X射线ct装置以及x射线ct装置用图像运算装置的制造方法

X射线ct装置以及x射线ct装置用图像运算装置的制造方法
【专利摘要】为了提供一种能够从投影数据高精度地复原测量数据并去除测量数据中包含的系统噪声的技术，信号处理装置对数据收集装置的输出信号进行处理，得到包含0以下的信号值的测量数据(x)，通过包含对数函数的预定的函数对测量数据(x)进行变换处理从而生成投影数据(对数变换后数据(z))，预定的函数是针对规定负数(s)以上的值存在逆函数的函数，通过对投影数据应用逆函数，从而能够从投影数据复原包含规定范围的0以下的信号值的测量数据(x)。
【专利说明】
X射线CT装置以及X射线CT装置用图像运算装置
技术领域
[0001] 本发明涉及X射线CT装置，尤其涉及用于在低剂量摄影时抑制系统噪声所引起的 图像质量劣化的技术。
【背景技术】
[0002] X射线CT装置从被检体的周围照射X射线，根据在多个投影角度所取得的投影数据 对被检体的X射线吸收系数的分布进行图像化。X射线的照射量越多，越能够取得噪声较少 的图像，提高图像质量。另一方面，X射线辐射对人体的影响近年来受到重视，正在广泛研究 在抑制了 X射线的照射量的低剂量摄影中得到医生的诊断所需要的图像质量的技术。
[0003] 对X射线CT装置的图像给予影响的噪声，大致可分为由X射线光子的波动引起的光 子噪声和数据收集系统中附加的系统噪声。前者根据X射线的照射量而变化，而后者按每个 数据收集系统显现固有的噪声量。因此，在低剂量摄影时入射到检测器的X射线微弱的情况 下，系统噪声占据来自数据收集系统的输出信号的比例增大。
[0004] 在专利文献1中公开了如下技术:在将由于入射到检测器的X射线量较小而噪声分 量的比例较大的测量数据变换为投影数据时，通过对数变换来防止噪声分量增大。即，在测 量数据的值为规定值以上的情况下，按照以往方式通过对数函数变换为投影数据，但是在 入射到检测器的X射线量低、测量数据不足规定值的情况下，使用代替对数函数的函数来变 换为投影数据。据此，在将测量数据变换为投影数据时，抑制噪声分量增大而在图像中表现 为伪影。
[0005] 另一方面，作为减少由测量数据中包含的光子噪声以及系统噪声引起的图像的伪 影的技术，还已知如下技术:对测量数据实施偏差校正的技术、通过基于测量数据的逐次近 似重构对图像进行重构的技术。
[0006] 如非专利文献1所公开的那样，上述偏差校正法是如下方法:针对检测器的关注元 件的测量数据的值参考关注元件附近元件的测量数据的值，在保持关注元件的正值性、以 及关注元件与贴近元件之间的平均值的同时通过反复的滤波处理来进行校正。偏差校正后 的测量数据通过对数函数变换为投影数据，基于投影数据进行图像重构。
[0007] 此外，如非专利文献2所公开的那样，上述基于测量数据的逐次近似重构法，不将 测量数据变换为投影数据而对测量数据实施逐次近似重构来重构图像。具体而言，对测量 数据中包含的光子噪声以及系统噪声建模，基于模型使用逐次近似解法来计算图像。
[0008] 现有技术文献
[0009] 专利文献
[0010] 专利文献1 :JP专利第4363834号公报
[0011] 非专利文献
[0012] 非专利文献 1 : J-B · Thibault et · al ·，" A Recursive Fi 1 ter for Noi se Reduction in Statistical Iterative Tomographic Imaging，''Proc · of SPIE 6065， Computational Imaging IV，pp.60650X，2006
[0013] 非专利文献2: J ·Xu et · al ·/'Electronic Noise Modeling in Statistical Iterative Reconstruction/'IEEE.Trans.Image.Process·，Vol·18，No.6，pp.1228-1238， 2009

【发明内容】

[0014] 发明要解决的课题
[0015] 在X射线CT装置中，在低剂量摄影时入射到检测器的X射线微弱的情况下，系统噪 声占据来自数据收集系统的输出信号的比例增大，作为结果，信号可以取0以下的值。为此， 以往如专利文献1(第0020段)那样，针对检测器的输出，实施偏移校正，将小于正数的规定 值(例如1)的值向上舍入到正数的规定值之后进行对数变换。但是，在进行了无条件地将〇 以下的测量数据向上舍入到正数的偏移校正的情况下，实际的测量数据的强弱特征被丢 失，所以会产生图像上的条纹(线状)伪影，或者产生低频的CT值的提升(根据向上舍入方法 而下降)等，导致图像质量劣化。
[0016] 另一方面，对测量数据实施偏差校正后变换为投影数据来进行图像重构的方法、 根据测量数据进行逐次近似重构的方法，即使测量数据值微弱，一部分信号为〇以下的值， 也能够降低重构图像的图像质量劣化。但是，因为偏差校正是反复的滤波，逐次近似图像重 构法也使用反复解法，所以都需要较多的计算时间。
[0017] 近年来，在X射线CT装置中，期望伪影较少的高精度的图像，另一方面为了急诊患 者的诊断等，也需要迅速的图像化。此外，存在变更曾经一次拍摄得到的数据的重构条件来 再次重构图像的情况。
