JP2017213294A - X-ray ct apparatus, image processing apparatus, and subtraction image generation method - Google Patents
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Abstract
【課題】 撮影時の機械的位置ズレによる画像への影響を正確に補正し鮮明なサブトラクション像を得ることが可能なＸ線ＣＴ装置、画像処理装置、及び差分画像生成方法等を提供する。【解決手段】 Ｘ線ＣＴ装置１は目的部位についてマスク像を得るための撮影とコントラスト像を得るための撮影を実行する。画像処理装置１２２はこれらの撮影により得た各透過Ｘ線のデータに基づいて投影データをそれぞれ生成する。また各撮影におけるＸ線管位置の情報を取得する。マスク像の撮影におけるＸ線管位置とコントラスト像の撮影におけるＸ線管位置とのズレ量を求め、求めたＸ線管位置ズレ量に基づいて一方（コントラスト像）の投影データを組み替える。その後、各投影データを再構成して得たマスク像とコントラスト像とを差分し差分画像を生成する。【選択図】図３An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus, an image processing apparatus, a differential image generation method, etc., which can accurately correct the influence on images due to mechanical positional deviation during imaging and obtain clear subtraction images. SOLUTION: An X-ray CT apparatus 1 executes imaging for obtaining a mask image and imaging for obtaining a contrast image of a target region. The image processing device 122 generates projection data based on the data of each transmitted X-ray obtained by these images. Also, information on the X-ray tube position in each imaging is acquired. The amount of deviation between the X-ray tube position in taking the mask image and the X-ray tube position in taking the contrast image is determined, and the projection data for one (contrast image) is rearranged based on the determined amount of X-ray tube position deviation. Thereafter, a difference image is generated by subtracting the mask image and the contrast image obtained by reconstructing each projection data. [Selection diagram] Figure 3
Description
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置、画像処理装置、及び差分画像生成方法に関し、詳細には、複数の撮影により得た各画像を差分する差分画像（サブトラクション像）の生成に関する。 The present invention relates to an X-ray CT apparatus, an image processing apparatus, and a difference image generation method, and more particularly, to generation of a difference image (subtraction image) that is obtained by subtracting images obtained by a plurality of imaging.
Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管（Ｘ線源）とＸ線検出器とを対向配置させた状態で被検体の周囲を回転させ、複数の回転角度方向（ビュー）からＸ線を照射してビュー毎に被検体を透過したＸ線を検出し、検出した投影データに基づいて被検体の断層像を生成する装置である。このようなＸ線ＣＴ装置において、例えば造影剤を用いた撮影等では造影剤注入前に撮影した画像であるマスク像と、造影剤注入後に撮影した画像であるコントラスト像とでＣＴ値の差分（サブトラクション）をとることで、造影剤が存在する部分を抽出した画像であるサブトラクション像（差分画像）を得る手法が実施されている。 An X-ray CT apparatus rotates an object around an X-ray tube (X-ray source) and an X-ray detector facing each other, and irradiates X-rays from a plurality of rotation angle directions (views). This is an apparatus that detects X-rays transmitted through a subject for each view and generates a tomographic image of the subject based on detected projection data. In such an X-ray CT apparatus, for example, in imaging using a contrast agent, a difference in CT value between a mask image that is an image taken before contrast agent injection and a contrast image that is an image taken after contrast agent injection ( A technique for obtaining a subtraction image (difference image), which is an image obtained by extracting a portion where a contrast agent is present, has been implemented.
良好なサブトラクション像を得るには、軌道が完全に一致した撮影を行うことが好ましい。撮影軌道が一致しないで得たサブトラクション像は、ストリークアーチファクトが発生し画質が低下したり、サブトラクション処理で除去できなかった骨、金属、石灰化等の除去作業が必要となったり、問題が生じるからである。しかし、撮影条件を一致させても寝台位置やＸ線管位置等の機械的な位置ズレが発生するため、完全に軌道が一致した撮影を行うことは困難である。このような機械的な位置ズレを補正する発明として、例えば特許文献１が提案されている。特許文献１では、撮影時における保持装置（Ｘ線管球及びＸ線検出器を保持する装置）と寝台の詳細な位置情報を取得し、画像をサブトラクションする際にこれらの位置ズレ量を算出してピクセルシフト量に換算してピクセルシフトを実行するＸ線診断装置が提案されている。
In order to obtain a good subtraction image, it is preferable to perform imaging in which the trajectories are completely coincident. Subtraction images obtained when the shooting trajectories do not match cause streak artifacts, resulting in degraded image quality, and problems such as bone, metal, and calcification removal that could not be removed by subtraction processing. It is. However, even if the imaging conditions are matched, mechanical position shifts such as the bed position and the X-ray tube position occur, so it is difficult to perform imaging with completely matching trajectories. For example,
しかしながら、特許文献１は透視等を行うＸ線診断装置に係る発明である。そのためＸ線管の回転方向位置のズレについて考慮されず、被検体の周囲の各方向からＸ線を照射して投影データを得るＸ線ＣＴ装置には適用できない。
However,
本発明は、前述した問題点に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、撮影時の機械的位置ズレによる画像への影響を正確に補正し鮮明なサブトラクション像を得ることが可能なＸ線ＣＴ装置、画像処理装置、及び差分画像生成方法等を提供することである。 The present invention has been made in view of the above-described problems, and an object of the present invention is to accurately correct the influence on the image due to the mechanical positional deviation at the time of shooting and obtain a clear subtraction image. An X-ray CT apparatus, an image processing apparatus, a difference image generation method, and the like are provided.
前述した目的を達成するために第１の発明は、Ｘ線を照射するＸ線源と、前記Ｘ線源に対向配置され被検体を透過したＸ線である透過Ｘ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源及び前記Ｘ線検出器を搭載し、前記被検体の周囲を回転するスキャナと、前記被検体を載置する寝台と、目的部位について複数の撮影を実行する撮影制御部と、前記複数の撮影により得た各透過Ｘ線のデータに基づいて断層像の再構成に必要な投影データをそれぞれ生成する投影データ生成部と、各撮影におけるＸ線管位置の情報を取得し保持するＸ線管位置情報記憶部と、基準とする撮影におけるＸ線管位置と他の撮影におけるＸ線管位置とのズレ量であるＸ線管位置ズレ量を求め、求めたＸ線管位置ズレ量に基づいて前記他の撮影により得られた投影データを組み替える投影データ組み替え部と、前記基準とする撮影により得られた投影データから基準画像を再構成するとともに、組み替えられた投影データから差分対象画像を再構成する再構成処理部と、前記基準画像と前記差分対象画像とを差分し差分画像を生成するサブトラクション処理部と、を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。 In order to achieve the above-described object, the first invention is an X-ray detection that detects an X-ray source that irradiates X-rays and transmitted X-rays that are arranged opposite to the X-ray source and transmit through the subject. An imaging controller that mounts the scanner, the X-ray source, and the X-ray detector and rotates around the subject, a bed on which the subject is placed, and a plurality of imagings for a target site A projection data generation unit that generates projection data necessary for reconstruction of a tomographic image based on each transmitted X-ray data obtained by the plurality of imaging, and information on an X-ray tube position in each imaging An X-ray tube position deviation amount, which is a deviation amount between an X-ray tube position information storage unit to be held and an X-ray tube position in a reference imaging and an X-ray tube position in another imaging, is obtained, Based on the amount of deviation, the projection data obtained by the other photography is combined. A reconstructed projection data recomposing unit, a reconstructing processing unit for reconstructing a difference target image from the reconstructed projection data, while reconstructing a reference image from the projection data obtained by the reference photographing, and the reference image An X-ray CT apparatus comprising: a subtraction processing unit that generates a difference image by subtracting the difference target image.
第２の発明は、Ｘ線ＣＴ装置を用いて目的部位について行われた複数の撮影により得た各透過Ｘ線のデータに基づいて断層像の再構成に必要な投影データをそれぞれ生成する投影データ生成部と、各撮影におけるＸ線管位置の情報を取得し保持するＸ線管位置情報記憶部と、基準とする撮影におけるＸ線管位置と他の撮影におけるＸ線管位置とのズレ量であるＸ線管位置ズレ量を求め、求めたＸ線管位置ズレ量に基づいて前記他の撮影により得られた投影データを組み替える投影データ組み替え部と、前記基準とする撮影により得られた投影データから基準画像を再構成するとともに、組み替えられた投影データから差分対象画像を再構成する再構成処理部と、前記基準画像と前記差分対象画像とを差分し差分画像を生成するサブトラクション処理部と、を備えることを特徴とする画像処理装置である。 According to a second aspect of the present invention, there is provided projection data for generating projection data necessary for reconstruction of a tomographic image based on transmission X-ray data obtained by a plurality of imaging performed on a target site using an X-ray CT apparatus. A generation unit, an X-ray tube position information storage unit that acquires and holds information on the X-ray tube position in each imaging, and a deviation amount between the X-ray tube position in the reference imaging and the X-ray tube position in other imaging A projection data rearrangement unit that obtains a certain amount of X-ray tube position deviation and rearranges the projection data obtained by the other photographing based on the obtained amount of X-ray tube position deviation, and projection data obtained by the reference photographing A reconstructing processing unit for reconstructing a reference image from the reconstructed projection data, and a subtraction unit for generating a difference image by subtracting the reference image and the difference target image. A processing unit, an image processing apparatus comprising: a.
