データとに基づいて、前記高吸収体成分の投影データと前記被検体に含まれる前記高吸収体成分を除く物質成分の投影データとを生成し、それら前記高吸収体成分の投影データと前記物質成分の投影データとの各々に対して前記Ｘ線の線質硬化に起因するアーチファクトを低減するための補正を施す高吸収体補正手段と、を備え、前記再構成手段は、前記補正後の前記高吸収体成分の投影データ及び前記物質成分の投影データに基づいて再構成演算を行い、前記アーチファクトを補正したＸ線ＣＴ像を生成し、前記表示手段は、前記アーチファクトを補正したＸ線ＣＴ像を表示する、ことを特徴とする。 More specifically, an X-ray CT apparatus according to the present invention includes an X-ray source that generates X-rays, and the X-ray that is disposed to face the X-ray source and that has passed through a subject containing a high-absorber component. An X-ray detector that detects and outputs projection data of the subject, a rotating means that rotationally moves the X-ray source and the X-ray detector, and a reconstruction calculation based on the projection data of the subject Reconstructing means for generating an X-ray CT image of the subject, display means for displaying an image generated by the reconstructing means, and reprojection in which the X-ray CT image is made to correspond to the superabsorbent component Reprojection data of the high absorber component is generated by performing a reprojection operation based on a coefficient, and the high absorber component is generated based on the reprojection data of the high absorber component and the projection data of the subject. Projection data and the superabsorbent component contained in the subject. The projection data of the material component is generated, and correction for reducing artifacts caused by X-ray quality hardening is performed on each of the projection data of the superabsorber component and the projection data of the material component. A high-absorber correction unit that performs correction, and the reconstruction unit corrects the artifact by performing a reconstruction calculation based on the corrected projection data of the high-absorber component and the projection data of the substance component. An X-ray CT image is generated, and the display means displays an X-ray CT image in which the artifact is corrected.
上記「Ｘ線の線質硬化に起因するアーチファクトを低減するための補正」は、ビームハードニング補正と呼ばれることもあるが、その名称を問わず、「Ｘ線の線質硬化に起因するアーチファクトを低減する」ことを目的とする補正は、上記の補正に含まれるものとする。 The above “correction for reducing artifacts caused by X-ray quality hardening” is sometimes called beam hardening correction, but regardless of its name, “correction for artifacts caused by X-ray quality hardening” Corrections intended to “reduce” are included in the above corrections.
また、本明細書において、「高吸収体成分を除く物質成分」ではなく、これを略して「物質成分」と短く記載することがある。 In the present specification, instead of “substance component excluding superabsorbent component”, this may be abbreviated as “substance component” for short.
また「成分」は、高吸収体成分と、高吸収体成分を除く物質成分（「物質成分」と略して記載することもある）と、の両方について言及している用語として用いる。 The “component” is used as a term referring to both the superabsorber component and the substance component excluding the superabsorber component (sometimes abbreviated as “substance component”).
本発明によれば、物質成分毎に補正後の投影データを生成した後、再構成演算を行ってＸ線ＣＴ像を生成するため、物質の成分の数が増えても、補正後のＸ線ＣＴ像を得るために必要な再構成演算は、被検体の投影データを再構成する時と補正後のＸ線ＣＴ像を再構成する時との合計２回になる。そのため、高吸収体成分アーチファクトの低減に要する演算時間を短くし、かつ高精度な高吸収体補正を行うことで、ＣＴ値定量性に優れた高度な高吸収体成分アーチファクト低減機能を有するＸ線ＣＴ装置を提供することができる。
特に、被検体に２成分以上の高吸収体成分が含まれる時、本発明によるアーチファクト低減機能はより顕著に有効である。
According to the present invention, the corrected projection data is generated for each substance component, and then the reconstruction calculation is performed to generate an X-ray CT image. Therefore, even if the number of substance components increases, the corrected X-ray The reconstruction calculation necessary for obtaining a CT image is a total of two times when reconstructing the projection data of the subject and when reconstructing the corrected X-ray CT image. Therefore, X-rays with advanced superabsorber component artifact reduction function with excellent CT value quantification by shortening the calculation time required to reduce superabsorber component artifacts and performing high-accuracy high-absorber correction A CT apparatus can be provided.
In particular, when the subject contains two or more superabsorbent components, the artifact reduction function according to the present invention is significantly more effective.
以下、添付図面を用いて本発明に係るＸ線ＣＴ装置の実施の形態について詳説する。
まず、本発明が適用されるコーンビームＸ線ＣＴ装置の概略的な構成について説明する。
Hereinafter, embodiments of the X-ray CT apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
First, a schematic configuration of a cone beam X-ray CT apparatus to which the present invention is applied will be described.
図１は、Ｃアーム方式と称されるコーンビームＸ線ＣＴ装置１の概略構成図であり、被検体２に対してＸ線を照射し、被検体２のＸ線透過像を撮影してＸ線画像データを得る撮影部１０と、撮影部１０の各構成要素を制御したり、Ｘ線画像データに基づいて被検体２の３次元的Ｘ線ＣＴ像を再構成したりする制御演算部２０を備える。また、画像を表示する表示装置８０と、表示装置８０に表示された画像の位置を移動するための指示を入力するための、マウス、キーボード、あるいはトラックボール等からなる情報入力装置７０とを備える。 FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a cone-beam X-ray CT apparatus 1 called a C-arm method. X-rays are irradiated onto a subject 2 and an X-ray transmission image of the subject 2 is taken to obtain an X-ray. An imaging unit 10 that obtains line image data, and a control calculation unit 20 that controls each component of the imaging unit 10 and reconstructs a three-dimensional X-ray CT image of the subject 2 based on the X-ray image data. Is provided. Further, the display device 80 includes an image display device 80 and an information input device 70 including a mouse, a keyboard, a trackball, or the like for inputting an instruction for moving the position of the image displayed on the display device 80. .
図１ａは、座位方式と称されるコーンビームＸ線ＣＴ装置１ａの概略構成図であり、撮影部１０ａと、撮影部１０ａの各構成要素を制御したり、３次元的Ｘ線ＣＴ像を再構成したりする制御演算部２０ａとを備える。 FIG. 1a is a schematic configuration diagram of a cone beam X-ray CT apparatus 1a called a sitting system. The imaging unit 10a and each component of the imaging unit 10a are controlled, and a three-dimensional X-ray CT image is reproduced. Or a control arithmetic unit 20a configured.
図１ｂは、いわゆる被検体回転方式と称されるコーンビームＸ線ＣＴ装置１ｂを示している。Ｘ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２が、被検体２の周りを回転する代わりに、Ｘ線源１１、２次元Ｘ線検出器１２が床に固定され、回転台１９に載置された被検体２が自転するようになっている。図１ａの場合と比較して上記回転動作を除いてほぼ類似の構成となっている。 FIG. 1 b shows a cone beam X-ray CT apparatus 1 b called a so-called subject rotation method. Instead of the X-ray source 11 and the two-dimensional X-ray detector 12 rotating around the subject 2, the X-ray source 11 and the two-dimensional X-ray detector 12 are fixed to the floor and placed on the turntable 19. The subject 2 rotates. Compared to the case of FIG. 1a, the configuration is substantially similar except for the above-described rotation operation.
図１ｃは、移動型Ｘ線装置に搭載されたＣアーム方式コーンビームＸ線ＣＴ装置１ｃを示している。コーンビームＸ線ＣＴ装置１ｃに、車輪９が搭載され、検査室、手術室を移動できるようになっている。図１の場合と比較してＣアームが上記移動型Ｘ線装置に搭載されている点を除いてほぼ類似の構成となっている。 FIG. 1c shows a C-arm type cone beam X-ray CT apparatus 1c mounted on a mobile X-ray apparatus. A wheel 9 is mounted on the cone beam X-ray CT apparatus 1c so that it can move between an examination room and an operating room. Compared to the case of FIG. 1, the configuration is substantially similar except that the C-arm is mounted on the mobile X-ray apparatus.
以下、図１に示す各構成要素を主に説明し、必要に応じ、図１ａ、図１ｂ及び図１ｃに示す構成要素を説明する。 Hereinafter, each component shown in FIG. 1 will be mainly described, and the components shown in FIGS. 1a, 1b, and 1c will be described as necessary.
（撮影部１０）
撮影部１０は、寝台１７と、該寝台１７に横臥された被検体２にＸ線を照射するＸ線源１１と、該Ｘ線源１１に対向して設置され被検体２を透過したＸ線を検出することによりＸ線画像データを出力する２次元Ｘ線検出器１２と、Ｘ線源１１及び２次元Ｘ線検出器１２を機械的に接続するＣ型アーム１３と、該Ｃ型アーム１３を保持するＣ型アーム保持体１４と、該Ｃ型アーム保持体１４を天井に取り付ける天井支持体１５と、該天井支持体１５を図示の状態で前後左右の２次元方向に移動可能に支持する天井レール１６と、被検体２に造影剤を注入するインジェクタ１８とを備える。
(Shooting unit 10)
The imaging unit 10 includes a bed 17, an X-ray source 11 that irradiates the subject 2 lying on the bed 17 with X-rays, and an X-ray that is installed facing the X-ray source 11 and passes through the subject 2. A two-dimensional X-ray detector 12 that outputs X-ray image data by detecting the X-ray, a C-type arm 13 that mechanically connects the X-ray source 11 and the two-dimensional X-ray detector 12, and the C-type arm 13 A C-type arm holding body 14 for holding the ceiling, a ceiling support 15 for attaching the C-type arm holding body 14 to the ceiling, and supporting the ceiling support 15 movably in the front, rear, left and right directions in the illustrated state. A ceiling rail 16 and an injector 18 for injecting a contrast medium into the subject 2 are provided.
