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KR20180063753A - 의료 영상 장치 및 동작 방법 - Google Patents

의료 영상 장치 및 동작 방법 Download PDF

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KR20180063753A
KR20180063753A KR1020160163893A KR20160163893A KR20180063753A KR 20180063753 A KR20180063753 A KR 20180063753A KR 1020160163893 A KR1020160163893 A KR 1020160163893A KR 20160163893 A KR20160163893 A KR 20160163893A KR 20180063753 A KR20180063753 A KR 20180063753A
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KR
South Korea
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data
image data
image
pixel
restoration
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Application number
KR1020160163893A
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English (en)
Inventor
윤희수
남상남
이경용
이동규
Original Assignee
삼성전자주식회사
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Publication date
Application filed by 삼성전자주식회사 filed Critical 삼성전자주식회사
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Priority to US15/829,649 priority patent/US10565748B2/en
Priority to EP17204864.7A priority patent/EP3329851B1/en
Priority to CN201711261865.3A priority patent/CN108154541A/zh
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Abstract

대상체에 투과된 X선을 통해 로 데이터(raw data)를 획득하는 데이터 획득부 및 로 데이터에서 보정 대상 영역을 관통하는 적어도 하나의 라인의 픽셀 값에 기초하여 보정 대상 영역에 대응되는 픽셀 값을 보간하는 처리부를 포함하는 CT 영상 장치가 개시된다.

Description

의료 영상 장치 및 동작 방법 {MEDICAL IMAGE APPARATUS AND METHOD FOR OPERATING THE SAME}
본 개시는 의료 영상 장치 및 동작 방법에 관한 것으로서, 보다 구체적으로는, 컴퓨터 단층 촬영(Computed Tomography, CT) 영상의 처리 과정에서 발생된 금속 인공 음역(metal artifact)을 저감시키는 장치 및 방법에 관한 것이다.
의료 영상 장치는 대상체의 내부 구조를 영상으로 획득하기 위한 장비이다. 의료 영상 처리 장치는 비침습 검사 장치로서, 신체 내의 구조적 세부사항, 내부 조직 및 유체의 흐름 등을 촬영 및 처리하여 사용자에게 보여준다. 의사 등의 사용자는 의료 영상 처리 장치에서 출력되는 의료 영상을 이용하여 환자의 건강 상태 및 질병을 진단할 수 있다.
환자에게 X선을 조사하여 대상체를 촬영하기 위한 장치로는 대표적으로 컴퓨터 단층 촬영 장치(CT)가 있다. 컴퓨터 단층 촬영(CT) 장치는 대상체에 대한 단면 영상을 제공할 수 있고, 일반적인 X선 장치에 비하여 대상체의 내부 구조(예컨대, 신장, 폐 등의 장기 등)가 겹치지 않게 표현할 수 있다는 장점이 있어서, 질병의 정밀한 진단을 위하여 널리 이용된다.
컴퓨터 단층 촬영 장치는 X선 디텍터를 통해 대상체를 통과한 X선을 감지하고, 감지된 X선을 이용하여 획득된 로 데이터(raw data)를 영상 처리하여 정확한 CT 영상을 재구성(reconstruction) 할 수 있다. CT 영상을 촬영한 대상체 내부에 주변 신체 조직 보다 밀도가 현저하게 높은 물체, 예컨대 금속성 보철물이 포함되어 있는 경우 상대적으로 매우 큰 감쇠 계수(attenuation coefficient)로 인해 CT 영상에 빔 경화(beam hardening), 빔 산란(beam scatter), 인공물(streak artifact) 현상을 발생시킬 수 있다. 따라서, CT 영상을 재구성 하는데 있어서 금속 보철물과 금속 보철물을 지나가는 방향에 대하여 메탈 아티팩트(metal artifact)를 발생시킬 수 있다. 메탈 아티팩트는 CT 영상의 불분명하게 만들고, 가독성을 저하할 수 있다.
본 개시는 대상체를 통과한 X선으로부터 획득된 로 데이터로부터 CT 영상을 재구성하는데 있어서 메탈 아티팩트를 저감하는 금속 인공물 감쇠(Metal Artifact Reduction, MAR) 방법 및 장치를 제공하는 것을 목적으로 한다.
상술한 기술적 과제를 해결하기 위한 기술적 수단으로서, 본 개시의 일 실시예는 X선 디텍터로부터 수신된 제1 로 데이터(raw data)로부터 제1 CT 영상 데이터를 생성하고, 상기 제1 CT 영상 데이터에서 복원 대상 영역을 분리(clipping)하는 단계, 상기 복원 대상 영역이 분리된 제1 CT 영상 데이터를 기초로 제2 로 데이터 및 제3 CT 영상 데이터를 생성하는 단계, 상기 제3 CT 영상 데이터를 전면 프로젝션(Forward Projection)하여 제3 로 데이터를 획득하는 단계, 상기 제3 로 데이터 내의 복수의 픽셀들의 픽셀 값에 기초하여 관련성 있는 픽셀들을 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득하는 단계, 및 상기 방향 정보에 기초하여 상기 제2 로 데이터 내의 상기 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀의 픽셀 값을 보간(interpolation)하는 단계를 포함하는 CT 영상 장치의 동작 방법을 제공한다.
본 개시의 다른 실시예는 대상체에 투과된 X선을 통해 획득된 제1 로 데이터(raw data)를 획득하는 데이터 획득부, 및 상기 제1 로 데이터로부터 제1 CT 영상 데이터를 생성하고, 상기 제1 CT 영상 데이터에서 복원 대상 영역을 설정하여 분리(clipping) 하고, 상기 복원 대상 영역이 분리된 제1 CT 영상 데이터를 기초로 제2 로 데이터 및 제3 CT 영상 데이터를 생성하고, 상기 제3 CT 영상 데이터를 전면 프로젝션하여 제3 로 데이터를 획득하고, 상기 제3 로 데이터 내의 복수의 픽셀들의 픽셀 값에 기초하여 관련성 있는 픽셀들을 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득하고, 상기 방향 정보에 기초하여 상기 제2 로 데이터 내의 상기 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀의 픽셀 값을 보간(interpolation)하는 영상 처리를 수행하는 처리부를 포함하는 CT 영상 장치를 제공한다.
본 개시의 일 실시예는 전술한 CT 영상 장치의 동작 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체를 제공한다.
도 1은 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치의 구조를 도시한 도면이다.
도 2는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치의 구성을 도시한 블록도이다.
도 3은 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치가 로 데이터로부터 메탈 아티팩트를 보간(interpolation)하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
도 4a 내지 도 4c는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치가 메탈 아티팩트로 인해 발생된 복원 대상 영역을 분리하고, 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들을 보간하는 방법을 설명하기 위한 도면들이다.
도 5a 내지 도 5c는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치가 CT 영상으로부터 분할 영상을 생성하는 방법을 설명하기 위한 도면들이다.
도 6a 및 도 6b는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치가 분할 영상을 전면 프로젝션하여 획득한 로 데이터로부터 방향 정보를 획득하는 방법을 설명하기 위한 도면들이다.