第３の発明は、Ｘ線ＣＴ装置を用いて目的部位について複数の撮影を実行するステップと、画像処理装置が、前記複数の撮影により得た各透過Ｘ線のデータに基づいて断層像の再構成に必要な投影データをそれぞれ生成するステップと、各撮影におけるＸ線管位置の情報を取得し保持するステップと、基準とする撮影におけるＸ線管位置と他の撮影におけるＸ線管位置とのズレ量であるＸ線管位置ズレ量を求め、求めたＸ線管位置ズレ量に基づいて前記他の撮影により得た投影データを組み替えるステップと、前記基準とする撮影により得た投影データから基準画像を再構成するとともに、組み替えた投影データから差分対象画像を再構成するステップと、前記基準画像と前記差分対象画像とを差分し差分画像を生成するステップと、を含むことを特徴とする差分画像生成方法である。 According to a third aspect of the present invention, a step of performing a plurality of imagings on a target site using an X-ray CT apparatus, and an image processing apparatus reconstructs a tomographic image based on each transmitted X-ray data obtained by the plurality of imagings. A step of generating projection data necessary for the configuration; a step of acquiring and holding information of an X-ray tube position in each imaging; and an X-ray tube position in a reference imaging and an X-ray tube position in another imaging A step of obtaining an X-ray tube position deviation amount which is a deviation amount, rearranging projection data obtained by the other imaging based on the obtained X-ray tube position deviation amount, and a reference from the projection data obtained by the reference imaging Reconstructing an image, reconstructing a difference target image from the rearranged projection data, and subtracting the reference image and the difference target image to generate a difference image. A difference image generation method comprising and.
本発明により、撮影時の機械的位置ズレによる画像への影響を正確に補正し鮮明なサブトラクション像を得ることが可能なＸ線ＣＴ装置、画像処理装置、及び差分画像生成方法等を提供できる。 According to the present invention, it is possible to provide an X-ray CT apparatus, an image processing apparatus, a differential image generation method, and the like that can accurately correct the influence on an image due to mechanical positional deviation during imaging and obtain a clear subtraction image.
以下、添付図面を参照しながら、本発明の好適な実施形態について詳細に説明する。 Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
［第１の実施の形態］
まず、図１を参照して、Ｘ線ＣＴ装置１の全体構成について説明する。
図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャンガントリ部１００と操作卓１２０とを備える。
[First Embodiment]
First, the overall configuration of the
As shown in FIG. 1, the
スキャンガントリ部１００は、寝台１０５に寝載された被検体３に対してＸ線を照射するとともに被検体３を透過したＸ線を検出する装置であり、Ｘ線管１０１、回転盤１０２、コリメータ１０３、Ｘ線検出器１０６、データ収集装置１０７、ガントリ制御装置１０８、寝台制御装置１０９、及びＸ線制御装置１１０を備える。
The scan gantry unit 100 is an apparatus that irradiates a
回転盤１０２には開口部１０４が設けられ、開口部１０４を介してＸ線管１０１とＸ線検出器１０６とが対向配置される。開口部１０４に寝台１０５に載置された被検体３が挿入される。回転盤１０２は、ガントリ制御装置１０８によって制御される回転盤駆動装置から駆動伝達系を通じて伝達される駆動力によって被検体３の周囲を回転する。
The
操作卓１２０は、スキャンガントリ部１００の各部を制御するとともにスキャンガントリ部１００で計測した投影データを取得して画像の生成及び表示を行う装置である。操作卓１２０は、入力装置１２１、画像処理装置１２２、記憶装置１２３、システム制御装置１２４、及び表示装置１２５を備える。
The
Ｘ線管１０１はＸ線源であり、Ｘ線制御装置１１０に制御されて所定の強度のＸ線を連続的または断続的に照射する。Ｘ線制御装置１１０は、操作卓１２０のシステム制御装置１２４により決定されたＸ線管電圧及びＸ線管電流に従って、Ｘ線管１０１に印加または供給するＸ線管電圧及びＸ線管電流を制御する。
The X-ray tube 101 is an X-ray source, and is controlled by the
Ｘ線管１０１のＸ線照射口にはコリメータ１０３が設けられる。コリメータ１０３は、Ｘ線管１０１から放射されたＸ線の照射範囲を制限する。例えばコーンビーム（円錐形または角錐形ビーム）等に成形する。コリメータ１０３の開口幅はシステム制御装置１２４により制御される。
A
Ｘ線管１０１から照射され、コリメータ１０３を通過し、被検体３を透過した透過Ｘ線はＸ線検出器１０６に入射する。
The transmitted X-rays that are irradiated from the X-ray tube 101, pass through the
Ｘ線検出器１０６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Ｘ線検出素子をチャンネル方向（周回方向）にｉ個、列方向にｊ個、２次元配列したものである。図２に示すように、Ｘ線検出器１０６は、被検体３を介してＸ線管１０１に対向するように配置される。複数のＸ線検出素子２１１は全体として円筒面状もしくはチャンネル方向に折れ線状に湾曲したＸ線入射面を形成している。各Ｘ線検出素は被検体３を透過したＸ線量を検出し、検出した透過Ｘ線データをデータ収集装置２０６に出力する。図２中、αで示される角度をファン角度と呼ぶ。ファン角度αはコーンビームＸ線のチャンネル方向の広がり角度を表す。また、γで示される角度をコーン角度と呼ぶ。コーン角度γはコーンビームＸ線の列方向の広がり角度を表す。
The
データ収集装置１０７は、Ｘ線検出器１０６の個々のＸ線検出素子により検出されるＸ線量をビュー毎に収集し、ディジタルデータに変換し、透過Ｘ線データとして操作卓１２０の画像処理装置１２２に順次出力する。
The
画像処理装置１２２は、データ収集装置１０７から入力された透過Ｘ線データを取得し、対数変換、感度補正等の前処理を行って被検体３の断層像の再構成に必要な投影データを作成する。また画像処理装置１２２は、投影データに基づいて被検体３の断層像を再構成する。
The
また本発明において、画像処理装置１２２は軌道同期撮影時のＸ線管位置または寝台位置のズレ量に基づいて投影データを組み替える投影データ組み替え処理及びサブトラクション処理を行う。これらの処理の詳細については後述する。
In the present invention, the
画像処理装置１２２により生成された投影データや再構成された画像データは、システム制御装置１２４に入力され記憶装置１２３に保存される。画像データは表示装置１２５に表示される。
Projection data generated by the
システム制御装置１２４は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only
Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）等を備えたコンピュータである。記憶装置１２３はハードディスク等のデータ記録装置であり、Ｘ線ＣＴ装置１の機能を実現するためのプログラムやデータ等が予め記憶される。
The
The computer includes a memory (RAM), a random access memory (RAM), and the like. The
本発明においてシステム制御装置１２４は、スキャンガントリ部１００を制御して撮影処理を行う。撮影処理においてシステム制御装置１２４は、操作者により設定された撮影条件に応じた制御信号をスキャンガントリ部１００のＸ線制御装置１１０、寝台制御装置１０９、及びガントリ制御装置１０８に送出し、上述の各部を制御する。寝台制御装置１０９はシステム制御装置１２４から通知された撮影条件に応じて寝台１０５の天板の位置及び移動速度を制御する。ガントリ制御装置１０８は、システム制御装置１２４から通知された撮影条件に応じて回転盤１０２の回転数や回転開始及び停止を制御する。
In the present invention, the
表示装置１２５は、液晶パネル、ＣＲＴモニタ等のディスプレイ装置と、ディスプレイ装置と連携して表示処理を実行するための論理回路で構成され、システム制御装置１２４に接続される。表示装置１２５は画像処理装置１２２から出力される再構成画像、並びにシステム制御装置１２４が取り扱う種々の情報を表示する。
The
入力装置１２１は、例えば、キーボード、マウス等のポインティングデバイス、テンキー、及び各種スイッチボタン等により構成され、操作者によって入力される各種の指示や情報をシステム制御装置１２４に出力する。操作者は、表示装置１２５及び入力装置１２１を使用して対話的にＸ線ＣＴ装置１を操作する。入力装置１２１は表示装置１２５の表示画面と一体的に構成されるタッチパネル式の入力装置としてもよい。
The
次に図３を参照して本発明のＸ線ＣＴ装置１の機能構成について説明する。