図１ａに示す、座位方式のコーンビームＸ線ＣＴ装置１ａの撮影部１０ａは、椅子７と、椅子７に載せられた被検体２にＸ線を照射するＸ線源１１と、該Ｘ線源１１に対向して設置され被検体２を透過したＸ線を検出することによりＸ線画像データを出力する２次元Ｘ線検出器１２と、Ｘ線源１１及び２次元Ｘ線検出器１２を機械的に接続する旋回アーム５と、該旋回アーム５を保持する支柱６と、支柱６及び椅子７を保持する固定架台８とを備える。 An imaging unit 10a of a sitting-type cone beam X-ray CT apparatus 1a shown in FIG. 1a includes a chair 7, an X-ray source 11 that irradiates the subject 2 placed on the chair 7, and the X-ray source. A two-dimensional X-ray detector 12 that outputs X-ray image data by detecting X-rays installed opposite to the subject 2 and transmitted through the subject 2, an X-ray source 11, and a two-dimensional X-ray detector 12. The revolving arm 5 is connected, the support 6 holding the revolving arm 5, and the fixed base 8 holding the support 6 and the chair 7.
Ｘ線源１１は、Ｘ線を発生するＸ線管１１ｔと、Ｘ線管１１ｔからのＸ線照射の方向を円錐または四角錐状に制御するコリメータ１１ｃとを備える。
２次元Ｘ線検出器１２は、たとえばＴＦＴ素子を用いるフラットパネルディテクター「ＦＰＤ」（図１、図１ａ、図１ｂ）、または、Ｘ線透過像を可視光像に変換するＸ線イメージインテンシファイア１２ｉ（図１ｃ）とＸ線イメージインテンシファイア１２ｉの像を結像する光学レンズ（図示しない）、及び光学レンズにより結像されたＸ線イメージインテンシファイア１２ｉの可視光像を撮影するＣＣＤテレビカメラ１２ｃ（図１ｃ）の組み合わせ等からなる２次元Ｘ線検出器などが用いられる。そして、２次元Ｘ線検出器の形状は円形、方形いかなる形状であってもよい。
The X-ray source 11 includes an X-ray tube 11t that generates X-rays, and a collimator 11c that controls the direction of X-ray irradiation from the X-ray tube 11t in a cone or quadrangular pyramid shape.
The two-dimensional X-ray detector 12 is, for example, a flat panel detector “FPD” (FIG. 1, FIG. 1a, FIG. 1b) using a TFT element, or an X-ray image intensifier that converts an X-ray transmission image into a visible light image. 12i (FIG. 1c) and an optical lens (not shown) that forms an image of the X-ray image intensifier 12i, and a CCD television that captures a visible light image of the X-ray image intensifier 12i formed by the optical lens A two-dimensional X-ray detector composed of a combination of cameras 12c (FIG. 1c) or the like is used. The shape of the two-dimensional X-ray detector may be circular or square.
上記旋回アーム５及びＣ型アーム１３は、被検体２の撮影に際して、所定の投影角度毎に回転中心軸４を中心として回転移動する。これにより、上記Ｘ線源１１及び２次元Ｘ線検出器１２は、ほぼ同一の平面上にある円軌道で回転移動しながら、Ｘ線撮影を行う。この回転移動については、画像再構成演算に使用される幾何学パラメータが存在する。幾何学パラメータとして、旋回アーム５またはＣ型アーム１３が回転移動することにより、Ｘ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２とが描く円軌道を含む面である回転軌道面（ミッドプレーン）３と、回転中心軸４が挙げられる。 When the subject 2 is imaged, the swivel arm 5 and the C-shaped arm 13 rotate around the rotation center axis 4 at every predetermined projection angle. Thereby, the X-ray source 11 and the two-dimensional X-ray detector 12 perform X-ray imaging while rotating and moving on a circular orbit on substantially the same plane. For this rotational movement, there are geometric parameters used for the image reconstruction operation. As a geometric parameter, a rotational trajectory plane (midplane) 3 which is a plane including a circular trajectory drawn by the X-ray source 11 and the two-dimensional X-ray detector 12 by the rotational movement of the swivel arm 5 or the C-shaped arm 13. And the rotation center axis 4.
（制御演算部２０）
制御演算部２０は、撮影部１０を制御する撮影部制御手段１００と、撮影部１０が出力したＸ線画像データを収集して格納する画像収集手段１１０と、収集されたＸ線画像データに基づいて３次元的Ｘ線ＣＴ像を再構成する再構成手段２００と、本発明の特徴である高吸収体補正投影データを生成する高吸収体補正手段３００と、再構成手段２００で生成した３次元的Ｘ線ＣＴ像を表示する画像表示手段１２０とを備える。
(Control operation unit 20)
The control calculation unit 20 is based on the imaging unit control unit 100 that controls the imaging unit 10, the image collection unit 110 that collects and stores the X-ray image data output by the imaging unit 10, and the collected X-ray image data. The reconstruction unit 200 for reconstructing a three-dimensional X-ray CT image, the high-absorber correction unit 300 for generating the high-absorber correction projection data, which is a feature of the present invention, and the three-dimensional generated by the reconstruction unit 200 And an image display means 120 for displaying a standard X-ray CT image.
（撮影部制御手段１００）
撮影部制御手段１００は、Ｃ型アーム１３の、回転中心軸４の回りの回転移動（以下「プロペラ回転」という）を制御する撮影系回転制御手段１０１と、天井支持体１５の天井レール１６上での位置を制御してＣ型アーム１３の被検体２に対する位置を２次元的に制御する撮影系位置制御手段１０２と、Ｘ線管１１ｔに流す管電流のＯＮ、ＯＦＦ等を制御するＸ線照射制御手段１０３と、インジェクタ１８が被検体２に注入する造影剤の注入量及び注入タイミングを制御するインジェクタ制御手段１０４と、寝台１７の位置を制御して被検体２の位置を調整するための寝台制御手段１０６と、２次元Ｘ線検出器１２によるＸ線透過像の撮影を制御する検出系制御手段１０７とを備える。
(Shooting unit control means 100)
The imaging unit control unit 100 includes an imaging system rotation control unit 101 that controls the rotational movement of the C-arm 13 around the rotation center axis 4 (hereinafter referred to as “propeller rotation”), and the ceiling support 16 on the ceiling rail 16. Imaging system position control means 102 that controls the position of the C-arm 13 relative to the subject 2 in a two-dimensional manner, and X-rays that control ON / OFF of the tube current flowing through the X-ray tube 11t. The irradiation control means 103, the injector control means 104 for controlling the injection amount and injection timing of the contrast medium injected into the subject 2 by the injector 18, and the position of the bed 17 for adjusting the position of the subject 2 A couch control means 106 and a detection system control means 107 for controlling radiographic image capturing by the two-dimensional X-ray detector 12 are provided.
図１ａに示す、座位方式のコーンビームＸ線ＣＴ装置１ａの撮影部制御手段１００ａは、旋回アーム６の、回転中心軸４の回りの回転移動を制御する撮影系回転制御手段１０１と、Ｘ線照射制御手段１０３と、椅子７の位置を制御して被検体２の位置を調整するための椅子位置制御手段１０５と、検出系制御手段１０７とを備える。 The imaging unit control means 100a of the sitting-type cone beam X-ray CT apparatus 1a shown in FIG. 1a includes an imaging system rotation control means 101 for controlling the rotational movement of the swivel arm 6 around the rotation center axis 4, and an X-ray. Irradiation control means 103, chair position control means 105 for adjusting the position of the subject 2 by controlling the position of the chair 7, and detection system control means 107 are provided.
（再構成手段２００）
再構成手段２００は、前処理手段２１０と、第１のビームハードニング補正手段２３０と、フィルタリング手段２７０と、逆投影手段２８０とを備える。
(Reconstruction means 200)
The reconstruction unit 200 includes a preprocessing unit 210, a first beam hardening correction unit 230, a filtering unit 270, and a back projection unit 280.
前処理手段２１０は、画像収集手段１１０が収集したＸ線画像データをＸ線吸収係数の分布像（以下「投影データ２２０」という）に変換する。本実施の形態では、まず、被検体２及び寝台１７を撮影視野内に配置しない状態で予め撮影された空気のＸ線透過像の各画素データに対して自然対数変換演算を施す。次に被検体２を寝台１７に載せた状態で撮影したＸ線透過像の各画素データに対して自然対数変換演算を施す。そして、上記２つの自然対数変換演算を施したＸ線透過画像の差分を取ることにより、被検体２及び寝台１７の投影データ２２０を得る。 The pre-processing unit 210 converts the X-ray image data collected by the image collecting unit 110 into an X-ray absorption coefficient distribution image (hereinafter referred to as “projection data 220”). In the present embodiment, first, natural logarithmic conversion calculation is performed on each pixel data of an X-ray transmission image of air that has been imaged in advance without the subject 2 and the bed 17 being placed in the field of view. Next, a natural logarithmic conversion operation is performed on each pixel data of an X-ray transmission image taken with the subject 2 placed on the bed 17. Then, the projection data 220 of the subject 2 and the bed 17 is obtained by taking the difference between the two X-ray transmission images subjected to the natural logarithmic transformation calculation.
第１のビームハードニング補正手段２３０は、投影データ２２０にある非線形変換を施し、第１のビームハードニング補正投影データ２４０を生成する。ここで「第１の」ビームハードニング補正と記しているのは、後述の「物質別の」ビームハードニング補正と名称を区別するためであり、便宜的なものである。なお、Ｘ線のビームハードニングを補正するための非線形変換の方法は、撮影管電圧、Ｘ線源１１のＸ線スペクトル特性、及び２次元Ｘ線検出器１２の応答特性により異なり、個々に実験的に求めるべきものである。したがって、非線形変換の具体的な方法を明らかにすることは本明細書の目的ではない。 The first beam hardening correction unit 230 performs nonlinear conversion on the projection data 220 to generate first beam hardening correction projection data 240. The term “first” beam hardening correction is used here to distinguish the name from “substance-specific” beam hardening correction, which will be described later, for convenience. Note that the nonlinear conversion method for correcting X-ray beam hardening differs depending on the tube voltage, the X-ray spectral characteristics of the X-ray source 11, and the response characteristics of the two-dimensional X-ray detector 12. Should be required. Therefore, it is not the purpose of this specification to clarify the specific method of nonlinear transformation.
そして、オリジナルの投影データ２２０（Ｐｒｊ）と、第１のビームハードニング補正投影データ２４０（ＢＨＣ１）は、後述する高吸収体補正手段３００の中で、物質含有率を算出するために使用するため、ワークエリアに保存しておく。 Then, the original projection data 220 (Prj) and the first beam hardening correction projection data 240 (BHC 1 ) are used for calculating the substance content rate in the high-absorber correction unit 300 described later. Therefore, save it in the work area.
