X射线计算机断层摄影装置、医用图像处理装置及方法
阅读：782发布：2023-01-22
专利汇可以提供X射线计算机断层摄影装置、医用图像处理装置及方法专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且提供一种能够提高逐次近似重建中的画质的 X射线 计算机 断层 摄影装置、医用 图像处理 装置及方法。本实施方式所涉及的X射线CT装置(100)具备：X射线检测部(3)，检测从X射线产生部(105)产生并透过被检体的X射线；投影数据产生部(300)，根据来自X射线检测部(3)的输出，产生投影数据；方差数据产生部(400)，根据投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据；统计权重产生部(500)，通过将方差 数据压缩 为规定的数据范围，从而产生统计权重；重建部(700)，根据投影数据和统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据。，下面是X射线计算机断层摄影装置、医用图像处理装置及方法专利的具体信息内容。
1.一种X射线计算机断层摄影装置，具备：
X射线产生部，产生X射线；
X射线检测部，检测从上述X射线产生部产生并透过被检体的X射线；
投影数据产生部，根据来自上述X射线检测部的输出，产生投影数据；
方差数据产生部，根据上述投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据；
统计权重产生部，通过将上述方差数据压缩为规定的数据范围，产生统计权重；
重建部，根据上述投影数据和上述统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据，上述方差数据产生部通过针对成为上述投影数据的基础的元数据进行规定的滤波处理来产生滤波数据，通过用上述滤波数据与上述噪声数据之和除以上述滤波数据的平方，从而产生上述方差数据，
上述统计权重产生部通过将超过上述数据范围的上限值的上述方差数据的值置换为上述上限值，将低于上述数据范围的下限值的上述方差数据的值置换为上述下限值，从而将上述方差数据压缩为上述数据范围。
2.一种X射线计算机断层摄影装置，具备：
X射线产生部，产生X射线；
X射线检测部，检测从上述X射线产生部产生并透过被检体的X射线；
投影数据产生部，根据来自上述X射线检测部的输出，产生投影数据；
方差数据产生部，根据上述投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据；
统计权重产生部，通过将上述方差数据压缩为规定的数据范围，产生统计权重；
重建部，根据上述投影数据和上述统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据，上述方差数据产生部通过针对成为上述投影数据的基础的元数据进行规定的滤波处理来产生滤波数据，通过用上述滤波数据与上述噪声数据之和除以上述滤波数据的平方，从而产生上述方差数据，
上述统计权重产生部对上述方差数据应用低通滤波器，用规定的压缩函数对来自上述低通滤波器的输出进行压缩，从而产生上述统计权重。
3.根据权利要求2所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述压缩函数是对数函数。
4.根据权利要求2所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述压缩函数是平方根函数。
5.一种X射线计算机断层摄影装置，具备：
X射线产生部，产生X射线；
X射线检测部，检测从上述X射线产生部产生并透过被检体的X射线；
投影数据产生部，根据来自上述X射线检测部的输出，产生投影数据；
方差数据产生部，根据上述投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据；
统计权重产生部，通过将上述方差数据压缩为规定的数据范围，产生统计权重；
重建部，根据上述投影数据和上述统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据，上述方差数据产生部通过针对成为上述投影数据的基础的元数据进行规定的滤波处理来产生滤波数据，通过用上述滤波数据与上述噪声数据之和除以上述滤波数据的平方，从而产生上述方差数据，
上述统计权重产生部对上述方差数据应用基于规定的阈值的阈值处理，对上述阈值处理的输出应用低通滤波器，用规定的压缩函数对上述低通滤波器的输出进行压缩，从而产生上述统计权重。
6.根据权利要求5所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述统计权重产生部通过上述阈值处理，将超过上述阈值的上述方差数据向上述阈值进行转换。
7.根据权利要求1、2或5所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，上述投影数据是表示上述X射线的光子数的计数数据。
8.一种医用图像处理装置，具备：
存储部，存储根据透过被检体的X射线产生的投影数据；
方差数据产生部，根据上述投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据；
统计权重产生部，通过将上述方差数据压缩为规定的数据范围，从而产生统计权重；以及
重建部，根据上述投影数据和上述统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据，上述方差数据产生部通过针对成为上述投影数据的基础的元数据进行规定的滤波处理来产生滤波数据，通过用上述滤波数据与上述噪声数据之和除以上述滤波数据的平方，从而产生上述方差数据，
上述统计权重产生部通过将超过上述数据范围的上限值的上述方差数据的值置换为上述上限值，将低于上述数据范围的下限值的上述方差数据的值置换为上述下限值，从而将上述方差数据压缩为上述数据范围。