図３に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、撮影制御部２０、投影データ生成部２１、寝台位置情報記憶部２２、Ｘ線管位置情報記憶部２３、投影データ組み替え部２４、再構成処理部２７、及びサブトラクション処理部２８を備える。操作卓１２０の記憶装置１２３には、投影データ記憶部１２３ａ、画像記憶部１２３ｂが設けられる。
Next, the functional configuration of the
As illustrated in FIG. 3, the
なお、図３の例では、撮影制御部２０は、例えばシステム制御装置１２４の機能として設けられ、投影データ生成部２１、寝台位置情報記憶部２２、Ｘ線管位置情報記憶部２３、投影データ組み替え部２４、再構成処理部２７、及びサブトラクション処理部２８は、操作卓１２０の画像処理装置１２２の機能として設けられるが、この例に限定されずシステム制御装置１２４にすべての機能を設けてもよい。
In the example of FIG. 3, the
撮影制御部２０は、目的部位について複数の撮影を実行する。複数の撮影とは、例えばサブトラクション処理におけるマスク像を得るための撮影と、コントラスト像を得るための撮影である。撮影制御部２０による撮影の手順については後述する。
The
投影データ生成部２１は、撮影制御部２０により実行された複数の撮影により得た各透過Ｘ線のデータに基づいて断層像の再構成に必要な投影データをそれぞれ生成する。生成した投影データは画像処理装置１２２の再構成処理部２７に送出されるとともに記憶装置１２３の投影データ記憶部１２３ａに記憶される。
The projection
寝台位置情報記憶部２２は、システム制御装置１２４から各撮影における寝台１０５の位置情報を取得し保持する。寝台１０５の位置情報は撮影中の各時刻における寝台位置として記録される（図７参照）。
Ｘ線管位置情報記憶部２３は、システム制御装置１２４から各撮影におけるＸ線管１０１の位置情報を取得し保持する。Ｘ線管１０１の位置情報は撮影中の各時刻におけるＸ線管位置（回転角度）として記録される（図７参照）。
The couch position
The X-ray tube position
投影データ組み替え部２４は、投影データ組み替え情報算出部２５及び投影データ変換処理部２６を備える。なお、投影データ組み替え処理では、撮影制御部２０により行われた撮影のうち何れか一方を基準とし、それ以外の撮影で得た投影データを組み替え対象とする。例えば、マスク像を得るための撮影を基準とし、コントラスト像を得るための撮影を他の撮影（組み替え対象）とする。どちらの撮影を基準とし、どちらの撮影を投影データの組み替え対象とするかはこれに限定されず、逆としてもよい。
The projection data rearrangement unit 24 includes a projection data rearrangement
投影データ組み替え情報算出部２５は、Ｘ線管位置情報記憶部２３に記憶された各撮影におけるＸ線管１０１の位置情報を取得し、基準とする撮影（マスク像を得るための撮影）におけるＸ線管位置と他の撮影（コントラスト像を得るための撮影）におけるＸ線管位置とのズレ量であるＸ線管位置ズレ量を求める。また寝台位置についても同様に、寝台位置情報記憶部２２に記憶された各撮影における寝台位置の情報を取得し、基準とする撮影（マスク像を得るための撮影）における寝台位置と他の撮影（コントラスト像を得るための撮影）における寝台位置とのズレ量である寝台位置ズレ量を求める。Ｘ線管位置ズレ量及び寝台位置ズレ量の算出については後述する。
The projection data rearrangement
投影データ変換処理部２６は、投影データ組み替え情報算出部２５により求めたＸ線管位置ズレ量及び寝台位置ズレ量に基づいて、上記他の撮影により得た投影データを組み替え対象として投影データを組み替える。投影データの組み替え（投影データ変換処理）については後述する。
Based on the X-ray tube position deviation amount and the bed position deviation amount obtained by the projection data rearrangement
再構成処理部２７は、基準とする投影データから基準画像を再構成するとともに、組み替えた投影データから差分対象画像を再構成する。
サブトラクション処理部２８は、再構成処理部２７により再構成された基準画像と差分対象画像とを差分し差分画像（サブトラクション像）を生成する。
The
The
次に、図４を参照して、サブトラクション処理前の撮影処理の流れを説明する。Ｘ線ＣＴ装置１（撮影制御部２０）は、被検体３に造影剤を注入する前に目的部位について撮影（マスク画像撮影）を実行し（ステップＳ１０１）、マスク画像を生成する（ステップＳ１０２）。次に、被検体３に造影剤を注入し、目的部位（撮影対象部位）が造影剤で染まったタイミングで撮影（コントラスト画像撮影）を実行し（ステップＳ１０３）、コントラスト画像を生成する（ステップＳ１０４）。なお、十分に造影剤で染まったタイミングは、テストインジェクションで造影剤が染まる時間をあらかじめ推定する等、公知の手法により求められる。画像処理装置１２２のサブトラクション処理部２８は、ステップＳ１０２とステップＳ１０４で得られた画像を用いてサブトラクション（差分処理）を行う。その結果、造影剤部分のみを抽出したサブトラクション画像を得る。
Next, with reference to FIG. 4, the flow of the imaging process before the subtraction process will be described. The X-ray CT apparatus 1 (imaging control unit 20) performs imaging (mask imaging) on the target region before injecting the contrast medium into the subject 3 (step S101), and generates a mask image (step S102). . Next, a contrast medium is injected into the
なお、良好なサブトラクション画像を得るためには、マスク像とコントラスト像の撮影条件を一致させることが望ましい。例えば、マスク像とコントラスト像をそれぞれ撮影する際にビームピッチの異なる条件で撮影すると、マスク像とコントラスト像で投影データを収集する際の撮影軌道が異なるため機械的位置ズレ精度とは関係なく、良好なサブトラクション画像を得ることはできない。良好なサブトラクション画像を得るためには、投影データを収集する際の軌道をそろえて撮影する、いわゆる軌道同期撮影を行うことが望ましい。 In order to obtain a good subtraction image, it is desirable to match the photographing conditions of the mask image and the contrast image. For example, when shooting a mask image and a contrast image under different beam pitch conditions, the shooting trajectory when collecting projection data for the mask image and the contrast image is different, regardless of the mechanical misalignment accuracy. A good subtraction image cannot be obtained. In order to obtain a good subtraction image, it is desirable to perform so-called trajectory synchronous imaging, in which the trajectories when collecting projection data are aligned.
図５は、本発明のＸ線ＣＴ装置１が実行する処理の流れを示す図である。
Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２２は、図３のステップＳ１０１〜ステップＳ１０４の撮影処理により得られたマスク像とコントラスト像を取得しサブトラクション処理（差分）を行う（ステップＳ２０１）。ステップＳ２０１においてシステム制御装置１２４は、サブトラクション処理により得られたサブトラクション画像を表示装置１２５に表示するとともに、得られたサブトラクション画像が満足できるものであるかどうかを選択するためのユーザインターフェースを表示し、選択を受け付ける（ステップＳ２０２）。
FIG. 5 is a diagram showing a flow of processing executed by the
The
ステップＳ２０２において、ユーザによりサブトラクション画像が満足できるものであると選択された場合は（ステップＳ２０２；Ｙｅｓ）、機械的位置ズレ精度を考慮した画像処理を行わないで終了する。サブトラクション画像が満足できるものでないと選択された場合は（ステップＳ２０２；Ｎｏ）、ステップＳ２０３へ進む。 In step S202, if the user selects that the subtraction image is satisfactory (step S202; Yes), the process ends without performing image processing considering the mechanical displacement accuracy. If it is selected that the subtraction image is not satisfactory (step S202; No), the process proceeds to step S203.
画像処理装置１２２は、投影データ組み替え情報算出処理を実行する（ステップＳ２０３）。投影データ組み替え情報算出処理において画像処理装置１２２は、Ｘ線管位置ズレ量及び寝台位置ズレ量を算出し、マスク像とコントラスト像の位置ズレ量が限りなく小さくなるように列とビュー（Ｖｉｅｗ）を決定する。以下、図６〜図１３を参照して投影データ組み替え情報算出処理について詳細に説明する。なお、本明細書では、マスク像撮影により得た投影データを基準とし、コントラスト像撮影により得た投影データを組み替え対象とする。
The
図６は投影データ組み替え情報算出処理の手順を示すフローチャートである。
画像処理装置１２２は、まずマスク像撮影時とコンラスト像撮影時のＸ線管位置情報及び寝台位置情報をそれぞれシステム制御装置１２４から取得し、Ｘ線管位置情報記憶部２３、寝台位置情報記憶部２２に記憶する（ステップＳ３０１）。
FIG. 6 is a flowchart showing the procedure of the projection data rearrangement information calculation process.
