【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、３次元Ｘ線ＣＴ装置に関し、特に、被検体の胸部等の大視野における立体感のあるＸ線画像あるいはＣＴ画像、すなわち、３次元的Ｘ線ＣＴ像の再構成に適用して有効な技術に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来、被検体の３次元的Ｘ線ＣＴ像を得る方法としては、Ｘ線ＣＴ装置によって得られた２次元断層像を画像処理によってつなぎ合わせる方法が一般的であった。しかしながら、このＸ線ＣＴ装置を用いた方法では、撮影時間が長くなるという問題があった。
【０００３】
撮影時間短縮のためには、Ｘ線検出器として２次元Ｘ線検出器を、Ｘ線源としてＸ線を円錐状もしくは角錐状に照射するＸ線源を用いて、２次元Ｘ線検出器が検出した被検体の２次元透過像である２次元Ｘ線像を得て、被検体の３次元的Ｘ線ＣＴ像の再構成を行うコーンビームＣＴ装置が有利であることが知られている。
【０００４】
たとえば、医用電子と生体工学、第３３巻特別号（１９９５年）１０９頁（以下、「文献１」と記す）には、２次元Ｘ線検出器として、大型蛍光板とテレビカメラを用いた大視野コーンビームＣＴ装置が記載されている。
【０００５】
また、２次元Ｘ線検出器の別の例として、ＴＦＴ （Ｔｈｉｎ Ｆｉｌｍ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ） 素子を用いる方法が「Large Area, Flat-Panel, Amorphous Silicon Imagers; L.E.Antonuk, et al. SPIE, Vol. 2432, Physics of Medical Imaging, pp.216-227」（以下、「文献２」と記す）に記載されている。
【０００６】
さらには、メディカルイメージングテクノロジー誌、第１３巻、第４号（１９９５年）５５９〜５６２頁（以下、「文献３」と記す）には、２次元Ｘ線検出器としてＸ線イメージインテンシファイアとテレビカメラとを用いたコーンビームＣＴ装置が記載されている。この文献３に記載のコーンビームＣＴ装置では、Ｘ線源の回転軌道面と平行な方向に被検体を移動しながら撮影を行うことにより、被検体の撮影視野をＸ線源の回転面方向に拡大する手法が記載されている。
【０００７】
以上に示す２次元Ｘ線検出器を用いたコーンビームＣＴ装置における３次元的Ｘ線ＣＴ像の再構成の代表的なアルゴリズムとしては、「Practical Cone-Beam Algorithm; L.A.Feldkamp, et al. ; J.Optical Society of America, A/Vol. 1(6), (1984), pp.612-619」（以下、「文献５」と記す）に記載のフェルドカンプの方法がある。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明者は、前記従来技術を検討した結果、以下の問題点を見いだした。
【０００９】
従来のコーンビームＣＴ装置では、計測視野は２次元Ｘ線検出器の視野サイズにより制限されていた。したがって、文献１に記載の大視野コーンビームＣＴ装置では、大型蛍光板を用いて大視野の２次元Ｘ線検出器を容易に得ることができる。しかしながら、高感度かつ高解像度の蛍光板を得ることが技術的に困難であることから、高画質の３次元的Ｘ線ＣＴ像を得ることは困難であった。
【００１０】
また、文献２に記載の２次元Ｘ線検出器では、高感度、高解像度かつ薄型軽量の２次元Ｘ線検出器を得ることはできるが、検出面の大きさは最大のものでも２６０ｍｍ四方であり、たとえば、肺野部等を撮影することが可能な、より大きなサイズの検出器を製作することは技術的に困難であった。