도 7은 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치가 방향 정보에 기초하여 로 데이터 내의 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들의 픽셀 값을 보간하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 8a은 방향 정보를 고려하지 않고 픽셀을 보간하여 재구성한 사이노그램이고, 도 8b는 본 개시의 일 실시예에 따른 방법을 사용하여 사이노그램의 픽셀을 보간하여 재구성한 사이노그램을 도시한 도면이다.
도 9는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치가 보간된 로 데이터를 재구성하여 최종 CT 영상을 생성하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
본 명세서는 본 발명의 권리범위를 명확히 하고, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 실시할 수 있도록, 본 발명의 원리를 설명하고, 실시예들을 개시한다. 개시된 실시예들은 다양한 형태로 구현될 수 있다.
명세서 전체에 걸쳐 동일 참조 부호는 동일 구성요소를 지칭한다. 본 명세서가 실시예들의 모든 요소들을 설명하는 것은 아니며, 본 발명이 속하는 기술분야에서 일반적인 내용 또는 실시예들 간에 중복되는 내용은 생략한다. 명세서에서 사용되는 '부'(part, portion)라는 용어는 소프트웨어 또는 하드웨어로 구현될 수 있으며, 실시예들에 따라 복수의 '부'가 하나의 요소(unit, element)로 구현되거나, 하나의 '부'가 복수의 요소들을 포함하는 것도 가능하다. 이하 첨부된 도면들을 참고하여 본 발명의 작용 원리 및 실시예들에 대해 설명한다.
본 명세서에서 영상은 컴퓨터 단층 촬영(CT, Computed Tomography) 장치, 자기 공명 영상(MRI, Magnetic Resonance Imaging) 장치, 초음파 촬영 장치, 또는 X선 촬영 장치 등의 의료 영상 장치에 의해 획득된 의료 영상을 포함할 수 있다.
본 명세서에서 '대상체(object)'는 촬영의 대상이 되는 것으로서, 사람, 동물, 또는 그 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 신체의 일부(장기 또는 기관 등; organ) 또는 팬텀(phantom) 등을 포함할 수 있다.
본 명세서에서 'CT 영상 장치'는 대상체에 대한 적어도 하나의 축을 중심으로 회전하며 X선을 조사하고, X선을 검출하여 대상체를 촬영하는 시스템 또는 장치를 의미한다.
본 명세서에서 'CT 영상'은 대상체에 대한 적어도 하나의 축을 중심으로 회전하며 조사된 X선을 검출하여 대상체를 촬영함으로써 획득된 로 데이터(raw data)로부터 구성된 영상을 의미한다.
본 명세서에서 로 데이터, 제1 로 데이터, 제2 로 데이터, 및 제3 로 데이터는 대상체를 통과한 X선 세기에 상응하는 데이터 값의 집합으로서, 사이노그램(sonogram)일 수 있다. 다만, 로 데이터가 사이노그램으로 한정되지는 않는다.
도 1은 개시된 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(100)의 구조를 나타낸 도면이다.
개시된 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(100)은 갠트리(110), 테이블(105), 제어부(130), 저장부(140), 영상 처리부(150), 입력부(160), 디스플레이부(170), 및 통신부(180)를 포함할 수 있다.
갠트리(110)는 회전 프레임(111), X선 생성부(112), X선 검출부(113), 회전 구동부(114), 및 리드아웃부(115)를 포함할 수 있다.
회전 프레임(111)은 회전 구동부(114)로부터 구동 신호를 수신하여, 회전축(RA)을 중심으로 회전할 수 있다.
산란 방지 그리드(116)는 대상체와 X선 검출부(113) 사이에 배치되어, 주 방사선은 대부분 투과시키고, 산란 방사선은 감쇠시킬 수 있다. 대상체는 테이블(105) 상에 배치되고, 테이블(105)은 CT 촬영을 수행하는 동안 이동되거나, 기울어지거나(tilting), 회전(rotating)할 수 있다.
X선 생성부(112)는 고전압 생성부(HVG, high voltage generator)로부터 전압, 전류를 인가 받아 X선을 생성하고 방출한다.
X선 생성부(112)는 X선 생성부(112) 및 X선 검출부(113)가 각각 한 개씩 구비되는 단일 소스 방식, 각각 두 개씩 구비되는 듀얼 소스 방식 등으로 구현될 수 있다.
X선 검출부(113)는 대상체를 통과한 방사선을 검출한다. X선 검출부(113)는 예를 들면, 신틸레이터(Scintillator), 포톤 카운팅 디텍터(photon counting detector) 등을 이용하여 방사선을 검출할 수 있다.
X선 생성부(112)와 X선 검출부(113)의 구동 방식은 대상체에 대한 스캔 방식에 따라 달라질 수 있다. 상기 스캔 방식은 X선 검출부(113)의 이동 경로에 따라 축상(axial) 스캔 방식, 나선형(helical) 스캔 방식 등을 포함한다. 또한 상기 스캔 방식은 X선이 조사되는 시간 구간에 따라 프로스펙티브(prospective) 모드, 레트로스펙티브(retrospective) 모드 등을 포함한다.
제어부(130)는 CT 영상 장치(100)의 각각의 구성요소들의 동작을 제어할 수 있다. 제어부(130)는 소정의 기능을 수행하기 위한 프로그램 코드 또는 데이터를 저장하는 메모리, 프로그램 코드 및 데이터를 처리하는 프로세서를 포함할 수 있다. 제어부(130)는 하나 이상의 메모리 및 하나 이상의 프로세서의 다양한 조합으로 구현 가능하다. 프로세서는 CT 영상 장치(100)의 동작 상태에 따라 프로그램 모듈을 생성하고 삭제할 수 있으며, 프로그램 모듈의 동작들을 처리할 수 있다.
리드아웃부(115)는 X선 검출부(113)에서 생성된 검출 신호를 입력 받아, 영상 처리부(150)로 출력한다. 리드아웃부(115)는 데이터 획득 회로(Data Acquisition System, DAS, 115-1) 및 데이터 송신부(115-2)를 포함할 수 있다. DAS(115-1)는 적어도 하나의 증폭 회로를 이용하여, X선 검출부(113)로부터 출력된 신호를 증폭하여, 데이터 송신부(115-2)로 출력한다. 데이터 송신부(115-2)는 멀티플렉서(MUX) 등의 회로를 이용하여, DAS(115-1)에서 증폭된 신호를 영상 처리부(150)로 출력한다. 슬라이스 두께(slice thickness)나 슬라이스 개수에 따라 X선 검출부(113)로부터 수집된 일부 데이터만이 영상 처리부(150)로 제공되거나, 영상 처리부(150)가 일부 데이터만을 선택할 수 있다.
영상 처리부(150)는 리드아웃부(115)로부터 획득된 신호(예컨대, 가공 전 순수(pure) 데이터)로부터 단층 데이터를 획득한다. 영상 처리부(150)는 획득된 신호에 대한 전처리, 단층 데이터로의 변환 처리, 상기 단층 데이터에 대한 후처리 등을 수행할 수 있다. 영상 처리부(150)는 본 개시에서 예시된 처리들 중 일부 또는 전부를 수행하며, 실시예에 따라 영상 처리부(150)에서 수행되는 처리의 종류 및 순서는 달라질 수 있다.
영상 처리부(150)는 리드아웃부(115)로부터 획득된 신호에 대해, 채널들 사이의 감도 불균일 정정 처리, 신호 세기의 급격한 감소 정정 처리, X선 흡수재로 인한 신호의 유실 정정 처리 등의 전처리를 수행할 수 있다.