9.一种医用图像处理装置，具备：
存储部，存储根据透过被检体的X射线产生的投影数据；
方差数据产生部，根据上述投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据；
统计权重产生部，通过将上述方差数据压缩为规定的数据范围，从而产生统计权重；以及
重建部，根据上述投影数据和上述统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据，上述方差数据产生部通过针对成为上述投影数据的基础的元数据进行规定的滤波处理来产生滤波数据，通过用上述滤波数据与上述噪声数据之和除以上述滤波数据的平方，从而产生上述方差数据，
上述统计权重产生部对上述方差数据应用低通滤波器，用规定的压缩函数对来自上述低通滤波器的输出进行压缩，从而产生上述统计权重。
10.一种医用图像处理装置，具备：
存储部，存储根据透过被检体的X射线产生的投影数据；
方差数据产生部，根据上述投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据；
统计权重产生部，通过将上述方差数据压缩为规定的数据范围，从而产生统计权重；以及
重建部，根据上述投影数据和上述统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据，上述方差数据产生部通过针对成为上述投影数据的基础的元数据进行规定的滤波处理来产生滤波数据，通过用上述滤波数据与上述噪声数据之和除以上述滤波数据的平方，从而产生上述方差数据，
上述统计权重产生部对上述方差数据应用基于规定的阈值的阈值处理，对上述阈值处理的输出应用低通滤波器，用规定的压缩函数对上述低通滤波器的输出进行压缩，从而产生上述统计权重。
11.一种医用图像处理方法，包含：
根据透过被检体的X射线产生投影数据，
根据上述投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据，
通过将上述方差数据压缩为规定的数据范围，产生统计权重，以及
根据上述投影数据和上述统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据，其中，通过针对成为上述投影数据的基础的元数据进行规定的滤波处理来产生滤波数据，通过用上述滤波数据与上述噪声数据之和除以上述滤波数据的平方，从而产生上述方差数据，
通过将超过上述数据范围的上限值的上述方差数据的值置换为上述上限值，将低于上述数据范围的下限值的上述方差数据的值置换为上述下限值，从而将上述方差数据压缩为上述数据范围。
12.一种医用图像处理方法，包含：
根据透过被检体的X射线产生投影数据，
根据上述投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据，
通过将上述方差数据压缩为规定的数据范围，产生统计权重，以及
根据上述投影数据和上述统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据，其中，通过针对成为上述投影数据的基础的元数据进行规定的滤波处理来产生滤波数据，通过用上述滤波数据与上述噪声数据之和除以上述滤波数据的平方，从而产生上述方差数据，
对上述方差数据应用低通滤波器，用规定的压缩函数对来自上述低通滤波器的输出进行压缩，从而产生上述统计权重。
13.一种医用图像处理方法，包含：
根据透过被检体的X射线产生投影数据，
根据上述投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据，
通过将上述方差数据压缩为规定的数据范围，产生统计权重，以及
根据上述投影数据和上述统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据，其中，通过针对成为上述投影数据的基础的元数据进行规定的滤波处理来产生滤波数据，通过用上述滤波数据与上述噪声数据之和除以上述滤波数据的平方，从而产生上述方差数据，
对上述方差数据应用基于规定的阈值的阈值处理，对上述阈值处理的输出应用低通滤波器，用规定的压缩函数对上述低通滤波器的输出进行压缩，从而产生上述统计权重。
X射线计算机断层摄影装置、医用图像处理装置及方法
[0001] 交叉引用
技术领域
[0003] 本发明的实施方式涉及X射线计算机断层摄影装置、医用图像处理装置以及医用图像处理方法中的逐次近似重建处理。
背景技术
[0004] X射线断层摄像在其最简单的表现中，是与横穿物体的X射线束和与每条X射线的全部的衰减相关联的检测器有关的摄像。衰减通过伴随着物体的存在的X射线和不伴随物体的存在的相同的X射线的比较得到。根据该概念性的定义，为了恰当地构成/重建图像需要几个步骤。例如，X射线产生器的有限的尺寸、遮挡来自X射线产生器的非常低的能量的X射线的滤波器的性质以及形状、检测器的几何学构成以及特性的细节、以及数据收集系统的能力均是对执行重建的方法产生影响的要素。
[0005] 在多个能够假定的几何学构成之一中，图1所示的图形表示图1的上端的X射线源放射形成横穿物体的扇形或者圆锥的X射线束的情况。可能存在广大范围的值，但一般距离“C”约为100cm，“B”约为60cm，以及“A”约为40cm左右。在断层摄影中，涵盖至少180°的范围的一组X射线能够横穿物体的各个点。所以，X射线产生器以及检测器组合的整体能够围绕患者旋转。数学上的考察表示当执行180°+扇形角的扫描时满足断层摄影条件。
[0006] 统计加权是CT逐次近似重建算法中的重要的要素。在以往的系统中，统计加权计划必须是通过检测器记录的计数信息，该信息被例如将计数信息作为权重直接使用的泊松随机过程支配。然而，如图2A(滤波校正反投影)以及图2B(逐次近似重建)所示，由于强烈的计数加权，被重建的图像产生伪影，画质低。
[0007] 现有技术文献
[0008] 日本特开平09-253079号公报