【００１１】
文献３に記載のコーンビームＣＴ装置では、高解像度のＸ線イメージインテンシファイアを用いて、被検体の横断断層面方向の視野を拡大することができるため、被検体の大視野高画質の立体画像を得ることができる。すなわち、２次元検出器を構成するＸ線イメージインテンシファイアの入力面サイズ（視野角）よりも大きな視野角の３次元的Ｘ線ＣＴ像を再構成することができる。しかしながら、このコーンビームＣＴ装置では被検体を移動しながら撮影を行う必要があるため、特に診断を目的とした撮影においては被検者への負担が大きく、術中または被検者が安静を要するような場合においては撮影が困難であった。また、移動時の被検者の慣性力により被検者に不本意な動きが生じるため、被検体を正確な位置で撮影することが困難であった。さらには、１回の撮影において撮影ガントリーを２回以上回転する必要があるため、従来のコーンビームＣＴ装置に比べて、２倍以上の撮影時間がかかるという問題があった。
【００１２】
この文献３に記載のコーンビームＣＴ装置と同様に、検出器の視野角よりも大きい視野角の断層像を再構成することが可能なＸ線ＣＴ装置および再構成方法が米国特許５４９３５９３（以下、「文献４」と記す）に記載されている。このＸ線ＣＴ装置は、１次元検出器をＸ線源とＸ線源の回転中心とを結ぶ直線に対してどちらか一方向側のみに配置して片側撮影を行うことで、計測データの冗長性をなくすと同時に撮影視野をＸ線源の回転面方向に拡大することにより、その再構成画像の視野を拡大している。したがって、このＸ線ＣＴ装置では、撮影視野をほぼ２倍に広げることが可能であった。このとき、文献３に記載のコーンビームＣＴ方式のように被検体を動かすことなく、撮影ガントリーを被検体の周りに１回転させながらＸ線透過像を撮像するのみでよいので、通常の断層撮影と同一の計測時間で撮影が行える。しかしながら、この文献４に記載のＸ線ＣＴ装置は検出器として１次元検出器を用いたものであり、また再構成演算方法も２次元断層像の再構成方法であった。したがって、この文献４に記載の方法を２次元検出器を使用する３次元計測に発展させる場合、３次元再構成を行うための手段が明らかではなかった。
【００１３】
本発明の目的は、２次元検出器の視野角よりも大きい視野角の３次元的ＣＴ像を再構成することが可能な３次元Ｘ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１４】
本発明の他の目的は、Ｘ線透視画像から３次元的ＣＴ像を高速に再構成することが可能な３次元Ｘ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１５】
本発明のその他の目的は、撮影ガントリの１回転分のＸ線透視画像から３次元的ＣＴ像を再構成することが可能な３次元Ｘ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１６】
本発明のその他の目的は、被検体を停止させたままでＸ線透過像を撮影することが可能な３次元Ｘ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１７】
本発明のその他の目的は、被検体のＸ線被爆量を減少させながら２次元検出器の視野角よりも大きい視野角の３次元的ＣＴ像を再構成することが可能な３次元Ｘ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１８】
本発明のその他の目的は、肺癌等の診断性能を向上させることが可能な３次元Ｘ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１９】
本発明の前記ならびにその他の目的と新規な特徴は、本明細書の記述及び添付図面によって明らかになるであろう。