영상 처리부(150)는 실시예들에 따라, 단층 영상으로의 재구성 처리 중 일부 또는 전부를 수행하여 상기 단층 데이터를 생성한다. 실시예에 따라, 상기 단층 데이터는 역 투사(back-projection)된 데이터, 또는 단층 영상 등의 형태를 가질 수 있다. 실시예들에 따라, 단층 데이터에 대한 추가적인 처리가 서버, 의료 장치, 휴대용 장치 등의 외부 장치에 의해 수행될 수 있다.
로 데이터는 대상체를 통과한 X선 세기에 상응하는 데이터 값의 집합으로서, 프로젝션 데이터(projection data) 또는 사이노그램(sinogram)을 포함할 수 있다. 역투영된 데이터는, X선이 방사된 각도 정보를 이용하여 로 데이터를 역투영한 데이터이다. 단층 영상은 로 데이터를 역투영하는 단계를 포함하는 재구성 영상기법들을 적용하여 획득된 영상이다.
저장부(140)는 제어 관련 데이터, 영상 데이터 등을 저장하는 저장매체로서, 휘발성 또는 비휘발성 저장매체를 포함할 수 있다.
입력부(160)는 사용자로부터 제어 신호, 데이터 등을 수신한다. 디스플레이부(170)는 CT 영상 장치(100)의 동작 상태를 나타내는 정보, 의료 정보, 의료 영상 데이터 등을 표시할 수 있다.
CT 영상 장치(100)은 통신부(180)를 포함하며, 통신부(180)를 통해 외부 장치(예를 들면, 서버, 의료 장치, 휴대 장치(스마트폰, 태블릿 PC, 웨어러블 기기 등)와 연결할 수 있다.
통신부(180)는 외부 장치와 통신을 가능하게 하는 하나 이상의 구성 요소를 포함할 수 있으며, 예를 들어 근거리 통신 모듈, 유선 통신 모듈 및 무선 통신 모듈 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
통신부(180)가 외부 장치로부터 제어 신호 및 데이터를 수신하고, 수신된 제어 신호를 제어부(130)에 전달하여 제어부(130)로 하여금 수신된 제어 신호에 따라 CT 영상 장치(100)을 제어하도록 하는 것도 가능하다.
또는, 제어부(130)가 통신부(180)를 통해 외부 장치에 제어 신호를 송신함으로써, 외부 장치를 제어부의 제어 신호에 따라 제어하는 것도 가능하다.
예를 들어 외부 장치는 통신부를 통해 수신된 제어부의 제어 신호에 따라 외부 장치의 데이터를 처리할 수 있다.
외부 장치에는 CT 영상 장치(100)을 제어할 수 있는 프로그램이 설치될 수 있는바, 이 프로그램은 제어부(130)의 동작의 일부 또는 전부를 수행하는 명령어를 포함할 수 있다.
프로그램은 외부 장치에 미리 설치될 수도 있고, 외부장치의 사용자가 어플리케이션을 제공하는 서버로부터 프로그램을 다운로드하여 설치하는 것도 가능하다. 어플리케이션을 제공하는 서버에는 해당 프로그램이 저장된 기록매체가 포함될 수 있다.
개시된 실시예들에 따른 CT 영상 장치(100)은 실시예에 따라 CT 촬영 시, 조영제를 이용하거나 이용하지 않을 수 있으며, 타 기기와 연계된 장치의 형태로 구현되는 것도 가능하다.
도 2는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200)의 구성을 도시한 블록도이다.
도 2를 참조하면, CT 영상 장치(200)는 데이터 획득부(210) 및 영상 처리부(220)를 포함할 수 있다. 도 2는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200)를 설명하기 위하여 필수적인 구성만을 도시하였는바, 도 2에 도시된 CT 영상 장치(200)는 도 1에 도시된 CT 영상 장치(100)와 동일한 구성 요소를 더 포함할 수도 있다.
데이터 획득부(210)는 대상체에 조사된 X선을 X선 검출부(113, 도 1 참조)로부터 수신하고, X선 신호를 증폭하여 대상체에 관한 로 데이터(raw data)를 획득할 수 있다. 일 실시예에서, 데이터 획득부(210)는 통신부(180, 도 1 참조)를 통해 외부로부터 X선 로 데이터를 수신할 수도 있다.
처리부(processor)(220)는 데이터 송신부(210)로부터 획득된 로 데이터를 가공 및 영상 처리 등의 방법으로 재구성하여 CT 영상 데이터를 생성한다. 처리부(220)는 FPGA 또는 ASIC과 같은 하드웨어 구성요소로 구성될 수 있다. 처리부(220)는 예컨대, 중앙 처리 장치(central processing unit), 마이크로 프로세서(microprocessor) 및 그래픽 프로세서(graphic processing unit) 중 적어도 하나를 포함하는 프로세서(processor)로 구성될 수 있다. 또한, 처리부(220)는 프로세서 및 메모리를 포함하는 하드웨어 유닛으로 구성될 수 있다. 다만, 상기 나열된 예시로 한정되는 것은 아니고, 처리부(220)는 로 데이터를 가공 및 영상 처리할 수 있는 다른 하드웨어 장치로 구성될 수도 있다.
일 실시예에서, 처리부(220)가 수신한 로 데이터는 사이노그램(sinogram)일 수 있다. 처리부(220)는 수신한 제1 로 데이터를 재구성하여 제1 CT 영상 데이터를 생성할 수 있다. 일 실시예에서, 처리부(220)는 제1 로 데이터를 여과 후 역-투사(Filtered Back-Projection, 이하 "FBP") 알고리즘을 사용한 방법으로 생성할 수 있다.
처리부(220)는 또한, 제1 CT 영상 데이터에서 복원 대상 영역을 설정하고, 복원 대상 영역을 제1 CT 영상 데이터에서 분리(clipping)할 수 있다. 일 실시예에서, 처리부(220)는 제1 CT 영상 데이터에서 대상체에 투과되는 X선의 감쇠 정도를 나타내는 데이터 값이 기설정된 임계치(threshold)를 초과하는 영역만을 분리할 수 있다. 처리부(220)가 복원 대상 영역을 분리하는 방법으로 하운스필드 단위(Hounsfield Unit, HU)를 이용할 수 있다. 하운스필드 단위는 특정 물질에 X선이 투과되는 경우 특정 물질의 밀도 차에 따른 흡수 정도에 따라 X선이 감쇠되는 정도를 상대적인 수치값으로 나타낸 것이다. 하운스필드 단위는 값이 클수록 X선에 의한 감쇠 현상, 즉 엑스선을 차단하는 정도가 큰 것을 의미할 수 있다. 예컨대, 물의 경우는 0 HU, 공기는 -1000 HU, 사람의 연부 조직(soft tissue)는 10 HU 내지 30 HU 사이의 값, 사람의 뼈는 1000 HU 의 값을 가질 수 있다. 복원 대상 영역은 하운스필드 단위가 약 3000 HU 이상의 값을 갖는 금속성 보철과 같은 메탈 아티팩트(metal artifact)를 포함할 수 있다. 처리부(220)가 복원 대상 영역을 분리하는 방법에 관한 설명은 도 4a 에서 상세하게 후술하도록 한다.
