CN101169383B - X-射线断层摄影设备和伪影减少方法 - Google Patents
X-射线断层摄影设备和伪影减少方法 Download PDFInfo
- Publication number
- CN101169383B CN101169383B CN2007101817861A CN200710181786A CN101169383B CN 101169383 B CN101169383 B CN 101169383B CN 2007101817861 A CN2007101817861 A CN 2007101817861A CN 200710181786 A CN200710181786 A CN 200710181786A CN 101169383 B CN101169383 B CN 101169383B
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- shadow
- pseudo
- pixel
- tomographic image
- unit
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 68
- 238000003325 tomography Methods 0.000 title abstract description 7
- 230000008859 change Effects 0.000 claims abstract description 112
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 claims description 138
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 50
- 210000003050 axon Anatomy 0.000 claims description 34
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 3
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims description 2
- 238000012545 processing Methods 0.000 abstract description 18
- 230000009467 reduction Effects 0.000 abstract description 2
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 abstract 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 26
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 17
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 12
- 238000002601 radiography Methods 0.000 description 8
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 7
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 7
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 6
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 6
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 6
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 5
- 210000005166 vasculature Anatomy 0.000 description 5
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 4
- 210000004709 eyebrow Anatomy 0.000 description 4
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 4
- 208000034189 Sclerosis Diseases 0.000 description 3
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 3
- 238000013036 cure process Methods 0.000 description 3
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 3
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 3
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 3
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 3
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 2
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 2
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 2
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 2
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 2
- 239000006096 absorbing agent Substances 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 108700036934 congenital Sucrase-isomaltase deficiency Proteins 0.000 description 1
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 1
- 230000002708 enhancing effect Effects 0.000 description 1
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 1
- 230000014759 maintenance of location Effects 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 238000012856 packing Methods 0.000 description 1
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 1
- 230000001915 proofreading effect Effects 0.000 description 1
- 230000000717 retained effect Effects 0.000 description 1
- 238000002603 single-photon emission computed tomography Methods 0.000 description 1
- 238000010408 sweeping Methods 0.000 description 1
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/77—Retouching; Inpainting; Scratch removal
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
- G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
- G06T11/008—Specific post-processing after tomographic reconstruction, e.g. voxelisation, metal artifact correction
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/20—Image enhancement or restoration using local operators
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/027—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
- G01N2223/40—Imaging
- G01N2223/401—Imaging image processing
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2200/00—Indexing scheme for image data processing or generation, in general
- G06T2200/04—Indexing scheme for image data processing or generation, in general involving 3D image data
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/10—Image acquisition modality
- G06T2207/10072—Tomographic images
- G06T2207/10081—Computed x-ray tomography [CT]
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
- G06T2207/30004—Biomedical image processing
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
本发明提供一种减少伪影的X-射线断层摄影设备(10)。该X-射线断层摄影设备包括将X射线暴露于对象的扫描装置(103);CT值改变指定装置(25),其针对通过反投影投影数据获得的断层摄影图像的目标像素,指定体轴方向上CT值改变量;第一伪影确定单元(27-1),其确定在包含目标像素的外围确定像素区域中CT值改变量是否包含在预定范围内;第二伪影确定单元(27-2),其确定当通过第一伪影确定包含在预定范围内的像素数量为第一阈值或以上时,目标像素为伪影;以及伪影减少单元,当第二伪影确定单元判断目标像素为伪影时,执行图像处理以减少伪影。
Description
技术领域
本发明涉及一种X-射线断层摄影设备及其伪影减少方法,所述摄影设备在X-射线CT(计算机断层摄影)设备等上显示具有较少伪影影响的断层摄影图像,所述伪影为诸如锥形束伪影、风车伪影等。
背景技术
在多层X-射线计算机断层摄影(X-射线CT)设备中,层数现在增加到64或256。已经知晓各种锥形束图像重建算法,使用X-射线CT设备的螺旋扫描。然而,锥形束图像重建算法中普遍的一个问题是对象体轴方向(也称作z方向或层方向)上的采样间隔不足。这些算法违反Nyquist定理并且由于高频成分而在每个重建图像中引起旋转风车形的伪影。即,当探测器的分辨率对于结构不够的并且使得螺距在螺旋扫描中较大时,不能理想地执行插值计算并且因而在图像上发生风车形的伪影。
为了减少这种风车形伪影,在z方向上执行多点插值以减少目标信号的波动宽度,由此将风车形伪影投射成阴影。在日本未审专利公开号No.2003-325502,例如,在执行重建函数卷积处理之后,在z方向上执行插值处理由此尝试减少风车形伪影。
发明内容
然而,在z方向上执行多点插值以减少伪影的方法中,即使对其中未显现伪影的图像区域也实施插值,因而导致Z方向上分辨率下降,由此不能通过分辨率的进一步增加而获得清楚的断层摄影图像。
因而,本发明目的在于提供一种X-射线断层摄影设备,其确实提取伪影而不减少Z方向上的分辨率,由此以减少伪影,并且提供一种伪影减少方法。
在本发明中,仅针对来自三维反投影(back-projection)断层摄影图像中的每一个其中显现有伪影的图像区域,减少伪影。对于没有发生伪影的区域,使用三维反投影断层摄影图像本身,并且显示断层摄影图像。因而,对于不发生伪影的图像区域可以获得清楚的断层摄影图像,而无需在z方向上减少分辨率。
根据第一方面的X-射线断层摄影设备包括:扫描装置,用于在台架和平台中至少一个正沿着对象的体轴方向移动的同时将X射线暴露于对象,由此生成对象的投影数据;第一伪影确定单元,用于确定通过对投影数据进行反投影而获得的断层摄影图像中包含的每个像素作为伪影;第二伪影确定单元,用于以由第一伪影确定单元确定为伪影的像素作为目标,设置确定像素区域,该确定像素区域包含目标像素以及位于目标像素周围的区域,以及当在第一伪影确定单元处判断为可以产生伪影的像素的每个像素存在超过预定参考值时,再确定目标像素为伪影;以及伪影减少单元,对最终判断为伪影的每个像素实施用于减少伪影的图像处理。
在根据第一方面的X-射线断层摄影设备中,第一伪影确定单元首先确定伪影存在于断层摄影图像中包含的每个像素中。此外,第二伪影确定单元在由第一伪影确定单元判断为伪影的像素超出预定参考值或标准时,再确定该像素为伪影。因而,加倍确定断层摄影图像中每个像素是否为伪影。可以仅对这样判断为伪影发生之处的像素实现图像处理,以减少伪影。由于像素而不是伪影不经受插值处理,体轴方向的分辨率未降低。
根据第二方面的X-射线断层摄影设备包括伪影率计算装置,用于计算断层摄影图像中判断为伪影的每个像素所占据的比例,以及第三伪影确定单元,用于当比例大于预定阈值时再确定像素作为伪影。
根据第二方面的X-射线断层摄影设备,计算再确定作为伪影的目标像素在每幅断层摄影图像中占据的比率。即,存在断层摄影图像,其中根据比例未出现伪影。因而,即使当伪影再确定存在与图像中,也可以确定在小于整个断层摄影的预定比例的断层摄影图像中未发生伪影。因而,目标像素指定相应于伪影的像素,并且尽在其中显现有伪影的指定像素上可以实现图像处理以减少伪影。
在根据第三方面的X-射线断层摄影设备中,在反投影投影数据而获得的多个断层摄影图像中,第一伪影确定单元根据体轴方向上CT值中改变量而确定伪影。
体轴方向上CT值改变量通过实验等指定。确定是否CT值改变量包含在预定范围中,由此确定其中正显现伪影的每个像素。在根据第三方面的断层摄影结构中,确定是否CT值中改变量包括在预定范围中,由此确定其中正显现伪影的每个像素。
在根据第四方面的X-射线断层摄影设备,在伪影减少单元处用于减少伪影的图像处理是用加权因子乘以体轴方向上多个像素,并且增加乘法的结果并且减少相应断层摄影图像中每个目标像素的伪影。
在第三方面的结构中,体轴方向上多个像素区域乘以它们相应的加权因子,并且乘法结果叠加在一起,并且减少每个断层摄影图像的像素区域中显现的伪影。
在根据第五方面的X-射线断层摄影设备,伪影减少单元根据第四方面中体轴方向上多个像素区域的数量而改变加权因子。
在第三方面的结构中,根据体轴方向中多个像素区域中的数量,加权因子可以改变,相应于例如目标区域的邻域中一个层图像情况中的3以及其邻域中n个层图像的情况中的2n+1.