【００２０】
【課題を解決するための手段】
本願において開示される発明のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すれば、下記のとおりである。
【００２１】
（１）被検体に円錐状もしくは角錐状のＸ線を照射するＸ線照射手段と、前記被検体を前記Ｘ線により２次元で撮影する２次元撮像手段と、前記Ｘ線照射手段および前記２次元撮像手段を前記被検体の周りに回転させる回転手段とを有する３次元Ｘ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線照射手段と前記２次元撮像手段とからなる撮像系が描く回転面と平行な方向に前記Ｘ線照射手段と前記２次元撮像手段との相対的な位置を移動させる撮像系移動手段と、前記２次元撮像手段で撮像した２次元Ｘ線像を前記撮像系の回転軸に該当する部分で分割し、該分割した２次元Ｘ線像内の一方の側の２次元Ｘ線像を当該回転角における２次元Ｘ線像として選択する画像分割手段と、該選択した領域内の２次元Ｘ線像から３次元的Ｘ線像を再構成する３次元再構成手段とを具備する。
【００２２】
（２）前述した（１）に記載の３次元Ｘ線ＣＴ装置において、前記３次元再構成手段は、画像分割手段が選択した画像範囲を３次元再構成演算範囲とする。
【００２３】
（３）被検体に円錐状もしくは角錐状のＸ線を照射するＸ線照射手段と、前記被検体を前記Ｘ線により２次元で撮影する２次元撮像手段と、前記Ｘ線照射手段および前記２次元撮像手段を前記被検体の周りに回転させる回転手段と、前記２次元撮像手段が撮像した２次元Ｘ線像から３次元的Ｘ線像を再構成する３次元再構成手段を有する３次元Ｘ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線照射手段と前記２次元撮像手段とからなる撮像系が描く回転面と平行な方向に前記Ｘ線照射手段と前記２次元撮像手段との相対的な位置を移動させる撮像系移動手段と、前記２次元撮像手段で撮像した２次元Ｘ線像を前記撮像系の回転軸に該当する部分で分割し、該分割した２次元Ｘ線像内の一方の側の２次元Ｘ線像を選択する画像分割手段と、該選択画像領域から外れる部分の画像値を０に置換する置換手段と、該置換後のＸ線像を当該回転角における２次元Ｘ線像として３次元的Ｘ線像を再構成する３次元再構成手段とを具備する。
【００２４】
（４）被検体に円錐状もしくは角錐状のＸ線を照射するＸ線照射手段と、前記被検体を前記Ｘ線により２次元で撮影する２次元撮像手段と、前記Ｘ線照射手段および前記２次元撮像手段を前記被検体の周りに回転させる回転手段と、前記２次元撮像手段が撮像した２次元Ｘ線像から３次元的Ｘ線像を再構成する３次元再構成手段を有する３次元Ｘ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線照射手段と前記２次元撮像手段とからなる撮像系が描く回転面と平行な方向に前記Ｘ線照射手段と前記２次元撮像手段との相対的な位置を移動させる撮像系移動手段と、前記２次元撮像手段で撮像した２次元Ｘ線像を前記撮像系の回転軸に該当する部分で分割し、該分割した２次元Ｘ線像内の一方の側の２次元Ｘ線像を選択する画像分割手段と、前記分割した他方の側の２次元Ｘ線像の内で前記回転軸に該当する部分から所定の距離以内の領域の画像値を０に置換する置換手段と、前記一方の側の２次元Ｘ線像と前記置換領域内の２次元Ｘ線像とを当該回転角における２次元Ｘ線像として３次元的Ｘ線像を再構成する３次元再構成手段とを具備する。
【００２５】
（５）前述した（１）ないし（４）の内のいずれかに記載の３次元Ｘ線ＣＴ装置において、前記撮像系移動手段は、前記回転軸に該当する部分で分割した２次元Ｘ線像の領域が異なる大きさとなるように、前記Ｘ線照射手段と前記２次元撮像手段との相対的な位置を設定する。