また、この第１のビームハードニング補正手段２３０は、省略することも可能である。この場合、後述する第１の再構成ＣＴ像２９１の一様性が低下することにより、再投影係数入力手段３１０において設定する、再投影係数の精度が低下する場合も想定されるが、省略は可能である。第１のビームハードニング補正手段２３０を省略する場合は、上述の投影データ２２０（Ｐｒｊ）と、投影データ２４０（ＢＨＣ１）は同一の画像データとなり、後述する図５のステップＳ３３１、Ｓ３３２、Ｓ３３３における物質の成分ごとの含有率算出工程と、ステップＳ３３４、Ｓ３３５におけるメタル成分投影データ生成処理及び骨成分投影データ生成処理を省略することができる。すなわち、ステップＳ３２３で生成されるメタル再投影データ３２３（ＦｐｊＭ）が、ステップＳ３３４におけるメタル成分投影データ（Ｍ）となり、ステップＳ３３０で生成される骨成分再投影データ（ＦｐｊＢ）がステップＳ３３５における骨成分投影データ（Ｂ）に相当する。また、軟部組織成分の投影データは、ステップＳ３３６における軟部組織成分投影データ生成処理において、メタル再投影データ３２３（ＦｐｊＭ）と骨成分再投影データ（ＦｐｊＢ）とを投影データ２２０（Ｐｒｊ）から減算することにより、軟部組織成分投影データ（Ｎ）が生成される。 Further, the first beam hardening correction means 230 can be omitted. In this case, it is assumed that the accuracy of the reprojection coefficient set in the reprojection coefficient input unit 310 is reduced due to a decrease in the uniformity of the first reconstructed CT image 291 to be described later. Is possible. When the first beam hardening correction unit 230 is omitted, the projection data 220 (Prj) and the projection data 240 (BHC 1 ) are the same image data, and steps S331, S332, and S333 in FIG. It is possible to omit the content rate calculation step for each component of the substance and the metal component projection data generation processing and bone component projection data generation processing in steps S334 and S335. That is, the metal reprojection data 323 (Fpj M ) generated in step S323 becomes the metal component projection data (M) in step S334, and the bone component reprojection data (Fpj B ) generated in step S330 is in step S335. This corresponds to the bone component projection data (B). In addition, the soft tissue component projection data is obtained from the metal reprojection data 323 (Fpj M ) and the bone component reprojection data (Fpj B ) from the projection data 220 (Prj) in the soft tissue component projection data generation processing in step S336. By subtracting, soft tissue component projection data (N) is generated.
フィルタリング手段２７０は、Ｘ線ＣＴ画像再構成におけるフィルタリング処理を行う。
逆投影手段２８０は、フィルタリング処理後の投影データに対し、例えば非特許文献２に記載のフェルドカンプの方法に基づいて逆投影演算を行い、３次元的ＣＴ像（以下「再構成ＣＴ像２９０」という）を生成する。再構成ＣＴ像２９０の出力は、通常はアキシャル断面像を積層したものとして行われる。
The filtering unit 270 performs filtering processing in X-ray CT image reconstruction.
The back projection means 280 performs a back projection operation on the projection data after filtering processing based on, for example, the Feldkamp method described in Non-Patent Document 2, and performs a three-dimensional CT image (hereinafter, “reconstructed CT image 290”). Generated). The output of the reconstructed CT image 290 is normally performed as a stack of axial cross-sectional images.
（高吸収体補正手段３００）
高吸収体補正手段３００は、本発明の特徴である高吸収体補正投影データを生成する手段であり、再投影係数入力手段３１０と、再投影手段３２０と、物質含有率算出手段３３０と、物質別ビームハードニング補正手段３４０とを備える。
(High Absorber Correction Unit 300)
The high-absorber correction unit 300 is a unit that generates high-absorber correction projection data, which is a feature of the present invention, and includes a reprojection coefficient input unit 310, a reprojection unit 320, a substance content rate calculation unit 330, And another beam hardening correction means 340.
再投影係数入力手段３１０より、再投影係数を設定する。再投影係数の入力には、後述するような画面を使用する場合と、あらかじめ高吸収体補正前の「第１の」再構成ＣＴ値と再投影値の変換テーブルを生成する再投影データの個数分用意しておき、読み込ませるという形で実現してもよい。 A reprojection coefficient is set from the reprojection coefficient input means 310. When inputting a reprojection coefficient, a screen as described later is used, and the number of reprojection data for generating a conversion table of “first” reconstructed CT values and reprojection values before correction of the high absorber. It may be realized in the form of preparing and reading in minutes.
再投影手段３２０は、再投影係数入力手段３１０が設定した再投影係数に基づいて再投影演算を行う。 The reprojection unit 320 performs a reprojection calculation based on the reprojection coefficient set by the reprojection coefficient input unit 310.
物質含有率算出手段３３０は、再投影データと、上記再構成手段２００で保存したオリジナルの投影データ２２０（Ｐｒｊ）、第１のビームハードニング補正投影データ２４０（ＢＨＣ１）に基づいて、投影データの各点の物質含有率を算出し、各物質成分の投影データを生成する。 Based on the reprojection data, the original projection data 220 (Prj) stored in the reconstruction unit 200, and the first beam hardening corrected projection data 240 (BHC 1 ), the substance content rate calculation unit 330 generates projection data. The substance content rate of each point is calculated, and projection data of each substance component is generated.
物質別ビームハードニング補正手段３４０は、物質含有率算出手段３３０が生成した各物質成分の投影データに、各物質固有のビームハードニング補正を施す。そして、ビームハードニング補正が施された各物質成分の投影データを加算し、高吸収体補正投影データ３６０（ＢＨＣ２）を生成する。 The material-specific beam hardening correcting unit 340 performs beam hardening correction specific to each material on the projection data of each material component generated by the material content rate calculating unit 330. Then, the projection data of each material component that has undergone beam hardening correction is added to generate high-absorber correction projection data 360 (BHC 2 ).
生成された高吸収体補正投影データ３６０（ＢＨＣ２）は、フィルタリング手段２７０に送られ、逆投影手段２８０により、高吸収体成分アーチファクトが補正された再構成ＣＴ像２９０を出力する。 The generated superabsorber corrected projection data 360 (BHC 2 ) is sent to the filtering unit 270, and the back projection unit 280 outputs a reconstructed CT image 290 in which the superabsorber component artifact is corrected.
上記のコーンビームＸ線ＣＴ装置１の仕様例は次のとおりである。Ｘ線管１１ｔと回転中心軸４との距離は８００ｍｍ、回転中心軸４と２次元Ｘ線検出器ＦＰＤのＸ線入射面との距離は４００ｍｍ、ＦＰＤのＸ線入射面の大きさは４００ｍｍ×３００ｍｍの長方形状であって、画像サイズは２０４８×１５３６、そして画素ピッチは０．２ｍｍである。ＦＰＤにＸ線が入射すると、まずＸ線入射面でＣｓＩ等の発光体により光に変換され、光信号はフォトダイオードにより電荷に変換される。蓄積した電荷は一定のフレームレートごとにＴＦＴ素子によりデジタル信号に変換され、読み出される。回転撮影モードでは、毎秒３０フレーム、画像サイズ１０２４×７６８で２次元Ｘ線画像データを読み出す。撮影系回転制御手段１０１は、２次元Ｘ線検出器１２を、被検体２の左手の方向（−１００度）から天井方向（０度）を通過し、被検体２の右手方向（＋１００度）まで移動させる。これにより、２００度の投影角度にわたる被検体２の２次元Ｘ線画像データを撮影する。Ｃ型アーム１３の回転速度の代表例は１秒当たり４０度で、スキャン時間は例えば５秒である。 A specification example of the cone beam X-ray CT apparatus 1 is as follows. The distance between the X-ray tube 11t and the rotation center axis 4 is 800 mm, the distance between the rotation center axis 4 and the X-ray incidence surface of the two-dimensional X-ray detector FPD is 400 mm, and the size of the FPD X-ray incidence surface is 400 mm × It has a rectangular shape of 300 mm, the image size is 2048 × 1536, and the pixel pitch is 0.2 mm. When X-rays enter the FPD, the light is first converted into light by a light emitter such as CsI on the X-ray incident surface, and the optical signal is converted into electric charge by a photodiode. The accumulated charge is converted into a digital signal by a TFT element at a constant frame rate and read out. In the rotational imaging mode, two-dimensional X-ray image data is read at 30 frames per second and an image size of 1024 × 768. The imaging system rotation control means 101 passes through the two-dimensional X-ray detector 12 from the direction of the left hand of the subject 2 (−100 degrees) to the ceiling direction (0 degrees) and to the right hand direction of the subject 2 (+100 degrees). To move. Thereby, two-dimensional X-ray image data of the subject 2 over a projection angle of 200 degrees is captured. A typical example of the rotational speed of the C-arm 13 is 40 degrees per second, and the scan time is, for example, 5 seconds.
また図１ａに示す、座位方式コーンビームＸ線ＣＴ装置１ａの回転の仕様例は次のとおりである。撮影系回転制御手段１０１は、Ｘ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２を被検体２の周りに回転させ、検出系制御手段１０７により、被検体２の３６０°の投影データを撮影する。旋回アーム５の回転速度の代表例は１秒当たり３７．５度で、スキャン時間は９．６秒である。 An example of the rotation specification of the sitting-type cone beam X-ray CT apparatus 1a shown in FIG. 1a is as follows. The imaging system rotation control means 101 rotates the X-ray source 11 and the two-dimensional X-ray detector 12 around the subject 2, and the detection system control means 107 images 360 ° projection data of the subject 2. A typical example of the rotation speed of the swivel arm 5 is 37.5 degrees per second, and the scan time is 9.6 seconds.
次に、コーンビームＸ線ＣＴ装置１による撮影における動作の概要について説明する。 Next, an outline of operations in imaging by the cone beam X-ray CT apparatus 1 will be described.