在根据第六方面的X-射线断层摄影设备,每个决定像素区域形成为四边形或者多边形。
在第六方面的结构中,根据断层摄影图像显示方法或者成像条件等,决定像素区域形状可以是四边形或多边形。
在根据第七方面的X-射线断层摄影设备,构成决定像素区域的像素数量根据每个断层摄影图像的放大显示和其缩小显示而改变。
在第七方面的结构中,屏幕上伪影的尺寸或其上区域的尺寸通过断层摄影图像的放大显示和缩小显示而改变。根据其改变决定像素区域的尺寸使得可以更精确地指定相应于伪影的每个像素。
在根据第八方面的X-射线断层摄影设备,可以使得第一伪影决定单元处的参考值可改变。
根据对象的成像条件或成像区域,伪影显现方式不同。如果,例如,采用几乎伪影不出现的区域,那么不发生任何问题,即使第一阈值放松到90%至85%。因而,如果考虑到出现在断层摄影图像中的伪影和体轴方向上的分辨率可以使得第一伪影确定单元的参考值可变化,那么可以获得操作者期望的断层摄影图像。
在根据第九方面的X-射线断层摄影设备,可以使得第二伪影确定单元的参考值可变化。
在第九方面,根据对象的成像条件或图像区域等,伪影出现方式可以不同。存储相应于伪影的每个像素并且将其尽可能投影成阴影。一方面,优选地在每个正常像素上不实施插值处理。因而,如果考虑到出现在断层摄影图像中的伪影和体轴方向上分辨率,使得第二伪影确定单元的参考值可变化,那么可以获得操作者期望的断层摄影图像。
根据本发明的X-射线断层摄影设备和伪影减少方法,可以可靠地指定其中显现伪影的每个像素,因为核实其中显现伪影的像素。仅对来自三维反投影断层摄影图像的每个其中显现有伪影的像素,减少伪影。可以显示这样的断层摄影图像,其中对于不发生伪影的区域,使用三维反投影断层摄影图像本身。
附图说明
图1是示出根据本实施例的X-射线CT设备10的结构的结构图。
图2是示出表示X-射线管10和多行X-射线探测器103的几何布置的图。
图3是示意性示出本发明的X-射线CT设备10的断层摄影图像成像操作的流程图。
图4是用于在确定反投影数据D3之前减少伪影的流程图。
图5是示出基于反投影数据D3(x,y,z)和其像素区域而示出断层摄影图像的像素的概念图。
图6是其中执行伪影减少处理之前的断层摄影图像D3(x,y,z)和经受伪影减少处理的断层摄影图像D31(x,y,z)显示在显示器60上范例。
图7是示出指数的函数的图。
图8(a)是示出风车伪影的图,图8(b)是图8(a)的框架围绕的区域的放大图,而图8(c)是示出CT值改变量的图形。
图9(a)是示出血管延伸方向突然改变的血管部分HB-B的图,而图9(b)是示出CT值改变量的图。
图10(a)是示出延伸到XY平面的血管部分HB-B的图,而图10(b)是示出CT值改变量的图。
图11是用于核实其中存在伪影的目标像素的流程图。
图12是示出经受伪影减少处理之前、对象头部的断层摄影图像和重建区域P的图。
图13是示出用于在检查伪影率之后执行伪影减少处理的流程图的图。
图14是在体轴方向上从对象HB的胸部到其头部的横截面视图和伪影率。
具体实施方式
<X-射线断层摄影设备的结构>
图1是示出根据本实施例的X-射线计算机断层摄影设备(X-射线CT设备)10的结构的框图。X-射线断层摄影设备10装配有台架100和平台109,用于将对象HB插入到台架100的成像区域中。平台109在对应于对象HB的体轴方向的Z方向上移动。台架100具有旋转环102,并且包括用于将锥形束形式的X-射线束XR暴露到旋转环102的X-射线管101,以及布置成与X-射线管101相对的多行X-射线探测器103。多行X-射线探测器103探测透射通过对象HB的X射线。
多行X-射线探测器103包括闪烁体和光电二极管。通常称作DAS(数据采集系统)的数据采集电路104连接到多行X-射线探测器103。对于数据采集电路104中每个通道,提供了用于将多行X-射线探测器103的每个通道的电流信号转换成电压的I-V转换器、用于与X-射线辐射循环或周期同步地周期性积分电压信号的积分器、用于放大从积分器输出的信号的前置放大器以及用于将从前置放大器中输出的信号转换成数字信号的模数转换器。从数据采集电路104发送的数字信号通过数据传输设备105发送到图像处理器20。
用于将电压提供到X-射线的高压发生器51提供在操作控制台侧。该高压发生器51周期性地产生高电压并且将高电压通过滑环113提供到X-射线管101。
操作控制台侧的扫描控制器53执行多种扫描形式,诸如轴扫描、螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描。轴扫描是一种扫描方法,其在每次在Z-轴方向上移动平台109预定螺距时,旋转x-射线管101和多行X-射线探测器103,由此获得或采集投影数据。螺旋扫描是一种扫描方法,用于在X-射线管101和多行X-射线探测器103正旋转的状态下以预定速度移动平台109,由此以采集原始数据。可变螺距螺旋扫描是一种扫描方法,用于以相似于螺旋扫描的方式在由旋转机构111正旋转X-射线管101和多行X-射线探测器103的同时,改变平台109的速度,由此以采集原始数据。扫描控制器53与高压发生器51同步驱动旋转机构111,并且执行对扫描(诸如由数据采集电路104周期性采集原始数据等)的控制。
输入设备55包括键盘或鼠标,其从操作者接收输入。存储设备59在其中存储程序、X-射线探测器数据、投影数据和X-射线断层摄影图像。图像处理器20对从数据采集电路104发送的投影数据实现预处理、图像重建处理、后处理等。显示器60显示操作屏幕并且显示经图像重建的断层摄影图像。
<图像处理器的结构>
图像处理器20包括预处理器21、束硬化处理器23、三维反投影处理器24、伪影减少单元25、伪影确定器27(第一确定单元27-1、第二确定单元27-2和第三确定单元27-3)以及伪影比例计算器29.