【００２６】
（６）前述した（５）に記載の３次元Ｘ線ＣＴ装置において、前記画像分割手段は、前記分割された２次元Ｘ線像の内で領域が大きい方を選択する。
【００２７】
（７）前述した（１）ないし（６）の内のいずれかに記載の３次元Ｘ線ＣＴ装置において、前記撮像系移動手段は、前記被検体の観察部位の大きさに基づいて、前記Ｘ線照射手段と前記２次元撮像手段との相対的な位置を設定する。
【００２８】
（８）前述した（１）ないし（７）の内のいずれかに記載の３次元Ｘ線ＣＴ装置において、前記画像分割手段が選択した領域内のみにＸ線が照射されるように、前記Ｘ線照射手段から照射されるＸ線の視野を制限するコリメータを具備する。
【００２９】
（９）前述した（１）ないし（８）の内のいずれかに記載の３次元Ｘ線ＣＴ装置において、前記コリメータは、Ｘ線の視野を、前記回転軸と前記Ｘ線照射手段とを結ぶ直線が前記入力面上で描く直線と前記２次元検出手段の視野の境界線とが交差する点を通る前記直線の垂線よりも内側の領域に制限する。
【００３０】
前述した（１）、（２）、（５）および（６）の手段によれば、３次元再構成手段は、画像分割手段が選択した分割された２次元Ｘ線像の内で画像領域が大きい方の２次元Ｘ線像を３次元再構成手段の入力画像とし、３次元再構成手段が３次元再構成時のフィルタリング演算の演算範囲をこの選択された画像範囲とすることにより、従来の３次元再構成法であるフェルドカンプの方法を適用できるので、３次元的Ｘ線像を得ることができる。このとき、２次元Ｘ線像の内で領域の大きい方のＸ線像に基づいて３次元的Ｘ線像を再構成するので、２次元検出手段の視野角よりも大きい視野角の３次元的ＣＴ像を再構成することができる。したがって、肺癌等の診断性能を向上させることができる。
【００３１】
このとき、撮像系を被検体の周りに１回転して得られた２次元Ｘ線像で大視野の３次元的ＣＴ像を得ることができるので、撮影に要する時間を高速にすることができる。したがって、３次元的ＣＴ像の計測に要する時間を高速にすることができる。なお、３次元再構成によるフィルタリング演算および逆投影演算については、後述の原理の項に示す。
【００３２】
前述した（３）の手段によれば、置換手段が、画像分割手段によって選択された以外の領域の画像値を“０（ゼロ）”に置き換えることによって、３次元再構成時のフィルタリング演算の演算範囲を従来と同じように２次元Ｘ線像の画像範囲とすることができるので、従来のフィルタリング処理をそのまま使用して３次元的ＣＴ像の視野を拡大することができる。なお詳細については、後述する原理の項に示す。
【００３３】
前述した（４）の手段によれば、３次元再構成演算手段は３次元再構成時のフィルタリング演算を行う演算範囲を、分割手段が選択した一方の側の２次元Ｘ線像の画像範囲と、他方の側の２次元Ｘ線像の内で回転軸から所定の距離内の画像範囲と演算範囲とを合わせた範囲に減少することができる、すなわち、３次元再構成演算の演算量を減少させることができるので、３次元的ＣＴ像をさらに高速に再構成することができる。なお詳細については、後述する原理の項に示す。
【００３４】
前述した（７）の手段によれば、撮像系移動手段が観察部位の大きさに基づいてＸ線照射手段と２次元撮像手段との相対的な位置関係を設定することによって、３次元再構成演算の対象となる領域を大きくすることができるので、３次元的ＣＴ像の画質を向上することができる。
【００３５】
前述した（８）および（９）の手段によれば、コリメータによって３次元再構成演算で不必要となる領域に照射するＸ線を制限することができるので、被検体の被爆量を低減することができる。
【００３６】
（原理）