The
図７は、図６のステップＳ３０１において取得したＸ線管位置情報及び寝台位置情報を記録した位置情報テーブル２５１の例を示している。Ｘ線管位置情報は、例えばＸ線管球が取り付けられた回転盤１０２のエンコーダにより計測し取得できる。また寝台位置情報は、寝台１０５の天板の前後移動を駆動制御する寝台駆動装置のエンコーダを用いて計測し取得できる。その他、センサ等を用いてＸ線管位置や寝台位置の情報を計測してもよい。図７の位置情報テーブル２５１に示すように、計測時間Ｎ１［msec］において、マスク像撮影では「Ｘ線管位置Ｐ１［°］、寝台位置Ｌ１［mm］」、コントラスト像撮影では「Ｘ線管位置Ｑ１［°］、寝台位置Ｍ１［mm］」であり、計測時間Ｎ２［msec］において、マスク像撮影では「Ｘ線管位置Ｐ２［°］、寝台位置Ｌ２［mm］」、コントラスト像撮影では「Ｘ線管位置Ｑ２［°］、寝台位置Ｍ２［mm］」である。このように、マスク像撮影時とコントラスト撮影時とでＸ線管位置、寝台位置が異なっている。
FIG. 7 shows an example of the position information table 251 in which the X-ray tube position information and bed position information acquired in step S301 in FIG. 6 are recorded. The X-ray tube position information can be measured and acquired by, for example, the encoder of the
次に画像処理装置１２２は、マスク像撮影時とコントラスト像撮影時のＸ線管位置ズレ量を算出する（ステップＳ３０２）。
Next, the
図８はＸ線管位置ズレを説明するためのイメージ図であり、被検体３のある位置を曝射した時のＸ線管位置を示している。マスク像撮影時はＸ線管位置Ａｎ（図８の点線位置）でＸ線を曝射しているのに対し、コントラスト像撮影時はＸ線管位置ＢｎでＸ線を曝射している。これはＸ線曝射開始タイミングがマスク像撮影時とコントラスト像撮影時でずれしまい、結果的にＸ線管位置ズレが引き起こされるからである。すなわち、マスク像撮影時とコントラスト像撮影時のＸ線管位置ズレ量を算出できれば、コントラスト像撮影時においてＡｎ地点で曝射したタイミングを特定することができる。 FIG. 8 is an image diagram for explaining the X-ray tube position deviation, and shows the X-ray tube position when a certain position of the subject 3 is exposed. X-rays are exposed at the X-ray tube position An (dotted line position in FIG. 8) during mask image capturing, whereas X-rays are exposed at the X-ray tube position Bn during contrast image capturing. This is because the X-ray exposure start timing is deviated between mask image capturing and contrast image capturing, resulting in X-ray tube position deviation. That is, if the X-ray tube position deviation amount at the time of mask image photographing and contrast image photographing can be calculated, the timing of exposure at the An point at the time of contrast image photographing can be specified.
図６のステップＳ３０２のＸ線管位置ズレ量の算出処理について図９〜図１０を参照して説明する。図９はＸ線管位置を角度で表した時のイメージ図である。図９の例では、マスク像撮影時（点線）のＸ線管位置Ａｎは０°であり、コントラスト像撮影時（実線）のＸ線管位置Ｂｎは４５°である。Ｘ線管位置ズレ量の単位を管球角度と定義すると、以下の式（１）でＸ線管位置ズレ量を算出できる。 The calculation process of the X-ray tube position deviation amount in step S302 in FIG. 6 will be described with reference to FIGS. FIG. 9 is an image diagram when the X-ray tube position is represented by an angle. In the example of FIG. 9, X-ray tube position A n at the mask image imaging (dotted line) is 0 °, X-ray tube position B n during contrast image shooting (solid line) is 45 °. If the unit of the X-ray tube position deviation amount is defined as the tube angle, the X-ray tube position deviation amount can be calculated by the following equation (1).
Ｘ線管位置ズレ量[°]＝Ｑｎ−Ｐｎ ・・・ （１）
Ｑｎ：コントラスト像撮影時の管球角度[°]
Ｐｎ：マスク像撮影時の管球角度[°]
X-ray tube position shift amount [°] = Q n −P n (1)
Q n : Tube angle [°] during contrast image shooting
P n : Tube angle during mask image photography [°]
図９の例でのＸ線管位置ズレ量は４５°となる。ただし、これはマスク像とコントラスト像それぞれの撮影時の寝台位置が等しい場合であり、寝台位置が異なる場合は以下の式（２）でＸ線管位置ズレ量を算出できる。 The X-ray tube position deviation amount in the example of FIG. 9 is 45 °. However, this is a case where the couch positions at the time of capturing the mask image and the contrast image are the same. When the couch positions are different, the X-ray tube position deviation amount can be calculated by the following equation (2).
Ｘ線管位置ズレ量[°]
＝Ｑｎ−Ｐｎ＋（（Ｍｎ−Ｌｎ）／Ｔ）×Ｕ ・・・ （２）
Ｍｎ：コントラスト像撮影時の寝台位置[mm]
Ｌｎ：マスク像撮影時の寝台位置[mm]
Ｔ：１回転あたりの寝台距離[mm]
Ｕ：１回転の角度[°]
X-ray tube position deviation [°]
= Q n −P n + ((M n −L n ) / T) × U (2)
M n : Sleeper position at the time of contrast image shooting [mm]
L n : Bed position at the time of mask image shooting [mm]
T: Sleeper distance per rotation [mm]
U: Angle of rotation [°]
画像処理装置１２２は、ステップＳ３０２において算出したＸ線管位置ズレ量を投影データのビュー数に換算する。これを投影データのズレビュー数（ズレView数）と呼ぶ（ステップＳ３０３）。
次に、図６のステップＳ３０３の投影データのズレビュー数（ズレView数）算出方法について説明する。以下の説明では、マスク像を得るための撮影で得た投影データをマスク投影データと呼び、コントラスト像を得るための撮影で得た投影データをコントラスト投影データと呼ぶ。
The
Next, a method for calculating the number of reviews of projection data (number of views of deviation) in step S303 in FIG. 6 will be described. In the following description, projection data obtained by photographing for obtaining a mask image is called mask projection data, and projection data obtained by photographing for obtaining a contrast image is called contrast projection data.
図１０はマスク像撮影及びコントラスト像撮影における各Ｘ線管位置を投影データのビューで表したイメージを示す図である。図１０に示すように、マスク像及びコントラスト像それぞれの投影データは曝射開始位置に相当するＸ線管位置を１ビュー目として投影データが生成される。ステップＳ３０２で求めたＸ線管位置ズレ量からマスク投影データとコントラスト投影データとのズレビュー数が以下の式（３）により算出される。なお、以下の説明では１回転あたりのビュー数を３６００［view］として説明するがビュー数はこれに限定されず、任意の値としてよい。 FIG. 10 is a diagram showing an image in which each X-ray tube position in mask image capturing and contrast image capturing is represented by a view of projection data. As shown in FIG. 10, the projection data of the mask image and the contrast image is generated with the X-ray tube position corresponding to the exposure start position as the first view. The number of reviews of mask projection data and contrast projection data is calculated by the following equation (3) from the amount of X-ray tube position deviation obtained in step S302. In the following description, the number of views per rotation is described as 3600 [view], but the number of views is not limited to this and may be an arbitrary value.
ズレビュー数＝（（Ｘ線管位置ズレ量（°）)／Ｔ)×Ｋ・・・（３）
Ｋ：１回転あたりの総ビュー数
Ｔ：１回転あたりの寝台距離
Number of reviews = ((X-ray tube position deviation (°)) / T) x K (3)
K: Total number of views per rotation T: Sleeper distance per rotation
図１０の例での投影データのズレビュー数は４５０となる。すなわち、マスク投影データの１〜３６００［View］を使ってマスク像を再構成する場合、コントラスト投影データの−４４９〜３１５０［View］を使ってコントラスト像を再構成すれば、同じ管球角度位置（Ｘ線管位置）で取得した投影データを用いてマスク像とコントラスト像を再構成できる。 The number of reviews of projection data in the example of FIG. That is, when the mask image is reconstructed using 1 to 3600 [View] of the mask projection data, the same tube angular position can be obtained by reconstructing the contrast image using −449 to 3150 [View] of the contrast projection data. A mask image and a contrast image can be reconstructed using the projection data acquired at (X-ray tube position).
次に画像処理装置１２２（投影データ組み替え情報算出部２５）は、マスク像とコントラスト像撮影時の寝台位置ズレ量を算出する（図６のステップＳ３０４）。画像処理装置１２２はステップＳ３０４において算出した寝台位置ズレ量を投影データの列数に換算する。これを投影データのズレ列数と呼ぶ（ステップＳ３０３）。
Next, the image processing apparatus 122 (projection data recombination information calculation unit 25) calculates the amount of misalignment of the bed position when photographing the mask image and the contrast image (step S304 in FIG. 6). The
図１１は寝台位置ズレを説明するためのイメージ図である。図１１の例では、被検体３のある位置を透過したＸ線は、マスク撮影時はＡ列目で入射されるのに対し、コントラスト撮影時はＡ＋２列目で入射される様子を示している。これは寝台１０５の天板の移動速度がマスク像とコントラスト像撮影時でズレてしまい、結果的に寝台位置ズレが引き起こされることによる。すなわち、マスク像撮影時とコントラスト像撮影時の寝台位置ズレ量を算出できれば、マスク像撮影時のＡ列目のデータはコントラスト像においてＡ＋２列目で取得していることを特定できる。
FIG. 11 is an image diagram for explaining a bed position shift. In the example of FIG. 11, X-rays that have passed through a certain position of the subject 3 are incident on the A column during mask imaging, whereas they are incident on the A + 2 column during contrast imaging. . This is because the moving speed of the top plate of the
ステップＳ３０４の寝台位置ズレ量算出方法について説明する。図１２は寝台位置ズレ量についてのイメージ図である。図１２に示すように、マスク像撮影時の寝台位置はＬｎであり、コントラスト像撮影時の寝台位置はＭｎである。寝台位置ズレ量の単位を寝台基準地点（図１２では０［mm］）からある地点までの移動量と定義すると、以下の式（４）で寝台位置ズレ量を算出できる。 The bed position deviation amount calculation method in step S304 will be described. FIG. 12 is an image diagram of the bed position shift amount. As shown in FIG. 12, the bed position at the time of mask image shooting is L n , and the bed position at the time of contrast image shooting is M n . When the unit of the bed position deviation amount is defined as the movement amount from the bed reference point (0 [mm] in FIG. 12) to a certain point, the bed position deviation amount can be calculated by the following equation (4).