コーンビームＸ線ＣＴ装置１では、先ず撮影系回転制御手段１０１はＣ型アーム１３のプロペラ回転を開始する。回転加速期間を経たのち、Ｘ線照射制御手段１０３はＸ線管１１ｔからＸ線を照射し、検出系制御手段１０７は２次元Ｘ線検出器１２による撮像を開始する。Ｘ線管１１ｔから照射されたＸ線は、被検体２を透過した後、２次元Ｘ線検出器１２に取り込まれる。２次元Ｘ線検出器１２の信号は、Ａ／Ｄ変換を経た後、デジタル信号からなる２次元のＸ線画像データとして画像収集手段１１０に記録される。２次元Ｘ線検出器ＦＰＤの標準走査モードは毎秒３０フレームである。撮影による投影角度間隔は１．３３度で、５秒間に１５０枚のＸ線透過像を取得する。２００度の回転撮影が完了すると、Ｘ線照射制御手段１０３はＸ線管１１ｔのＸ線照射を終了し、撮影系回転制御手段１０１は回転減速期間を経たのち回転を停止する。 In the cone beam X-ray CT apparatus 1, the imaging system rotation control means 101 first starts propeller rotation of the C-arm 13. After the rotation acceleration period, the X-ray irradiation control means 103 emits X-rays from the X-ray tube 11t, and the detection system control means 107 starts imaging by the two-dimensional X-ray detector 12. X-rays irradiated from the X-ray tube 11t pass through the subject 2 and are taken into the two-dimensional X-ray detector 12. The signal from the two-dimensional X-ray detector 12 undergoes A / D conversion and is then recorded in the image collecting unit 110 as two-dimensional X-ray image data composed of a digital signal. The standard scanning mode of the two-dimensional X-ray detector FPD is 30 frames per second. The projection angle interval by imaging is 1.33 degrees, and 150 X-ray transmission images are acquired in 5 seconds. When the rotation imaging at 200 degrees is completed, the X-ray irradiation control unit 103 ends the X-ray irradiation of the X-ray tube 11t, and the imaging system rotation control unit 101 stops the rotation after a rotation deceleration period.
座位方式のコーンビームＸ線ＣＴ装置１ａによる撮影の動作は次のとおりである。先ず撮影系回転制御手段１０１は旋回アーム５の回転を開始する。２２．５度の回転加速期間を経たのち、Ｘ線照射制御手段１０３は、Ｘ線管１１ｔからＸ線を照射し、検出系制御手段１０７は撮像を開始する。撮影による投影角度間隔は１．２５度で、９．６秒間に２８８枚の２次元Ｘ線画像データを取得する。３６０度の回転撮影が完了すると、Ｘ線照射制御手段１０３はＸ線管１１ｔからのＸ線照射を終了し、撮影系回転制御手段１０１は２２．５度の回転減速期間を経たのち回転を停止する。 The imaging operation by the sitting-type cone beam X-ray CT apparatus 1a is as follows. First, the imaging system rotation control means 101 starts to rotate the revolving arm 5. After passing through the rotation acceleration period of 22.5 degrees, the X-ray irradiation control means 103 emits X-rays from the X-ray tube 11t, and the detection system control means 107 starts imaging. The projection angle interval by photographing is 1.25 degrees, and 288 pieces of two-dimensional X-ray image data are acquired in 9.6 seconds. When the 360-degree rotation imaging is completed, the X-ray irradiation control means 103 ends the X-ray irradiation from the X-ray tube 11t, and the imaging system rotation control means 101 stops the rotation after passing through a rotation decelerating period of 22.5 degrees. To do.
また、たとえば図１ｃに示すように、２次元Ｘ線検出器として、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉと、光学レンズ、ＣＣＤテレビカメラ１２ｃの組み合わせを用いる場合の仕様例は、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉの直径は３００ｍｍ、ＣＣＤテレビカメラ１２ｃの標準走査モードは毎秒６０フレーム、走査線数５１２本、あるいは毎秒３０フレーム、走査線数１０２４本で、光学レンズにより結像されたＸ線イメージインテンシファイア１２ｉの可視光像を撮影する。ＣＣＤテレビカメラ１２ｃが撮影した２次元Ｘ線画像は、ビデオ信号に変換した後にＡ／Ｄ変換され、５１２×５１２あるいは１０２４×１０２４のデジタル画像として画像収集手段１１０に記録される。 For example, as shown in FIG. 1c, a specification example in the case of using a combination of an X-ray image intensifier 12i, an optical lens, and a CCD TV camera 12c as a two-dimensional X-ray detector is an X-ray image intensifier. The diameter of 12i is 300 mm, and the standard scanning mode of the CCD TV camera 12c is 60 frames per second and 512 scanning lines, or 30 frames per second and 1024 scanning lines, and an X-ray image intensifier imaged by an optical lens. A 12i visible light image is taken. A two-dimensional X-ray image taken by the CCD TV camera 12c is converted into a video signal, A / D converted, and recorded as a 512 × 512 or 1024 × 1024 digital image in the image collecting means 110.
再構成手段２００は、以上のような撮影に並行し、あるいは撮影終了後に画像収集手段１１０から２次元のＸ線画像データを読み出し、このＸ線画像データに基づいて画像再構成演算を行い、被検体２の再構成ＣＴ像を生成する。画像表示手段１２０は、再構成ＣＴ像を、ＣＲＴ装置や液晶ディスプレイ装置等からなる表示装置８０に表示する。なお画像表示手段１２０は、画像収集手段１１０に記録された２次元Ｘ線画像データの表示、及び再投影係数入力手段３１０において再構成ＣＴ像を階調表示して再投影係数を入力するためにも使用される。 The reconstruction unit 200 reads the two-dimensional X-ray image data from the image collection unit 110 in parallel with the above-described imaging or after the imaging is completed, performs an image reconstruction calculation based on the X-ray image data, A reconstructed CT image of the specimen 2 is generated. The image display unit 120 displays the reconstructed CT image on a display device 80 including a CRT device or a liquid crystal display device. The image display means 120 displays the two-dimensional X-ray image data recorded in the image collection means 110, and displays the reconstructed CT image in gradation in the reprojection coefficient input means 310 to input the reprojection coefficient. Also used.
図２及び図２ｃに、複数の異なるＸ線吸収係数の高吸収体成分を含む被検体を撮影した場合のＸ線画像データの例を示す。図２は歯科撮影のＸ線画像の例を示し、２３は歯列を示しエナメル質等の高吸収体成分を含んでいる。２４は治療歯に埋め込まれている金属であり、２１は回転中心軸４の２次元Ｘ線検出器１２への投影、２２はこれらの高吸収体成分を含む断面を示す。また、図２ｃに、整形外科の処置の一つである、人工股関節置換術と呼ばれる処置を施したＸ線画像の例を示す。なお、図２ｃは、主に図１ｃに記載したＣアーム方式コーンビームＸ線ＣＴ装置１ｃにより得られる画像を示す。２５は寛骨臼と呼ばれる骨盤の一部を示し、２６は大転子と呼ばれる大腿骨の突起部である。２７は人工股関節で、例えば多孔性表面の金属を材料に形成され、骨頭ボール部と金属ステム部から構成される。図２ｃは、磨耗した大腿骨頭を人工股関節２７の骨頭ボールで置き換え、金属ステムを大腿骨に差し込んで固定する、人工股関節置換術の処置を施した画像を示す。２２ｃは、高吸収体成分である、寛骨臼２５、大転子２６、人工股関節２７を含む断面を示す。 2 and 2c show examples of X-ray image data when a subject including a plurality of high-absorber components having different X-ray absorption coefficients is imaged. FIG. 2 shows an example of an X-ray image of dental imaging. Reference numeral 23 denotes a dentition, which contains a high absorbent component such as enamel. Reference numeral 24 denotes a metal embedded in the treatment tooth, 21 denotes a projection of the rotation center axis 4 on the two-dimensional X-ray detector 12, and 22 denotes a cross section including these superabsorbent components. FIG. 2c shows an example of an X-ray image subjected to a procedure called hip replacement, which is one of orthopedic procedures. FIG. 2c mainly shows an image obtained by the C-arm type cone beam X-ray CT apparatus 1c described in FIG. 1c. Reference numeral 25 denotes a part of the pelvis called an acetabulum, and 26 denotes a femoral protrusion called a greater trochanter. Reference numeral 27 denotes an artificial hip joint, which is made of, for example, a metal having a porous surface, and is composed of a bone head ball portion and a metal stem portion. FIG. 2c shows an image of a hip replacement procedure in which the worn femoral head is replaced with a head ball of the hip 27 and a metal stem is inserted into the femur and secured. 22c shows a cross section including the acetabulum 25, the greater trochanter 26, and the artificial hip joint 27, which are superabsorbent components.
図３及び図３ｃは、図２及び図２ｃにおける、高吸収体成分を含む断面２２及び２２ｃの、再構成ＣＴ像３０及び３０ｃを示す。２９は、金属と金属を結ぶ方向に発生したアーチファクトを示す。以下、図３の、歯列２３と治療歯に埋め込まれている金属２４がある場合の例を中心に、再構成ＣＴ像の高吸収体補正の説明を行うが、本発明は、整形外科撮影（例えば、２３を腰椎に、２４を金属製人工骨に置き換えた（例：図３ｃの人工股関節置換術）の場合にも、２３を造影剤、２４をステントに置き換えた循環器ＩＶＲ撮影時（図示しない）の再構成Ｘ線ＣＴ像の高吸収体補正を行う場合にも、そのまま適用できる。 3 and 3c show reconstructed CT images 30 and 30c of the sections 22 and 22c containing the superabsorbent component in FIGS. 2 and 2c. Reference numeral 29 denotes an artifact generated in the direction connecting the metals. Hereinafter, the high-absorber correction of the reconstructed CT image will be described focusing on an example in which there is the dentition 23 and the metal 24 embedded in the treatment tooth in FIG. (For example, in the case where 23 is replaced with a lumbar spine and 24 is replaced with a metal artificial bone (eg, hip replacement shown in FIG. 3c), 23 is contrast medium, and 24 is replaced with a stent during circulatory IVR imaging ( The present invention can also be applied to the case of performing high-absorber correction of a reconstructed X-ray CT image (not shown).