[0009] 日本特开2013-085960号公报
[0010] 日本特表2009-510400号公报
发明内容
[0011] 目的在于提供一种能够提高逐次近似重建中的画质的X射线计算机断层摄影装置、医用图像处理装置以及医用图像处理方法。
[0012] 本实施方式所涉及的X射线计算机断层摄影装置具备：X射线产生部，产生X射线；X射线检测部，检测从上述X射线产生部产生、并透过被检体的X射线；投影数据产生部，根据来自上述X射线检测部的输出，产生投影数据；方差数据产生部，根据上述投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据；统计权重产生部，通过将上述方差数据压缩为规定的数据范围内，从而产生统计权重；重建部，根据上述投影数据和上述统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据。
[0014] 图1是表示以往技术所涉及的、放射形成横穿物体的扇形或者圆锥的X射线束的X射线源的图。
[0015] 图2A是表示使用以往技术所涉及的滤波校正反投影法的重建中的图像伪影的图。
[0016] 图2B是表示以往技术所涉及的逐次近似重建中的图像伪影的图。
[0017] 图3是本实施方式所涉及的、在机械上简化了的CT装置的概略图。
[0018] 图4是本实施方式所涉及的、检测器在纵轴的方向延伸的机械上简化了的CT装置的概略图。
[0019] 图5是本实施方式所涉及的、示例性的CT重建过程的流程图。
[0020] 图6是表示本实施方式所涉及的、逐次近似重建过程的一个例子的图。
[0021] 图7是表示本实施方式所涉及的、用于计算统计权重的过程的一个例子的图。
[0022] 图8A是使用以往的逐次近似重建方法来重建的图像的一个例子。
[0023] 图8B是表示本实施方式所涉及的、使用逐次近似重建方法来重建的图像的一个例子的图。
[0024] 图9是本实施方式所涉及的、示例性的处理系统的概略图。
[0025] 图10是表示本实施方式所涉及的X射线计算机断层摄影装置的结构的结构图。
[0026] 符号说明
[0027] 1…X射线管、2…准直仪/准直仪单元、3…检测器/X射线检测部、4…控制器、5…数据收集系统/数据收集电路、6…处理器、7…存储器、8…框架、9…区域(摄像视野)、10…扇形或者锥形放射线/X射线的放射范围、100…X射线计算机断层摄影装置、101…旋转框架、103…旋转驱动部、105…X射线产生部、107…高电压产生部、111…滑动环、119…顶板、
123…非接触数据传送部、200…机架、300…投影数据产生部、400…方差数据产生部、500…统计权重产生部、700…重建部、800…存储部、900…显示部、1000…输入部、1100…控制部、
1200…医用图像处理装置。
123…非接触数据传送部、200…机架、300…投影数据产生部、400…方差数据产生部、500…统计权重产生部、700…重建部、800…存储部、900…显示部、1000…输入部、1100…控制部、
1200…医用图像处理装置。
具体实施方式
[0028] 根据本实施方式，X射线计算机断层摄影装置具有X射线产生部、X射线检测部、投影数据产生部、方差数据产生部、统计权重产生部、重建部。X射线产生部产生X射线。X射线检测部检测由X射线产生部产生并透过被检体的X射线。投影数据产生部根据来自X射线检测部的输出，产生投影数据。方差数据产生部根据投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据，产生方差数据。统计权重产生部通过将方差数据压缩为规定的数据范围内，从而产生统计权重。重建部根据投影数据和统计权重，通过逐次近似重建处理来重建体数据。
[0029] 根据一实施方式，提供一种对用于计算机断层摄影(Computed Tomography：CT)逐次近似重建(iterative reconstruction)过程的统计权重进行计算的方法，包含：(1)通过物体的CT扫描取得检测器计数数据，(2)根据计数数据和电子噪声方差计算方差数据，(3)为了得到统计权重数据而对计算出的方差数据进行转换，以及(4)为了得到被重建的CT图像而使用统计权重数据和投影数据进行CT逐次近似重建过程。
[0030] 在一实施方式中，计算步骤包含将方差数据计算为
[0031]
[0032] 在此，m是平均计数数据，σe是电子噪声方差。
[0033] 在一实施方式中，转换步骤包含：(1)将低通滤波适用于方差数据，以及(2)为了得到统计权重数据将范围压缩函数适用于方差数据的步骤。在几个实施方式中，范围压缩函数是对数函数或者平方根函数。
[0034] 在一实施方式中，转换步骤包含：(1)为了得到阈值数据而将阈值函数适用于方差数据，以及(2)为了得到统计权重数据将低通滤波适用于阈值数据。在一实施方式中，阈值函数将输入值向第1规定值与第2规定值之间的输出范围转换。
[0035] 在另一实施方式中，转换步骤包含：(1)为了得到阈值数据将阈值函数适用于方差数据，(2)为了得到被滤波处理了的阈值数据而将低通滤波适用于阈值数据，以及(3)为了得到统计权重数据而将范围压缩函数适用于被滤波处理了的阈值数据。在一实施方式中，第2阈值函数将输入值向不足规定的阈值的输出范围转换。
[0036] 在另一实施方式中，取得步骤包含从投影数据得到检测器计数数据。
[0037] 各种方法、系统、设备、以及计算机可读介质按照该公开而被实用化处理。
[0039] 图3表示能够包含用于检测光子的检测器阵列的CT装置的被简化后的概略构造。该公开的方式并不限定于作为医用摄像系统的CT装置。特别地，在本说明书中记载的构造以及步骤能够适用于其他的医用摄像系统。另外，关于CT装置以及光子的检测在本说明书中具体地提供的说明应该被看作是示例性的。