寝台位置ズレ量[mm]＝Ｍｎ−Ｌｎ ・・・ （４）
Ｍｎ：コントラスト像撮影時の寝台移動量[mm]
Ｌｎ：マスク像撮影時の寝台移動量[mm]
Sleeper position shift amount [mm] = M n −L n (4)
M n : Amount of bed movement during contrast image shooting [mm]
L n : Amount of bed movement during mask image shooting [mm]
図１２の例でのＸ線管位置ズレ量はＭｎ−Ｌｎとなる。ただし、これはマスク像とコントラスト像それぞれの撮影時のＸ線管位置が等しい場合である。Ｘ線管位置が異なる場合は以下の式（５）で寝台位置ズレ量を算出できる。 The amount of X-ray tube position deviation in the example of FIG. 12 is M n −L n . However, this is a case where the X-ray tube positions at the time of capturing the mask image and the contrast image are the same. When the X-ray tube position is different, the bed position shift amount can be calculated by the following equation (5).
寝台位置ズレ量[mm]＝Ｍｎ−Ｌｎ＋（（Ｑｎ−Ｐｎ）／Ｕ）×Ｔ ・・・（５）
Ｑｎ：コントラスト像撮影時のＸ線管位置[°]
Ｐｎ：マスク像撮影時のＸ線管位置[°]
Ｔ：１回転あたりの寝台距離[mm]
Ｕ：１回転の角度[°]
Bed position shift amount [mm] = M n −L n + ((Q n −P n ) / U) × T (5)
Q n : X-ray tube position [°] during contrast image shooting
P n : X-ray tube position [°] during mask image capturing
T: Sleeper distance per rotation [mm]
U: Angle of rotation [°]
次に、画像処理装置１２２（投影データ組み替え情報算出部２５）は投影データのズレ列数を算出する（ステップＳ３０５）。図１３は寝台位置ズレ量とＸ線検出器１０６の列との関係を示したイメージ図である。図１３に示すように、焦点位置（Ｘ線管１０１）から検出器位置（Ｘ線検出器１０６）までの距離をＥ[mm]、焦点位置から回転中心位置までの距離をＦ[mm]、Ｘ線検出器１０６の列間距離をＧ[mm]とする。ステップＳ３０４で求めた寝台位置ズレ量からマスク投影データのＡ列目に相当するコントラスト投影データのズレ列数が以下の式（６）により求められる。なお、図１３の例では寝台位置ズレ量は、回転中心位置の高さで求めるものとしたが、これに限定されず焦点位置から寝台位置ズレ量を計測した寝台天板位置までの距離をもとに算出してもよい。
Next, the image processing device 122 (projection data recombination information calculation unit 25) calculates the number of misalignment columns of the projection data (step S305). FIG. 13 is an image diagram showing the relationship between the amount of bed position deviation and the rows of the
ズレ列数 ＝（Ｅ／Ｆ）× 寝台位置ズレ量[mm] ÷Ｇ ・・・（６）
Ｅ：焦点位置から検出器位置までの距離[mm]
Ｆ：焦点位置から回転中心位置までの距離[mm]
Ｇ：列間距離[mm]
Number of misalignment rows = (E / F) x bed position misalignment [mm] ÷ G (6)
E: Distance from focus position to detector position [mm]
F: Distance from focus position to center of rotation [mm]
G: Distance between rows [mm]
図１３の例では、マスク投影データのズレ列数は「２」である。これはＡ列目のマスク投影データを使用してマスク像が再構成される場合は、コントラスト像再構成時はＡ＋２列目のコントラスト投影データを使用すれば、同じ寝台位置で取得した投影データを用いてマスク像とコントラスト像をそれぞれ再構成できることを意味している。 In the example of FIG. 13, the number of shift columns of the mask projection data is “2”. This is because when the mask image is reconstructed using the mask projection data in the A column, the projection data acquired at the same bed position can be obtained by using the contrast projection data in the A + 2 column when reconstructing the contrast image. This means that the mask image and the contrast image can be reconstructed.
以上のような投影データ組み替え情報算出処理（図６のステップＳ３０１〜ステップＳ３０６；図５のステップＳ２０３）により、投影データのズレビュー数とズレ列数が算出される。なお、図６のフローチャートにおいてズレビュー数を算出する処理とズレ列数を算出する処理の順序は逆でもよい。 The projection data rearrangement information calculation process (steps S301 to S306 in FIG. 6; step S203 in FIG. 5) calculates the number of deviation reviews and the number of deviation columns in the projection data. Note that the order of the process for calculating the number of misreviews and the process for calculating the number of misaligned columns in the flowchart of FIG. 6 may be reversed.
次に図５のステップＳ２０４へ進む。
ステップＳ２０４の投影データ変換処理では、画像処理装置１２２（投影データ変換処理部２６）はステップＳ２０３で求めたズレビュー数とズレ列数の情報に基づいて、組み替え対象とする投影データ（コンラスト像の投影データ）を組み替える投影データ変換処理を行う（ステップＳ２０４）。以下、図１４〜図１７を参照して投影データ変換処理について詳細に説明する。
Next, the process proceeds to step S204 in FIG.
In the projection data conversion process of step S204, the image processing device 122 (projection data conversion processing unit 26) performs projection data (conlast image of the contrast image) to be rearranged based on the information on the number of shift reviews and the number of shift columns obtained in step S203. Projection data conversion processing for rearranging projection data) is performed (step S204). Hereinafter, the projection data conversion process will be described in detail with reference to FIGS.
図１４に投影データ変換処理における投影データの組み替えを説明するためのイメージ図を示す。 FIG. 14 shows an image diagram for explaining the rearrangement of projection data in the projection data conversion process.
まず、投影データの構成について説明する。投影データは、図２に示すように列方向及びチャンネル方向に２次元配列されたＸ線検出素子毎の出力値を保管したものである。ここでは、チャンネル（ｉ）の列（ｊ）の投影データのうち、１回転中に得られた投影データを例に説明する。図１４は、マスク像の投影データ（マスク投影データ）とコントラスト像の投影データ（コントラスト投影データ）を、それぞれ横軸を列、縦軸をViewとして示したものである。 First, the configuration of projection data will be described. As shown in FIG. 2, the projection data stores output values for each X-ray detection element that is two-dimensionally arranged in the column direction and the channel direction. Here, the projection data obtained during one rotation among the projection data of the column (j) of the channel (i) will be described as an example. FIG. 14 shows the projection data of the mask image (mask projection data) and the projection data of the contrast image (contrast projection data), with the horizontal axis as the column and the vertical axis as the view.
１４（ａ）に示すように、マスク投影データではＡ列目の（３６００×ａ（定数））＋１View目にズレ量を算出した投影データ領域（以下：対象データ）があるとする。なお、定数ａは、対象データが得られる前までの総スキャン数（例えば、対象データが３スキャン目に相当する場合は２）である。ステップＳ２０３の投影データ組み替え情報算出処理において算出したズレビュー数及びズレ列数から、図１４（ｂ）に示すようにコントラスト投影データの対象データはＡ＋２列目の（３６００×ａ（定数））＋４６View目にあることがわかる。本発明の投影データ変換処理では、図１４（ｃ）に示すようにコントラスト投影データの対象データをマスク投影データの該当するデータが保管されている列位置及びView位置へ移動させる。図１４（ｄ）に示すように、マスク投影データの対象データがある列位置及びView位置にコントラスト投影データの対象データを移動する。これを各対象データについて行い、投影データ変換処理を終了する。 As shown in FIG. 14A, it is assumed that the mask projection data has a projection data area (hereinafter referred to as target data) in which the shift amount is calculated in the (3600 × a (constant)) + 1 View in the A column. The constant a is the total number of scans before the target data is obtained (for example, 2 when the target data corresponds to the third scan). From the number of shift reviews and the number of shift columns calculated in the projection data rearrangement information calculation process in step S203, the target data of the contrast projection data is (3600 × a (constant)) + 46View in the A + second column as shown in FIG. I can see that it is in my eyes. In the projection data conversion process of the present invention, as shown in FIG. 14C, the target data of the contrast projection data is moved to the column position and the view position where the corresponding data of the mask projection data is stored. As shown in FIG. 14D, the target data of the contrast projection data is moved to the column position and the View position where the target data of the mask projection data is present. This is performed for each target data, and the projection data conversion process ends.