次に、図４−１、図４−２、図４−１ｃ、図４−２ｃを用い、再投影係数入力手段３１０が行う再投影係数入力処理を説明する。図４−１、図４−２は一般的な入力画面例を示し、図４−１ｃ、図４−２ｃは、特に図１ｃに記載されたＣアーム方式コーンビームＸ線ＣＴ装置において表示される画面表示例を示す。 Next, reprojection coefficient input processing performed by the reprojection coefficient input unit 310 will be described with reference to FIGS. 4-1, 4-2, 4-1c, and 4-2c. FIGS. 4-1 and 4-2 show typical input screen examples, and FIGS. 4-1c and 4-2c are particularly displayed in the C-arm type cone beam X-ray CT apparatus described in FIG. 1c. An example of screen display is shown.
図４−１は、再投影係数１を設定する画面を示す図であり、再投影係数１選択タブ４１を選択すると現れる。４３はユーザが編集可能な再投影係数名表示欄であり、図では再投影係数１に対して「メタル」以上のＸ線吸収係数を再投影するための係数であることを示す「メタル以上再投影係数」と命名されている。５０は再投影下限値設定ポイントであり、この値以上のＣＴ値を持つ再構成領域が再投影演算に使用される。再投影下限値設定ポイント５０をマウス等の情報入力装置７０を使用して左右にドラッグし、再投影下限ＣＴ値を変更する事ができる。５１は再投影係数設定ポイントであり、上下左右にドラッグする事で再投影係数を変化させる事ができる。 FIG. 4A is a diagram illustrating a screen for setting the reprojection coefficient 1 and appears when the reprojection coefficient 1 selection tab 41 is selected. Reference numeral 43 denotes a reprojection coefficient name display field that can be edited by the user. In the figure, the reprojection coefficient 1 is a coefficient for reprojecting an X-ray absorption coefficient greater than or equal to “metal” with respect to the reprojection coefficient 1. It is named “projection coefficient”. Reference numeral 50 denotes a reprojection lower limit setting point, and a reconstruction area having a CT value equal to or greater than this value is used for the reprojection calculation. The reprojection lower limit CT value can be changed by dragging the reprojection lower limit setting point 50 to the left or right using an information input device 70 such as a mouse. Reference numeral 51 denotes a reprojection coefficient setting point, which can be changed by dragging up, down, left, and right.
ここで再投影係数とは、Ｘ線吸収係数がゼロ（ＨＵ、所謂ハウスフィールドの定義によるＣＴ値が−１０００）となる点を原点として所定のＣＴ値（を、ＨＵで定義されているＣＴ値という数値をプラス１０００して、正しい物理量に修正して）から計算される各ボクセル点の再投影値に掛算する係数を表しており、通常０〜１の範囲の値を設定する。５２は再投影上限値設定ポイントであり、図では閾値Ｔｈ３以上の再投影係数は１に固定されている。 Here, the reprojection coefficient is a predetermined CT value (the CT value defined by the HU) with the point where the X-ray absorption coefficient is zero (the CT value defined by the so-called house field is -1000). This is a coefficient that is multiplied by the reprojection value of each voxel point calculated by adding 1000 to the correct physical quantity and normally setting a value in the range of 0-1. Reference numeral 52 denotes a reprojection upper limit setting point. In the figure, a reprojection coefficient equal to or greater than the threshold Th3 is fixed to 1.
ポイント５０−５２を結ぶ線は、「メタル」領域を再投影するための再投影係数カーブを形成する。図では、折れ線で結ばれた再投影係数カーブを表示しているが、ポイント５０−５２をスプライン曲線で結んで再投影係数カーブを形成するようにしてもよい。５３、５４はそれぞれ、ポイント５０−５２の位置でのＣＴ値を設定する再投影閾値設定欄、再投影係数設定欄であり、ポイント５０−５２をドラッグする代わりに５３、５４の値を直接編集する事により、再投影係数カーブを変更する事ができるようになっている。 The line connecting points 50-52 forms a reprojection coefficient curve for reprojecting the “metal” region. In the figure, a reprojection coefficient curve connected by a broken line is displayed, but a point 50-52 may be connected by a spline curve to form a reprojection coefficient curve. 53 and 54 are a reprojection threshold value setting field and a reprojection coefficient setting field for setting the CT value at the position of the point 50-52, respectively. Instead of dragging the point 50-52, the values of 53 and 54 are directly edited. By doing so, the reprojection coefficient curve can be changed.
５５は再投影係数設定ポイント追加ボタンであり、クリックすると、現在選択されている再投影係数カーブの線分の間に、新たなポイントが現れるようになっている。逆に折れ線カーブを形成するポイントを減らすときは、ポイントの上を右クリックし削除を選択（図示しない）する。図の上限値（Ｔｈ３）以上の再投影係数は１とするのが通常ではあるが、高吸収体成分による再投影値の寄与を軽減するためにＴｈ３以上の再投影係数を０に近づけたり、Ｔｈ３以上の再投影値と再投影係数の積を一定するために、Ｔｈ３以上の再投影係数カーブ１／Ｘにしたり、そもそも図の縦軸を再投影係数（微分係数）でなく、ＣＴ値−再投影値（積分値）に変更したグラフにしてもよい。 55 is a reprojection coefficient setting point addition button, and when clicked, a new point appears between the line segments of the currently selected reprojection coefficient curve. Conversely, to reduce the number of points that form a polygonal curve, right-click on the point and select Delete (not shown). Normally, the reprojection coefficient equal to or greater than the upper limit (Th3) in the figure is set to 1, but in order to reduce the contribution of the reprojection value due to the high absorber component, the reprojection coefficient equal to or greater than Th3 is brought close to 0, In order to make the product of the reprojection value greater than Th3 and the reprojection coefficient constant, the reprojection coefficient curve 1 / X greater than Th3 is used. In the first place, the vertical axis is not the reprojection coefficient (differential coefficient) but the CT value− The graph may be changed to a reprojection value (integral value).
図４−２は、再投影係数２を設定する画面を示す図であり、再投影係数２選択タブ４２を選択すると現れる。再投影係数名表示欄４３には、「骨」以上のＸ線吸収係数を再投影するための係数であることを示す「骨以上再投影係数」と命名されている。５７は現在の再投影係数２の設定カーブであり、５６の白抜き線は再投影係数１の設定カーブを現わす。再投影係数２設定カーブ５７を構成するポイントは、後述するステップＳ３３０により、「骨以上」再投影データからメタル再投影データを引算する事により骨成分再投影データを生成するため、再投影係数２で設定される「骨以上」再投影値が、再投影係数１で設定されるメタル再投影値を下回らないように制限されている。 FIG. 4B is a diagram illustrating a screen for setting the reprojection coefficient 2 and appears when the reprojection coefficient 2 selection tab 42 is selected. The reprojection coefficient name display field 43 is named “bone or more reprojection coefficient” indicating that it is a coefficient for reprojecting an X-ray absorption coefficient of “bone” or more. Reference numeral 57 denotes a current setting curve for the reprojection coefficient 2, and 56 white lines indicate the setting curve for the reprojection coefficient 1. The points constituting the reprojection coefficient 2 setting curve 57 are reprojection coefficients in order to generate bone component reprojection data by subtracting metal reprojection data from the “projection above bone” reprojection data in step S330 described later. The “projection above bone” reprojection value set at 2 is limited so as not to fall below the metal reprojection value set at the reprojection coefficient 1.
図４−１ｃ、図４−２ｃは、整形外科の、人工股関節置換術の場合の、再投影係数入力画面を示す。寛骨臼２５、大転子２６、人工股関節２７を含む断面の再構成ＣＴ像を、図４−１ｃではメタル閾値表示、図４−２ｃでは骨閾値表示している。この場合も、再投影係数を同様に設定し、再投影データを生成することができる。 FIGS. 4-1c and 4-2c show reprojection coefficient input screens in the case of orthopedic hip replacement. A reconstructed CT image of a cross section including the acetabulum 25, greater trochanter 26 and artificial hip joint 27 is displayed as a metal threshold value in FIG. 4-1c and as a bone threshold value in FIG. 4-2c. Also in this case, the reprojection data can be generated by setting the reprojection coefficient in the same manner.
なお、図４−１、図４−２において、再投影係数追加ボタン４４をクリックすると、再投影係数選択タブが１つ増え、「第３」の再投影係数を入力する画面（例えば「繊維質」以上のＸ線吸収係数を「再投影係数設定」をする）を生成することができる。以下は、メタルと、骨以上の２つの再投影係数を入力して、高吸収体補正投影データを生成する場合について、詳しく説明する。 In FIGS. 4A and 4B, when the reprojection coefficient addition button 44 is clicked, the reprojection coefficient selection tab is incremented by one, and a screen for inputting the “third” reprojection coefficient (for example, “fiber structure” The above-mentioned X-ray absorption coefficient can be “re-projected coefficient setting”). In the following, the case where the high-absorber correction projection data is generated by inputting the metal and two reprojection coefficients equal to or higher than the bone will be described in detail.
次に、図５のフローチャートを用いて、本発明の特徴である高吸収体補正手段３００が高吸収体補正投影データ３６０を生成する演算処理を具体的に説明する。 Next, with reference to the flowchart of FIG. 5, a specific description will be given of the arithmetic processing in which the high-absorber correction unit 300, which is a feature of the present invention, generates the high-absorber correction projection data 360.
上述した前処理手段２１０が施された投影データ（Ｐｒｊ）２２０が入力画像データとなり、ステップＳ２３０が開始される。 The projection data (Prj) 220 that has been subjected to the preprocessing means 210 described above becomes input image data, and step S230 is started.
（ステップＳ２３０）
第１のビームハードニング補正手段２３０により、投影データ２２０（Ｐｒｊ）にある非線形変換を施し、第１のビームハードニング補正投影データ２４０（ＢＨＣ１）を生成する（Ｓ２３０）。ここで行う非線形変換により、図４−１、図４−２を用いて上述した再投影係数入力手段３１０において、第１の再構成ＣＴ像２９１のメタル閾値や骨閾値表示する場合に表示画像を一様にし、かつＣＴ値をある程度正しい値に補正しておく事で、再投影係数の調整精度を向上する事ができる。
(Step S230)
The first beam hardening correction unit 230 performs nonlinear transformation on the projection data 220 (Prj) to generate first beam hardening correction projection data 240 (BHC 1 ) (S230). By the non-linear transformation performed here, the display image is displayed when the metal threshold value or the bone threshold value of the first reconstructed CT image 291 is displayed in the reprojection coefficient input unit 310 described above with reference to FIGS. It is possible to improve the reprojection coefficient adjustment accuracy by making the CT values uniform and correct the CT values to some extent.