[0040] 在本说明书中，检测器阵列、光子检测器和/或光子检测器阵列有时被简称为检测器。图3所示的CT装置具有X射线管1、滤波器以及准直仪2、以及检测器3。另外，CT装置具有机械性以及电气性的附加的构成要素。构成要素例如具有机架电动机、以及用于控制后述的旋转框架的旋转，控制X射线源，进一步控制患者床的控制器4等。另外，CT装置还具有数据收集系统5、以及用于根据通过数据收集系统5收集到的投影数据产生CT图像的处理器6。处理器6以及数据收集系统5例如也可以使用构成为存储由检测器得到的数据和被重建后的图像的存储器7。
[0041] X射线管1、滤波器以及准直仪2、检测器3以及控制器4能够设置于具有膛(bore)的框架8。框架8具有大致圆筒形或者圆环形。在图3所示的图中，框架8的膛的纵轴位于膛的中心，向页面延伸入以及从页面延伸出。即，框架8的膛的纵轴是与后述的旋转框架的旋转轴以及顶板的长轴方向大致平行的轴。被确定为区域(摄像视野)9的膛的内部是用于摄像的目标区域。患者等应该被扫描的物体例如被配置在具有患者载置台的目标区域内。此时，物体通过X射线管1，被扇形或者锥形的放射线10照射。扇形或者锥形的放射线10一般实质上或者事实上相对于纵轴横穿物体的截面。数据收集系统5取得入射至检测器3的X射线光子的强度。数据收集系统5将取得的强度向处理器6发送。数据收集系统5、处理器6以及存储器7也可以被安装为单一的机械或者单一的计算机、或者被分离的多个机械或者被分离的多个计算机。被分离的多个机械或者被分离的多个计算机经由网络或者其他的数据通信系统相互结合。控制器4也可以经由网络或者其他的数据通信系统结合。并且，控制器4也可以安装为被分离的机械或者被分离的计算机、或者系统的其他的机械的一部分或者系统的其他的计算机的一部分。
[0042] 在图3中，检测器3是相对于纵轴与X射线管1一起旋转的旋转检测器阵列。如后所述，虽在图3中没有图示，但也可以包含固定检测器阵列。例如，旋转检测器阵列和固定检测器阵列同时被设置于框架8。也可以安装其他的检测器。
[0043] 图4是具有在纵轴的方向延伸的检测器3的机械上简化的CT装置的概略图。图4是图3所示的CT装置的侧视图。侧视图同时示出框架8中的旋转检测器阵列和固定检测器阵列。特别地，图3是从纵轴L的观察点观察到的CT装置的图，此时，该轴向页面延伸入以及从页面延伸出。即，图3是从沿着纵轴L的方向观察机架的机架的截面图。在图4中，纵轴L横穿页面向左右延伸。
[0044] 图4示出具有横穿页面向左右延伸的检测器轴D的旋转检测器3。如图4所示，D一般实质上或者事实上与L平行。即，这两个轴间的关系是在2°、1°或者比其小的差的角度的范围内平行。根据在本说明书中记载的各种方式，一般不需要几何学上完全的“平行”或者“垂直”的关系。“一般的实质上或者事实上的”这样的关系在2°、1°或者比其小的角度差的范围内也适用。
[0045] 旋转检测器3能够以纵轴L为旋转中心，与X射线管1一起旋转。一串固定检测器阵列3’也可以在框架8的周围以周期性的样式、或者不规律的样式来设置。当能够沿着纵轴L观察一串固定检测器阵列3’时能够形成圆形形状。
[0046] 一串固定检测器阵列3’能够沿着横穿页面向左右延伸的各个检测器轴D’而设置。如图4所示，D’一般实质上或者事实上与L以及D平行。即，这些轴(L、D)间的关系在2°、1°或者比其小的角度差的范围内平行。根据在本说明书中记载的各种方式，一般不需要几何学上完全的“平行”或者“垂直”的关系，在2°、1°或者比其小的角度差的范围内“一般的实质上或者事实上的”关系也适用。
[0047] 图4表示向框架8的膛内延伸的患者载置台、以及扇形或者锥形的放射线10。扇形或者锥形的放射线10具有在图3的视点中左右尺寸长的长度和在图4的视点中左右尺寸短的长度。在示例性的实施中，扇形或者锥形的放射线10能够撞击到检测器阵列3’的一个检测器和检测器阵列3的双方。另外，图4以在z方向具有共同的尺寸长度的方式，示出检测器阵列3以及检测器阵列3’。在其他的实施方式中，检测器阵列3与检测器阵列3’彼此、或者检测器阵列3’彼此z方向的长度也可以不同。
[0048] 图5表示具有数据收集501、前处理502、处理503、重建504、图像处理505、以及图像显示506的CT图像重建的基本步骤。数据收集501包含从固定的区域内的检测器取得数据。前处理502包含数据解码、偏差校正、归一化、校准、以及对数转换。被前处理后的数据在处理步骤503之前存储于存储器7。处理步骤503能够包含不良通道校正、散射校正、以及自适应噪声降低。针对数据的其他的校准以及校正也可以在图5所示的前处理步骤502和处理步骤503中执行。另外，所执行的特定的步骤的顺序也可以改变。进而，上述的多个步骤中的一些个步骤也可以是随意的。由处理503输出的投影数据被用于在图6中示出的重建步骤504。
通过重建步骤504输出的图像也可以在图像处理步骤505中进一步进行处理，在步骤506中进行显示。
通过重建步骤504输出的图像也可以在图像处理步骤505中进一步进行处理，在步骤506中进行显示。
[0049] 本公开的方式是关于为了变更在逐次近似重建中即在步骤504中使用的权重系数而对计数信息进行转换的新的方法。根据该转换，由于不准确的计数信息造成的伪影在最终的重建图像中减轻。
[0050] 几个新的类型的检测器、即光子计数检测器直接取得光子计数信息。此时，计数信息通过检测器被直接供给。计数信息通过数据收集系统5向处理器6发送。已知光子计数数据的统计通过泊松分布被精确地记述。诊断CT中的更普通的类型的检测器是能量积分型的检测器。能量积分型的检测器取得入射X射线束的测定强度。测定强度是在测定期间中撞击到检测元件的所有光子的能量合计。即，信号与根据光子能量进行加权的光子计数成比例。在数据收集期间，信号被离散化，测定值的离散值被向处理器6发送。为了简化，我们将该离散信号称为“计数”。已知该离散信号基于复合泊松分布。在此，无论是通过光子计数检测器得到还是通过能量积分检测器得到，我们都将输入信号称为“计数”。