预处理器21为数据采集电路104采集的原始数据,校正通道-通道灵敏性不均匀性,并且执行诸如X-射线剂量校正的预处理,用于矫正由于X-射线强吸收体(主要是金属部分)造成的信号强度的极度减少和信号遗漏。附带地,本实施例中,用预处理处理的数据称作投影数据。
束硬化处理器23对投影数据的束硬化进行校正处理。束硬化是这样一种现象,即使在相同的材料的情况下,X射线的吸收由于透射厚度而改变,由此每个CT图像上的CT值(亮度)改变。尤其,这意味着透射过对象的辐射的能量分布偏向高能量侧。因而,束硬化在投影数据的切片方向以及其通道方向上进行校正。
三维反投影处理器24接收由预处理器21预处理的投影数据并基于投影数据重建图像。投影数据受到快速傅立叶变换(FFT),用于将其转换到频域,并且在经受反傅立叶变换之后与重建函数Kernel(j)进行卷积。三维反投影处理器24对经受了重建函数Kernel(j)的卷积处理的投影数据执行三维反投影处理,以确定对象HB的每个体轴方向(Z方向)的断层摄影图像(xy平面)。三维反投影处理器24允许存储设备59存储断层摄影图像。
伪影减少单元25在三维反投影之后从存储设备59读取断层摄影图像,并且对其执行伪影减少处理。伪影减少单元25允许存储设备59存储伪影减少的断层摄影图像,并且使得显示器60显示该图像。
伪影确定器27具有第一确定单元27-1、第二确定单元27-2和第三确定单元27-3。第一确定单元27-1根据每幅断层摄影图像的像素的CT值的改变量评估伪影的发生。第二确定单元27-2使用包括像素的确定矩阵,再确定评估为显现了伪影的相应像素。此外,第三确定单元27-3确定伪影在每幅断层摄影图像中或者位于断层摄影图像中的对象HB中所占的比例,并且核实伪影的存在。由于体轴方向上的图像分辨率随着执行伪影减少处理而下降,所以如果伪影是可忽略的微弱伪影,则可以不执行伪影减少处理。因此,伪影确定器27具有多个确定单元。这些确定单元根据成像条件或环境等具有多个判断标准。
伪影比例计算器29计算其中显现了伪影的像素在断层图像或者断层摄影图像中的对象HB中占多少比例。
图2(a)和2(b)是示出X-射线管101和多行X-射线探测器103的几何布置的图。图2(a)是示出从xy平面所观察的X-射线管101和多行X-射线探测器103的几何布置的图,而图2(b)是示出从yz平面所观察的X-射线管101和多行X-射线探测器103的几何布置的图。X-射线管101的阳极产生称作锥形束的X-射线束XR。当锥形束的中心轴的方向平行y方向时,假设视角为0°。多行X-射线探测器103具有对应于z-轴方向(切片方向)上J行的X-射线探测器行,例如256行。每个X-射线探测器行具有对应于在通道方向上观察的I个通道的X-射线探测器通道,例如1024个通道。在图2(a)中,从X-射线管101的X-射线焦点发射的X-射线束XR的较多X-射线,通过束形成X-射线滤波器121施加到图像重建区域P的中心,然而X-射线束XR中的较少X射线施加到图像重建区域P周围的部分。因而,在对X-射线剂量进行空间控制之后,X射线吸收入存在于图像重建区域P中的对象HB中,并且透射的X射线由多行X-射线探测器103采集作为原始数据。
在图2(b)中,从X-射线管101的阳极发射的X-射线束XR在断层摄影图像的切片厚度方向上受到X-射线准直仪123的控制,并且因而X射线吸收入存在于旋转中心轴IC附近的对象HB中,并且穿透的X射线由多行X-射线探测器103采集作为原始数据。在X-射线已经施加到对象HB上之后,由多行X-射线探测器103采集的每个原始数据由数据采集电路104进行A/D转换如从多行探测器103所观察的,随后经由数据传输设备105输入到图像处理器20中。输入到图像处理器20的原始数据由图像处理器20根据存储设备59的相应程序进行处理并且图像重建成断层摄影图像,其随后显示在显示器60上。附带地,虽然本实施例中已经应用了多行X-射线探测器103,也可以应用由平板X-射线探测器代表的矩阵结构的二维X-射线面探测器。
<用于断层摄影成像的操作流程>
图3是示出本发明的X-射线CT设备10的断层摄影图像成像操作的要点的流程图。
在步骤S11,执行螺旋扫描,当平台109线性移动时,围绕对象HB旋转X-射线管101和多行X-射线探测器103,并且从多行X-射线探测器103中采集数据。z方向位置Ztable(view)添加到以视角view、探测器行号j以及通道号i表达的原始数据D(view,j,i)(其中j=1至ROW,而i=1至CH),并且在恒速范围中执行数据采集。
在步骤S12,原始数据D0(view,j,i)受到预处理并且转换成投影数据。执行偏移量校正、对数转换、X-射线剂量校正和灵敏度校正。
在步骤S13,对经预处理的投影数据D01(view,j,i)实施束硬化校正,并且转换成经过束硬化校正的投影数据D1。步骤S13处的束硬化校正可以通过例如多项式乘法计算执行。由于这时从多行X-射线探测器103的切片方向上观察,可以每j行执行独立束硬化校正,因此如果X-射线管电压根据成像条件不同,则可以校正布置在每行的探测器之间的X-射线能量特性的差别。
在步骤S14,对经过束硬化校正的投影数据D1实施用于暴露切片方向(z方向)上的滤波器的Z-滤波卷积处理,并且投影数据D1转换成经过滤波卷积处理的投影数据D11。即,在每个视角和每个数据采集系统处,对多行X-射线探测器103的投影数据实施z-滤波器卷积处理。当行方向滤波器系数对于每个通道进行改变,可以根据与图像重建中心的距离而控制切片厚度。
在步骤S15,将重建函数Kernel(j)与经过滤波卷积处理的投影数据D11进行卷积处理。即,执行用于将经滤波卷积处理的投影数据D11转换成频域的快速傅立叶变换(FFT),并且对投影数据D11重建函数Kernel(j)卷积处理。然后,执行傅立叶逆变换以将其转换成经过重建函数卷积处理的投影数据D2(view,j,i)。由于可以实施重建函数Kernel(j)和在多行X-射线探测器103的每j行互相独立的重建函数的卷积处理,可以校正每行的噪声特性之间和分辨率特性之间的差别。
在步骤S16,对经受重建函数卷积处理的投影数据D2(view,j,i)实施三维反投影处理,以确定反投影数据D3(x,y,z)。将待图像重建的图像在例如垂直于z轴的xy平面的平面上进行三维图像重建。假设下列重建区域P平行于xy平面。
在步骤S17,伪影减少单元25基于CT值的体轴方向(z方向)上CT值改变量,从反投影数据D3(x,y,z)中检测其中显现伪影的每个像素。如稍后将描述的,其中显现有伪影的像素包含在预定范围的CT值的改变量中。因而,如果获取预定范围中CT值的改变量,则评估伪影存在。
在步骤S18,伪影确定器27和伪影比例计算器29对评估了其中存在伪影的每个像素,执行确定处理以进一步确保其评估。
在步骤S19,伪影减少单元25仅对检测得的其中显现有伪影的图像区域实施滤波处理。至于其中未显现伪影的图像区域,使用反投影数据D3(x,y,z)本身作为断层摄影图像D31(x,y,z)。因而,保持了体轴方向上的分辨率,从而可以获得更清楚的断层摄影图像。
<用于伪影处理的操作流程>
图4是用于在确定反投影数据D3(x,y,z)之后执行伪影减少的流程图,并且是详细示出图3中所示流程的步骤S17至S19的流程图。图5是示出基于反投影数据D3(x,y,z)的断层摄影图像的像素的概念图。附带地,通过本流程图可以减少风车伪影或锥形束伪影。
在图4(a)中,在步骤S171指定操作者希望确认的对象HB的z位置。伪影减少单元25确定待处理的每个像素p(x,y,z)。例如,如果假设平行于xy平面的512×512像素的正方形区域为图5(a)中所示的重建区域P,那么x的范围从1至512,并且y的范围也从1至512。