上記「第１の再構成ＣＴ像２９１」とは、後述する高吸収体補正投影データ（ＢＨＣ２）を再構成して得られる再構成ＣＴ像２９０と区別するために定義した再構成ＣＴ像であって、物質成分別のビームハードニング補正をすることなく、投影データ２２０（Ｐｒｊ）に対してビームハードニング補正をした第１のビームハードニング補正投影データ２４０（ＢＨＣ１）を再構成して得られたＣＴ像を意味する。同様に、「第１のビームハードニング補正」とは、後述する物質成分別のビームハードニング補正と区別するために定義したビームハードニング補正であって、物質成分を考慮することなく投影データ２２０（Ｐｒｊ）に対して施すビームハードニング補正を意味する。 The “first reconstructed CT image 291” is a reconstructed CT image defined to distinguish it from a reconstructed CT image 290 obtained by reconstructing high-absorber corrected projection data (BHC 2 ) described later. Then, the first beam hardening corrected projection data 240 (BHC 1 ) obtained by performing the beam hardening correction on the projection data 220 (Prj) without performing the beam hardening correction for each material component is reconstructed. It means the obtained CT image. Similarly, the “first beam hardening correction” is a beam hardening correction defined to be distinguished from a beam hardening correction for each material component, which will be described later, and includes the projection data 220 without considering the material component. This means beam hardening correction to be applied to (Prj).
非線形変換は、図では原点を通る３次関数を例に示してあるが、Ｎ次の多項式関数に限定される事なく、入力値に対して出力値が一意的に決まる関数であれば、有理関数（例：１／Ｘ）、代数関数（例：√Ｘ）、あるいは超越関数（例：ＳＩＮ（Ｘ）、ＬＯＧ（Ｘ））を含んでいても良いし、関数形に表さずに入力値、出力値のテーブルとその補間式からなる形で用意してもよい。また、ここで使用する非線形変換は、Ｘ線が平均的な物質を透過する場合のビームハードニングを較正するものが良いが、第１近似として後述する軟部組織に適用するビームハードニング補正関数で代用してもよい。 In the figure, the non-linear transformation is illustrated by taking a cubic function passing through the origin as an example, but is not limited to an Nth-order polynomial function, and can be rational as long as the output value is uniquely determined with respect to the input value. Functions (eg 1 / X), algebraic functions (eg √X), transcendental functions (eg SIN (X), LOG (X)) may be included, and input is not shown in the function form It may be prepared in the form of a table of values and output values and its interpolation formula. In addition, the nonlinear transformation used here is preferably one that calibrates beam hardening when X-rays pass through an average substance, but is a beam hardening correction function that is applied to soft tissue, which will be described later, as a first approximation. You may substitute.
（ステップＳ２７０）
第１のビームハードニング補正投影データ２４０に、フィルタリング手段２７０によるフィルタリング処理を施す（Ｓ２７０）。
(Step S270)
The first beam hardening corrected projection data 240 is subjected to filtering processing by the filtering means 270 (S270).
（ステップＳ２８０）
フィルタリング処理後の第１のビームハードニング補正投影データ２４０に、逆投影手段２８０に基づいた逆投影演算を行い、第１の再構成ＣＴ像２９１を生成する（Ｓ２８０）。
(Step S280)
A back projection operation based on the back projection unit 280 is performed on the first beam hardening corrected projection data 240 after the filtering process to generate a first reconstructed CT image 291 (S280).
（ステップＳ３１１）
再投影係数入力手段３１０により、上述した図４−１のような入力画面を使用して、またはあらかじめ登録してあるテーブルを読み込んで、メタルのＸ線吸収係数に相当する物質の再投影データを生成するための再投影係数１を入力する（Ｓ３１１）。
(Step S311)
The reprojection coefficient input means 310 uses the input screen as shown in FIG. 4-1 described above or reads a pre-registered table to obtain the reprojection data of the substance corresponding to the metal X-ray absorption coefficient. A reprojection coefficient 1 for generation is input (S311).
（ステップＳ３１２）
再投影係数入力手段３１０により、上述した図４−２のような入力画面を使用して、またはあらかじめ登録してあるテーブルを読み込んで、骨以上のＸ線吸収係数の物質に対応する再投影データを生成するための再投影係数２を入力する（Ｓ３１２）。
(Step S312)
Reprojection data corresponding to a substance having an X-ray absorption coefficient equal to or greater than bone is obtained by using the input screen as shown in FIG. Is input as a reprojection coefficient 2 (S312).
（ステップＳ３２１）
再投影手段３２０は、ステップＳ３１１で設定した再投影係数１を用いて第１の再構成ＣＴ像２９１の再投影演算を行い、メタル再投影データ３２３（ＦｐｊＭ）を生成する（Ｓ３２１）。
(Step S321)
The reprojection means 320 performs a reprojection operation on the first reconstructed CT image 291 using the reprojection coefficient 1 set in step S311 and generates metal reprojection data 323 (Fpj M ) (S321).
（ステップＳ３２２）
再投影手段３２０は、ステップＳ３１２で設定した再投影係数２を用いて第１の再構成ＣＴ像２９１の再投影演算を行い、骨以上のＸ線吸収係数の物質に対応する再投影データ３２４（ＦｐｊＭ＋Ｂ）を生成する（Ｓ３２２）。
(Step S322)
The reprojection means 320 performs a reprojection calculation of the first reconstructed CT image 291 using the reprojection coefficient 2 set in step S312, and reprojection data 324 ( Fpj M + B ) is generated (S322).
（ステップＳ３３０）
再投影手段３２０は、ステップＳ３２２が生成した骨以上再投影データ３２４（ＦｐｊＭ＋Ｂ）から、ステップＳ３２１で生成されたメタル再投影データ３２３（ＦｐｊＭ）を引算し、骨成分再投影データ（ＦｐｊＢ）を生成する（Ｓ３３０）。
(Step S330)
The reprojection means 320 subtracts the metal reprojection data 323 (Fpj M ) generated in step S321 from the bone or more reprojection data 324 (Fpj M + B ) generated in step S322, and the bone component reprojection data (Fpj). B ) is generated (S330).
（ステップＳ３３１）
投影データの各点において、物質含有率算出手段３３０が、メタル再投影データ３２３（ＦｐｊＭ）を第１のビームハードニング補正投影データ２４０（ＢＨＣ１）で割算して、メタル含有率（ＲａｔｉｏＭ）を算出（推定）する（Ｓ３３１）。
(Step S331)
At each point of the projection data, the substance content rate calculation means 330 divides the metal reprojection data 323 (Fpj M ) by the first beam hardening corrected projection data 240 (BHC 1 ), and the metal content rate (Ratio). M ) is calculated (estimated) (S331).
（ステップＳ３３２）
同様に、物質含有率算出手段３３０は、骨成分再投影データ（ＦｐｊＢ）を第１のビームハードニング補正投影データ２４０（ＢＨＣ１）で割算して、骨含有率（ＲａｔｉｏＢ）を算出する（Ｓ３３２）。
(Step S332)
Similarly, the substance content rate calculation unit 330 divides the bone component reprojection data (Fpj B ) by the first beam hardening corrected projection data 240 (BHC 1 ) to calculate the bone content rate (Ratio B ). (S332).
（ステップＳ３３３）
さらに、物質含有率算出手段３３０が、投影データの各点において、１．０（全物質成分の含有率に相当）から、メタル含有率（ＲａｔｉｏＭ）と、骨含有率（ＲａｔｉｏＢ）を引算し、軟部組織含有率（ＲａｔｉｏＮ）を算出する（Ｓ３３３）。
(Step S333)
Further, the substance content rate calculation means 330 subtracts the metal content rate (Ratio M ) and the bone content rate (Ratio B ) from 1.0 (corresponding to the content rate of all substance components) at each point of the projection data. The soft tissue content (Ratio N ) is calculated (S333).
（ステップＳ３３４）
投影データの各点において、物質含有率算出手段３３０は、元の投影データ２２０（Ｐｒｊ）にメタル含有率（ＲａｔｉｏＭ）を掛算し、メタル成分投影データ（Ｍ）を生成する（Ｓ３３４）。
(Step S334)
In each point of the projection data, substance content rate calculating means 330 multiplies the metal content (Ratio M) based on projection data 220 (Prj), to produce a metal component projection data (M) (S334).
（ステップＳ３３５）
同様に、物質含有率算出手段３３０は、投影データの各点において、投影データ２２０（Ｐｒｊ）に骨含有率（ＲａｔｉｏＢ）を掛算し、骨成分投影データ（Ｂ）を生成する（Ｓ３３５）。
(Step S335)
Similarly, the substance content rate calculation unit 330 multiplies the projection data 220 (Prj) by the bone content rate (Ratio B ) at each point of the projection data to generate bone component projection data (B) (S335).
（ステップＳ３３６）
さらに、物質含有率算出手段３３０は、投影データの各点において、投影データ２２０（Ｐｒｊ）に軟部組織含有率（ＲａｔｉｏＮ）を掛算し、軟部組織成分投影データ（Ｎ）を生成する（Ｓ３３６）。
(Step S336)
Further, the substance content rate calculating means 330 multiplies the projection data 220 (Prj) by the soft tissue content rate (Ratio N ) at each point of the projection data to generate soft tissue component projection data (N) (S336). .
（ステップＳ３４１）
物質別ビームハードニング補正手段３４０は、メタル成分投影データ（Ｍ）に非線形変換を施し、メタル成分のビームハードニング補正投影データ３４４（ＢＨＣＭ）を生成する（Ｓ３４１）。
(Step S341)
The material-specific beam hardening correction means 340 performs nonlinear transformation on the metal component projection data ( M ) to generate metal component beam hardening correction projection data 344 (BHC M ) (S341).
（ステップＳ３４２）
同様に、物質別ビームハードニング補正手段３４０は、骨成分投影データ（Ｂ）に非線形変換を施し、骨成分ビームハードニング補正投影データ３４５（ＢＨＣＢ）を生成する（Ｓ３４２）。
(Step S342)
Similarly, the material-specific beam hardening correction means 340 performs nonlinear transformation on the bone component projection data ( B ) to generate bone component beam hardening correction projection data 345 (BHC B ) (S342).