처리부(220)는 복원 대상 영역이 분리된 제1 CT 영상 데이터를 전면 프로젝션(Forward Projection)하여 제2 로 데이터를 생성하고, 제2 로 데이터 내의 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들의 픽셀 값을 보간할 수 있다. 일 실시예에서, 처리부(220)는 선형 보간법(Linear Interpolation)을 사용하여 제2 로 데이터 내의 복원 대상 영역에 해당되는 픽셀들을 보간할 수 있다.
처리부(220)는 보간 과정을 통해 재구성된 제2 로 데이터를 FBP 하여 제2 CT 영상 데이터를 생성할 수 있다. 처리부(220)는 제2 CT 영상 데이터에서 대상체에 투과되는 X선의 감쇠 정도를 나타내는 데이터 값에 따라 분할 영상을 생성할 수 있다. 일 실시예에서, 처리부(220)는 대상체에 투과되는 X선의 감쇠 정도, 즉 하운스필드 단위(HU)의 최소값 또는 최대값을 설정하고, 대상체 내에서 설정된 최소값보다 크거나 최대값보다 작은 값에 해당되는 조직 영역만을 분할할 수 있다. 일 실시예에서, 분할 영상은 연부 조직(soft tissue) 또는 뼈(bone)를 포함할 수 있다.
처리부(220)는 분할 영상을 전면 프로젝션(Forward Projection)하여 제3 로 데이터를 획득할 수 있다. 처리부(220)는 획득된 제3 로 데이터 내의 복수의 픽셀들의 픽셀 값에 기초하여 관련성 있는 픽셀들을 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득할 수 있다. 구체적으로, 처리부(220)는 제3 로 데이터 내의 복수의 픽셀들 중 제1 픽셀과 제1 방향 및 제2 방향으로 인접하는 픽셀들 간의 픽셀값의 변화 정도(variation)가 가장 작은 제2 픽셀 사이를 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득할 수 있다. 다른 실시예에서, 처리부(220)는 제3 로 데이터 내의 복수의 픽셀들 중 제1 픽셀과 제1 방향 및 제2 방향으로 인접하는 픽셀들 중 픽셀값이 유사한 제2 픽셀 사이를 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득할 수 있다. 처리부(220)가 제3 로 데이터에서 방향 정보를 획득하는 방법에 관한 설명은 도 6b 에서 상세하게 후술하도록 한다.
처리부(220)는 제3 로 데이터에서 획득한 방향 정보에 기초하여 제2 로 데이터 내의 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들의 픽셀값을 보간(interpolation)할 수 있다. 일 실시예에서, 처리부(220)는 선형 보간법(Linear Interpolation), 스플라인 보간법(Spline Interpolation) 및 다항식 보간법(Polynomial Interpolation) 중 적어도 하나의 보간법을 이용하여 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들을 보간할 수 있다.
로 데이터로부터 CT 영상을 복원하는데 있어서, 밀리미터(mm) 단위의 중요성이 큰 수술의 경우 금속성 보철물을 포함하는 메탈 아티팩트의 크기가 정확히 측정되어야 한다. 또한, CT 영상을 복원하는 경우, 메탈 아티팩트 주변부의 밝거나 어두운 부분에서 발생되는 밴딩 아티팩트(banding artifact)는 수술의 정확성을 저해하는 요인이 될 수 있다. 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200)는, 로 데이터(예컨대, 사이노그램)의 사전 정보, 즉 CT 영상으로 복원하기 전 단계에서 획득한 로 데이터 내의 방향 정보에 기초하여 메탈 아티팩트에 의한 복원 대상 영역의 픽셀을 보간함으로써, CT 영상의 복원 정확도를 향상시키고, MAR(Metal Artifact Reduction) 성능을 개선할 수 있다.
도 3은 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200, 도 2 참조)가 로 데이터로부터 메탈 아티팩트를 보간(interpolation)하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
단계 S310에서, CT 영상 장치(200)는 수신된 제1 로 데이터로부터 제1 CT 영상 데이터를 생성하고, 제1 CT 영상 데이터에서 복원 대상 영역을 분리(clipping)한다. 일 실시예에서 수신된 제1 로 데이터는, 대상체를 투과한 X선을 X선 검출부(113, 도 1 참조)가 검출하고, 데이터 획득 회로(115-1, 도 1 참조)에 의해 출력된 사이노그램일 수 있다. 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 제1 로 데이터에 FBP 방법을 적용하여 제1 CT 영상 데이터를 생성할 수 있다. CT 영상 장치(200)는 제1 CT 영상 데이터에서 복원 대상 영역을 설정하고, 설정된 복원 대상 영역을 분리한다. CT 영상 장치(200)는 제1 CT 영상 데이터에서 하운스필드 단위(HU)가 기설정된 임계치 이상인 영역을 복원 대상 영역으로 설정할 수 있다. 예컨대, 복원 대상 영역은 하운스필드 단위가 약 3000 HU 이상의 값을 갖는 금속성 보철물과 같은 메탈 아티팩트(metal artifact)일 수 있다.
일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 설정된 복원 대상 영역을 제1 CT 영상 데이터에서부터 분리할 수 있다.
단계 S320에서, CT 영상 장치(200)는 제1 CT 영상 데이터를 기초로 제2 로 데이터 및 제3 CT 영상 데이터를 생성한다. 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 복원 대상 영역이 분리된 제1 CT 영상 데이터를 전면 프로젝션하여 제2 로 데이터를 생성할 수 있다.
단계 S330에서, CT 영상 장치(200)는 생성된 제3 CT 영상 데이터를 전면 프로젝션하여 제3 로 데이터를 획득한다.
단계 S340에서, CT 영상 장치(200)는 제3 로 데이터 내의 관련성 있는 픽셀들을 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득한다. 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 제3 로 데이터 내의 복수의 픽셀들 중 픽셀 값의 변화 정도가 가장 작은 픽셀 사이를 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득할 수 있다. 또한, CT 영상 장치(200)는 제3 로 데이터 내의 복수의 픽셀들 중 픽셀들 간의 픽셀 값이 유사한 픽셀 사이를 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득할 수 있다.
단계 S350에서, CT 영상 장치(200)는 방향 정보에 기초하여 제2 로 데이터 내의 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들의 픽셀 값을 보간한다. 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 제2 로 데이터 내에서 선형 보간법으로 보간된 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들의 픽셀 값을 단계 S340에서 획득한 방향 정보에 기초하여 인접한 주변 픽셀들의 픽셀값으로 보간할 수 있다.
CT 영상 장치(200)는 예컨대, 픽셀 들 사이를 지나는 함수를 직선의 방정식으로 구하여 보간하는 선형 보간법(Linear Interpolation), n+1 개의 픽셀을 지나는 다항식을 n 차 이하의 다항식으로 표시하여 픽셀 값을 보간하는 다항식 보간법(Polynomail Interpolation) 및 픽셀 값들의 부분 집합에 다항식을 적용시키는 스플라인 보간법(Spline Interpolation) 방법 중 어느 하나의 보간 방법을 사용할 수 있다. 선형 보간법, 다항식 보간법 및 스플라인 보간법은 본 개시가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 널리 알려진 방법인바, 구체적인 설명은 생략하기로 한다.