[0018] 因此，可以考虑在同时进行摄影和重构的情况和再次重构图像的情况下共同地， 不进行逐次近似图像重构法或者偏差校正处理，而利用通常的对数变换处理生成投影数据 来迅速地生成重构图像，由此来应对急诊患者的诊断等，之后，在操作者请求的情况下，对 相同的测量数据应用偏差校正、逐次近似重构，生成去除了系统噪声的高精度图像。此时， 若能够根据迅速地生成图像时的投影数据来复原测量数据而用于生成高精度图像，则相较 于预先保存测量数据的情况，在再次重构时也容易迅速地进行图像化。
[0019] 进而，将测量数据进行了对数变换的投影数据，与测量数据相比可以是较少的数 据范围，所以能够实现数据的存储容量的减少。
[0020] 但是，因为对数函数不能取0以下的变量，所以由投影数据不能高精度地复原包含 〇以下的值在内的测量数据。
[0021] 此外，因为对数函数具有变量接近0时值向无限大增加的特性，所以不能根据以有 限的数据大小保存的投影数据高精度地复原测量数据。进而，在通过偏移校正将0以下的测 量数据向上舍入到正数之后进行对数变换的情况下，即使进行逆对数变换也不能复原偏移 前的测量数据，所以不能准确地复原值较小的测量数据。
[0022] 因此在现有技术中，不能进行如下处理:根据投影数据复原测量数据，通过逐次近 似图像重构法或者偏差校正处理，来减少测量数据中包含的系统噪声。
[0023] 本发明的目的在于提供一种能够根据投影数据高精度地复原测量数据从而去除 测量数据中包含的系统噪声的技术。
[0024]用于解决课题的手段
[0025] 为了实现上述目的，本发明提供一种X射线CT装置，具备:X射线发生装置，其对被 检体照射X射线;数据收集装置，其检测通过了被检体的X射线;信号处理装置和重构运算装 置。信号处理装置处理数据收集装置的输出信号，得到包含0以下的信号值的测量数据，通 过包含对数函数的预定的函数对测量数据进行变换处理来生成投影数据。重构运算装置对 投影数据进行重构处理来生成图像。上述预定的函数是针对规定负数以上的值存在逆函数 的函数。通过对投影数据应用逆函数，从而从投影数据复原包含规定范围的0以下的信号值 的测量数据。
[0026] 发明效果
[0027] 根据发明，由于能够根据投影数据来高精度地复原测量数据，因此能够去除所复 原的测量数据中包含的系统噪声，能够改善图像质量。
【附图说明】
[0028] 图1是实施方式1的X射线CT装置的整体概观图。
[0029]图2是表示实施方式1的X射线CT装置的构成的框图。
[0030]图3是表示实施方式1的X射线CT装置的信号处理装置124的构成的框图。
[0031 ]图4是表示实施方式1中显示装置120的显示画面例的说明图。
[0032]图5是表示将实施方式1的测量数据X变换为正数数据y的变换函数Φ(χ)的曲线 图。
[0033]图6是表示实施方式1的信号处理装置124将数据收集装置108的输出信号变换为 投影数据的动作的流程图。
[0034]图7是表示实施方式1的对数变换后数据ζ的曲线图。
[0035]图8是表示实施方式1的信号处理装置124以及重构运算装置125的图像重构的动 作的流程图。
[0036]图9是表示实施方式1中信号处理装置124的复原器24的动作的流程图。
[0037] 图10是表示实施方式2的对数变换后数据ζ的曲线图。
[0038] 图11是表示实施方式2的信号处理装置124的构成的框图。
[0039] 图12是表示实施方式2的信号处理装置124将数据收集装置108的输出信号变换为 投影数据的动作的流程图。
[0040] 图13是表示实施方式2的信号处理装置124的复原器24的动作的流程图。
[0041 ]图14是表示实施方式3的信号处理装置的构成的框图。
【具体实施方式】
[0042] 以下，使用附图来说明本发明的实施方式的X射线CT装置。
[0043] 如图1以及图2所示，本实施方式的X射线CT装置构成为具备：向被检体110照射X射 线的X射线发生装置102、检测通过了被检体110的X射线的数据收集装置108、信号处理装置 124和重构运算装置125。信号处理装置124处理数据收集装置108的输出信号，得到包含0以 下的信号值在内的测量数据，通过包含对数函数的预定的函数对测量数据进行变换处理从 而生成投影数据。重构运算装置125对投影数据进行重构处理从而生成图像。
[0044] 上述预定的函数是针对规定负数以上的值存在逆函数的函数。因此，通过对投影 数据应用逆函数，从而复原包含规定范围的0以下的信号值的测量数据。
[0045] 如此，在本发明中，能够根据投影数据将规定的0以下的范围也包括在内高精度地 复原测量数据，所以能够去除所复原出的测量数据中包含的系统噪声。
[0046] 以下，具体说明本发明的实施方式。
[0047] <实施方式1>
[0048]如图3所示，实施方式1的X射线CT装置的信号处理装置124具备正数变换器11和对 数变换器18。正数变换器11通过预定的正数变换函数将测量数据的负数数据变换为正数数 据。对数变换器18对由正数变换器11变换后的正数数据实施对数变换从而生成投影数据。 正数变换器11的正数变换函数针对规定范围的负数是单调增加函数。通过使用单调增加函 数作为正数变换函数，从而能够通过单调增加函数的逆函数从投影数据复原规定范围的〇 以下的信号值的测量数据。