まず、図５に１次元検出器面に垂直に入射する平行Ｘ線ビームと再構成領域との関係を説明するための図を示し、以下、図５に基づいて、平行Ｘ線ビームを１次元検出器で検出する場合の３次元再構成について説明する。
【００３７】
従来の３次元Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線検出器面２００は、図５（Ａ）に示すように、回転中心Ｏを通過するＸ線が検出器面の中央で検出されるように配置されている。このとき、再構成領域２０３は検出可能なＸ線平行ビームで囲まれる半径Ｒの円の内部となる。したがって、再構成領域２０３を通過する任意のＸ線ビーム２０１は、Ｘ軸に対する入射角θと回転中心Ｏからの距離ｕとを変数として、関数Ｐ（ｕ、θ）と表すことができる。従来の撮影では、Ｘ線検出器を回転中心Ｏの周囲に３６０度回転して撮影を行う。よって、図５（Ａ）に示されるＸ線ビーム２０１は、図５（Ｂ）に示すように、Ｘ線検出器面２００が更に１８０度回転した時点において再び検出される。このときのＸ線ビーム２０１はＰ（−ｕ、θ＋π）と表現されるが、これはＰ（ｕ、θ）と同一のＸ線ビームを表す。したがって、従来のＸ線ＣＴ計測においては、全ての同一Ｘ線ビームが２回ずつ計測されており、計測データに冗長性が存在する。なお、図中の（Ｘ、Ｙ）平面上の位置をベクトルｒ→、ｕ軸方向の単位ベクトルをｕ→、位置ｒ→における被検体のＸ線吸収係数分布をｆ（ｒ→）とすると、ｆ（ｒ→）は下記の数１で示される逆ラドン変換式によって再構成することができる。
【００３８】
【数１】
【００３９】
但し、・はベクトルの内積を表す。また、関数ｇ（）はフィルタリング関数を表し、下記の数２で示される。
【００４０】
【数２】
【００４１】
数１において、曲座標（ｕ、θ）の積分範囲は（−Ｒ＜ｕ＜Ｒ、０＜θ＜２π）となっており、積分範囲内でＰ（ｕ、θ）が２重に重複している。
【００４２】
図５（Ｃ）は、回転中心Ｏを通過するＸ線がＸ線検出器面２００の端で検出されるように、Ｘ線検出器面２００をＸ線ビームと垂直な方向に平行移動したものである。このとき、ｕ＜０を通過するＸ線ビーム２０１は検出されない。しかし、このＸ線ビーム２０１は、図５（Ｄ）に示すように、Ｘ線検出器面２００が更に１８０度回転した時点において検出される。一般に、このような測定方法では回転中心Ｏから２Ｒの距離内を通過する全てのＸ線は必ず１回ずつ検出され、再構成領域２０３の半径が図５（Ａ）（Ｂ）の場合の２倍となる。このとき、計測データには冗長性が存在しないため、再構成式は数１中のｕの積分範囲を限定して下記の数３で得られる。
【００４３】
【数３】
【００４４】
次に、図６に１次元検出器面に入射する扇状Ｘ線ビームと再構成領域との関係を説明するための図を示し、以下、図６に基づいて、扇状Ｘ線ビームを１次元検出器で検出する場合の３次元再構成について説明する。
【００４５】
この３次元Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線検出器面２００は、図６（Ａ）に示すように、回転中心Ｏを通過するＸ線が検出器面の中央で検出されるように配置される。このとき、再構成領域２０３は検出可能な扇状Ｘ線ビームで囲まれる半径Ｒの円の内部となる。再構成領域２０３を通過する任意のＸ線ビーム２０１は、Ｘ軸に対するＸ線源Ｓの回転角φ、および、Ｘ線ビームとｙ軸との交点ｙを変数として、関数ｑ（ｙ、φ）と表すことができる。従来の撮影では、Ｘ線源ＳとＸ線検出器との対を回転中心Ｏの周囲に３６０度回転して撮影を行う。この場合、図６（Ａ）に示すように、位置３００から放射されたＸ線ビーム２０１は、Ｘ線源Ｓの回転軌道面３０２と位置３０１において交わる。したがって、このＸ線ビーム２０１は、図６（Ｂ）に示すように、Ｘ線源Ｓが位置３０１にきた時点で再び検出される。したがって、従来のＸ線ＣＴ計測においては、全ての同一Ｘ線ビームが２回ずつ計測されており、計測データに冗長性が存在する。なおｘ、ｙ軸方向の単位ベクトルをそれぞれｘ→、ｙ→、Ｘ線源と回転中心Ｏとの距離をＤとし、Ｘ線検出器面２００の一番端を通過するＸ線ビームとｙ軸との交点をｙｏとすると、被検体のＸ線吸収係数分布ｆ（ｒ→）は、下記の数４で再構成することができる。