다만, 나열한 예에 한정되는 것은 아니고, CT 영상 장치(200)는 공지된 다른 보간 방법을 모두 사용하여 픽셀 값을 보간할 수 있다.
도 4a는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200, 도 2 참조)가 메탈 아티팩트로 인해 발생된 복원 대상 영역을 분리하는 방법을 설명하기 위한 도면들이다.
도 4a는 CT 영상 장치(200)가 사람의 머리에 X선 투과하여 수신한 제1 로 데이터를 FBP 방법을 사용하여 생성한 제1 CT 영상(400)을 도시한 도면이다. 도 4a를 참조하면, 제1 CT 영상(400)은 금속성 보철물(401), 뼈(402) 및 연부 조직(403)에 관한 이미지를 포함할 수 있다. X선은 대상체 내의 조직의 밀도 차에 따른 흡수 정도에 따라 감쇠 정도가 다르다. 따라서 제1 CT 영상(400) 내에서 금속성 보철물(401), 뼈(402) 및 연부 조직(403)의 명도가 다르게 표시될 수 있다.
일반적으로, 금속성 보철물(401)은 하운스필드 단위가 약 3000HU 이상의 값을 갖는바, 가장 밝게 표시될 수 있다. 도 4a에서 금속성 보철물(401)은 두 개의 점으로 표시되는데, 금속성 보철물(401)을 나타내는 두 개의 점을 중심으로 사방으로 퍼져나가는, 상대적으로 밝게, 또는 어둡게 표시되는 영역이 있다. 이는 금속성 보철물(401)로 인해 생기는 메탈 아티팩트로서, 사용자(예컨대, 의사)가 제1 CT 영상(400)을 판독하는데 어려움을 겪을 수 있다.
도 4b는 CT 영상 장치(200)가 제1 CT 영상(400, 도 4a 참조)에서 복원 대상 영역을 분리한 이후 재구성하여 생성한 사이노그램(410)을 도시한 도면이다. 도 4b를 참조하면, 사이노그램(410)은 메탈 트레이스(metal trace)(411), 뼈(402, 도 4a 참조) 부분에 대응되는 제1 픽셀 데이터(412) 및 연부 조직(403, 도 4a 참조)에 대응되는 제2 픽셀 데이터(413)를 포함할 수 있다.
CT 영상 장치(200)는 제1 CT 영상(400)에서 금속성 보철물(401) 부분을 복원 대상 영역으로 설정하고, 복원 대상 영역을 제1 CT 영상(400)으로부터 분할할 수 있다. 도 4b에서, 복원 대상 영역은 금속성 보철물(401, 도 4a 참조)로 인해 발생된 메탈 트레이스(411)일 수 있다.
CT 영상 장치(200)는 사이노그램(410) 내의 메탈 트레이스(411)에 해당되는 픽셀값들을 'null' 또는 '0'으로 처리하고, 이후에 메탈 트레이스(411)에 해당되는 픽셀들과 제1 방향(X 방향)에 평행하는 방향을 따라 인접하는 픽셀들의 픽셀 값에 기초하여 보간할 수 있다. 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 선형 보간법을 사용하여 메탈 트레이스(411)에 해당되는 픽셀값들을 보간할 수 있다.
도 4c는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200)가 메탈 아티팩트로 인해 발생된 복원 대상 영역을 분리하고, 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들을 보간하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
단계 S410에서, CT 영상 장치(200)는 복원 대상 영역이 분리된 제1 CT 영상 데이터를 전면 프로젝션하여 제2 로 데이터를 생성한다. 도 4a 및 도 4b를 함께 참조하면, CT 영상 장치(200)는 제1 CT 영상(400)에 해당되는 제1 CT 영상 데이터를 전면 프로젝션하여 사이노그램(410)을 형성할 수 있다. 이때 제2 로 데이터는 사이노그램(410)을 의미할 수 있다.
단계 S420에서, CT 영상 장치(200)는 제2 로 데이터에서 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들을 보간한다. 도 4a 및 도 4b를 함께 참조하면, CT 영상 장치(200)는 사이노그램(410) 내의 메탈 트레이스(411)에 해당되는 픽셀값들을 인접하는 픽셀들의 픽셀 값에 기초하여 보간할 수 있다. 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 선형 보간법을 사용하여 복원 대상 영역에 해당되는 픽셀값들을 보간할 수 있다. 이때 복원 대상 영역은 메탈 트레이스(411)를 의미할 수 있다.
도 5a는 CT 영상 장치(200)가 사이노그램(410, 도 4b 참조) 내의 메탈 트레이스(411, 도 4b 참조)에 대응되는 픽셀값을 선형 보간법을 사용하여 보간한 이후 FBP 하여 재구성한 제2 CT 영상(500)을 도시한 도면이다.
도 5a를 참조하면, 제2 CT 영상(500)에는 메탈 트레이스(411, 도 4b 참조)에 대응되는 복원 대상 영역(501)이 상대적으로 어둡게 표시될 수 있다. 금속성 보철물(401, 도 4a 참조)로 인한 두 개의 점과 메탈 트레이스(411, 도 4b 참조)로 인한 복원 대상 영역(501)은 제2 CT 영상(500)의 정확도를 저하시키고, 사용자(예컨대, 의사)가 CT 영상으로부터 환자의 병변을 파악하는데 어려움을 줄 수 있다.
도 5b는 재구성된 제2 CT 영상(500, 도 5a 참조)에서부터 X선 감쇠 정도에 기초하여 생성된 분할 영상(510)을 도시한 도면이다.
도 5b를 참조하면, 분할 영상(510)은 대상체 내의 연부 조직(511) 및 뼈(512)를 포함할 수 있다. 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 제2 CT 영상(500)에 대하여 하운스필드 단위(HU)의 최소값 또는 최대값을 설정하고, 제2 CT 영상(500) 내에서 최소값 또는 최대값에 기초하여 해당되는 조직 영역만을 분할하여 분할 영상(510)을 생성할 수 있다.
도 5b에 도시된 실시예와 같이, CT 영상 장치(200)가 하운스필드 단위의 범위를 -100HU 이상 1000HU 이하로 설정한 경우 분할 영상(510)은 연부 조직(511) 및 뼈(512)를 포함할 수 있다.
도 5c는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200)가 CT 영상으로부터 분할 영상을 생성하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
단계 S510에서, CT 영상 장치(200)는 제2 로 데이터를 역 투영(Back Projection)하여 제2 CT 영상 데이터를 생성한다. 도 5a를 함께 참조하면, CT 영상 장치(200)는 사이노그램(410, 도 4b 참조)에 FBP(Filtered Back Projection) 방법을 적용하여 제2 CT 영상 데이터를 생성할 수 있다. 이때 제2 로 데이터는 사이노그램(410)을, 제2 CT 영상 데이터는 제2 CT 영상(500)을 각각 의미할 수 있다.
단계 S520에서, CT 영상 장치(200)는 제2 CT 영상 데이터에서 대상체에 투과되는 X선의 감쇠 정도에 따라 분할된 제3 CT 영상 데이터를 생성한다. 도 5b를 함께 참조하면, CT 영상 장치(200)는 제2 CT 영상(500) 내에서 최소값보다 크거나 최대값 보다 작은 값에 해당되는 조직 영역만을 분할하여 제3 CT 영상 데이터를 생성할 수 있다.