[0051] 图6表示逐次近似重建过程的一个例子中的数据流。在要素601中，差di相对于各个i作为di＝(ri-pi)/vi而得到，该i＝投影数据的(视图、横列、纵列)组合。在此，ri是通过在要素600中进行的处理得到的投影数据。Pi通过系统模型(正向投影602)得到。Vi是通过噪声模型得到的统计权重。重建例如反投影由要素603执行。在要素604中，根据之前的图像推定来更新图像。在与重复相关的事先设定的数量中、或者直到满足基于画质的停止基准为止，继续该过程。
[0052] 各个统计权重vi通过多个步骤得到。这些多个步骤通过新的噪声模型执行。这些多个步骤在图7中示出。
[0053] 在步骤701中，计数信息ci根据投影数据ri得到。该处理例如具有使对数处理步骤以及校准处理步骤相反的步骤。即，步骤701具有ci＝exp(Ri-Ci-ri)。在此，Ri是基准(归一化)值，另外，Ci是校准值。Ri例如是入射至检测器3的X射线的辐射剂量。当计数信息ci在图5所示的前处理步骤502之后存储时，在该步骤中不需要逆运算。
[0054] 在步骤702中，为了得到mi(平均计数数据)，将低通滤波器(Low Pass-filter)适用于计数信息。在该步骤中，使用3×3窗口或者5×7窗口(或者，这些的组合)。为了执行滤波也可以使用其他的尺寸的窗口以及各种边界条件。
[0055] 在步骤703中，根据mi计算方差v1i为
[0056]
[0057] 在此，σe是取高斯噪声分布的电子噪声方差。另外，除了电子噪声方差(电路噪声的方差)之外，σe也可以具有光子噪声。所谓光子噪声例如是依存于X射线光子数的噪声。
[0058] 在步骤703之后，能够根据v1i通过几个不同的方法计算vi。如图7所示，在步骤703之后，进行步骤704，705，706中的一个。
[0059] 例如，在步骤704中，在将低阈值函数适用于v1i之后，为了得到vi而适用低通滤波器(例如，5×7)。低阈值函数中的多个界限在某一实施方式中，是0.1以及1000。例如，低于0.1的v1i的值被设定为0.1，另一方面，超过1000的v1i的值被设定为1000。也可以是其他的阈值。例如，第2个阈值也可以在100与10000之间变化。
[0060] 或者，在步骤705中，在将低通滤波器适用于v1i之后，对其结果适用范围压缩函数。所适用的范围压缩函数的优选的例子是对数函数以及平方根函数。
[0061] 或者，也可以在步骤706中，一个高阈值被适用于v1i，在适用低通滤波器之后，适用范围压缩函数(例如，对数函数以及平方根函数)。高阈值函数中的一个界限在某一实施方式中，是1000～10000。例如，超过阈值的v1i的值被设定为阈值。还能够假定其他的阈值。
[0062] 在本说明书中公开的新的方法的结果例子在图8A以及图8B中示出。图8A表示使用以往的逐次近似重建算法得到的重建图像。另一方面，图8B表示使用上述的重建算法中之一得到的重建图像。此时，本实施方式所涉及的图8B与以往的图8A相比较，图像伪影减少。
[0063] 与图3所示的构造相关联，在图9中示出示例性的处理系统。该示例性的处理系统使用一个以上的微处理器或者同等的设备，例如，使用中央处理单元(CPU)和/或至少一个面向特殊用途的处理器ASP等来实施。微处理器是利用构成为为了执行和/或控制本公开的过程以及系统而控制微处理器的计算机可读存储介质例如利用存储器电路(例如，ROM、EPROM、EEPROM、闪存存储器、静态存储器、DRAM、SDRAM、以及它们的等价物)等的硬件电路。其他的存储介质能够经由能够控制硬盘驱动器或者光盘驱动器的磁盘控制器等的控制器进行控制。
[0064] 微处理器或者其方式在代替的实施中能够包含或者排他地包含用于增强或者充分地实施本公开的逻辑设备。作为那样的逻辑设备，能够列举出面向特定用途的集成电路(ASIC)、现场可编程逻辑门阵列(FPGA)、通用阵列逻辑(GAL)以及它们的等价物，但并不限定于此。微处理器也可以是单独的设备或者单一的处理机构。另外，本公开能够享有多核CPU以及图形处理单元(GPU)的并列处理能力的益处以实现计算效率的提高。为了执行存储器所包含的一系列的命令在多重处理构成中也可以使用一个以上的处理器。或者，也可以代替软件命令或者与软件命令组合使用硬连线电路。因而，在本说明书中说明的示例性的实施并不限定于硬件电路以及软件的任意的特定的组合。
[0065] 在其他的方式中，能够将依照本公开的处理的结果经由显示器控制器显示在监视器上。显示器控制器为了提高计算效率优选包含能够通过多个图形处理核提供的至少一个图形处理单元。另外，设置I/O(输入/输出)接口，该I/O接口是用于输入来自作为周边设备能够与I/O接口连接的麦克风、扬声器、照相机、鼠标、键盘、接触型显示器、或者平板接口等的信号和/或数据的设备。例如，能够将用于控制本公开的各种过程或者算法的参数的键盘或者指示设备与I/O接口连接，提供进一步的功能以及构成选项、或者能够控制显示特性。另外，在监视器上，能够设置用于提供指令/命令接口的接触感应式接口。
[0066] 上述的构成要素能够经由用于发送或者接收包含可控制参数的数据的网络接口，与因特网或者局域网等网络结合。为了将上述的硬件组件相互连接而设置中央BUS，该中央BUS提供用于在上述硬件组件间的数字通信的至少一个路径。
[0067] 图3的数据取得系统5、处理器6、以及存储器7能够利用图9所示的示例性的实施所涉及的一个以上的处理系统来实施。特别地，与图9所示的设备中的一个以上的设备一致的一个以上的电路或者计算机硬件单元能够实现数据取得系统5、处理器6、以及存储器7的功能。在本说明书中记载的功能性处理还能够在包含用于执行上述的处理的电路的一个以上的特殊的电路中实施。这样的电路能够成为与其他的系统相互连接的计算机处理系统或者单独的设备的一部分。本公开所涉及的处理器还能够以通过计算机代码要素执行在本说明书中记载的功能性处理的方式进行编程或者构成。
[0068] 另外，处理系统在一个实施中，能够通过网络或者其他的数据通信连接来相互连接。处理系统中的一个以上的处理系统为了使机架、X射线管、和/或患者床进行作动并控制活动而与对应的传动器连接。