【００４６】
【数４】
【００４７】
図６（Ｃ）は、回転中心Ｏを通過するＸ線がＸ線検出器面２００の端で検出されるように、Ｘ線検出器面２００をｙ軸方向に平行移動したものである。このとき、Ｘ線源３００から放射されてｙ＜０を通過するＸ線ビーム２０１は検出されない。しかし、前記Ｘ線ビーム２０１は図６（Ｄ）に示されるように、Ｘ線源ＳがＸ線ビーム２０１とＸ線源の軌跡３０２との交点３０１の位置にＸ線源Ｓがきた時点において検出される。いま、Ｘ線検出器面２００の一番外側を通過するＸ線ビームと回転中心Ｏとの距離をＲ’とすると、Ｒ’はＲの約２倍の大きさとなる。一般に、このような測定方法では回転中心ＯからＲ’の距離内を通過する全てのＸ線は必ず１回ずつ検出され、再構成領域２０３の半径が図６（Ａ）（Ｂ）の場合の約２倍となる。このとき、計測データには冗長性が存在しないため、再構成式は数４中のｙの積分範囲を限定して、下記の数５で得られる。
【００４８】
【数５】
【００４９】
数５は１次元Ｘ線検出器を用いた２次元ＣＴ再構成式であるが、次に、数５を近似的に拡張して３次元再構成を導出する。
【００５０】
次に、図７に２次元検出器面に垂直に入射する円錐状のＸ線ビームと再構成領域との関係を説明するための図を示し、以下、図７に基づいて、円錐状のＸ線ビームを２次元検出器で検出する場合の３次元再構成について説明する。ただし、この図７では、図６に示す（Ｘ、Ｙ）座標系および（ｘ、ｙ）座標系に対して直交するＺ軸およびｚ軸をそれぞれ新たに付加して３次元化してある。また、図７では仮想的にＸ線検出器面２００がｙｚ平面上に配置されているとする。
【００５１】
仮想検出器面２００上の位置は、実際のＸ線検出器面の位置に対するスケール変換で簡単に計算することができる。ここで、仮想検出器面２００上に入射するＸ線ビームは、関数ｑ（ｙ、ｚ、φ）と表現する。
【００５２】
数５を３次元に拡張するには、文献５に記載のフェルドカンプの方法を応用することができる。フェルドカンプの方法は、Ｘ線源Ｓから放射されてｙ軸に平行かつｚ軸にｚ＝０以外の点で交わる斜平面を近似的にＸ線源Ｓの回転軌道面とみなすことで、２次元再構成式を３次元に拡張する方法である。したがって、同様の方法で数５を３次元再構成式に拡張すると、下記の数６となる。
【００５３】
【数６】
【００５４】
ただし、関数ｑ〜（ｙ，ｚ，Φ）は下記の数７となり、ω（φ）、ｙ（φ）、ｚ（φ）は、それぞれ下記の数８となる。
【００５５】
【数７】
【００５６】
【数８】
【００５７】
なお、ベクトルｚ→はｚ軸方向の単位ベクトルを表す。
【００５８】
数６は再構成演算における逆投影処理であり、数７はフィルタリング処理である。これらから明らかなように、従来の再構成式と本再構成式との違いは、フィルタリング処理において積分範囲が従来では（−ｙｏ＜ｙ＜ｙｏ）であるのに対し、本再構成式では（０＜ｙ＜２ｙｏ）であること、および本方法ではデータの冗長性が存在しないことから、逆投影処理において数式全体に係る係数が従来に比べて２倍されている点である。
【００５９】