在步骤S172,伪影减少单元25测量待处理的每个像素p(x,y,z)的从z方向观察的CT值的改变。例如,假设重建区域P中待处理的像素p(x1,y1,z1)的邻域中z方向上CT值的改变如下。
p(x1,y1,z-1)=10HU(Hounsfield单位)
p(x1,y1,z)=30HU
p(x1,y1,z+1)=50HU
从这中可以理解,从体轴方向上观察,在p(x1,y1,z)邻域最小CT值和最大CT值之间差别中,存在40HU的改变量。
在此,图5(a)示出了p(x1,y1,z1)邻域中z-方向像素。下面将基于每个像素改变的假设,说明VT值的改变。然而,可以采用其中一个特定像素周围的多个像素组合在一起的像素区域(X1,Y1,Z1)中平均CT值,或者可以使用最高CT值或最低CT值。由多个像素组成的像素区域移动,针对每个特定像素移动。虽然如上测量待处理的像素p(x1,y1,z1)的邻域中一个切片的CT值的改变量,但是也可以测量其邻域中n个切片的CT值改变量。
其次,在步骤S181,伪影确定器27(第一确定单元27-1)确定一指数(index)。该指数可以由下列函数确定。在下列等式中,测量待处理的像素p(x,y,z)的邻域中n个切片的CT值的改变,并且根据这些改变确定预期的指数。
指数=f(p(x,y,z-n),p(x,y,z-n+1)......p(x,y,z)......p(x,y,z+n))
这意味着,对于其中正显现伪影的像素,指数设置成减少伪影,然而对于其中未显现伪影的像素,指数设置成照现在的样子利用待处理的像素p(x,y,z)。使用图7将说明确定指数的函数。
假设如前述范例中给出CT值改变为p(x1,y1,z-1)=10HU,p(x1,y1,z)=30HU以及p(x1,y1,z+1)=50HU,达到指数=1。
在步骤S182,伪影确定器27(第二确定单元27-2)对其中已经评估存在伪影的每个像素执行确定处理,以进一步确保其评估。伪影确定器27确定其中存在伪影的像素(指数>0)是否数量上较大,甚至在目标像素周围的多个像素区域处。这是因为仅一个目标像素中伪影的发生率较低。稍后将在图8至图11中说明本第二确定单元27-2。
在步骤S183,伪影比例计算器29计算已经评估伪影存在的像素(指数>0)在所有512×512个像素中占据的比例,其中每幅断层摄影图像以512×512像素的正方形表示。这是因为存在这样的可能性,即如果比例极端地低,其断层摄影图像中将不存在伪影。伪影确定器27(第三确定单元27-3)基于伪影比例计算器29计算得的比例而确定是否正显现伪影。稍后将参考图12至14将描述其细节。附带地,并非必须执行步骤S183。这是因为在步骤S182基本上可以掌握其中存在伪影的每个像素。因而,如虚线所示,在完成步骤S182之后,伪影处理可以跳过步骤S183以进行到步骤S191。
接下来,在步骤S191,伪影减少单元25,基于指数值对待处理的像素p(x,y,z)进行图像处理,以确定其处理之后的像素p’(x,y,z)。例如,在下列等式1中表达像素p’:
[等式1]
其中g(i,index)是基于指数在z方向第i个切片的加权因子。例如,如下设置待处理的像素p(x1,y1,z1)的邻域中每个切片的加权因子。
假设当指数=1时,应用于或指定给p(x1,y1,z-1)的加权因子g为g=0.33,指定给p(x1,y1,z)的加权因子g为g=0.33,并且指定给p(x1,y1,z+1)的加权因子g为g=0.33。即,其中正显现伪影的每个像素校正成其邻域中切片图像被平均的像素。如果获取n幅切片图像,那么可以使用值g=1/(2n+1)。
假设指数=0.5时,应用于或指定给p(x1,y1,z-1)的加权因子g为g=0.2,指定给p(x1,y1,z)的加权因子g为g=0.6,并且指定给p(x1,y1,z+1)的加权因子g为g=0.2。待处理的像素p(x,y,z)的影响强烈地保留在其中发生弱伪影的每个像素中,但是其像素邻域中切片图像也稍微地添加到其上。
假设当指数=0时,应用于或指定给p(x1,y1,z-1)的加权因子g为g=0,指定给p(x1,y1,z)的加权因子g为g=1,并且指定给p(x1,y1,z+1)的加权因子g为g=0。待处理的像素p(x,y,z)设置为没有伪影的每个像素,从而按原样对其进行使用。
附带地,基于从实验等中获得的信息,可以将加权因子g(i,index)存储在查找表等中,或者存储作为预定函数。
在步骤S192,基于伪影减少或减少处理之后的p’(x,y,z),获得断层摄影图像D31(x,y,z).然后,其显示在显示器60上。
图6是其中在显示器60上显示在执行本实施例的伪影减少处理之前的断层摄影图像D3(x,y,z)和经伪影减少处理的断层摄影图像D31(x,y,z)的例子。在断层摄影图像D3(x,y,z)上强烈显示有风车伪影和锥形束伪影。然而,在右侧图中示出的断层摄影图像D31(x,y,z)的情况中,减少了风车伪影和锥形束伪影的影响。在右侧图中示出的断层摄影图像D31(x,y,z)中,不具有伪影的像素区域变成与左侧图中所示的断层摄影图像D3(x,y,z)相同的图像,并且保持相同的分辨率。
图4(b)中所示的流程图是未使用在图4(a)的步骤S181中描述的指数函数(参考图7)或指数的流程图。
在图4(b)中所示的流程图中,在步骤S172,在为待处理的每个像素p(x,y,z)测量了z方向上观察的CT值的改变量之后,在步骤S181确定是否CT值的改变量落入预定范围中。例如,该预定范围从3HU至300HU。接下来在步骤S182’确定是否即使在目标像素周围的多个像素区域,CT值改变量落入预定范围中。当每个断层摄影图像表达成512×512像素的正方形,甚至在步骤S183’计算CT值改变量落入预定范围中的像素在所有像素中的比率或比例。在步骤S191’还基于CT值的改变量确定加权因子gv,而不然后确定指数。
在步骤S191’,基于指数值对待处理的像素p(x,y,z)进行图像处理,以在其处理之后确定像素p’(x,y,z)。像素p’(x,y,z)表达在下列公式2中,例如:
[公式2]
其中gv(i,CTv)是基于CT值改变量在z方向上第i个切片的加权因子。例如,如下设置待处理的像素p(x1,y1,z1)的邻域中每个切片的加权因子。
假设当CT值改变量为40HU时,应用于或指定给p(x1,y1,z-1)的加权因子gv为gv=0.33,指定给p(x1,y1,z)的加权因子gv为gv=0.33,并且指定给p(x1,y1,z+1)的加权因子gv为gv=0.33。
假设当CT值改变量为120HU时,应用于或指定给p(x1,y1,z-1)的加权因子gv为gv=0.2,指定给p(x1,y1,z)的加权因子gv为gv=0.6,并且指定给p(x1,y1,z+1)的加权因子gv为gv=0.2。
假设当CT值改变量为200HU时,应用于或指定给p(x1,y1,z-1)的加权因子gv为gv=0,指定给p(x1,y1,z)的加权因子gv为gv=1.0,并且指定给p(x1,y1,z+1)的加权因子gv为gv=0。
因而,加权因子gv可以根据CT值改变量直接确定。直接确定加权因子gv的方法需要确定CT值每个改变量的大量加权因子gv。因而,根据CT值改变量将存储在查找表等中的量增加,对加权因子gv的设置变得复杂。
<指数函数的范例>
图7的范例示出用于确定在图4(a)的步骤S181或步骤S191处使用的每个指数的指数函数。