[0069] 在包含存储器以及存储设备的处理系统的计算机可读介质中能够明确地存储合适的软件。计算机可读介质的其他的例子是光盘、硬盘、软盘、磁带、光磁盘、PROM(EPROM、EEPROM、闪存EPROM)、DRAM、SRAM、SDRAM、或者任意的其他的磁性介质、光盘(例如，CD-ROM)、或者计算机可读的其他的介质。软件也可以包含设备驱动程序、操作系统、开发工具、应用软件、和/或图形用户接口，但并不限定于此。
[0070] 上述的介质的计算机代码要素包含脚本、可解释的程序、动态链接库(DLL)、Java类、以及可完全执行程序，但并不限定于此，也可以是任意的可解释或者可执行的代码机构。另外，为了实现更好的性能、可靠性、和/或成本，也可以分配本公开的方式的处理的一部分。
[0071] 处理系统的数据输入部例如从检测器或者检测器阵列通过各个布线连接接受输入信号。多个ASIC或者其他的数据处理组件能够以形成数据输入部的方式设置，或者以能够将输入提供给数据输入部的方式设置。ASIC能够从独立的检测器阵列或者其段(不同的部分)分别接受信号。当来自检测器的输出信号是模拟信号时，与用于数据记录·处理用途的模拟数字转换器一起，还能够设定滤波器电路。滤波处理还能够没有模拟信号用的独立的滤波器电路，而通过数字滤波来进行。或者，当检测器输出数字信号时，能够根据检测器的输出直接进行数字滤波和/或数据处理。
[0072] 针对特定的实施而进行了说明,但这些实施是作为例子而提供的,并不意图限定本公开的范围。在本说明书中记载的新的设备、系统、以及方法能够以各种其他的方式进行具体化处理，另外，在不脱离本公开的思想的范围内，在本说明书中记载的设备、系统、以及方法能够进行各种的省略、置换、变更。所附的权利要求书和其等价物想要包含为将那样的方式和改变都放在该公开的范围内以及思想内。
[0073] 以下，针对本X射线计算机断层摄影装置(还称为X射线CT装置)的实施方式，参照图10更详细地进行说明。图10是表示本实施方式所涉及的X射线计算机断层摄影装置所涉及的结构的结构图。另外，在以下的说明中，针对具有大致同一功能以及结构的构成要素，添加同一符号，重复说明只在必要时进行。
[0074] 另外，在X射线计算机断层摄影装置中，存在将X射线管和X射线检测器作为一体在被检体的周围旋转的Rotate/Rotate-Type(旋转/旋转型)、固定环状地排列的多个X射线检测元件，只有X射线管在被检体的周围旋转的Stationary/Rotate-Type(固定/旋转型)等各种类型，任一类型都能够适用于本实施方式。
[0075] 另外，将入射X射线变化为电荷的原理的主流是通过闪烁器等荧光体将X射线转换成光，并将该光通过光电二极管等光电转换元件转换成电荷的间接转换型、和利用X射线在硒等半导体内的电子空穴对的生成以向该电极的移动、即光导电现象的直接转换型。作为X射线检测元件，也可以使用这些的任一方式。
[0076] 另外，X射线检测元件也可以是具有检测低能量X射线的前面检测部分和设置于前面检测器的背面、检测高能量X射线的背面检测部分的双层检测元件。在此，为了简化说明，假设X射线检测器是一层的X射线检测元件。另外，X射线检测元件既可以是光子能量积分型的检测器，也可以是光子计数型的检测器。
[0077] 进而，近年来，将X射线管和X射线检测器的多对搭载于旋转框架的所谓的多管球型的X射线计算机断层摄影装置正在产品化，其周边技术正在开发。在本实施方式中，无论是以往的一管球型的X射线计算机断层摄影装置，还是多管球型的X射线计算机断层摄影装置均能够适用。当是多管球型时，分别对多个管球施加的多个管电压分别不同(多管球方式)。在此，说明一管球型。
[0078] 本X射线计算机断层摄影装置100具有机架200、未图示的床、投影数据产生部300、方差数据产生部400、统计权重产生部500、重建部700、存储部800、显示部900、输入部1000、控制部1100(图3的控制器4)。另外，X射线计算机断层摄影装置100也可以具有未图示的接口(以下，称为I/F)。I/F将本X射线计算机断层摄影装置100与电子通信线路(以下，称为网络)连接。在网络上连接未图示的放射线部门信息管理系统、医院信息系统、其他的医用图像诊断装置等。
[0079] 在机架200中收容未图示的旋转支持机构。旋转支持机构具有：旋转框架101、以旋转轴Z为中心将旋转框架101支承为自由旋转的框架支持机构(在图3中相当于框架8)、驱动旋转框架101的旋转的未图示的旋转驱动部(电动机)103。
[0080] 在旋转框架101上，搭载有X射线产生部105、还被称为二维阵列型或者多列型的X射线检测部(相当于图3的检测器3)3、数据收集电路(Data Acquisition System：以下，称为DAS。相当于图3的数据收集系统5)5、非接触数据传送部123、未图示的冷却装置以及机架控制装置等。X射线产生部105产生X射线。X射线产生部105具有高电压产生部107、X射线管1、以及准直仪单元2(图3中的准直仪)。
[0081] 高电压产生部107在后述的控制部(相当于图3的处理器6以及图9中的CPU)1100的控制下，使用经由滑动环111供给的电力，产生对X射线管1施加的管电压和向X射线管1供给的管电流。
[0082] X射线管1接受来自高电压产生部107的管电压的施加以及管电流的供给，从X射线的焦点放射X射线。
[0083] 准直仪单元2安装于X射线管1的前面的X射线放射窗口。准直仪单元2具有多个准直仪板。多个准直仪板将从X射线的焦点放射的X射线整形为例如锥形束形(角锥形)。具体而言，为了得到用于得到预定的切片厚的实测的投影数据的锥形角，通过控制部1100驱动多个准直仪板。另外，多个准直仪板中的至少2个准直仪板(以下，称为锥形角准直仪)在控制部1100的控制下独立地驱动与锥形角相关的开口宽度。
[0084] X射线的放射范围由图3的虚线10、以及在图10中由虚线10表示。X轴是与旋转轴Z正交，铅直方向向下的直线。Y轴是与X轴以及旋转轴Z正交的直线。