도 6a는 CT 영상 장치(200, 도 2 참조)가 분할 영상(510, 도 5b 참조)을 전면 프로젝션 하여 획득한 사이노그램(600)을 도시한 도면이다.
도 6a를 참조하면, CT 영상 장치(200)는 도 4b에 도시된 사이노그램(410) 내의 메탈 트레이스(411, 도 4b 참조)의 픽셀 값을 선형 보간법으로 보간한 이후, FBP 하여 재구성한 제2 CT 영상(500, 도 5a 참조)을 생성하고, 제2 CT 영상(500)으로부터 하운스필드 단위를 설정하여 분할 영상(510, 도 5b 참조)을 생성하며, 분할 영상(510)으로부터 사이노그램(600)을 획득할 수 있다.
사이노그램(600)은 X선 검출부(113)가 회전 프레임(111, 도 1 참조)에 의해 대상체 주위를 1°씩 회전하면서 검출한 X선 신호의 파형을 포함할 수 있다. CT 영상 장치(200)는 사이노그램(600) 상에 나타난 X선 신호의 파형을 분석하여 파형의 방향성 정보를 획득할 수 있다. 사이노그램(600) 상에 나타난 파형의 방향성은 사이노그램(600) 내의 픽셀들의 픽셀 값에 기초하여 획득될 수 있다.
도 6b는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200)가 도 6a에 도시된 사이노그램(600) 내의 6A 부분에 포함되는 복수의 픽셀들 간의 방향 정보를 획득하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 6b를 참조하면, 6A 부분은 제1 픽셀(P1), 제2 픽셀(P2), 제3 픽셀(P3), 제4 픽셀(P4), 및 복수의 특성값 파형(610)을 포함할 수 있다. 복수의 특성값 파형(610)은 대상체 내의 조직들의 밀도 차이에 의한 X선 투과 정도에 의해 사이노그램(600) 내에서 발생되는 것으로 관련성 있는 픽셀값을 갖는 복수의 픽셀들 간의 집합으로 구성될 수 있다. 픽셀 값은 대상체 내의 밀도 차이에 따른 X선 투과 정도에 의해 발생되는 픽셀들 각각의 밝기를 의미하는 상대적인 값일 수 있다. 픽셀 값이 큰 픽셀의 경우, 대상체 내에서 밀도가 상대적으로 큰 조직을 많은 경로를 지나서 나온 값일 수 있다. 픽셀 값은 예컨대, 0 내지 5 사이의 범위의 값을 가질 수 있다.
일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 사이노그램(600) 내의 제1 픽셀(P1)과 제1 방향(X 방향) 및 제2 방향(Y 방향)으로 인접하게 배치되는 제2 픽셀(P2) 내지 제4 픽셀(P4) 중 제1 픽셀(P1)의 픽셀 값과 변화 정도(variation)가 가장 작은 픽셀 사이를 잇는 가상의 선(l)의 방향 정보를 획득할 수 있다. 예컨대, 제2 픽셀(P2) 내지 제4 픽셀(P4) 중 제1 픽셀(P1)의 픽셀 값과 비교하여 픽셀 값의 변화 정도가 가장 작은 픽셀은 제2 픽셀(P2)일 수 있다. CT 영상 장치(200)는 제1 픽셀(P1)과 제2 픽셀(P2) 사이를 잇는 가상의 선(l)의 방향 정보를 획득할 수 있다. 일 실시예에서, 가상의 선(l)의 방향은 복수의 특성값 파형(610)과 평행한 방향일 수 있다.
다른 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 사이노그램(600) 내의 제1 픽셀(P1)과 제1 방향(X 방향) 및 제2 방향(Y 방향)으로 인접하게 배치되는 제2 픽셀(P2) 내지 제4 픽셀(P4) 중 제1 픽셀(P1)의 픽셀 값과 가장 유사한 픽셀 값을 갖는 픽셀 사이를 잇는 가상의 선(l)의 방향 정보를 획득할 수 있다. 예컨대, 제2 픽셀(P2) 내지 제4 픽셀(P4) 중 제1 픽셀(P1)의 픽셀 값과 가장 유사한 픽셀 값을 갖는 픽셀은 제2 픽셀(P2)일 수 있다. CT 영상 장치(200)는 제1 픽셀(P1)과 제2 픽셀(P2) 사이를 잇는 가상의 선(l)의 방향 정보를 획득할 수 있다. 일 실시예에서, 가상의 선(l)의 방향은 복수의 특성값 파형(610)과 평행한 방향일 수 있다.
도 7은 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200)가 획득한 방향 정보에 기초하여 로 데이터 내의 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들의 픽셀 값을 보간하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 7을 참조하면, CT 영상 장치(200)는 사이노그램(700) 내의 복원 대상 영역에 대응되는 복원 대상 픽셀(710)의 픽셀 값을 도 6b에서 획득한 가상의 선(l)의 방향 정보에 기초하여 보간(interpolation)할 수 있다. 사이노그램(700)은 제1 CT 영상(400, 도 4a 참조)에서 복원 대상 영역으로 설정된 금속성 보철물(401, 도 4a 참조) 부분을 분리한 이후, 재구성된 제1 CT 영상(400)을 전면 프로젝션함으로써 생성될 수 있다.
사이노그램(700) 내의 복원 대상 픽셀(710)의 픽셀 값은 가상의 선(l)의 방향과 평행하는 방향으로 인접하는 픽셀들의 픽셀 값으로 보간될 수 있다. 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 복원 대상 픽셀(710)의 픽셀 값을 선형 보간법(Linear Interpolation), 스플라인 보간법(Spline Interpolation) 및 다항식 보간법(Polynomial Interpolation) 중 적어도 하나의 보간법을 이용하여 보간할 수 있다. 다만, 나열한 예에 한정되는 것은 아니고, CT 영상 장치(200)는 공지된 다른 보간 방법을 사용하여 복수의 보정 대상 픽셀(PR1 내지 PR4)의 픽셀 값을 보간할 수 있다.
도 8a는 사이노그램의 방향 정보를 고려하지 않고 픽셀을 보간하여 재구성한 사이노그램이고, 도 8b는 본 개시의 일 실시예에 따른 방법을 사용하여 사이노그램의 픽셀을 보간하여 재구성한 사이노그램을 도시한 도면이다.
도 8a를 참조하면, 재구성 사이노그램(810) 내에 메탈 아티팩트에 의한 스트리크 아티팩트(streak artifact)(811)가 포함될 수 있다. 메탈 아티팩트로 인한 메탈 트레이스에 대응되는 픽셀들의 픽셀 값을 보간하였다고 하더라도 재구성 사이노그램(810) 내의 메탈 아티팩트가 불완전하게 제거되었음을 알 수 있다. 이 경우, 사이노그램(810) 내를 지나가는 메탈 트레이스의 추정 오차가 크게 나타날 수 있다.
도 8b는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200)가 가상의 선(l, 도 6b 및 도 7 참조)의 방향 에 기초하여 복원 대상 픽셀의 픽셀 값을 보간하여 재구성한 재구성 사이노그램(820)을 도시한 도면이다. 도 8b를 참조하면, 재구성 사이노그램(820) 내의 메탈 트레이스(821)가 도 8a에 비해 보다 자연스럽게 보간되었음을 알 수 있다.