[0049] 此外，在实施方式1的X射线CT装置中，期望配置用于存储所生成的投影数据的存 储装置123,并在信号处理装置124中配置复原器24,复原器24读出存储装置123中所存储的 投影数据，来复原包含规定范围的〇以下的信号值的测量数据。进而，在信号处理装置124 中，优选配置对由复原器24复原出的测量数据实施校正的校正装置30。据此，能够通过校正 装置30来去除所复原出的测量数据中包含的系统噪声。
[0050] 此外，重构运算装置125优选具备逐次近似重构部125b，逐次近似重构部125b对复 原器24复原出的测量数据实施逐次近似图像重构来生成图像。
[0051] 此外，实施方式1的X射线CT装置期望还具有输入装置121，输入装置121c从操作者 受理通常的图像重构、或者使用了由复原器24复原出的测量数据的图像重构的选择。输入 装置121例如如图4所示，能够在显示装置120的显示画面上显示受理选择的画面，来受理上 述选择。在输入装置121受理的选择是使用了由复原器24复原出的测量数据的图像重构的 情况下，信号处理装置125通过复原器24来复原存储装置123中所存储的投影数据。
[0052]以下，进一步具体说明实施方式1的X射线CT装置。
[0053]图1是实施方式的X射线CT装置的外观，图2是表示X射线CT装置的内部构成的框 图。X射线CT装置具备：用于摄影的扫描器100、用于载置被检体而移动的卧台109、输入装置 121、图像运算装置132和显示装置120。
[0054]图像运算装置132具备:处理数据收集装置108所得到的数据的信号处理装置124、 重构运算装置125和图像处理装置126。输入装置121以及显示装置120和存储装置123-起 构成了输入输出装置131。
[0055] 输入输出装置131以及图像运算装置132构成了操作单元133。
[0056] 扫描器100具备X射线发生装置102、数据收集装置108、准直器114、和搭载它们围 绕被检体110旋转的旋转体115。数据收集装置108包括X射线检测器111、前置放大器110以 及A/D转换器109。进而，在扫描器100中具备:对旋转体115进行旋转驱动的驱动装置112、高 电压发生装置103、X射线控制装置104、扫描器控制装置113、中央控制装置105、卧台控制装 置106、卧台移动测量装置107、准直器控制装置101等。
[0057]操作单元133的输入装置121由鼠标、键盘等构成。从操作者受理摄影条件(卧台移 动速度、管电流、管电压、切片位置等）、重构参数(关心区域、重构图像大小、逆投影相位宽 度、重构滤波器函数等）、用于图像重构的测量数据的选择等的输入。显示装置120显示所重 构的图像、输入装置121的输入受理用画面等。
[0058]针对摄影时的扫描器100的动作进行说明。中央控制装置105基于输入装置121受 理的摄影条件，将摄影所需要的控制信号发送给X射线控制装置104、卧台控制装置106以及 扫描器控制装置113。之后，若操作者操作摄影开始按钮，则X射线控制装置104、卧台控制装 置106以及扫描器控制装置113接收摄影开始信号分别开始用于摄影的动作。
[0059] X射线控制装置104向高电压发生装置103输出控制信号。按照该控制信号，高电压 发生装置103对X射线发生装置102施加高电压。X射线发生装置102向被检体110照射X射线。
[0060] 同时，扫描器控制装置113向驱动装置112输出控制信号。驱动装置112使搭载了X 射线发生装置1〇2、Χ射线检测器111以及前置放大器110等的旋转体115绕被检体110的周围 旋转。另一方面，卧台控制装置106控制载置了被检体的卧台109的动作，使卧台109静止、或 者沿体轴方向移动。
[0061] 从X射线发生装置102射出的X射线通过准直器114被限制照射区域，照射到被检体 110，由被检体110内的各组织吸收(衰减)的同时通过被检体110，由数据收集装置108的X射 线检测器111进行检测。另外，X射线检测器111包括沿二维方向（通道方向以及与其正交的 列方向）排列的多个检测元件。在旋转体115的旋转方向的离散位置(视角)处，进行X射线检 测器111中的信号的检测。X射线检测器111的检测信号被变换为电流，由前置放大器110进 行放大，由A/D转换器109变换为数字信号，输出给信号处理装置124。
[0062]使用图3来说明信号处理装置124的构成以及动作。信号处理装置124构成为具备 预处理器12、正数变换器11、对数变换器18、校正处理器19、复原器24以及校正装置30。预处 理器12对数据收集装置108的输出信号实施规定预处理来得到测量数据X。正数变换器11通 过预定的正数变换函数Φ (X)将测量数据X的负数数据变换为正数数据y(= Φ (X))。式（1) 示出正数变换函数Φ (X)的一例。
[0063]【数式1】
[0065]在上述式（1)中，下阈值s(<0)、上阈值t(>0)、L(>0)分别是任意常数。其中，上 阈值t满足t彡2L-s的条件。
[0066]图5中用实线示出式（1)的函数Φ(χ)的曲线图。如图5所示，变换函数Φ(χ)的值y 取L以上的值，在x》t的范围呈线性增加。在s$x$t的范围，7=Φ(χ)是斜率大于0的函数， y和X-对一地对应。因此，在包含变量X为负数的范围的s<x中，Φ (X)存在逆函数，能够进 行逆变换。因此，在s$x的范围内能够从正数数据y复原测量数据X。
[0067] 此外，Φ (X)在s多X的范围内为恒定值，例如L的值。
[0068]对数变换器18对由正数变换器11变换后的正数数据y应用变换函数P(y)从而生成 对数变换后数据z。式(2)中示出变换函数P (y)的一例。