図１５は投影データ変換処理を説明するためのイメージ図であり、マスク像撮影時の寝台位置及び画像情報、コントラスト像撮影時の寝台位置及び画像情報、本発明の投影データ組み替え処理後の寝台位置及び画像情報について示している。 FIG. 15 is an image diagram for explaining the projection data conversion process. The bed position and image information at the time of mask image shooting, the bed position and image information at the time of contrast image shooting, the bed position after the projection data rearrangement process of the present invention, and It shows image information.
図１５に示すように、マスク像とコントラスト像はそれぞれ同じ容量の画像情報をもつ。これらの画像情報は、
（１）マスク像単独の画像情報領域（以下：マスク領域）
（２）マスク像とコントラスト像共通の画像情報領域（以下：共通領域）
（３）コントラスト像単独の画像情報領域（以下：コントラスト領域）
の３つの領域に分けられる。
As shown in FIG. 15, the mask image and the contrast image each have image information of the same capacity. These image information
(1) Image information area of mask image alone (hereinafter referred to as mask area)
(2) Image information area common to mask image and contrast image (hereinafter: common area)
(3) Image information area of contrast image alone (hereinafter referred to as contrast area)
It is divided into three areas.
コントラスト投影データを組み替え対象として投影データ変換処理を行う場合、図１５のコントラスト投影データ（コントラスト像の画像）は（１）のマスク領域がないため、投影データ変換処理可能なデータは（２）の共通領域と（３）のコントラスト領域のみになる。また、図１５に示す例のようにマスク像の先頭画像がマスク領域の場合、本発明の投影データ（投影データ変換処理後の投影データ）にはマスク領域に対応するデータがないため、サブトラクション処理した際に開始位置のズレが生じる（先頭画像がコントラスト像の先頭画像となる）。そこで、図１５に示すように、マスク領域が存在しないデータ領域には再構成可能な任意値を入力することが望ましい。これにより、先頭画像ズレによるサブトラクション画像の悪化を防ぐものとする。 When the projection data conversion process is performed using the contrast projection data as the recombination target, the contrast projection data (contrast image) in FIG. 15 does not have the mask area (1), and therefore the data that can be subjected to the projection data conversion process is (2). Only the common area and the contrast area (3) are provided. Further, when the head image of the mask image is a mask area as in the example shown in FIG. 15, the projection data (projection data after the projection data conversion process) of the present invention has no data corresponding to the mask area, so the subtraction process is performed. In this case, the start position is shifted (the first image becomes the first image of the contrast image). Therefore, as shown in FIG. 15, it is desirable to input a reconfigurable arbitrary value in a data area where no mask area exists. This prevents the deterioration of the subtraction image due to the leading image shift.
なお、コントラスト像撮影時に予め図１５の（１）のマスク像単独の画像情報領域（或いは、（３）のコントラスト像単独の画像情報領域）がないように撮影範囲を制御することにより、マスク像の画像枚数と同じ枚数のサブトラクション像を生成することも可能である。この処理の詳細については第２の実施の形態で説明する。 It should be noted that the mask image is controlled by controlling the shooting range so that the image information area of the mask image alone (or the image information area of the contrast image alone of (3)) in FIG. It is also possible to generate the same number of subtraction images as the number of images. Details of this processing will be described in the second embodiment.
以下、ステップＳ２０４の投影データ変換処理について、更に詳しく説明する。図１６は投影データ変換処理を示すフローチャートである。
画像処理装置１２２（投影データ変換処理部２６）は、まず、ステップＳ２０３の投影データ組み替え情報算出処理で算出したズレ列数及びズレビュー数から、マスク像とコントラスト像の投影データ使用範囲を算出する（ステップＳ４０１）。
Hereinafter, the projection data conversion process in step S204 will be described in more detail. FIG. 16 is a flowchart showing the projection data conversion process.
First, the image processing apparatus 122 (projection data conversion processing unit 26) calculates the projection data use range of the mask image and the contrast image from the number of misalignment rows and the number of review reviews calculated in the projection data recombination information calculation processing in step S203. (Step S401).
図１７にステップＳ４０１の投影データ使用範囲算出処理のフローチャートを示す。図１７の例では、まず対象データにおいて、マスク像で撮影した位置に比べてコントラスト像で撮影した位置が前にあるか（データが補正できるか）、後にあるかを判別している（ステップＳ５０１、ステップＳ５０２）。図１０及び図１３に示すようにＸ線管位置ズレ量または寝台位置ズレ量が「＋」になる場合（ステップＳ５０１；ＮｏまたはステップＳ５０２；Ｎｏ）、マスク像で撮影した位置よりも投影データが前にあることがわかる。この場合、図１５の（１）に示すようにコントラスト像にはマスク領域の情報がないため、１回転目に取得した投影データを移動することができない。そこで、１回転目の投影データは使用しないで、２回転目以降のデータを移動対象とする（ステップＳ５０３）。マスク画像の先頭画像枚数を揃える場合は（ステップＳ５０４；Ｙｅｓ）、移動先の１回転目の投影データには情報がないため、任意の値を入力する（ステップＳ５０５）。 FIG. 17 shows a flowchart of the projection data use range calculation process in step S401. In the example of FIG. 17, first, it is determined whether or not the target data has a position taken with a contrast image in front of the position taken with the mask image (whether the data can be corrected) or after (step S501). Step S502). As shown in FIGS. 10 and 13, when the X-ray tube position deviation amount or the bed position deviation amount is “+” (step S501; No or step S502; No), the projection data is more than the position captured by the mask image. You can see that it is in front. In this case, as shown in (1) of FIG. 15, the contrast image has no mask area information, and thus the projection data acquired in the first rotation cannot be moved. Therefore, the projection data for the first rotation is not used, and the data for the second and subsequent rotations are set as movement targets (step S503). When aligning the number of head images of the mask image (step S504; Yes), since there is no information in the projection data of the first rotation of the movement destination, an arbitrary value is input (step S505).
Ｘ線管位置ズレ量と寝台位置ズレ量が「−」になる場合（ステップＳ５０１；Ｙｅｓ；ステップＳ５０２；Ｙｅｓ）、マスク像で撮影した位置よりも投影データが後にあることがわかる。この場合、図１５のマスク像とコントラスト像とは逆の関係になるため、１回転目の投影データから移動対象とする（ステップＳ５０６）。ただし、ｎ回転目に取得した投影データはマスク領域になるため、データの移動を行わない。もしマスク画像の後半画像枚数を揃える場合には（ステップＳ５０７；Ｙｅｓ）、移動先のｎ回転目の投影データには情報がないため、任意の値を入力する（ステップＳ５０８）。 When the X-ray tube position deviation amount and the bed position deviation amount are “−” (step S501; Yes; step S502; Yes), it is understood that the projection data is behind the position photographed by the mask image. In this case, since the mask image and the contrast image in FIG. 15 have an inverse relationship, the projection data from the first rotation is used as a movement target (step S506). However, since the projection data acquired at the n-th rotation is a mask area, the data is not moved. If the number of second half images of the mask image is to be aligned (step S507; Yes), since there is no information in the n-th rotation projection data at the movement destination, an arbitrary value is input (step S508).
このように、投影データ変換処理部２６は位置ズレの方向（ズレの符号が「＋」か「−」か）に応じて移動対象とする投影データ範囲を決定することが望ましい。これにより、位置ズレの方向に応じて適切に投影データの組み替えを実行できる。 As described above, it is desirable that the projection data conversion processing unit 26 determines the projection data range to be moved in accordance with the direction of positional deviation (whether the deviation sign is “+” or “−”). Thereby, the rearrangement of projection data can be appropriately executed according to the direction of positional deviation.
また、ステップＳ５０５、ステップＳ５０８のように、データを移動した後、不足するデータ領域に再構成可能な任意の値を入力することとすれば、マスク画像の画像枚数と同じ枚数のサブトラクション像を得ることが可能となる。 Also, as in step S505 and step S508, if an arbitrary value that can be reconstructed is input to the lacking data area after moving the data, the same number of subtraction images as the number of mask images are obtained. It becomes possible.
ステップＳ５０５またはステップＳ５０８までの処理を終了すると、次に図１６のステップＳ４０２へ進む。 When the processing up to step S505 or step S508 is completed, the process proceeds to step S402 in FIG.
ステップＳ４０２において、画像処理装置１２２の投影データ変換処理部２６は投影データ移動先情報テーブル５を作成する。図１８はステップＳ４０２で作成された投影データ移動先情報テーブル５の一例である。
In step S <b> 402, the projection data conversion processing unit 26 of the
図１８に示すように、投影データ移動先情報テーブル５には、投影データの移動前及び移動後の、１回転（ここでは０°〜３６０°）毎に取得した列とViewの情報が格納されている。 As shown in FIG. 18, the projection data movement destination information table 5 stores the columns and view information acquired for each rotation (here, 0 ° to 360 °) before and after the movement of the projection data. ing.