본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200)는 재구성 사이노그램(820)을 형성하기 이전의 사이노그램(600, 도 6a 및 도 6b 참조)을 통한 사전 정보(prior data), 즉 사이노그램(600) 내의 관련성 있는 픽셀들 사이를 잇는 가상의 선(l, 도 6b 참조)의 방향에 기초하여 메탈 아티팩트에 의한 복원 대상 픽셀들의 픽셀 값을 보간하는바, MAR 성능이 개선된 선명한 최종 CT 영상을 생성할 수 있다.
도 9는 본 개시의 일 실시예에 따른 CT 영상 장치(200, 도 2 참조)가 보간된 로 데이터를 재구성하여 최종 CT 영상을 생성하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
단계 S910에서, CT 영상 장치(200)는 방향 정보에 기초하여 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀의 픽셀 값을 보간한다. CT 영상 장치(200)는 로 데이터 내에서 선형 보간법으로 보간된 복원 대상 픽셀들의 픽셀 값을 도 6b 및 도 7에서 설명한 가상의 선(l, 도 6b 및 도 7 참조)의 방향에 기초하여 인접한 주변 픽셀들의 픽셀값으로 보간할 수 있다. 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 메탈 트레이스 위치에 배치되는 복원 대상 픽셀과 인접한 복수의 픽셀들 중 픽셀 값의 변화 정도가 가장 작은 픽셀 사이를 잇는 가상의 선(l)의 방향에 기초하여 보정 대상 픽셀의 픽셀 값을 보간할 수 있다. 다른 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 복원 대상 픽셀의 위치에 인접한 복수의 픽셀들 중 픽셀 값이 유사한 픽셀들을 잇는 가상의 선(l)의 방향 정보에 기초하여 보정 대상 픽셀의 픽셀 값을 보간할 수 있다.
CT 영상 장치(200)는 예컨대, 선형 보간법, 스플라인 보간법 및 다항식 보간법 중 적어도 하나의 보간법을 이용하여 복원 대상 픽셀을 보간할 수 있다.
단계 S920에서, CT 영상 장치(200)는 보간된 제2 로 데이터를 제4 CT 영상 데이터로 변환한다. 일 실시예에서, 제2 로 데이터는 복원 대상 픽셀들의 픽셀 값을 보간하여 재구성한 사이노그램일 수 있다. CT 영상 장치(200)는 FBP 방법을 사용하여 재구성한 사이노그램을 제4 CT 영상 데이터로 변환할 수 있다.
단계 S930에서, CT 영상 장치(200)는 제4 CT 영상 데이터에 가우시안 스무딩 방법(Gaussian Smooting Filter)을 포함한 스무딩 방법을 사용하여 영상을 재구성한다. 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 가우시안 스무딩 방법 이외에 미디언 필터(Medain Filter) 및 TV 스무딩(Total Variation-based smoothing) 방법을 이용하여 제3 CT 영상 데이터를 재구성할 수 있다.
단계 S940에서, CT 영상 장치(200)는 메탈 트레이스에 전면 프로젝션을 수행한다. 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 제2 CT 영상 데이터 내에 포함되는 메탈 트레이스 영역을 전면 프로젝션하여 사이노그램을 획득할 수 있다. 이후, CT 영상 장치(200)는 획득한 사이노그램을 FBP할 수 있다.
단계 S950에서, CT 영상 장치(200)는 단계 S930 및 S940의 반복 횟수(i)가 기설정된 횟수(Nitr) 보다 큰지 여부를 판단한다. 반복 횟수(i)가 기설정된 횟수(Nitr) 보다 작은 경우(NO), CT 영상 장치(200)는 단계 S930 및 S940을 반복하여 수행할 수 있다. 즉, 제4 CT 영상 데이터의 이미지 데이터에 가우시안 스무딩 영상 처리를 하고, 제4 CT 영상 데이터 내의 메탈 트레이스를 전면 프로젝션 한 이후 사이노그램을 FBP 하며, FBP 한 제4 CT 영상 데이터를 다시 가우시안 스무딩 할 수 있다.
반복 횟수(i)가 기설정된 횟수(Nitr) 보다 큰 경우(YES)는, CT 영상 장치(200)는 복원 대상 영역을 이용하여 제4 CT 영상 데이터를 보정할 수 있다(단계 S960). 일 실시예에서, CT 영상 장치(200)는 금속성 보철물 등에 의해 제1 CT 영상 데이터에서 분리된 복원 대상 영역(도 3의 단계 S310 참조)을 반복 횟수(i) 만큼 가우시안 스무딩 처리를 한 제4 CT 영상 데이터 내에 삽입할 수 있다. 일 실시예에서, 복원 대상 영역은 하운스필드 단위가 약 3000 HU 이상의 값을 갖는 금속성 보철물과 같은 메탈 아티팩트를 의미할 수 있다. CT 영상 장치(200)는 메탈 아티팩트를 제4 CT 영상 데이터에 삽입함으로써, 최종 복원 영상을 생성할 수 있다.
한편, 개시된 실시예들은 컴퓨터에 의해 실행 가능한 명령어 및 데이터를 저장하는 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체의 형태로 구현될 수 있다. 명령어는 프로그램 코드의 형태로 저장될 수 있으며, 프로세서에 의해 실행되었을 때, 소정의 프로그램 모듈을 생성하여 소정의 동작을 수행할 수 있다. 또한, 명령어는 프로세서에 의해 실행되었을 때, 개시된 실시예들의 소정의 동작들을 수행할 수 있다.
이상에서와 같이 첨부된 도면을 참조하여 개시된 실시예들을 설명하였다. 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고도, 개시된 실시예들과 다른 형태로 본 발명이 실시될 수 있음을 이해할 것이다. 개시된 실시예들은 예시적인 것이며, 한정적으로 해석되어서는 안 된다.
100: CT 영상 장치, 105: 테이블, 110: 갠트리, 111: 회전 프레임, 112: 생성부, 113: X선 검출부, 114: 회전 구동부, 115: 리드아웃부, 115-1: 데이터 획득 회로, 115-2: 데이터 송신부, 116: 산란 방지 그리드, 130: 제어부, 140: 저장부, 150: 처리부, 160: 입력부, 170: 디스플레이부, 180: 통신부, 200: CT 영상 장치, 210: 데이터 송신부, 220: 처리부

Claims (20)

  1. X선 디텍터로부터 수신된 제1 로 데이터(raw data)로부터 제1 CT 영상 데이터를 생성하고, 상기 제1 CT 영상 데이터에서 복원 대상 영역을 분리(clipping)하는 단계;
    상기 복원 대상 영역이 분리된 제1 CT 영상 데이터를 기초로 제2 로 데이터 및 제3 CT 영상 데이터를 생성하는 단계;
    상기 제3 CT 영상 데이터를 전면 프로젝션(Forward Projection)하여 제3 로 데이터를 획득하는 단계;
    상기 제3 로 데이터 내의 복수의 픽셀들의 픽셀 값에 기초하여 관련성 있는 픽셀들을 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득하는 단계; 및
    상기 방향 정보에 기초하여 상기 제2 로 데이터 내의 상기 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀의 픽셀 값을 보간(interpolation)하는 단계;
    를 포함하는, CT 영상 장치의 동작 방법.