图7(a)的指数函数是这样的函数,其中如果CT值改变量范围是X1至X3,那么指数线性地从0改变至1,而如果CT值改变量范围是X3至X2,那么指数线性地从1改变至0。假设,例如,X1是10HU,X3是90HU,X2是170HU。当对于待处理的给定图像,p(x1,y1,z-1)=10HU,p(x1,y1,z)=30HU,而p(x1,y1,z+1)=50HU时,CT值改变量为40HU。在这种情况下,在图7(a)中所示的指数函数中确定指数=0.5。
根据成像条件,设置X1、X2和X 3从3HU至300HU至10UH至200HU。当它们是200HU或以上时,这意味着部分或区域已经从软组织改变到骨,反之亦然。如果它们是10HU或以下,那么这意味着软组织在多个切片方向上连续或者骨在多个切片方向上连续。另一方面,根据3HU至300HU的CT值改变量或者10HU至200HU的CT值改变量,严格评估正显现风车伪影或锥形束伪影。附带地,伪影确定器27(第一确定单元27-1)可以根据摄影术的分辨率、中切片厚度或平台速度等适当地改变CT值改变量的设置。如果作为各种实验的结果,体轴方向上CT值改变量的范围是从3HU至300HU,那么可以评估正显现伪影。
图7(b)的指数函数是这样的函数,其中如果CT值改变量范围是从X1至X3,那么指数线性地从0变至1,如果CT值改变量范围是从X3至X4,那么指数保持为1,并且如果CT值的改变量范围是从X4至X2,那么指数线性地从1变至0。假设,例如,X1是10HU,X3是40HU,X4是160HU,X2是190HU。根据指数函数,第一确定单元27-1确定,如果CT值改变量范围是从40HU至160HU,那么显现伪影。
图7(c)的指数函数是这样的函数,其中如果CT值改变量落在X1和X3之间,那么指数改变成从0至1的曲线形式,并且如果CT值改变量落在X3和X2之间,那么指数改变成从1至0的曲线形式。
另一方面,至于图7(d)的指数函数,如果CT值改变量落在X1和X2之间,那么指数为1并且其它时候为0。因而,如果CT值改变量为X1或以下或者CT值改变量为X2或以上,那么着意味着按原样使用待处理的图像作为断层摄影图像。
虽然如上在图7中示出(a)至(d)指数函数,并非必须使用一个函数。可以根据z方向上位置而改变指数函数。例如,可以在头部区域使用指数函数(a),在颈部区域可以使用指数函数(c),而在腿部区域可以使用指数函数(d)。甚至在图4(b)所示的流程图的情况下,可以根据z-方向位置类似地设置加权因子gv。
<核实其中存在伪影的像素>
如果如上所述每个目标像素的CT值改变量范围是从3HU至300HU,那么存在将其目标像素认作伪影的高度可能性。然而,当其中存在在血管延伸的方向和造影剂对比下不充分的血管部分和充分的血管部分时,由于其他成像条件中的区域改变,目标像素的CT值改变量落入预定范围中。因而,使用伪影确定器27(第二确定单元27-2)确定是否目标像素为伪影。
图8至10示出了核实是否每个目标像素对应于伪影的图,使用包括位于第n页断层摄影图像的目标像素(x,y)周围的像素的确定矩阵MA-S或确定矩阵MA-T。
图8(a)是示出风车伪影的图,图8(b)是以放大形式示出被图8(a)的框架b包围的区域,而图8(c)是示出第n-1、n和n+1页断层摄影图像的每一页中的两个像素的CT值改变量的图。
如图8(a)中所示,风车伪影是由白色和黑色像素构成的羽状图像。在图8(b)中,确定矩阵MA-S的大小或尺寸由7×7=49个像素组成。当确定矩阵MA-S的中心目标像素p(x,y)是白色像素,CT值改变量在的预定范围中,如图8(c)所示。另一方面,确定矩阵MA-S中每个外周像素(x+i,y+j)的CT值改变量落入预定范围中。即,大多数像素的CT值改变量落入预定范围中,即,3HU至300HU。在图7的每个指数中,像素为指数=1。在这种情况下,第二确定单元27-2确定,当确定矩阵MA-S中每个像素为第一阈值SU或以上并且CT值改变量落入预定范围中时,目标像素p(x,y)为伪影。例如,伪影确定器27设置第一阈值例如为45个像素或以上,即,确定矩阵MA-S中49个像素的90%或以上。附带地,考虑到有疑问的伪影出现形式,适当地确定该判断标准。
图9(a)是示出在血管延伸方向上血管HB-B突然改变的图,而图9(b)是示出第n-1、n和n+1页断层摄影图像的每一页的两个像素的CT值改变量的图。在图9(a)中,确定矩阵MA-T的尺寸或大小由25个像素构成。确定矩阵MA的形状可以是除了四边形之外的多边形,并且也可以匹配于成像区域而改变。
虽然图9(a)中所示的已造影血管HB-B在体轴方向(z方向)上延伸,血管突然在不同的方向上弯曲,而不在z方向上笔直延伸。已造影的血管HB-B的体轴方向上CT值改变量落入预定范围中,即,图9(b)中所示的3HU至300HU。包括图9(a)中所示的目标像素p(x,y)的六个像素的CT值改变量落入预定范围中。即,在图4的步骤S181,目标像素p(x,y)确定为指数>0,并且评估为伪影。在除了已造影血管HB-B的软组织中,CT值改变量为例如大约2HU,并且未落入预定范围中。因而,25个像素构成的确定矩阵MA-T的六个像素,即百分之24评估为看作伪影。在这种情况下,第二确定单元27-2确定目标像素p(x,y)不作为伪影,因为确定矩阵MA-T中每个像素的第一阈值SU或以上不评估为伪影。
图10(a)是示出在XY平面上延伸的血管HB-B的图,而图10(b)是示出第n-1、n和n+1页断层摄影图像的每一页中两个像素的CT值改变量的图。在图10(a)中,确定矩阵MA-S的尺寸由49个像素构成。
图10(b)示出了其中图10(a)中所示的已造影的血管HB-B未充分造影并且仅造影血管部分的情况。因而,已造影血管HB-B的体轴方向上CT值改变量落入预定范围中,即如图10(b)中所示的3HU至300HU。因而,包含图10(a)中所示的目标像素p(x,y)的约14像素的CT值改变量落入预定范围中。在除了已造影血管HB-B之外的软组织中,CT值改变量例如是大约2HU,并且未落入预定范围中。因而,49个像素构成的确定矩阵MA-S的这十四个像素,即百分之29评估为伪影。在这种情况下,第二确定单元27-2确定目标像素p(x,y)不是伪影,因为确定矩阵MA-S中每个像素的第一阈值SU或以上不评估为伪影。
伪影确定器27(第二确定单元27-2)可以在断层摄影图像的放大或缩小表示之后,设置确定矩阵MA-S的尺寸为11*11的确定矩阵,或者将其设置为3*3的确定矩阵。第一阈值SU可以根据成像条件改变至百分之80至95。
图11是用于核实伪影存在目标像素的流程图和详细示出图4的步骤S182或S182’的流程图。
在步骤S821,指定用于目标像素p的确定矩阵MT的尺寸。操作者可以使用输入设备55对其进行设置。作为选择,25个像素构成的确定矩阵MT自动设置为默认。
在步骤S822,伪影确定器27(第二确定单元27-2)读取在图4的步骤S172测得的确定矩阵MT中所有像素的CT值改变量。虽然在图8至10中示出体轴方向上的三页断层摄影图像,但是如果拍摄了2n+1页断层摄影图像,则可以使用任何页的断层摄影图像。
在步骤S823,确定是否确定矩阵MT中CT值改变量落入预定范围中的每个像素,即,评估为伪影的每个像素是第一阈值SU或以上。
当评估为伪影的像素作为第一阈值SU或以上存在时,伪影确定器27行进到步骤S824。第二确定单元27-2确定目标像素p为伪影。当评估为伪影的像素是第一阈值SU或以下时,伪影确定器行进到步骤S825,在图4的步骤S181中评估目标像素p为伪影被推翻,并且目标像素确定为不对应于伪影的像素。
虽然目标像素p的CT值改变量取决于区域碰巧落入预定范围中,但目标像素p未认为是伪影,除非多数确定矩阵MT判断为伪影。
<指定其中存在伪影的断层摄影图像>