図１４に示すデータの移動の仕方と同様に、図１８の投影データ移動先情報テーブル５に従って、画像処理装置１２２（投影データ変換処理部２６）は所定の仮想データ保管場所へコントラスト像の投影データ（対象データ）を移動させる（ステップＳ４０３）。なお、チャンネル方向のデータについても図１８の情報テーブル５に従って、所定の仮想データ保管場所へコントラスト像の投影データを移動させる。 As in the data movement method shown in FIG. 14, the image processing device 122 (projection data conversion processing unit 26) projects the projection data of the contrast image to a predetermined virtual data storage location according to the projection data movement destination information table 5 of FIG. (Target data) is moved (step S403). For the data in the channel direction, the projection data of the contrast image is moved to a predetermined virtual data storage location according to the information table 5 in FIG.
図１８の投影データ移動先情報テーブル５は、各回転において得た（移動前の）コントラスト像の投影データを対象データとして本発明を適用し、ズレを補正した投影データ（移動後）を得る際の、移動前のコントラスト像の投影データの列及びビュート、移動後の投影データの列及びビューとの対応を示している。
１回転目で「１＋ズレ列数、・・・Ａ＋ズレ列数、１＋ズレビュー数〜３６００＋ズレビュー数」のコントラスト投影データの移動後の位置は、１回転目の「１〜Ａ列、１〜３６００ビュー」である。
２回転目で「１＋ズレ列数、・・・Ａ＋ズレ列数、３６０１＋ズレビュー数〜７２００＋ズレビュー数」のコントラスト投影データの移動後の位置は、１回転目の「１〜Ａ列、３６０１〜７２００ビュー」である。
ｎ回転目で「１＋ズレ列数、・・・Ａ＋ズレ列数、３６００×ａ＋１＋ズレビュー数〜３６００×（ａ＋１）＋ズレビュー数」のコントラスト投影データの移動後の位置は、１回転目の「１〜Ａ列、３６００×（ａ＋１）ビュー」である。
The projection data movement destination information table 5 in FIG. 18 applies the present invention to the projection data of the contrast image (before movement) obtained in each rotation as target data, and obtains projection data (after movement) with corrected deviation. 4 shows the correspondence between the projection data column and butte of the contrast image before movement, and the projection data column and view after movement.
In the first rotation, the position after the contrast projection data of “1 + the number of misalignment rows,... ~ 3600 views ".
In the second rotation, the position of the contrast projection data “1 + shift column number,... A + shift column number, 3601 + shift review number˜7200 + shift review number” after the movement of the contrast projection data is “1st row A, 3601” in the first rotation. ~ 7200 views ".
At the n-th rotation, the position after the shift of the contrast projection data of “1 + number of misaligned rows,... A + number of misaligned rows, 3600 × a + 1 + number of reviews reviews to 3600 × (a + 1) + number of reviews” “1 to A columns, 3600 × (a + 1) view”.
対象データの移動終了後（投影データの変換処理が終了後）、投影データを保存する指示が入力されると（ステップＳ４０４；Ｙｅｓ）、画像処理装置１２２は仮想データ保管場所に保管した投影データを記憶装置１２３の投影データ記憶部１２３ａに移動させる（ステップＳ４０５）。ステップＳ４０５において、画像処理装置１２２は、投影データ記憶部１２３ａに記憶されている組み替え前の投影データに置き換えて、画像処理装置１２２は組み替え後の投影データを上書き保存することが望ましい。データの保存が終了するか、或いは保存しない場合（ステップＳ４０４；Ｎｏ）は図５のステップＳ２０５（再構成処理）へ進む。
After the movement of the target data is completed (after the projection data conversion process is completed), when an instruction to save the projection data is input (step S404; Yes), the
図５のステップＳ２０５の再構成処理では、Ｘ線無照射時のデータ収集装置１０７の出力値(オフセット出力)を被検体計測時のデータ収集装置１０７の出力値から差し引くオフセット補正や、検出器各素子の感度ばらつきを補正する感度ばらつき補正、補正後の計測データをＸ線透過経路におけるＸ線吸収係数積分値に比例した投影データに変換するｌｏｇ変換処理等を行う。再構成処理は既知の各種の再構成処理手法により行えばよい。再構成処理が終了すると、画像処理装置１２２は再構成された画像を記憶装置１２３の画像記憶部１２３ｂに保管する（ステップＳ２０６）。画像を保存する際は、投影データ組み替え部２４により組み替えた投影データに基づいて作成した画像を、画像記憶部１２３ｂに組み替え前の投影データに基づいて作成した画像が保存されている場合は、上書き保存することが望ましい。これにより記憶装置１２３の記憶容量を削減できる。その後、画像処理装置１２２は本発明により組み替えられた投影データで再構成された画像とマスク画像とをサブトラクションし、サブトラクション画像を表示装置１２５に表示する（ステップＳ２０７）。
In the reconstruction processing in step S205 in FIG. 5, offset correction is performed by subtracting the output value (offset output) of the
以上説明したように、本発明の第１の実施の形態のＸ線ＣＴ装置１は、マスク像撮影時とコントラスト像撮影時とのＸ線管位置情報及び寝台位置情報をそれぞれ取得し、一方の撮影に対する他方の撮影のＸ線管位置のズレ量及び寝台位置のズレ量を求める。そして、Ｘ線管位置のズレ量及び寝台位置のズレ量に基づき、投影データのズレビュー数とズレ列数を求め、組み替え対象とする投影データを他方の投影データを撮影したときの位置と一致させるように、投影データを組み替える。これにより、２つの撮影での撮影位置ズレがない投影データを生成し良好なサブトラクション画像を得ることが可能となる。
As described above, the
なお、上述の投影データ組み替え部２４は、寝台位置のズレ量とＸ線管位置のズレ量の両方を算出し、算出したズレ量に基づいて列方向及びビュー方向に投影データの組み替え（移動）を行う例を示したが、本発明は、Ｘ線管位置のズレ量のみを対象としてチャンネル方向の投影データの組み替え（移動）を行ってもよい。 The projection data rearrangement unit 24 described above calculates both the shift amount of the bed position and the shift amount of the X-ray tube position, and rearranges (moves) the projection data in the column direction and the view direction based on the calculated shift amount. In the present invention, the projection data in the channel direction may be rearranged (moved) for only the amount of deviation of the X-ray tube position.
また、本実施形態において投影データ変換処理の対象とする投影データは、Ｘ線検出器１０６から出力された出力値としているが、これに限定されず、オフセット補正や感度補正等の処理を行った後の投影データを対象に投影データ変換処理を行ってもよい。
In this embodiment, the projection data to be subjected to the projection data conversion process is an output value output from the
［第２の実施の形態］
次に、本発明の第２の実施の形態について説明する。サブトラクション処理前の撮影処理（図４参照）において、第１の実施の形態では、マスク像及びコントラスト像の撮影条件を同じ条件にすることで同じ投影データ量を得ていたが、サブトラクション処理前の撮影条件はこれに限らない。第２の実施の形態では、サブトラクション処理前の撮影において、投影データ変換処理の組み替え対象とする一方の投影データを取得するための撮影を他方の投影データを取得するための撮影より長めに取得する。
[Second Embodiment]
Next, a second embodiment of the present invention will be described. In the imaging process before the subtraction process (see FIG. 4), in the first embodiment, the same projection data amount is obtained by setting the imaging conditions of the mask image and the contrast image to the same conditions. The shooting conditions are not limited to this. In the second embodiment, in photographing before subtraction processing, photographing for obtaining one projection data to be rearranged in the projection data conversion processing is acquired longer than photographing for obtaining the other projection data. .
第１の実施の形態のように、同じデータ量（同じデータ範囲）となるようにマスク像とコントラスト像の撮影を行った場合は、図１５で示したようにマスク像単独の画像情報領域（図１５（１）の領域）やコントラスト像単独の画像情報領域（図１５（３）の領域）のように、サブトラクション処理において有効でないデータが存在する。このため、マスク像の画像枚数が位置ズレ量分だけ減ってしまうことになり、無効被曝につながる。 When the mask image and the contrast image are taken so as to have the same data amount (same data range) as in the first embodiment, the image information area (only the mask image is shown) as shown in FIG. There is data that is not valid in the subtraction process, such as the area of FIG. 15A and the image information area of the contrast image alone (area of FIG. 15C). For this reason, the number of mask images is reduced by the amount of positional deviation, leading to invalid exposure.
そこで、第２の実施の形態では、複数の撮影を行う際、一方の撮影（マスク像の撮影）を他方の撮影（コントラスト像の撮影）よりも投影データ量が多くなるように撮影条件を設定する。これにより、基準とする画像の投影データをすべて使えることとなり、無効被曝低減を図ることができる。 Therefore, in the second embodiment, when performing a plurality of shootings, shooting conditions are set so that one shooting (mask image shooting) has a larger projection data amount than the other shooting (contrast image shooting). To do. As a result, all projection data of the reference image can be used, and invalid exposure can be reduced.