  2. 제1 항에 있어서,
    상기 복원 대상 영역을 분리하는 단계는,
    상기 제1 CT 영상 데이터에서 상기 대상체에 투과되는 X선의 감쇠 정도를 나타내는 데이터 값이 기설정된 임계치 보다 높은 영역을 복원 대상 영역으로 설정하는 단계를 포함하는, CT 영상 장치의 동작 방법.
  3. 제1 항에 있어서,
    상기 제2 로 데이터 및 상기 제3 CT 영상 데이터를 생성하는 단계는, 상기 복원 대상 영역이 분리된 제1 CT 영상 데이터를 전면 프로젝션하여 상기 제2 로 데이터를 생성하는 단계를 포함하고,
    상기 제2 로 데이터에서 상기 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들을 선형 보간 방법을 사용하여 보간하는 단계; 를 더 포함하는, CT 영상 장치의 동작 방법.
  4. 제1 항에 있어서,
    상기 제2 로 데이터 및 상기 제3 CT 영상 데이터를 생성하는 단계는,
    상기 제2 로 데이터를 역투영(Back Projection)하여 제2 CT 영상 데이터를 생성하는 단계; 및
    상기 제2 CT 영상 데이터에서 상기 대상체에 투과되는 X선의 감쇠 정도를 나타내는 데이터 값에 따라 분할된 제3 CT 영상 데이터를 생성하는 단계;
    를 포함하는, CT 영상 장치의 동작 방법.
  5. 제4 항에 있어서,
    상기 제2 로 데이터 및 상기 제3 CT 영상 데이터를 생성하는 단계는,
    상기 제2 CT 영상 데이터에서 기 설정된 데이터 값의 최소값 또는 최대값에 기초하여 해당되는 데이터 값을 갖는 조직 영역만을 분할하는 단계;
    를 포함하는, CT 영상 장치의 동작 방법.
  6. 제1 항에 있어서,
    상기 가상의 선의 방향 정보를 획득하는 단계는, 상기 제3 로 데이터 내의 제1 픽셀과 제1 방향 및 제2 방향으로 인접한 픽셀들 중 픽셀 값이 유사한 제2 픽셀을 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득하는, CT 영상 장치의 동작 방법.
  7. 제1 항에 있어서,
    상기 보간하는 단계는 선형 보간법(Linear Interpolation), 스플라인 보간법(Spline Interpolation) 및 다항식 보간법(Polynomial Interpolation) 중 적어도 하나의 보간법을 이용하여 보간하는, CT 영상 장치의 동작 방법.
  8. 제1 항에 있어서, 상기 방법은
    보간된 상기 제2 로 데이터에 역투영 방법을 사용하여 제4 CT 영상 데이터를 생성하는 단계; 및
    상기 제4 CT 영상 데이터에 스무딩(Smoothing) 방법을 사용하여 영상을 재구성하는 단계;
    를 더 포함하는, CT 영상 장치의 동작 방법.
  9. 제8 항에 있어서, 상기 방법은
    상기 제1 CT 영상 데이터로부터 분리된 상기 복원 대상 영역을 이용하여 상기 제3 CT 영상 데이터를 보정하는 단계;
    를 더 포함하는 것인, CT 영상 장치의 동작 방법.
  10. 대상체에 투과된 X선을 통해 획득된 제1 로 데이터(raw data)를 획득하는 데이터 획득부; 및
    상기 제1 로 데이터로부터 제1 CT 영상 데이터를 생성하고, 상기 제1 CT 영상 데이터에서 복원 대상 영역을 설정하여 분리(clipping) 하고, 상기 복원 대상 영역이 분리된 제1 CT 영상 데이터를 기초로 제2 로 데이터 및 제3 CT 영상 데이터를 생성하고, 상기 제3 CT 영상 데이터를 전면 프로젝션하여 제3 로 데이터를 획득하고, 상기 제3 로 데이터 내의 복수의 픽셀들의 픽셀 값에 기초하여 관련성 있는 픽셀들을 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득하고, 상기 방향 정보에 기초하여 상기 제2 로 데이터 내의 상기 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀의 픽셀 값을 보간(interpolation)하는 영상 처리를 수행하는 처리부;
    를 포함하는, CT 영상 장치.
  11. 제10 항에 있어서,
    상기 제1 로 데이터 내지 상기 제3 로 데이터는 사이노그램(sinogram)인, CT 영상 장치.
  12. 제10 항에 있어서,
    상기 처리부는, 상기 제1 CT 영상 데이터에서 상기 대상체에 투과되는 X선의 감쇠 정도를 나타내는 데이터 값이 기설정된 임계치 보다 높은 영역을 복원 대상으로 설정하는, CT 영상 장치.
  13. 제10 항에 있어서,
    상기 처리부는, 상기 복원 대상 영역이 분리된 제1 CT 영상 데이터를 전면 프로젝션하여 상기 제2 로 데이터를 생성하고, 상기 제2 로 데이터에서 상기 복원 대상 영역에 대응되는 픽셀들을 선형 보간 방법을 사용하여 보간하는, CT 영상 장치.
  14. 제10 항에 있어서,
    상기 처리부는, 상기 제2 로 데이터를 역투영하여 제2 CT 영상 데이터를 생성하고, 상기 제2 CT 영상 데이터에서 상기 대상체에 투과되는 X선의 감쇠 정도를 나타내는 데이터 값에 따라 분할된 제3 CT 영상 데이터를 생성하는, CT 영상 장치.
  15. 제14 항에 있어서,
    상기 처리부는, 상기 제2 CT 영상 데이터에서 기 설정된 데이터 값의 최소값 또는 최대값에 기초하여 해당되는 데이터 값을 갖는 조직 영역만을 분할하는, CT 영상 장치.
  16. 제10 항에 있어서,
    상기 처리부는, 상기 제3 로 데이터 내의 제1 픽셀과 제1 방향 및 제2 방향으로 인접한 픽셀들 간의 픽셀 값이 유사한 제2 픽셀을 잇는 가상의 선의 방향 정보를 획득하는, CT 영상 장치.
  17. 제10 항에 있어서,
    상기 처리부는 선형 보간법(Linear Interpolation), 스플라인 보간법(Spline Interpolation) 및 다항식 보간법(Polynomial Interpolation) 중 적어도 하나의 보간법을 이용하여 상기 보정 대상 영역에 대응되는 픽셀들의 픽셀값을 보간하는, CT 영상 장치.
  18. 제10 항에 있어서,
    상기 처리부는, 보간된 상기 제2 로 데이터에 역투영 방법을 사용하여 제4 CT 영상 데이터를 생성하고, 상기 제4 CT 영상 데이터에 스무딩(Smoothing) 방법을 사용하여 영상을 재구성하는, CT 영상 장치.
  19. 제18 항에 있어서,
    상기 처리부는, 상기 제1 CT 영상 데이터로부터 분할된 상기 보정 대상 영역을 이용하여 상기 제3 CT 영상 데이터를 보정하는, CT 영상 장치.
  20. 제11 항 내지 제19 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 CT 영상 장치의 동작 방법을 구현하기 위한 적어도 하나의 프로그램이 기록된 컴퓨터로 판독 가능한 기록 매체.
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