[0085] X射线检测部3(图3的检测器)检测透过被检体的X射线。X射线检测部3以隔着旋转轴Z与X射线管1对置的位置以及角度来安装。X射线检测部3具有多个X射线检测元件。在此，说明单一的X射线检测元件构成单一的通道。多个通道关于与旋转轴Z正交、且将放射的X射线的焦点作为中心，将从该中心到相应1通道的X射线检测元件的光接收部中心的距离作为半径的圆弧方向(通道方向)与切片方向这2方向二维状地排列。二维状的排列是将沿着上述通道方向一维状地排列的多个通道关于切片方向排列多列而构成。
[0086] 具有这样的二维状的X射线检测元件阵列的X射线检测部3也可以关于切片方向排列多列在大致圆弧方向一维状地排列的多个上述模块来构成。另外，X射线检测部3也可以由将多个X射线检测元件排列为1列的多个模块构成。此时，各个模块沿着上述通道方向在大致圆弧方向一维状地排列。以下，将在切片方向排列的X射线检测元件数称为列数。
[0087] 未图示的床具有顶板119和驱动顶板119的未图示的驱动部。驱动部根据基于操作者的指示的输入，使床上下活动。
[0088] 当对被检体进行X射线CT扫描时，被检体被载置于顶板(相当于图4中的患者载置台)119上。接着，载置有被检体的顶板119在X射线管1与X射线检测部3之间的圆筒形的摄影区域内，从机架200的前面侧(相对于机架200配置床的一侧)插入。
[0089] 在X射线检测部3的输出侧连接数据收集电路(Data Acquisition System：以下，称为DAS，图3中的数据收集系统)5。在DAS5中，针对每个通道安装将X射线检测部3的各通道的电流信号转换成电压的I-V转换器、使该电压信号与X射线的辐射周期同步地周期性地进行积分的积分器、对该积分器的输出信号进行放大的放大器、将该放大器的输出信号进行数字信号转换的模拟数字转换器。DAS5在控制部1100的控制下，根据扫描变更积分器的积分间隔。从DAS5输出的数据(纯原始数据(pure raw data))经由使用磁发送接收或者光发送接收的非接触数据传送部123，向投影数据产生部300传送。
[0090] 投影数据产生部300根据来自X射线检测部3的输出产生投影数据。具体而言，投影数据产生部300对从DAS5输出的纯原始数据实施前处理。在前处理中例如包含通道间的灵敏度不均匀校正处理、校正基于X射线强吸收体、主要基于金属部的极端的信号强度的降低或者信号脱落的处理等。从投影数据产生部300输出的即将重建处理之前的数据(被称为原始数据(raw data)或者投影数据，在此称为投影数据)与数据收集时的视角建立关联，存储于具备磁盘、光磁盘、或者半导体存储器的存储部(相当于图3中的存储器7、图9中的存储器)800。
[0091] 投影数据产生部300产生由锥形角规定的涵盖多个通道的一组投影数据，通过单触发大致同时收集以及插补的锥形角相同。锥形角是设从旋转轴Z起铅直向上的圆形轨道的最上部为0°、用360°的范围的角度表示X射线管1以旋转轴Z为中心旋转的圆形轨道的各位置的角。另外，针对各通道的投影数据通过视角、锥角、通道编号来识别。视角、锥角、通道编号与上述的i＝投影数据的(视图、横列、纵列)对应。
[0092] 投影数据产生部300根据投影数据ri产生计数信息ci(元数据)。计数信息ci例如与从X射线检测部3输出的数据对应。另外，当从X射线检测部3输出的数据被存储于存储部800时，在投影数据产生部300中，不需要产生计数信息ci。当X射线检测部3是光子计数检测器时，计数信息ci例如是表示X射线的光子数的计数数据。投影数据产生部300将所产生的计数信息ci向方差数据产生部400输出。
[0093] 方差数据产生部400根据投影数据和与规定的噪声相关的噪声数据σe，产生方差1
数据v i。具体而言，方差数据产生部400通过对计数信息ci适用规定的滤波处理，从而产生平均计数数据mi。规定的滤波处理例如是使用低通滤波器的滤波处理。该低通滤波器的窗口例如是3×3窗口或者5×7窗口(或者这些窗口的组合)。通过适用低通滤波器，减少与计数信息ci中的高频分量对应的噪声。另外，其他的尺寸的窗口以及各种边界条件也可以用于执行滤波。
数据v i。具体而言，方差数据产生部400通过对计数信息ci适用规定的滤波处理，从而产生平均计数数据mi。规定的滤波处理例如是使用低通滤波器的滤波处理。该低通滤波器的窗口例如是3×3窗口或者5×7窗口(或者这些窗口的组合)。通过适用低通滤波器，减少与计数信息ci中的高频分量对应的噪声。另外，其他的尺寸的窗口以及各种边界条件也可以用于执行滤波。
[0094] 具体而言，方差数据产生部400使用以下的式子，
[0095]
[0096] 产生方差数据v1i。在此，噪声数据σe例如是和与X射线检测部3、DAS5等相关的电子噪声以及与通过X射线管1产生的X射线相关的光子噪声相关的方差数据。方差数据产生部400将所产生的方差数据v1i向统计权重产生部500输出。即，方差数据产生部400通过将对元数据ci进行了滤波的滤波数据mi与噪声数据σe的和除以滤波数据mi的平方，从而产生方差数据v1i。
[0097] 统计权重产生部500通过将方差数据v1i压缩为规定的数据范围(方差数据的动态范围的压缩)，从而产生统计权重vi。具体而言，统计权重产生部500从存储部800读出规定的数据范围。统计权重产生部500将超过规定的数据范围的上限值的方差数据v1i的值置换为上限值。此外，统计权重产生部500将低于数据范围的下限值的方差数据v1i的值置换为下限值。通过这些置换，统计权重产生部500将方差数据v1i压缩为规定的数据范围，产生统计权重vi。统计权重产生部500将所产生的统计权重向重建部700输出。
[0098] 上限值例如是1000。另外，下限值例如是0.1。另外，规定的数据范围也可以经由输入部1000由操作者适当地设定。例如，上限值在100至10000之间也可以适当地变更，另外，方差数据v1i向规定的数据范围的压缩也可以通过阈值函数或者阈值处理来执行。