[0069] 【数式2】
[0070] z = p(y)=q_g ln(y)…（2)
[0071] 在式(2)中，q以及g是正数，并且是根据存储投影数据a的存储装置123的存储区域 的大小和作为投影数据a所期望的精度来决定的常数。
[0072] 校正处理器19对对数变换后数据z实施规定校正处理而得到投影数据a，向重构运 算装置125输出，并且还输出到存储装置123进行存储。复原器24读出存储装置123中所存储 的投影数据a，复原包含规定范围的0以下的信号值在内的测量数据X。校正装置30针对复原 后的测量数据X进行偏差校正等规定校正处理，使测量数据X中包含的系统噪声减少。系统 噪声减少后的测量数据被输入到对数变换器18。
[0073] 上述的正数变换器11构成为具备判别机13、阈值设定器14和第一、第二以及第三 变换器15、16、17。阈值设定器14保持函数巾（1)^( 7)中使用的阈值^匕阈值8是负数4 是正数。该阈值s、t、L能够通过操作者经由输入装置121进行操作，从而变更为任意值。此 外，也可以构成为信号处理装置124测量X射线CT装置的系统固有的系统噪声的方差值σ，基 于方差值σ来计算s以及t。
[0074] 关于该计算方法在后面叙述。
[0075]判别机13从阈值设定器14读出阈值s、t、L，将从预处理器12输出的测量数据X分配 给第一、第二以及第三变换器15、16、17。第一变换器15接收图5所示的阈值〖以上的测量数 据X，将输入信号直接作为正数数据y输出。第二变换器16接收小于阈值t并且s以上的测量 数据X，通过函数Φ(χ)变换为正数，由此生成并输出正数数据y。第三变换器17接收小于阈 值s的测量数据X，变换为常数的数据值L，作为正数数据y输出。
[0076]另一方面，复原器24具有逆校正处理器29、逆对数变换器25、复原器用判别机28、 第一逆变换器26以及第二逆变换器27。逆校正处理器29针对存储装置123中存储的投影数 据a实施与校正处理器19的处理相反的处理，复原上述的对数变换后数据z。逆对数变换器 25利用变换函数P(y)的逆函数对复原出的对数变换后数据z进行变换，复原正数数据y。复 原器用判别机28从阈值设定器14读入t、L，将复原出的正数数据y分配给第一以及第二逆变 换器26、27。第一逆变换器26接收阈值t以上的正数数据y，将输入信号直接作为测量数据X 输出。
[0077]第二逆变换器27接收大于阈值L并且小于t的正数数据y，通过由第二变换器16使 用过的变换函数Φ(χ)的逆函数进行变换后作为测量数据X输出。据此，能够复原与大于阈 值L的正数数据y对应的测量数据X。因此，在s<x<0的负数的范围内也可以复原测量数据 X。校正装置30通过对所复原出的测量数据X实施偏差校正处理等，从而去除系统噪声。被复 原并且系统噪声被去除的测量数据X被输入到对数变换器18,进行对数变换，并通过校正处 理器19进行校正处理，得到投影数据b。
[0078]重构运算装置125具备:根据来自校正处理器19的投影数据a、b重构图像的重构部 125a;和根据复原器24输出的测量数据X通过逐次近似图像重构处理而生成图像的逐次近 似重构部125b。复原出的投影数据b，与不去除系统噪声而迅速地生成的投影数据a不同，因 为根据去除了系统噪声的测量数据X而生成，所以通过由重构部125a实施重构处理从而能 够生成去除了由系统噪声引起的伪影的图像。此外，通过由逐次近似重构部125b对复原出 的测量数据X进行逐次近似图像重构处理，从而能够生成去除了由系统噪声引起的伪影的 图像。
[0079]重构图像被保存在输入输出装置26内的存储装置27中，并且作为CT图像而被显示 于显示装置120。图像处理装置126按照操作者的操作来对重构图像实施图像处理。
[0080] 以下，使用处理流程图等来进一步说明本实施方式的图像运算装置132的动作。
[0081] 首先，信号处理部124为了从操作者受理处理模式的选择而使显示装置120显示图 4那样的选择受理用画面。选择受理用画面包括：用于显示被检体110的图像、投影数据、摄 影条件等信息的被检体信息显示部120a;用于受理通常重构开始的指示的图标21;用于受 理对测量数据X进行偏差校正后进行重构的指示的图标22;和用于受理从测量数据X进行逐 次近似重构的指示的图标23。操作者通过操作输入装置121来选择图标21~23的任意一者， 从而选择处理模式。
[0082] 此外，在想要根据曾经一次拍摄得到的投影数据改变重构条件来再次重构图像的 情况下，也通过指定存储装置123中所保存的投影数据a并且选择图标21~23的任意一者， 从而执行所期望的处理。
[0083]在通过图标21的选择，由操作者指示了开始通常重构的情况下，信号处理装置124 取得数据收集装置108的输出信号，如图6的步骤31~34那样进行处理。
[0084]首先，在步骤31中预处理器12在从数据收集装置108取得的信号是为了传输而被 压缩了的情况下，将其复原为原比特数。此外，应用从被复原为原比特数的数据中减去没有 照射X射线的状态下的输出信号的信号值校正，得到测量数据X。
[0085]接下来，在步骤32中，正数变换器11使用上述的变换函数Φ(χ)将测量数据X变换 为能够复原的正数数据y。在本发明中，使用在如图5那样定义域具有负的下阈值s、并且0以 下且下阈值s以上的定义域内变换函数Φ的自变量X与其值y(= Φ (X))-对一对应那样的 函数。