ただし、投影データ量を多く取得することは被検体３の被曝増加につながる。被曝増加を最小減にするために、あらかじめ複数のＸ線ＣＴ装置を用いて各装置における位置ズレ量（ズレ列数、ズレビュー数）を算出しておき、マスク像単独の画像情報領域がなくなるような最適なコントラスト像撮影範囲を設定する撮影範囲設定部を設けることが望ましい。
However, acquiring a large amount of projection data leads to an increase in exposure of the
これにより、第２の実施の形態では、第１の実施の形態の効果に加え、更に、サブトラクション像の枚数をマスク像と同数とし、かつ無効被曝を最小限に抑えることが可能となる。 Thereby, in the second embodiment, in addition to the effects of the first embodiment, the number of subtraction images can be made the same as the number of mask images, and the invalid exposure can be minimized.
以上、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の好適な実施形態について説明したが、本発明は、上述の実施形態に限定されるものではない。当業者であれば、本願で開示した技術的思想の範疇内において、各種の変更例または修正例に想到し得ることは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。 The preferred embodiment of the X-ray CT apparatus according to the present invention has been described above, but the present invention is not limited to the above-described embodiment. It will be apparent to those skilled in the art that various changes or modifications can be conceived within the scope of the technical idea disclosed in the present application, and these are naturally within the technical scope of the present invention. Understood.
１・・・・・・・・・Ｘ線ＣＴ装置
１００・・・・・・・スキャンガントリ部
１０１・・・・・・・Ｘ線管
１０２・・・・・・・回転盤
１０３・・・・・・・コリメータ
１０６・・・・・・・Ｘ線検出器
１０７・・・・・・・データ収集装置
１０８・・・・・・・ガントリ制御装置
１０９・・・・・・・寝台制御装置
１１０・・・・・・・Ｘ線制御装置
１２０・・・・・・・操作卓
１２１・・・・・・・入力装置
１２２・・・・・・・画像処理装置
１２３・・・・・・・記憶装置
１２３ａ・・・・・・投影データ記憶部
１２３ｂ・・・・・・画像記憶部
１２４・・・・・・・システム制御装置
１２５・・・・・・・表示装置
２０・・・・・・・・撮影制御部
２１・・・・・・・・投影データ生成部
２２・・・・・・・・寝台位置情報記憶部
２３・・・・・・・・Ｘ線管位置情報記憶部
２４・・・・・・・・投影データ組み替え部
２５・・・・・・・・投影データ組み替え情報算出部
２５１・・・・・・・位置情報テーブル
２６・・・・・・・・投影データ変換処理部
２７・・・・・・・・再構成処理部
２８・・・・・・・・サブトラクション処理部
３・・・・・・・・・被検体
５・・・・・・・・・投影データ移動先情報テーブル
1 .... X-ray CT apparatus 100 ... Scan gantry 101 ...
Claims (13)
前記Ｘ線源に対向配置され被検体を透過したＸ線である透過Ｘ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線源及び前記Ｘ線検出器を搭載し、前記被検体の周囲を回転するスキャナと、
前記被検体を載置する寝台と、
目的部位について複数の撮影を実行する撮影制御部と、
前記複数の撮影により得た各透過Ｘ線のデータに基づいて断層像の再構成に必要な投影データをそれぞれ生成する投影データ生成部と、
各撮影におけるＸ線管位置の情報を取得し保持するＸ線管位置情報記憶部と、
基準とする撮影におけるＸ線管位置と他の撮影におけるＸ線管位置とのズレ量であるＸ線管位置ズレ量を求め、求めたＸ線管位置ズレ量に基づいて前記他の撮影により得られた投影データを組み替える投影データ組み替え部と、
前記基準とする撮影により得られた投影データから基準画像を再構成するとともに、組み替えられた投影データから差分対象画像を再構成する再構成処理部と、
前記基準画像と前記差分対象画像とを差分し差分画像を生成するサブトラクション処理部と、
を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 An X-ray source that emits X-rays;
An X-ray detector that detects transmitted X-rays that are X-rays that are disposed opposite to the X-ray source and pass through the subject;
A scanner that carries the X-ray source and the X-ray detector and rotates around the subject;
A bed on which the subject is placed;
An imaging control unit that performs a plurality of imaging operations on the target portion;
A projection data generation unit that generates projection data necessary for reconstruction of a tomographic image based on each transmitted X-ray data obtained by the plurality of imaging;
An X-ray tube position information storage unit that acquires and holds information on the X-ray tube position in each imaging;
An X-ray tube position deviation amount, which is a deviation amount between the X-ray tube position in the reference imaging and the X-ray tube position in other imaging, is obtained, and obtained by the other imaging based on the obtained X-ray tube position deviation amount. A projection data rearrangement unit for rearranging the received projection data;
Reconstructing a reference image from projection data obtained by imaging as the reference, and reconstructing a difference target image from the rearranged projection data; and
A subtraction processing unit that generates a difference image by subtracting the reference image and the difference target image;
An X-ray CT apparatus comprising:
前記投影データ組み替え部は、更に基準とする撮影における寝台位置と他の撮影における寝台位置とのズレ量である寝台位置ズレ量を求め、求めた寝台位置ズレ量及び前記Ｘ線管位置ズレ量に基づいて前記他の撮影により得られた投影データを組み替えることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 It further includes a bed position information storage unit that acquires and holds information on the bed position in each photographing,
The projection data rearrangement unit further obtains a couch position deviation amount that is a deviation amount between a couch position in reference imaging and a couch position in other imaging, and determines the obtained couch position deviation amount and the X-ray tube position deviation amount. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the projection data obtained by the other imaging is rearranged based on the X-ray CT apparatus.
投影データを組み替えるための情報を算出する投影データ組み替え情報算出部と、
前記投影データ組み替え情報算出部によって算出された情報に基づいて投影データの組み替えを実行する投影データ変換処理部と、
を備えることを特徴とする請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。 The projection data rearrangement unit
A projection data rearrangement information calculation unit for calculating information for rearranging projection data;
A projection data conversion processing unit that executes rearrangement of projection data based on information calculated by the projection data rearrangement information calculation unit;
The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising:
各撮影におけるＸ線管位置の情報を取得し保持するＸ線管位置情報記憶部と、
基準とする撮影におけるＸ線管位置と他の撮影におけるＸ線管位置とのズレ量であるＸ線管位置ズレ量を求め、求めたＸ線管位置ズレ量に基づいて前記他の撮影により得られた投影データを組み替える投影データ組み替え部と、
前記基準とする撮影により得られた投影データから基準画像を再構成するとともに、組み替えられた投影データから差分対象画像を再構成する再構成処理部と、
前記基準画像と前記差分対象画像とを差分し差分画像を生成するサブトラクション処理部と、
を備えることを特徴とする画像処理装置。 A projection data generation unit for generating projection data necessary for reconstruction of a tomographic image based on each transmitted X-ray data obtained by a plurality of imaging performed on a target site using an X-ray CT apparatus;
An X-ray tube position information storage unit that acquires and holds information on the X-ray tube position in each imaging;
An X-ray tube position deviation amount, which is a deviation amount between the X-ray tube position in the reference imaging and the X-ray tube position in other imaging, is obtained, and obtained by the other imaging based on the obtained X-ray tube position deviation amount. A projection data rearrangement unit for rearranging the received projection data;
Reconstructing a reference image from projection data obtained by imaging as the reference, and reconstructing a difference target image from the rearranged projection data; and
A subtraction processing unit that generates a difference image by subtracting the reference image and the difference target image;
An image processing apparatus comprising:
画像処理装置が、
前記複数の撮影により得た各透過Ｘ線のデータに基づいて断層像の再構成に必要な投影データをそれぞれ生成するステップと、
各撮影におけるＸ線管位置の情報を取得し保持するステップと、
基準とする撮影におけるＸ線管位置と他の撮影におけるＸ線管位置とのズレ量であるＸ線管位置ズレ量を求め、求めたＸ線管位置ズレ量に基づいて前記他の撮影により得た投影データを組み替えるステップと、
前記基準とする撮影により得た投影データから基準画像を再構成するとともに、組み替えた投影データから差分対象画像を再構成するステップと、
前記基準画像と前記差分対象画像とを差分し差分画像を生成するステップと、
を含むことを特徴とする差分画像生成方法。 Performing a plurality of imagings on a target site using an X-ray CT apparatus;
The image processing device
Generating projection data necessary for reconstruction of a tomographic image based on each transmitted X-ray data obtained by the plurality of imaging,
Acquiring and holding information of the X-ray tube position in each imaging;
An X-ray tube position deviation amount, which is a deviation amount between the X-ray tube position in the reference imaging and the X-ray tube position in other imaging, is obtained, and obtained by the other imaging based on the obtained X-ray tube position deviation amount. Recombining the projected data,
Reconstructing a reference image from projection data obtained by imaging as the reference, and reconstructing a difference target image from the rearranged projection data;
Subtracting the reference image and the difference target image to generate a difference image;
The difference image generation method characterized by including.
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