在下列实施例中,提供了由伪影确定器27(第三确定单元27-3)进一步增强指定其中显现有伪影的区域的技术或方法。
图12是示出对象头部和重建区域p在经受伪影减少处理之前的断层摄影图像。在图12(A1)中所示的上阶段断层摄影图像D3-A中存在许多风车伪影,并且风车伪影几乎未保留于图12(B1)中所示的下阶段断层摄影图像D3-B中。图12中所示的重建区域P是512×512像素的正方形区域,其平行于xy平面。作为确定关于断层摄影图像D3-A和断层摄影图像D3-B的指数,填充入指数>0的像素。在图12(A2)中所示的重建区域P中,通过用指数>0的像素的数量除以像素的整个数量而获得的伪影比例是0.12。在图12(B2)中所示的重建区域P中,通过用指数>0的像素的数量除以像素的整个数量而获得的伪影比例是0.30。该计算由图1中所示的伪影比例计算器29执行。
当对指数>0的每个像素实施等式(1)或(2)的处理,而不考虑到断层摄影图像D3-B中几乎不存在风车伪影的事实时,z方向上的分辨率下降。因而,伪影比例计算器29核查伪影比例,其相应于这样的一个比例,该比例表示评估为指数>0(即已经显现伪影)的像素在重建区域P的整个像素中占据多少比例。当伪影比例大于预定第二阈值SH,伪影确定器27(第三确定单元27-3)对断层摄影图像D3实施等式(1)或(2)的处理。即,第三确定单元27-3对识别为显现伪影进行更严格地确定。
图13示出了在伪影比例检查之后执行伪影减少处理的流程。图13中所示的流程图是详细示出图4的步骤S183和S183’的流程。
在步骤S831,伪影比例计算器29计算伪影比例。至于伪影比例,计算指数>0的像素在所有像素(512×512)中的比例。由于在步骤S183’未使用指数,计算CT值改变量落入预定范围中的比例。
附带地,指定对象HB的区域代替所有像素,并且可以在该区域中像素数量中计算指数>0的像素之间的比例。代替指数>0的像素之间的比例,可以计算指数=1、指数>0.7或指数>0.5的点或地点(spot)之间的比例。作为伪影比例,下列描述将所有像素(512×512)的指数>0的像素之间的比例。
在步骤S832,第三确定单元27-3确定是否伪影比例大于第二阈值SH。例如,使用伪影比例=0.07作为第二阈值SH。如果目标断层摄影图像D3的伪影比例大于第二阈值SH,那么第三确定单元行进到步骤S833。如果该伪影比例小于第二阈值SH,那么第三确定单元行进到步骤S834。
在步骤S833,第三确定单元27-3确定断层摄影图像n包含伪影。因而,断层摄影图像n中判断为伪影的每个像素行进到图4的步骤S191,并且基于相应指数值图像处理待处理的像素p(x,y,z),以确定其处理之后的像素p’(x,y,z)。
另一方面,在步骤S834,第三确定单元27-3确定包含在目标断层摄影图像n中的所有像素未作为伪影。这是因为虽然有可能指数>0的像素将导致重建区域P的伪影,认为这些伪影不显眼,由于指数>01的像素在整个重建区域P中数量较低,并且这种会降低体轴方向上分辨率的图像处理并非所需。
图14是在其上阶段从对象HB的胸部到其头部的体轴方向的横截面视图,并且是示出下阶段伪影比例和布置在体轴方向上断层摄影图像n的数量之间的关系的图。
着眼于伪影和体轴方向之间的关系,胸部到头部的眼睛或眉毛周围(由图14中的白色虚线指示)的伪影比例范围大约为从0.9至2.2。在执行本实施例的伪影减少处理之前的断层摄影图像D3(x,y,z)中,眼睛或眉毛周围和头顶部之间的伪影比例范围大约是从0.3至0.5。如从图14中可理解的,诸如骨的结构的形状变得越复杂,伪影越容易发生。相反,当头顶附近的骨等的形状比较简单时,伪影难以发生。在图14中,伪影比例=0.07定义为阈值。因而,根据图13的流程图,在胸部附近到头部的眼睛或眉毛附近,对断层摄影图像D3实施等式1等的图像处理。另一方面,即使指数>0的像素存在,也不在眼睛或眉毛附近与头顶部之间的断层摄影图像D3的部分上实施等式1等的图像处理。
附带地,根据本实施例的图像重建方法可以是基于迄今已知的Feldkamp方法的三维图像重建方法。此外,可以采用另一三维图像重建方法。作为选择,可以采用二维图像重建方法。确定为每个区域的图像质量根据诊断应用、操作者偏好等改变,并且以各种形式存在。因而,操作者可以预先设定最适于每个区域的成像条件设置。
虽然使用待处理的像素p(x1,y1,z1)的邻域中一个切片或多个切片的最大和最小CT值之间的差别,说明了CT值改变量,但也可以使用CT值的平均改变量进行处理,该平均改变量通过用最大CT值和最小CT值之间的差除以切片数量获得。
虽然本实施例已经示出其中判断再布置中(in-relocation)的范例,尽管伪影可以根据多幅断层摄影图像之间的体轴方向上CT值改变量而产生,也可以使用另一方法确定。
在本实施例的伪影确定器(第二确定单元27-2)中使用的第一阈值SU和在第三确定单元27-3中采用的第二阈值SH并不局限于本实施例中采用的那些。它们可以考虑到有疑问的伪影出现形式等而合适地进行改变。
在本实施例中,在第二确定单元27-2确定处理之后,对由伪影确定器判断为伪影的每个像素实施第三确定单元27-3的判断处理已经。然而,第二确定单元27-2的判断处理可以对第三确定单元27-3判断为伪影的每个像素实施。
特别地,本实施例不局限于特定扫描形式。即,即使在轴扫描、摄影扫描、螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描和螺旋往返扫描的情况下,也可以实现相似的效果。本实施例不局限于台架100的倾斜或梯度。即,即使在台架100倾斜的所谓倾斜扫描的情况下,也可以实现相似的效果。本实施例甚至可以应用于心脏图像重建,其与生物信号、尤其是心脏信号同步图像重建每幅图像。
虽然基于医学X-射线CT设备10已经描述了本实施例,甚至可以用于与工业X-射线CT设备或其他设备一同利用的X-射线CT-PET设备,与其一同利用的X-射线CT-SPECT设备等。
附图清单
图1
21:预处理器
23:束硬化处理器
24:三维反投影处理器
25:伪影减少单元
27:伪影确定器
27-1:第一确定单元
27-2:第二确定单元
27-3:第三确定单元
29:伪影比例计算器
51:高压发生器
53:扫描控制器
59:存储设备
103:探测器
105:数据传输设备
111:旋转机构
113:滑环
图2
(a)通道方向
(b)切片方向
图3
开始
S11:采集数据
S12:预处理
S13:校正束硬化
S14:执行Z-滤波卷积处理
S15:执行重建函数卷积处理
S16:执行三维反投影处理
S17:指定目标像素的体轴方向上的CT值
S18:确定是否存在伪影
S19:执行伪影减少处理
结束
图4
(a)
开始伪影处理
S171:确定待处理的目标像素p(x,y,z)
S172:测量p(x,y,z-1)、p(x,y,z)和p(x,y,z+1)的CT值改变量
S181:根据CT值改变而计算指数值指数>0?
S182:目标像素周围的确定像素也指数>0?
S183:指数>0的占据比例在断层摄影图像或有效对象的像素区域中大?
S191:根据指数值图像处理待处理的目标像素p(x,y,z)
S192:在图像处理之后显示断层摄影图像
结束
(b)
开始伪影处理
S171:确定待处理的目标像素p(x,y,z)
S172:测量p(x,y,z-1)、p(x,y,z)和p(x,y,z+1)的CT值改变量
S181’:CT改变量在预定范围中?
S182’:即使待处理的像素周围的确定像素,CT改变量在预定范围中?
S183’:CT改变量在预定范围中的像素所占比例在断层摄影图像或有效对象的像素区域中大?