[0086]判别机13从阈值设定器14读出阈值s、t、L，按照式（1)的函数Φ(χ)将从预处理器 12输出的测量数据X分配给第一、第二以及第三变换器15、16、17。第一变换器15接收1彡七的 测量数据X，通过函数Φ(χ)的y = x，从而直接作为正数数据y输出。第二变换器16接收s$x 的测量数据X，通过上述式（1)的函数Φ(χ)从而生成正数数据y并输出。第三变换器17接 收x<s的测量数据X，通过函数Φ(χ)全部变换为L，作为正数数据y输出。
[0087] 这里，说明上述的式（1)的t、s、L的值。在X彡t的情况下，不存在因变换以及逆变换 而导致的数据精度的降低，所以t越小越好。但是，为了自变量X和其值Φ(χ)-对一对应，在 s<x<t的范围内需要Φ (X)是狭义的单调增加函数。此外，该单调增加函数期望在X多t的 情况下的y= Φ (χ)=χ和x=t连续。
[0088] 因此，导出2L-s < t这样的条件，2L-s = t时能够使前述的数据的精度降低的范围 最窄。因此，t成为由S决定的值，S的值越大，越能够高精度地变换数据。另一方面，小于S的 值的测量数据X，通过变换函数Φ (X)而被向上舍入为L，所以s的值越小，通过变换函数Φ (X)而向上舍入为L的测量数据X越少。
[0089] 也就是说，s是调整维持数据精度的上限值和向上舍入的数据的下限值的参数。操 作者能够设定任意的s、t，使得满足t多2L-s的条件。另外，L的值可任意地设定满足图6的步 骤33中说明的条件的值。
[0090] 此外，还可以按照测量数据X的方差，通过计算来设定s的值。
[0091] 测量数据X取0以下的值的主要原因在于系统噪声。系统噪声一般能够通过正态分 布来建模，取平均值〇并且依赖于数据收集装置108的方差值σ。
[0092] 方差值σ能够通过实验或者仿真等来计算。因此，通过对应于方差值σ的值来设定 S，从而能够不会设定过小的S，并能够减小向上舍入的数据的比例。例如，已知在系统噪声 的方差σ2的正态分布下，数据整体的约68%存在于σ的范围，约95%存在于2〇的范围。因此， 例如，通过按照式(3)来设定s，从而能够降低通过变换函数Φ(χ)而向上舍入到L的测量数 据X的比例。考虑存储投影数据a的存储装置123的存储区域的容量以及数据精度，经验上κ 优选设定为6以下。
[0093] 【数式3】
[0094] s- - Λ σ(〇 < Va i 6) '··>、（'
[0095] 另外，在上述的式（1)的s彡x彡t的范围的变换函数Φ (x)中，系数基于s以及L，预 先进行计算，由此能够不产生较大的计算量地进行变换。
[0096] 作为比较例，首先式(4)中示出以往的变换函数ξ(χ)。此外，图5中用单点划线表示 式(4)的曲线图。
[0097] 【数式4】
[0099] 这里，L(>0)是任意的常数。
[0100] 如式(4)那样，在现有技术中，通过ξ(χ)，从而x<L的测量数据X被向上舍入到正数 I^xCL的ξ(χ) ( = y)，由于不与X-对一地对应，因而不存在逆函数。因此，不能使用ξ(χ)的 逆函数来从正数数据y复原测量数据X。
[0101] 接下来，在步骤33中使用式(2)的对数函数P(y)对在步骤32中计算出的变换信号y 进行对数变换，得到对数变换后数据z。
[0102] 这里，针对式(2)的q以及g的决定方法进行说明。投影数据a的最大值是对由式(5) 所表示的对数变换后数据z的最大值r实施了校正处理器19的校正的值。
[0103] 【数式5】
[0104] r = q-g ln(L)---(5)
[0105] 期望预先根据经验设定式(2)的q，使得对式(5)的r实施了下一步骤34的校正处理 器19的校正的值(投影数据a的最大值)收敛于存储装置123的投影数据a的存储区域的上限 (例如16bit带符号整数的上限）。此外，基于根据投影数据a所重构的CT图像的值的范围以 及精度，根据经验设定式(2)的g。进而，从对应于r的投影数据a的范围，根据经验设定L作为 有效的正数数据y的下限值。本发明的效果之一在于:能够保持对数变换后数据z的最大值 r，并且将对数变换后能够复原的测量数据的下阈值从现有方法的正数L扩展到负数s。
[0106] 在图7中用实线的曲线图示出在步骤33中生成的对数变换后数据z。作为比较例， 在步骤32中使用现有的变换函数ξ(χ)，步骤33与本实施方式同样地得到对数变换后数据， 在图7中用单点划线的曲线图示出所得到的对数变换后数据。在本实施方式以及比较例中， 对数变换后数据都是使r为最大值的函数，投影数据a的大小相等。但是，在考虑了各自的逆 函数的情况下可知，比较例的对数变换后数据z在范围内全部取r的值，所以不存在 逆函数，不能复原测量数据X的值，相对于此而本实施方式的对数变换后数据z在 范围内也是单调减少函数，所以存在逆函数，能够复原测量数据X的值。
[0107] 在步骤34中，针对由步骤33得到的对数变换后数据z进行基于参考用检测器的值 的参考校正、基于在无被检体110的情况下拍摄到的数据的空气校正、用于抑制束硬化效果 的幻象校正等，得到投影数据a。投影数据a被保存在输入输出装置131内的存储装置123。而 且，各种变换中所使用的参考用检测器的值、没有被检体110的情况下拍摄到的数据、以及 幻象校正中使用的函数的参数也保存在输入输出装置131内的存储装置123。