（ステップＳ３４３）
さらに、物質別ビームハードニング補正手段３４０は、軟部組織成分投影データ（Ｎ）に非線形変換を施し、軟部組織成分のビームハードニング補正投影データ３４６（ＢＨＣＮ）を生成する（Ｓ３４３）。
(Step S343)
Further, the material-specific beam hardening correction means 340 performs nonlinear transformation on the soft tissue component projection data ( N ) to generate soft tissue component beam hardening correction projection data 346 (BHC N ) (S343).
（ステップＳ３５０）
物質別ビームハードニング補正手段３４０は、ステップＳ３４１〜ステップＳ３４３にて生成した物質別ビームハードニング補正投影データを加算し、高吸収体補正投影データ３６０（ＢＨＣ２）を生成する（Ｓ３５０）。
(Step S350)
The material-specific beam hardening correction unit 340 adds the material-specific beam hardening correction projection data generated in steps S341 to S343 to generate high-absorber correction projection data 360 (BHC 2 ) (S350).
以下、生成された高吸収体補正投影データ３６０（ＢＨＣ２）をフィルタリング手段２７０に入力し、フィルタリング処理と逆投影処理を行い、高吸収体補正された再構成ＣＴ像２９０を得ることができる。この再構成ＣＴ像２９０は、画像表示手段１２０により表示装置８０に表示される。 Thereafter, the generated high-absorber corrected projection data 360 (BHC 2 ) is input to the filtering unit 270, and filtering processing and backprojection processing are performed to obtain a reconstructed CT image 290 corrected for high-absorber. The reconstructed CT image 290 is displayed on the display device 80 by the image display means 120.
なお、上記のステップＳ３２１及びＳ３２２で実施される再投影演算は、共通の幾何学系で実行されるため、同一のサブルーチンの中で演算するようにコードディングする事により、演算量の増大を抑える事ができる。 Note that the reprojection calculation performed in steps S321 and S322 described above is performed in a common geometrical system, so that the amount of calculation is suppressed by coding so as to be calculated in the same subroutine. I can do things.
上記第一の実施形態では、メタルと、骨以上の２つの再投影係数を入力し、元の投影データ２２０（Ｐｒｊ）を、メタル成分投影データ（Ｍ）、骨成分投影データ（Ｂ）と、軟部組織成分投影データ（Ｎ）の３つに分けて、物質別に異なるビームハードニング補正を施す場合を例に挙げ、その具体的な処理を説明したが、再投影係数の入力が１つの場合であっても高吸収体成分領域と軟部組織とで異なるビームハードニング補正を施こすことである程度の改善があるし、またメタルと、骨以上に加え、第３番目にＸ線吸収係数が大きい組織（例えば、繊維質）に対応する再投影係数を追加し、元の投影データ２２０（Ｐｒｊ）を、メタル成分と、骨成分、繊維質成分、軟部組織成分の４成分に分けて、ビームハードニング補正を施せば、さらなる高吸収体成分アーチファクトの低減と、ＣＴ値定量性の向上が見込める。再投影係数の数が異なる場合についてもその演算方法は、上述の説明により容易に想像できるため、その詳細は省略する。 In the first embodiment, metal and two reprojection coefficients greater than or equal to bone are input, and the original projection data 220 (Prj) is converted into metal component projection data (M), bone component projection data (B), The example of the case where the softening component projection data (N) is divided into three parts and different beam hardening corrections are performed for each material is described as an example, and the specific processing has been described. However, when the input of the reprojection coefficient is one Even with this, there is a certain degree of improvement by applying different beam hardening corrections in the superabsorbent component region and soft tissue, and in addition to metal and bone, the tissue with the third largest X-ray absorption coefficient Re-projection coefficient corresponding to (for example, fiber) is added, and the original projection data 220 (Prj) is divided into a metal component, a bone component, a fiber component, and a soft tissue component, and beam hardening is performed. If you make corrections, That reduction of the superabsorbent component artifact, the improvement of CT values quantitative property can be expected. Even when the number of reprojection coefficients is different, the calculation method can be easily imagined from the above description, and the details are omitted.
また、物質別ビームハードニング補正手段３４０において、物質別ビームハードニング補正投影データの加算を行わず、ステップＳ３４１〜ステップＳ３４３にて生成した物質別のビームハードニング補正投影データを、個々にフィルタリング手段２７０に入力し、フィルタリング処理と逆投影処理を行い、物質別の再構成ＣＴ像を出力するようにしてもよい。 Further, the material-specific beam hardening correction projection data 340 does not add the material-specific beam hardening correction projection data, and individually filters the material-specific beam hardening correction projection data generated in steps S341 to S343. The image may be input to 270, filtering processing and back projection processing may be performed, and a reconstructed CT image for each substance may be output.
最後に、図６−１乃至図６−４に、本発明を実際に適用した再構成ＣＴ像を示す。図６−１は、高吸収体補正前のコーンビーム再構成ＣＴ像の例であり、画像上半分にある２つの丸い断面は金属であり、画像下半分の２つの長方形断面はセラミックスである。金属と金属、金属とセラミックスを結ぶ間に黒いアーチファクト領域があり、その接線に白いアーチファクトを引いている。 Finally, FIGS. 6-1 to 6-4 show reconstructed CT images to which the present invention is actually applied. FIG. 6A is an example of a cone beam reconstructed CT image before superabsorber correction, in which two round cross sections in the upper half of the image are metal, and two rectangular cross sections in the lower half of the image are ceramics. There is a black artifact area between metal and metal, and between metal and ceramics, and white artifacts are drawn at the tangent line.
図６−２は、従来の方法で、金属を再投影する１つの再投影閾値を設定して、再投影データを生成し補正演算を行った結果を示しており、アーチファクトの低減が不十分なものとなっている。 FIG. 6B shows a result of performing a recalculation data by setting one reprojection threshold value for reprojecting metal by a conventional method, and artifact reduction is insufficient. It has become a thing.
図６−３は、従来の方法で、セラミックス以上のＸ線吸収係数を有する吸収体を再投影する、低い再投影閾値を設定して、再投影データを生成し補正演算を行った場合を示す。２つの金属を結ぶ方向のアーチファクトが信号として認識され、逆に偽像として強調される結果となった。 FIG. 6-3 shows a case where a reprojection data is generated and a correction operation is performed by setting a low reprojection threshold value by re-projecting an absorber having an X-ray absorption coefficient higher than that of ceramics by a conventional method. . Artifacts in the direction connecting two metals were recognized as signals, and conversely, they were emphasized as false images.
図６−４に、本実施形態に係る高吸収体補正を適用した再構成ＣＴ像の例を示す。２つのＸ線吸収係数の異なる高吸収体成分から生じるアーチファクトが低減されＣＴ値の一様性が向上していること事が分かる。 FIG. 6-4 shows an example of a reconstructed CT image to which the high absorber correction according to the present embodiment is applied. It can be seen that artifacts caused by two high-absorber components having different X-ray absorption coefficients are reduced and the uniformity of the CT value is improved.
以上、本発明の実施形態を用いて説明してきたが、これまでの各実施形態で説明した構成はあくまで一例であり、例えば、一度、高吸収体補正した再構成ＣＴ像を再び再投影し、高吸収体成分アーチファクト低減精度、ＣＴ値定量性精度を向上させるなど、本発明は、技術的思想を逸脱しない範囲内で適宜変更が可能である。 As described above, the embodiments of the present invention have been described. However, the configuration described in each of the embodiments so far is merely an example.For example, the reconstructed CT image corrected once with the high absorber is re-projected, The present invention can be modified as appropriate within a range that does not depart from the technical idea, such as improving the high-absorber component artifact reduction accuracy and CT value quantification accuracy.
本発明によれば、高吸収体成分アーチファクトの低減に要する演算時間を短くし、かつＣＴ値定量性に優れた高度な高吸収体成分アーチファクト低減機能を有するコーンビームＸ線ＣＴ装置を提供することができ、頭部、腹部等の造影撮影、並びに歯顎、腰椎、四肢の整形外科撮影の診断性能を向上させることが期待できる。 According to the present invention, it is possible to provide a cone beam X-ray CT apparatus having an advanced high-absorber component artifact reduction function that shortens the calculation time required for reducing the high-absorber component artifact and is excellent in CT value quantification. It can be expected to improve the diagnostic performance of contrast imaging of the head, abdomen, etc. and orthopedic imaging of the teeth, jaws, lumbar vertebrae, and limbs.