S191’:根据CT值改变量而图像处理待处理的目标像素p(x,y,z)
S192:在图像处理之后显示断层摄影图像
结束
图7
CT值改变量,CT值改变量,CT值改变量,CT值改变量
图8
CT值
改变CT(x,y)
改变CT(x+i,y+j)
图9
CT值
改变CT(x,y)
改变CT(x+i,y+j)
图10
CT值
改变CT(x,y)
改变CT(x+i,y+j)
图11
核实其中存在伪影的像素
S821:指定目标像素p(x,y,z)的确定矩阵MT
S822:从p(x-i,y-j,z-1)、p(x-i,y-j,z)、p(x-i,y-j,z+1)......p(x,y,z-1)、p(x,y,z)、p(x,y,z+1)......p(x+i,y+j,z-1)、p(x+i,y+j,z)、p(x+i,y+j,z+1)中读取CT值改变量
S823:确定矩阵MT中CT值改变量落入预定范围中的像素(指数>0)是第一阈值SU或以上?
S824:确定目标像素p(x,y,z)为伪影
S825:确定目标像素p(x,y,z)不为伪影
至图4的S183或S191
图12
伪影比例
伪影比例
图13
指定其中存在伪影的断层摄影图像
S831:计算在所有像素或有效对象的像素区域中估计将是伪影的像素(指数=1的像素)的比例(伪影比例)
S832:伪影比例>第二阈值SH
S833:确定断层摄影图像n包括伪影
S834:确定断层摄影图像n不包括伪影
至图4的S191
Claims (11)
1.一种X-射线断层摄影设备(10),包括:
扫描装置(103),用于在台架(100)和平台(109)中至少一个正沿着对象(HB)的体轴方向移动的同时将X射线暴露于对象,由此生成对象(HB)的投影数据;
第一伪影确定单元(27-1),被配置为用于根据通过对投影数据进行反射投影而获得的断层摄影图像中包含的多个像素的至少一个像素在体轴方向上计算的CT值改变量,而将所述至少一个像素识别为伪影;
第二伪影确定单元(27-2),被配置为用于设置确定像素区域,该确定像素区域包含作为目标像素的被识别为伪影的所述至少一个像素以及位于目标像素周围的区域,以及当所述确定像素区域中由第一伪影确定单元识别为伪影的至少一个像素的数量超过第一预定参考值时,再确定目标像素为伪影;以及
伪影减少单元(25),被配置为对最终判断为伪影的每个像素执行用于减少伪影的图像处理。
2.根据权利要求1的X-射线断层摄影设备(10),还包括:
伪影比例计算装置(29),被配置为用于计算所述断层摄影图像中被识别为伪影的像素的数量与所述断层摄影图像中像素的总数的比例;以及
第三伪影确定单元(27-3),被配置为用于当所述比例大于预定阈值时再识别所述至少一个像素作为伪影。
3.根据权利要求1的X-射线断层摄影设备(10),其中在反投影投影数据而获得的多个断层摄影图像中,第一伪影确定单元(27-1)根据体轴方向上CT值改变量来确定伪影。
4.根据权利要求1的X-射线断层摄影设备(10),其中在伪影减少单元(25)处用于减少伪影的图像处理是用加权因子乘以体轴方向上多个像素,并且把乘法的结果加起来,并且减少相应断层摄影图像中每个目标像素的伪影。
5.根据权利要求4的X-射线断层摄影设备(10),其中伪影减少单元(25)根据体轴方向上多个像素区域的数量改变每个加权因子。
6.根据权利要求1的X-射线断层摄影设备(10),其中每个确定像素区域的形状为多边形。
7.根据权利要求6的X-射线断层摄影设备(10),其中所述多边形为四边形。
8.根据权利要求1的X-射线断层摄影设备(10),其中第二伪影确定单元(27-2)根据每个断层摄影图像的放大显示和其缩小显示,改变构成确定像素区域的像素数量。
9.根据权利要求1的X-射线断层摄影设备(10),其中第二伪影确定单元(27-2)处的参考值可改变。
10.根据权利要求2的X-射线断层摄影设备(10),其中第二伪影确定单元(27-2)处的参考值可改变。
11.一种减少断层摄影图像中伪影的方法,包括:
在台架(100)和平台(109)中至少之一沿着对象体轴方向移动的同时,将X射线发送于对象,以产生投影数据;
通过反投影所述投影数据获得多个断层摄影图像;
根据所述多个断层摄影图像的每个断层摄影图像中包含的多个像素中的至少一个像素在体轴方向上计算的CT值改变量,将所述至少一个像素识别为伪影(S17);
设置确定像素区域,该确定像素区域包含作为目标像素的被识别为伪影的所述至少一个像素和目标像素周围的区域,并且当所述确定像素区域中的识别为伪影的所述至少一个像素的数量超过第一预定参考值时(S18),再确定目标像素是否伪影;以及
对最终判断为伪影的每个像素执行用于减少伪影的图像处理(S19)。
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2006292156A JP4350738B2 (ja) | 2006-10-27 | 2006-10-27 | X線断層撮影装置およびアーチファクトの低減方法 |
JP2006-292156 | 2006-10-27 | ||
JP2006292156 | 2006-10-27 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
CN101169383A CN101169383A (zh) | 2008-04-30 |
CN101169383B true CN101169383B (zh) | 2012-09-19 |
Family
ID=39265116
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
CN2007101817861A Active CN101169383B (zh) | 2006-10-27 | 2007-10-29 | X-射线断层摄影设备和伪影减少方法 |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US7889833B2 (zh) |
JP (1) | JP4350738B2 (zh) |
CN (1) | CN101169383B (zh) |
DE (1) | DE102007049469B4 (zh) |
NL (1) | NL1034578C2 (zh) |
Families Citing this family (24)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP4414420B2 (ja) * | 2006-10-27 | 2010-02-10 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | X線断層撮影装置およびアーチファクトの低減方法 |
US8483363B2 (en) * | 2007-11-15 | 2013-07-09 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Movable wedge for improved image quality in 3D X-ray imaging |
CN101620191B (zh) * | 2008-07-04 | 2013-01-02 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 具校正ct平扫图像失真的图像获取方法及其装置 |
CN102018524B (zh) * | 2009-09-09 | 2014-04-09 | 上海西门子医疗器械有限公司 | 一种伪影检测方法和装置 |
US8938108B2 (en) * | 2009-10-06 | 2015-01-20 | Koninklijke Philips N.V. | Method for artifact reduction in cone-beam CT images |
WO2012035500A1 (en) * | 2010-09-17 | 2012-03-22 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | X-ray tube arc ride through |
US8861827B2 (en) * | 2012-02-28 | 2014-10-14 | General Electric Company | System and method for determining confidence measurements of single volume elements in computer tomography |
KR20130135660A (ko) * | 2012-06-01 | 2013-12-11 | 삼성전자주식회사 | 단층 영상 생성 장치 및 단층 영상 생성 방법 |
JP6294055B2 (ja) * | 2012-11-27 | 2018-03-14 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | X線ct装置及びx線ct装置用のデータ検出システム |
WO2015012323A1 (ja) * | 2013-07-25 | 2015-01-29 | 株式会社日立メディコ | X線ct装置 |
JP6188488B2 (ja) * | 2013-08-27 | 2017-08-30 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、画像処理方法及びプログラム |
JP6283419B2 (ja) * | 2013-12-12 | 2018-02-21 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 欠陥指標の検出方法 |
JP6321405B2 (ja) | 2014-02-27 | 2018-05-09 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 画像生成装置、放射線断層撮影装置及び画像生成方法並びにプログラム |
JP6169626B2 (ja) * | 2014-03-10 | 2017-07-26 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像処理装置、方法およびプログラム |
CN104978717A (zh) * | 2015-06-11 | 2015-10-14 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | Ct重建图像的处理方法、装置及设备 |
JP6293713B2 (ja) * | 2015-08-27 | 2018-03-14 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 画像処理装置、放射線断層撮影装置並びにプログラム |
CN107274350B (zh) | 2016-04-07 | 2021-08-10 | 通用电气公司 | 用于减少x射线图像中的振铃效应的方法及系统 |
KR101977645B1 (ko) | 2017-08-25 | 2019-06-12 | 주식회사 메디웨일 | 안구영상 분석방법 |
CN109961487A (zh) * | 2017-12-14 | 2019-07-02 | 通用电气公司 | 放疗定位图像识别方法、计算机程序及计算机存储介质 |
EP3730040A4 (en) | 2017-12-20 | 2021-10-06 | Medi Whale Inc. | METHOD AND APPARATUS FOR AID IN THE DIAGNOSIS OF CARDIOVASCULAR DISEASE |
WO2020009292A1 (ko) * | 2018-07-06 | 2020-01-09 | 주식회사 메디웨일 | 안저 이미지 관리 장치 및 안저 이미지의 품질 판단 방법 |
CN111986285B (zh) * | 2020-08-28 | 2024-04-26 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 一种图像校正方法、装置、设备及存储介质 |
DE102020210958A1 (de) * | 2020-08-31 | 2022-03-03 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren für eine Artefakt-Korrektur bei einer Rekonstruktion von wenigstens einem Schichtbild aus einer Mehrzahl an Projektionsbildern |
CN113034522B (zh) * | 2021-04-01 | 2022-11-01 | 上海市第一人民医院 | 一种基于人工神经网络的ct图像分割方法 |
Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5933540A (en) * | 1995-05-11 | 1999-08-03 | General Electric Company | Filter system and method for efficiently suppressing noise and improving edge definition in a digitized image |