[0108] 接下来，使用图8来说明重构运算装置125以及信号处理装置124的动作。重构运算 装置125从存储装置123取得投影数据a(步骤61)，确认操作者使用图4的画面从输入装置 121选择的处理模式。这里，操作者通过选择图标21，指示了开始通常重构，所以重构运算装 置125通过通常重构部125a来重构被检体110的图像(步骤63)。重构出的图像被显示于显示 装置120的图4的被检体信息显示部120a。
[0109] 上面所述的生成投影数据a的步骤31~34以及通过通常重构来生成图像的步骤61 ~63中，不进行用于去除系统噪声的处理，所以能够以短时间生成被检体110的图像。因此， 适于急诊患者等那样需要迅速的图像显示的情况。
[0110] 另一方面，通过上述的步骤31~34,投影数据a被存储在了存储装置123,所以能够 使用投影数据a进行减少系统噪声的处理。据此，能够执行生成伪影较少的高精度的图像的 处理模式。对此下面进行说明。
[0111] 若投影数据a被存储在了存储装置123中，则在图4的显示画面中，操作者能够选择 图标22或者图标23,图标22指示使用通过偏差校正减少了系统噪声的测量数据来执行图像 重构，图标23指示通过从测量数据进行逐次近似图像重构从而重构减少了系统噪声所引起 的伪影的图像。操作者确认被检体信息显示部120a的图像，在需要的情况下选择图标22或 者23。
[0112] 在图8的步骤62中确认处理模式，在选择了指示偏差校正的图标22的情况下，重构 运算装置125对信号处理部124的复原器24指示从投影数据a复原测量数据X。复原器复原测 量数据x(步骤64)。
[0113] 使用图9来详细说明复原器24的动作。复原器24的逆校正处理器29针对存储装置 123中存储的投影数据a实施与校正处理器19的校正处理相反的校正处理，复原对数变换后 数据z(步骤121)。逆对数变换器25通过变换函数P(y)的逆函数对复原出的对数变换后数据 z进行变换，复原正数数据y(步骤122)。
[0114] 复原器用判别机28从阈值设定器14读入t、L，将复原出的对数变换后数据z分配给 第一以及第二逆变换器26、27。第一逆变换器26接收阈值t以上的正数数据y，将输入信号直 接作为测量数据X输出。
[0115] 第二逆变换器27接收大于阈值L并且小于t的正数数据y，通过在第二变换器16中 使用的函数Φ(χ)的逆函数进行变换，作为测量数据X输出。据此，不仅是正数，在s<x<0的 范围内，测量数据X也能够被复原(步骤123)。
[0116]接下来，信号处理装置123的校正装置30通过对复原出的测量数据X实施偏差校正 处理等从而去除系统噪声（图8的步骤65)。偏差校正处理是如下方法:参考检测器111的关 注元件的附近元件的测量数据的值，保持关注元件的正值性、以及关注元件与贴近元件之 间的平均值的同时，通过反复的滤波处理来校正检测器111的关注元件的测量数据的值的 方法。偏差校正处理是上述的非专利文献1等中记载的众所周之的技术，所以这里省略详细 的说明。
[0117]通过偏差校正去除了系统噪声的测量数据X，如图3所示，从校正装置30输入到对 数变换器18，进行对数变换，由校正处理器19进行校正处理，得到投影数据b (步骤66)。
[0118] 重构运算装置125通过通常重构部125a对投影数据b进行重构处理，生成图像。投 影数据b被去除了系统噪声，所以能够得到减少了由系统噪声引起的伪影的图像。所得到的 图像被显示于图4的显示画面的被检体信息显示部120a。
[0119] 另一方面，在图8的步骤62中确认处理模式，在由操作者选择了指示从测量数据X 进行逐次近似重构的图标22的情况下，重构运算装置125对信号处理部124的复原器24指示 从投影数据a复原测量数据X。复原器24复原测量数据x(步骤68)。
[0120]步骤68的动作，因为与偏差校正的情况下的步骤64相同，所以这里省略说明。被复 原出的测量数据X被传递到重构运算装置125的逐次近似重构部125b，通过对测量数据X进 行逐次近似重构处理，从而重构图像。具体而言，例如对测量数据中包含的光子噪声以及系 统噪声进行建模，基于模型，使用逐次近似解法来计算图像。据此，能够得到减少了系统噪 声的影响的图像。逐次近似图像重构法是上述的非专利文献2等中公开的众所周之的方法， 所以这里省略详细的说明。所得到的图像被显示于图4的显示画面的被检体信息显示部 120a〇
[0121] 如此，在本发明中，因为能够从存储在存储装置123中的投影数据a复原测量数据X 来生成减少了系统噪声的图像，所以不用重新进行被检体110的摄影，能够实现迅速的图像 显示、和与其对应的高精度的图像显示的双方。因此，能够在如急诊患者等那样要求迅速的 图像显示的情况下，通过不进行系统噪声的减少处理的通常重构来生成图像(步骤63)，之 后根据需要，生成实施了通过偏差校正、逐次近似图像重构等来减少系统噪声的处理的高 精度的图像并进行显示(步骤64~67、步骤68~69)。
[0122] 另外，在上述的实施方式中，针对存储于存储装置123的投影数据a是一个图像份 的情况进行了说明，但是也可以构成为在存储装置123中存储多个图像的投影数据。在该情 况下，图像重构装置125在图8的步骤61取得投影数据a时，取得与操作者所选择的图像对应 的投影数据a。据此，不仅是刚刚拍摄到的图像的投影数据a，针对过去拍摄到的图像的投影 数据a，也能够复原测量数据X，来重构减少了系统噪声的图像。