[0099] 另外，统计权重产生部500也可以如以下那样产生统计权重vi。统计权重产生部500对方差数据v1i适用低通滤波器。通过适用低通滤波器，减少与方差数据v1i中的高频分量对应的噪声。接着，统计权重产生部500通过使用规定的压缩函数(范围压缩函数)对从低通滤波器输出的方差数据进行压缩，从而产生统计权重vi。所谓规定的压缩函数例如是指对数函数、平方根函数等。
[0100] 另外，统计权重产生部500也可以如以下那样产生统计权重vi。统计权重产生部500对方差数据v1i执行使用规定的阈值的阈值处理。统计权重产生部500通过针对方差数据v1i的阈值处理，将超过规定的阈值的方差数据v1i的值置换为规定的阈值。所谓规定的阈值例如是指1000至10000之间的值。规定的阈值能够按照经由输入部1000的操作者的指示适当地变更。
[0101] 接着，统计权重产生部500对被阈值处理后的方差数据v1i适用低通滤波器。通过适用低通滤波器，减少与被阈值处理的方差数据v1i中的高频分量对应的噪声。另外，统计权重产生部500通过对由低通滤波器滤波后的方差数据v1i适用规定的压缩函数，从而产生统计权重vi。
[0102] 重建部700根据投影数据ri和统计权重vi，通过逐次近似重建处理，重建体数据。具体而言，重建部700例如如以下那样执行逐次近似重建。
[0103] 重建部700在图6所示的数据区域中，执行与数据保真(data fidelity)相关的以下的处理。重建部700通过针对多个视角的每一个对初始的体数据进行正向投影，从而产生正向投影数据pi。重建部700计算用投影数据ri和正向投影数据pi的差除以统计权重的差分数据di。例如，重建部700计算差分数据di作为(ri-pi)/vi。重建部700通过使用视角为360°或者180°+扇形角的范围内的差分数据di，通过反投影，重建反投影数据。重建部700通过对初始的体数据合成反投影数据(图像更新)，从而产生新的体数据。
[0104] 重建部700在图6所示的图像区域，对新的体数据执行一般的规则化(归一化)。重建部700判定归一化后的新的体数据是否达到基于规定的画质的逐次近似的停止基准或者达到规定的重复次数。所谓停止基准例如是投影数据ri与正向投影数据pi的差达到规定的值。另外，规定的重复次数例如是图像更新的次数。当归一化后的新的体数据未达到逐次近似的停止基准或者规定的重复次数时，重建部700将归一化后的新的体数据作为初始的体数据重复上述步骤。当归一化后的新的体数据达到逐次近似的停止基准或者规定的重复次数时，重建部700停止逐次近似重建所涉及的处理，将归一化后的新的体数据向存储部800输出。
[0105] 存储部800存储由重建部700重建的体数据、投影数据ri、计数信息ci(元数据)、噪声数据、方差数据、阈值函数、规定的数据范围、上限值、下限值、规定的阈值、压缩函数、停止基准、规定的重复次数等。另外，存储部800存储与方差数据以及统计权重的产生相关的程序、与阈值处理相关的程序、与逐次近似重建处理相关的程序等各种程序。存储部800存储通过输入部1000输入的操作者的指示、图像处理的条件、摄影条件等信息。存储部800存储为了X射线计算机断层摄影而控制机架200等的控制程序。
[0106] 显示部900显示与由重建部700重建的体数据相关的医用图像、为了X射线计算机断层摄影而设定的扫描条件以及用于输入与重建处理相关的重建条件等的输入画面等。
[0107] 输入部1000将来自操作者的各种指示·命令·信息·选择·设定取入本X射线计算机断层摄影装置100。所取入的各种指示·命令·信息·选择·设定被输出到控制部1100等。虽然没有图示，但输入部1000具有用于进行关心区域(ROI)的设定等的轨迹球、开关按钮、鼠标、键盘等。输入部1000检测在显示画面上显示的光标的坐标，并将检测到的坐标向控制部1100输出。另外，输入部1000也可以是被设置成覆盖显示画面的触摸面板。此时，输入部1000按照电磁感应式、电磁应变式，感压式等坐标读取原理检测触摸指示的坐标，并将检测到的坐标向控制部1100输出。
[0108] 控制部1100作为本X射线计算机断层摄影装置100的中枢来发挥作用。控制部1100具备未图示的CPU和存储器。控制部1100根据未图示的存储器中的控制程序，为了对被检体进行X射线计算机断层摄影而控制高电压产生部107、其他的构成要素等。具体而言，控制部1100将从输入部1000等发送来的操作者的指示等暂时存储于未图示的存储器。控制部1100根据在存储器中暂时存储的信息，控制高电压产生部107、以及其他的构成要素等。控制部
1100将与方差数据以及统计权重的产生相关的程序、与阈值处理相关的程序、与逐次近似重建处理相关的程序、用于执行规定的图像产生·显示等的控制程序从存储部800读出并在自身所具有的存储器上展开，执行与各种处理相关的运算·处理等。
1100将与方差数据以及统计权重的产生相关的程序、与阈值处理相关的程序、与逐次近似重建处理相关的程序、用于执行规定的图像产生·显示等的控制程序从存储部800读出并在自身所具有的存储器上展开，执行与各种处理相关的运算·处理等。
[0109] 当通过医用图像处理装置执行本实施方式中的X射线计算机断层摄影装置100的技术思想时，例如，在图10的结构图中，具有虚线1200内所包含的构成要素。
[0110] 虽然说明了本发明的几个实施方式,但这些实施方式是作为例子而提示的,并不意图限定本发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种方式进行实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种的省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或要旨中一样，包含于权利要求书记载的发明及其均等的范围中。
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