１…コーンビームＸ線ＣＴ装置、１ａ…座位方式コーンビームＸ線ＣＴ装置、１ｂ…被検体回転方式コーンビームＸ線ＣＴ装置、１ｃ…移動型Ｘ線装置に搭載されたＣアーム方式コーンビームＸ線ＣＴ装置、２…被検体、３…回転軌道面（ミッドプレーン）、４…回転中心軸、５…旋回アーム、６…支柱、７…椅子、８…固定架台、９…車輪、１０…撮影部、１０ａ…座位方式コーンビームＸ線ＣＴ１ａの撮影部、１０ｃ…移動型Ｘ線装置に搭載されたＣアーム方式コーンビームＸ線ＣＴ装置１ｃの撮影部、１１…Ｘ線源、１１ｔ…Ｘ線管、１１ｃ…コリメータ、１２…２次元Ｘ線検出器、１２ｉ…Ｘ線イメージインテンシファイア、１２ｃ…ＣＣＤテレビカメラ、１３…Ｃ型アーム、１４…Ｃ型アーム保持体、１５…天井支持体、１６…天井レール、１７…寝台、１８…インジェクタ、１９…回転台、２０…制御演算部、２０ａ…座位方式コーンビームＸ線ＣＴ１ａの制御演算部、２１…回転中心軸４の２次元Ｘ線検出器１２への投影、２２…高吸収体成分を含む断面、２２ｃ…高吸収体成分を含む断面、２３…歯列、２４…金属、２５…寛骨臼、２６…大転子、２７…人工股関節、２９…アーチファクト、３０…高吸収体成分を含む断面の再構成ＣＴ像、３０ｃ…高吸収体成分を含む断面の再構成ＣＴ像、３１…再構成ＣＴ像３０のメタル閾値表示、３１ｃ…再構成ＣＴ像３０ｃのメタル閾値表示、３２…再構成ＣＴ像３０の骨閾値表示、３２ｃ…再構成ＣＴ像３０ｃの骨閾値表示、４０…再投影係数入力画面、４１…再投影係数１選択タブ、４２…再投影係数２選択タブ、４３…再投影係数名表示欄、４４…再投影係数追加ボタン、５０…再投影下限値設定ポイント、５１…再投影係数設定ポイント、５２…再投影上限値設定ポイント、５３…再投影閾値設定欄、５４…再投影係数設定欄、５５…再投影係数設定ポイント追加ボタン、５６…再投影係数１設定カーブ、５７…再投影係数２設定カーブ、７０…情報入力装置、８０…表示装置、１００…撮影部制御手段、１００ａ…座位方式コーンビームＸ線ＣＴ装置１ａの撮影部制御手段、１００ｂ…被検体回転方式コーンビームＸ線ＣＴ装置１ｂの撮影部制御手段、１００ｃ…移動型Ｘ線装置に搭載されたＣアーム方式コーンビームＸ線ＣＴ装置１ｃの撮影部制御手段、１０１…撮影系回転制御手段、１０２…撮影系位置制御手段、１０３…Ｘ線照射制御手段、１０４…インジェクタ制御手段、１０５…椅子位置制御手段、１０６…寝台制御手段、１０７…検出系制御手段、１１０…画像収集手段、１２０…画像表示手段、２００…再構成手段、２１０…前処理手段、２２０…投影データ、２３０…第１のビームハードニング補正手段、２４０…第１のビームハードニング補正投影データ、２７０…フィルタリング手段、２８０…逆投影手段、２９０…再構成ＣＴ像、２９１…第１の再構成ＣＴ像、３００…高吸収体補正手段、３１０…再投影係数入力手段、３２０…再投影手段、３２３…メタル再投影データ、３２４…骨以上再投影データ、３３０…物質含有率算出手段、３４０…物質別ビームハードニング補正手段、３４４…メタル成分ビームハードニング補正投影データ、３４５…骨成分ビームハードニング補正投影データ、３４４…軟部組織ビームハードニング補正投影データ、３６０…高吸収体補正投影データ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Cone beam X-ray CT apparatus, 1a ... Sitting type cone beam X-ray CT apparatus, 1b ... Subject rotation type cone beam X-ray CT apparatus, 1c ... C-arm type cone beam X mounted in a mobile X-ray apparatus Line CT apparatus, 2 ... Subject, 3 ... Rotating orbital plane (midplane), 4 ... Rotation center axis, 5 ... Swivel arm, 6 ... Pole, 7 ... Chair, 8 ... Fixed mount, 9 ... Wheel, 10 ... Imaging , 10a... Sitting type cone beam X-ray CT1a imaging unit, 10c... C-arm type cone beam X-ray CT apparatus 1c imaging unit mounted on mobile X-ray apparatus, 11... X-ray source, 11t. Tube, 11c ... collimator, 12 ... two-dimensional X-ray detector, 12i ... X-ray image intensifier, 12c ... CCD TV camera, 13 ... C-type arm, 14 ... C-type arm holder, 15 ... ceiling support, 16 ... Heaven Rail, 17 ... bed, 18 ... injector, 19 ... turntable, 20 ... control calculation unit, 20a ... control calculation unit of sitting-type cone beam X-ray CT1a, 21 ... to the two-dimensional X-ray detector 12 of the rotation center axis 4 , 22 ... cross section including superabsorbent component, 22c ... cross section including superabsorbent component, 23 ... dentition, 24 ... metal, 25 ... acetabulum, 26 ... greater trochanter, 27 ... artificial hip joint, 29 ... artifact, 30 ... reconstructed CT image of a cross section including a high absorber component, 30c ... reconstructed CT image of a cross section including a high absorber component, 31 ... metal threshold value display of the reconstructed CT image 30, 31c ... reconstructed CT Metal threshold display of image 30c, 32 ... Bone threshold display of reconstructed CT image 30, 32c ... Bone threshold display of reconstructed CT image 30c, 40 ... Reprojection coefficient input screen, 41 ... Reprojection coefficient 1 selection tab, 42 ... Reprojection factor 2 selection tab, 4 ... Reprojection coefficient name display field, 44 ... Reprojection coefficient addition button, 50 ... Reprojection lower limit value setting point, 51 ... Reprojection coefficient setting point, 52 ... Reprojection upper limit value setting point, 53 ... Reprojection threshold value setting field, 54 ... Reprojection coefficient setting field, 55 ... Reprojection coefficient setting point addition button, 56 ... Reprojection coefficient 1 setting curve, 57 ... Reprojection coefficient 2 setting curve, 70 ... Information input device, 80 ... Display device, 100 ... Shooting Mounted on the control unit, 100a ... imaging unit control unit of the sitting-type cone beam X-ray CT apparatus 1a, 100b ... imaging unit control unit of the subject rotation type cone-beam X-ray CT apparatus 1b, 100c ... mounted on the mobile X-ray apparatus Imaging unit control means of the C-arm type cone-beam X-ray CT apparatus 1c, 101 ... Imaging system rotation control means, 102 ... Imaging system position control means, 103 ... X-ray irradiation control means, 10 4 ... injector control means, 105 ... chair position control means, 106 ... bed control means, 107 ... detection system control means, 110 ... image collection means, 120 ... image display means, 200 ... reconstruction means, 210 ... preprocessing means, 220 ... projection data, 230 ... first beam hardening correction means, 240 ... first beam hardening correction projection data, 270 ... filtering means, 280 ... back projection means, 290 ... reconstructed CT image, 291 ... first Reconstructed CT image, 300 ... high absorber correction means, 310 ... reprojection coefficient input means, 320 ... reprojection means, 323 ... metal reprojection data, 324 ... reprojection data over bone, 330 ... substance content calculation means 340 ... Beam hardening correction means for each material, 344 ... Metal component beam hardening correction projection data, 345 ... Bone component beam heart Training correction projection data, 344 ... soft tissue beam hardening correction projection data, 360 ... high-absorber correction projection data
Claims (2)
前記Ｘ線源に対向して配置され、高吸収体成分を含む被検体を透過した前記Ｘ線を検出して前記被検体の投影データを出力するＸ線検出器と、
前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを回転移動させる回転手段と、
前記被検体の投影データに基づいて再構成演算を行い、前記被検体のＸ線ＣＴ像を生成する再構成手段と、
前記再構成手段が生成した画像を表示する表示手段と、
前記Ｘ線ＣＴ像を前記高吸収体成分に対応させた再投影係数に基づいて再投影演算をすることにより前記高吸収体成分の再投影データを生成し、その高吸収体成分の再投影データと前記被検体の投影データとに基づいて、前記高吸収体成分の投影データと前記被検体に含まれる前記高吸収体成分を除く物質である軟部組織成分の投影データとを生成し、それら前記高吸収体成分の投影データと前記軟部組織成分の投影データとの各々に対して前記Ｘ線の線質硬化に起因するアーチファクトを低減するための補正を施す高吸収体補正手段と、を備え、
前記再構成手段は、前記補正後の前記高吸収体成分の投影データ及び前記軟部組織成分の投影データに基づいて再構成演算を行い、前記アーチファクトを補正したＸ線ＣＴ像を生成し、
前記表示手段は、前記アーチファクトを補正したＸ線ＣＴ像を表示し、
前記再投影係数は、ＣＴ値に応じて０から１の間で連続的に変化するものであり、
前記高吸収体成分の投影データは、前記被検体の投影データと前記投影データに含まれる前記高吸収体成分の割合を示す高吸収体成分含有率とを乗算することにより算出され、
前記高吸収体成分含有率は、前記高吸収体成分の再投影データを前記被検体の投影データで除算することにより算出され、
前記軟部組織成分の投影データは、前記被検体の投影データと前記被検体の投影データに含まれる前記軟部組織成分の割合を示す軟部組織成分含有率とを乗算することにより算出され、
前記軟部組織成分含有率は、全物質成分の含有率から前記高吸収体成分含有率を減算することにより算出される、
ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 An X-ray source for generating X-rays;
An X-ray detector that is disposed opposite to the X-ray source, detects the X-ray transmitted through the subject including a high-absorber component, and outputs projection data of the subject;
Rotating means for rotating the X-ray source and the X-ray detector;
Reconstruction means for performing reconstruction calculation based on the projection data of the subject and generating an X-ray CT image of the subject;
Display means for displaying the image generated by the reconstruction means;
Reprojection data of the high absorber component is generated by performing a reprojection operation based on a reprojection coefficient corresponding to the high absorber component of the X-ray CT image, and the reprojection data of the high absorber component And the projection data of the subject to generate projection data of the high-absorber component and projection data of the soft tissue component that is a substance excluding the high-absorber component contained in the subject, High-absorber correction means for performing correction for reducing artifacts caused by X-ray radiation hardening on each of the projection data of the high-absorber component and the projection data of the soft tissue component,
The reconstruction means performs a reconstruction operation based on the corrected projection data of the superabsorber component and the projection data of the soft tissue component, and generates an X-ray CT image in which the artifact is corrected,
The display means displays an X-ray CT image in which the artifact is corrected,
The reprojection coefficient changes continuously between 0 and 1 according to the CT value,
The projection data of the high-absorber component is calculated by multiplying the projection data of the subject and the high-absorber component content indicating the ratio of the high-absorber component included in the projection data,
The high-absorber component content is calculated by dividing the re-projection data of the high-absorber component by the projection data of the subject,
The projection data of the soft tissue component is calculated by multiplying the projection data of the subject and the soft tissue component content indicating the ratio of the soft tissue component included in the projection data of the subject,
The soft tissue component content is calculated by subtracting the high absorbent component content from the content of all substance components,
An X-ray CT apparatus characterized by that.
前記表示手段は、入力された再投影係数に基づいて生成される再投影データの高吸収体成分を示すＸ線ＣＴ像を表示する、
ことを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。 Re-projection coefficient input means for inputting an arbitrary number of the re-projection coefficients corresponding to the number of superabsorber components;
The display means displays an X-ray CT image indicating a high-absorber component of reprojection data generated based on the input reprojection coefficient.
The X-ray CT apparatus according to claim 1 .
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