[0123] <实施方式2>
[0124]针对实施方式2的X射线CT装置进行说明。
[0125] 在上述的实施方式1中，构成为信号处理装置124具备正数变换器11以及对数变换 器18,通过函数Φ(χ)将测量数据X变换为正数数据y后，通过函数P(y)变换为对数变换后数 据z，但是本发明不限定于该构成。在实施方式2中，通过一个变换函数Φ(χ)将测量数据X变 换为对数变换后数据ζ。
[0126] 作为变换函数Φ (X)，例如如式(6)所示，使用在对数函数的自变量中包含将测量 数据X变换为正数数据的变换函数的函数。
[0127] 【数式6】
[0129]在上述式(6)中，下阈值s(<0)、上阈值t(>0)、L(>0)分别是任意常数。
[0130] 如图10的实线的曲线图所示，式(6)的变换函数Φ(χ)将测量数据x变换为对数变 换后数据ζ。由图10清楚可知，在下阈值s以上的范围内，自变量X和变换函数ζ(= Φ (X))的 值一对一地对应，所以存在逆函数。因此，通过使用逆函数，能够从对数变换后数据ζ复原测 量数据X。
[0131] 图11中示出实施方式2的X射线CT装置中的信号处理装置124的构成。如图11所示， 实施方式2的信号处理装置124是与实施方式1的图3的信号处理装置相同的构成，但是取代 实施方式1的正数变换器11和对数变换器18而具备兼具它们的功能的正数变换/对数变换 器211。实施方式2的信号处理装置124构成为具备:预处理器12、正数变换/对数变换器211、 校正处理器19、复原器224、校正装置30、以及对数变换器218。对数变换器218是为了对由复 原器224复原出的测量数据X进行对数变换而配置的。预处理器12、校正处理器19、校正装置 30与实施方式1相同。
[0132] 正数变换/对数变换器211构成为具备:判别机13、阈值设定器14和第一、第二以及 第三对数变换器215、216、217。与实施方式1同样地，阈值设定器14保持阈值s、t、L。与实施 方式1同样地，判别机13从阈值设定器14读出阈值s、t、L，将从预处理器12输出的测量数据X 分配给第一、第二以及第三对数变换器215、216、217。
[0133] 第一对数变换器215接收图10所示的的测量数据X，通过式(6)的的函数 Φ(χ)进行对数变换，作为对数变换后数据ζ输出。第二对数变换器216接收s<X$t的测量 数据X，通过式(6)的s< X$t的函数Φ(χ)变换为正数并且进行对数变换，作为对数变换后 数据ζ输出。第三对数变换器217接收x<s的测量数据X，通过式(6)的函数Φ(χ)全部变换为 r，作为对数变换后数据ζ输出。校正处理器18校正对数变换后数据ζ，生成投影数据a。
[0134] 复原器224具有逆校正处理器29、复原器用判别机28、第一逆对数变换器226以及 第二逆对数变换器227。与实施方式1相同，逆校正处理器29从投影数据a复原对数变换后数 据ζ。复原器用判别机28从阈值设定器14读入t、L，将复原出的对数变换后数据ζ分配给第一 以及第二逆对数变换器226、227。
[0135] 第一逆对数变换器226接收q-gln(t)以下的对数变换后数据z，通过第一对数变换 器215所使用的函数Φ(χ)的逆函数进行变换，作为测量数据X输出。第二逆对数变换器227 接收大于q-gln(t)且r以下的对数变换后数据ζ，通过第二变换器216所使用的函数Φ(χ)的 逆函数进行变换，作为测量数据X输出。据此，在s<x<〇的负数的范围内，测量数据X也能够 被复原。校正装置30通过对复原出的测量数据X实施偏差校正处理等来去除系统噪声。被复 原、并且去除了系统噪声的测量数据X，被输入到对数变换器218,进行对数变换，通过校正 处理器19进行校正处理，得到投影数据b。
[0136] 图12、图13的流程图中示出信号处理装置124的动作。图12是接收数据收集装置 108的输出信号依次变换为测量数据X以及投影数据a的流程，与实施方式1的图3的流程所 示的动作相同，但是在实施方式2中，正数变换/对数变换器211的第一至第三对数变换器 215~217将图3的流程的步骤32、33的动作作为步骤232而通过一个步骤来进行。
[0137] 另一方面，图13是从投影数据a复原测量数据X的流程，与实施方式1的图9的流程 的动作相同，但是在实施方式2中，复原器的第一以及第二逆对数变换器226、227将图9的步 骤122、123的动作作为步骤222而通过一个步骤来进行。
[0138] 实施方式2的X射线CT装置的上述构成以外的构成以及动作与实施方式1的X射线 CT装置相同，所以省略说明。
[0139] <实施方式4>
[0140] 针对实施方式4的X射线CT装置进行说明。实施方式4的X射线CT装置中，信号处理 装置124判断输入装置121从操作者受理的摄影条件是否是预定的低剂量摄影条件，在判断 结果是低剂量摄影条件的情况下，通过复原器24对存储装置123中所存储的投影数据a进行 复原，减少系统噪声。
[0141] 在实施方式1中，叙述了通过用户的选择来进行逐次近似图像重构法或者偏差校 正的示例，但是鉴于需要逐次近似图像重构法或者偏差校正是在低剂量摄影时，在实施方 式3中，判断是否是低剂量摄影，在是低剂量摄影的情况下，进行逐次近似图像重构法或者 偏差校正。如图14所示，将进行该判断的判断器141配置在信号处理装置124。