US6081577A (en) * | 1998-07-24 | 2000-06-27 | Wake Forest University | Method and system for creating task-dependent three-dimensional images |
Family Cites Families (15)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5537485A (en) * | 1992-07-21 | 1996-07-16 | Arch Development Corporation | Method for computer-aided detection of clustered microcalcifications from digital mammograms |
US5712889A (en) * | 1994-08-24 | 1998-01-27 | Lanzara; Giovanni | Scanned volume CT scanner |
IL118784A (en) * | 1996-07-03 | 1999-04-11 | Eliav Medical Imaging Systems | Method and apparatus for processing images for removal of artifacts |
US5727041A (en) * | 1996-11-13 | 1998-03-10 | General Electric Company | Methods and apparatus for reducing partial volume image artifacts |
US6009140A (en) * | 1997-11-07 | 1999-12-28 | General Electric Company | Stair-case suppression for computed tomograph imaging |
US6333990B1 (en) | 1998-06-02 | 2001-12-25 | General Electric Company | Fourier spectrum method to remove grid line artifacts without changing the diagnostic quality in X-ray images |
US6463118B2 (en) * | 2000-12-29 | 2002-10-08 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Computed tomography (CT) weighting for high quality image recontruction |
US6373920B1 (en) * | 2001-03-16 | 2002-04-16 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method and apparatus for acquiring CT perfusion images |
US6587537B1 (en) | 2002-04-01 | 2003-07-01 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Methods and apparatus for multi-slice image reconstruction |
JP4090970B2 (ja) * | 2003-09-09 | 2008-05-28 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 放射線断層画像撮影装置と放射線断層画像撮影方法および画像生成装置と画像生成方法 |
US20050226365A1 (en) * | 2004-03-30 | 2005-10-13 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Radius-in-image dependent detector row filtering for windmill artifact reduction |
US7623691B2 (en) * | 2004-08-06 | 2009-11-24 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method for helical windmill artifact reduction with noise restoration for helical multislice CT |
US20060285737A1 (en) * | 2005-06-17 | 2006-12-21 | Hamill James J | Image-based artifact reduction in PET/CT imaging |
JP5161427B2 (ja) * | 2006-02-20 | 2013-03-13 | 株式会社東芝 | 画像撮影装置、画像処理装置及びプログラム |
JP4414420B2 (ja) * | 2006-10-27 | 2010-02-10 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | X線断層撮影装置およびアーチファクトの低減方法 |
-
2006
- 2006-10-27 JP JP2006292156A patent/JP4350738B2/ja active Active
-
2007
- 2007-10-16 DE DE102007049469.8A patent/DE102007049469B4/de not_active Expired - Fee Related
- 2007-10-25 NL NL1034578A patent/NL1034578C2/nl not_active IP Right Cessation
- 2007-10-25 US US11/924,462 patent/US7889833B2/en active Active
- 2007-10-29 CN CN2007101817861A patent/CN101169383B/zh active Active
Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5933540A (en) * | 1995-05-11 | 1999-08-03 | General Electric Company | Filter system and method for efficiently suppressing noise and improving edge definition in a digitized image |
US6081577A (en) * | 1998-07-24 | 2000-06-27 | Wake Forest University | Method and system for creating task-dependent three-dimensional images |
Non-Patent Citations (3)
Title |
---|
JP特开2002-153454A 2002.05.28 |
JP特开2002-253546A 2002.09.10 |
JP特开2005-80918A 2005.03.31 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US20080130823A1 (en) | 2008-06-05 |
CN101169383A (zh) | 2008-04-30 |
DE102007049469B4 (de) | 2016-07-07 |
NL1034578A1 (nl) | 2008-04-29 |
NL1034578C2 (nl) | 2009-04-15 |
JP2008104762A (ja) | 2008-05-08 |
DE102007049469A1 (de) | 2008-05-08 |
US7889833B2 (en) | 2011-02-15 |
JP4350738B2 (ja) | 2009-10-21 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
CN101169383B (zh) | X-射线断层摄影设备和伪影减少方法 | |
CN101178370B (zh) | X-射线断层摄影设备 | |
JP5142664B2 (ja) | X線コンピュータ断層撮影装置 | |
US7272429B2 (en) | Methods and apparatus for facilitating a reduction in artifacts | |
US9662084B2 (en) | Method and apparatus for iteratively reconstructing tomographic images from electrocardiographic-gated projection data | |
JP6139092B2 (ja) | X線ct装置およびシステム | |
US20130051516A1 (en) | Noise suppression for low x-ray dose cone-beam image reconstruction | |
US20130051519A1 (en) | Methods and apparatus for super resolution scanning for cbct system and cone-beam image reconstruction | |
JPWO2012033028A1 (ja) | X線ct装置および管電流決定方法 | |
JP3944173B2 (ja) | 放射線画像処理装置及び処理方法 | |
US20100111393A1 (en) | X-ray ct apparatus and control method of x-ray ct apparatus | |
JPH09285460A (ja) | 物体の断層写真画像を発生するシステム | |
US7558362B2 (en) | Streak artifact reduction in cardiac cone beam CT reconstruction | |
NL1028225C2 (nl) | Werkwijze en inrichting voor artefactreductie in met een kegelbundel werkende CT-beeldreconstructie. | |
JP6945410B2 (ja) | 画像再構成処理装置、x線コンピュータ断層撮像装置及び画像再構成処理方法 | |
US8385620B2 (en) | Method and system for multi-detector-row computed tomography utilizing projection data up-sampling with shift | |
US6647084B1 (en) | Method and apparatus for filtering projection data of a helical scan | |
JP2004357969A (ja) | X線計測装置 | |
Kachelrieß | Micro-ct | |
JPH11113892A (ja) | 画像再構成装置 | |
Yin et al. | 3D analytic cone-beam reconstruction for multiaxial CT acquisitions | |
JP2007159878A (ja) | X線ct装置およびそのx線ct画像再構成方法 | |
JP2011136002A (ja) | X線ct装置 | |
Slagowski et al. | Feasibility of CT-based 3D anatomic mapping with a scanning-beam digital x-ray (SBDX) system | |
US20230215058A1 (en) | Method and system to compensate for consecutive missing views in computed tomography (ct) reconstruction |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
C06 | Publication | ||
PB01 | Publication | ||
C10 | Entry into substantive examination | ||
SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
C14 | Grant of patent or utility model | ||
GR01 | Patent grant |