[0142] 判断器141在预定的低剂量摄影条件的情况下，指示复原器24复原投影数据a，通 过逐次近似图像重构法或者偏差校正来进行图像重构。至于是进行逐次近似图像重构法和 偏差校正中的哪一个，可以预先进行设定，也可以构成为受理操作者的选择。
[0143] 例如，在满足照射剂量为阈值以下、管电压为阈值以下、旋转体115的旋转速度为 阈值以下、投影数据a的任意视角下的投影值的面积大于阈值、以及测量数据X中至少一个 元件的信号值为阈值以下的各条件中的任意一个、或者规定的2个以上的组合的情况下，判 断器141判断为是低剂量摄影条件。另外，对于低剂量摄影条件的阈值，既可以由操作者输 入，也可以使用预先设定的值。
[0144] 标号说明
[0145] 11正数变换器；12预处理器；13判别机；14阈值设定器；15第一变换器；16第二变换 器；17第三变换器；18对数变换器；19校正处理器;21、22、23图标;24复原器;25逆对数变换 器;26第一逆变换器;27第二逆变换器;28复原器用判别机;29逆校正处理器;30校正装置； 100扫描器；109卧台；120显示装置；121输入装置；1123存储装置；124信号处理装置；125重 构运算装置;125a通常重构部；125b逐次近似重构部；131输入输出装置;132图像运算装置。
【主权项】
1. 一种X射线CT装置，其特征在于具有： X射线发生装置，其对被检体照射X射线； 数据收集装置，其检测通过了被检体的所述X射线； 信号处理装置，其对所述数据收集装置的输出信号进行处理，得到包含O以下的信号值 的测量数据，通过包含对数函数的预定的函数对所述测量数据进行变换处理来生成投影数 据;和 重构运算装置，其对所述投影数据进行重构处理来生成图像， 所述预定的函数是针对规定负数以上的值存在逆函数的函数，通过对所述投影数据应 用所述逆函数，从而从所述投影数据复原包含规定范围的O以下的信号值的所述测量数据。2. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述信号处理装置包括： 正数变换器，其通过预定的正数变换函数将所述测量数据的O以下的信号值变换为正 数数据;和 对数变换器，其对由所述正数变换器变换后的所述正数数据实施对数变换来生成所述 投影数据， 所述正数变换器的所述正数变换函数针对所述规定范围的负数是单调增加函数。3. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 还具有存储所述投影数据的存储装置， 所述信号处理装置包括复原器，所述复原器读出存储于所述存储装置的投影数据，复 原包含所述规定范围的〇以下的信号值的所述测量数据。4. 根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述信号处理装置包括校正装置，所述校正装置对由所述复原器复原出的测量数据实 施校正。5. 根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述重构运算装置具有逐次近似重构部，所述逐次近似重构部对所述复原器复原出的 所述测量数据实施逐次近似图像重构来生成图像。6. 根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于， 还具有输入装置，所述输入装置从操作者受理通常的图像重构或者使用了由所述复原 器复原出的测量数据的图像重构的选择， 所述信号处理装置在所述输入装置受理的选择是使用了由所述复原器复原出的测量 数据的图像重构的情况下，通过所述复原器来复原存储于所述存储装置的投影数据。7. 根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于， 还具有输入装置，所述输入装置从操作者受理摄影条件的设定， 所述信号处理装置判断所述输入装置受理的摄影条件是否是预定的低剂量摄影条件， 在判断结果是所述低剂量摄影条件的情况下，通过所述复原器来复原存储于所述存储装置 的投影数据。8. -种X射线CT装置用图像运算装置，其特征在于具有： 信号处理装置，其处理对通过了被检体的X射线进行检测而得到的信号，得到包含O以 下的信号值的测量数据，使用预定的函数对所述测量数据进行对数变换来生成投影数据； 和 重构运算装置，其对所述投影数据进行重构处理来生成图像， 所述预定的函数是针对规定负数以上的值存在逆函数的函数，通过对所述投影数据应 用所述逆函数，从而复原包含规定范围的O以下的信号值的所述测量数据。9. 一种X射线CT装置，其特征在于具有： X射线发生装置，其对被检体照射X射线； 数据收集装置，其检测通过了被检体的所述X射线； 信号处理装置，其对所述数据收集装置的输出信号进行处理，得到包含O以下的信号值 的测量数据，通过包含对数函数的预定的函数对所述测量数据进行变换处理来生成投影数 据； 重构运算装置，其对所述投影数据进行重构处理来生成图像;和 存储装置，其存储所述投影数据， 所述信号处理装置包括复原器，所述复原器读出存储于所述存储装置的投影数据，复 原包含规定范围的O以下的信号值的所述测量数据。
【文档编号】A61B6/03GK105916445SQ201580004487
【公开日】2016年8月31日
【申请日】2015年1月23日
【发明人】高桥悠, 后藤大雅, 广川浩, 广川浩一
【申请人】株式会社日立制作所