したがって、本再構成方法では、ｙ＜０（ゼロ）の領域４００に対してフィルタリング演算を行う従来のフィルタリング演算を行うことができない。しかし、円形のＸ線検出器面２００を持つ２次元Ｘ線検出器を使用して計測を行った場合、ｙ＜０の領域４００においても被検体のＸ線透過像が検出されている。したがって、ｙ＜０の領域４００の領域の画像データがフィルタリングにおいて影響を与えないようにするためには、この領域に存在する画像データを全て０（ゼロ）で置換した後に、ｙの全ての領域に対してフィルタリング演算を行えばよい。このような０置換（ゼロ置換）により、従来から用いているフィルタリング演算装置をそのまま利用してフィルタリングを行うことが可能となる。また、同時に、３次元ＣＴ像の再構成領域をＸ線源の回転軌道面方向に拡大することができる。
【００６０】
なお、この０置換を行った後にフィルタリングを行ったＸ線透過像は、ｙ＜０においてｙの値が小さくなるにつれて急速に０に近づく。これは、フィルタリング関数ｇ（ｙ）がｙの変化に対して比較的早く０に収束することによる。したがって、ｙ＜０においてフィルタリングを行う領域をｙ軸の周辺に限定して、それより小さなｙに対してはフィルタリング処理後の画像データとして全て０で近似してもよい。この近似により、フィルタリング処理および逆投影処理量を減少することができるので、再構成演算を高速化することが可能となる。
【００６１】
さらには、ｙ＜０の領域４００に対しては、はじめからＸ線が照射されないようにコリメータを用いてＸ線照射野を限定しておくことで、被検体のＸ線被爆量を減少することができる。しかしこのような場合であっても、ｙ＜０の領域４００には被検体中で散乱された散乱Ｘ線やＸ線検出器において発生する光散乱などの影響で、画像データが完全に０となることがないため、前述した０置換は用いたほうがよい。
【００６２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明について、発明の実施の形態（実施例）とともに図面を参照して詳細に説明する。
【００６３】
なお、発明の実施の形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
【００６４】
図１は、発明の一実施の形態に係る３次元Ｘ線ＣＴ装置の概略構成を示すブロック図であり、１はＸ線管（Ｘ線照射手段）、２はＸ線グリッド、３はＸ線イメージインテンシファイア、４は光学レンズ系、５はテレビカメラ、６は回転板、７は寝台天板、８は被検体、９はＸ線検出器移動用レール、１０は操作卓、１１はコリメータ、１０１は回転板駆動手段（回転手段）、１０２はＸ線照射野制御手段、１０３は被検体サイズ測定手段、１０４は寝台位置制御手段、１０５は検出器位置制御手段（撮像系移動手段）、１０６は撮影制御手段、１０７はフレームメモリ、１０８は信号処理手段、１０９は画像表示手段を示す。なお、前記各装置および機構は公知のものを用いる。
【００６５】
Ｘ線検出器（２次元撮像手段）はＸ線イメージインテンシファイア３、光学レンズ系４およびテレビカメラ５からなる。また、撮影系は前記Ｘ線検出器、Ｘ線管１、Ｘ線検出器移動用レール９および回転板６からなる。被検体８は寝台天板７上に位置し、撮影体位は仰臥位を標準とする。そして、被検体８の撮りたい部位の中心は前記撮影系の回転中心付近に設定する。
【００６６】
図１において、Ｘ線管１の回転半径Ｄは７２０ｍｍ、回転板６の回転中心とＸ線検出器のＸ線入力面すなわちＸ線イメージインテンシファイア３との距離ｄは３８０ｍｍ、Ｘ線検出器のＸ線入力面すなわちＸ線イメージインテンシファイア３の直径ｗは３８０ｍｍである。撮影系の回転周期の代表例は５秒である。テレビカメラ６は、撮影素子として高解像度撮像管を使用している。Ｘ線検出器移動用レール９は、Ｘ線源１と回転板６の回転中心とを結ぶ直線に対して垂直な方向に配置されている。Ｘ線検出器はＸ線検出器移動用レール９上を移動することができる。
【００６７】
次に、前記各部の概要を説明する。撮影制御手段１０６は、Ｘ線管１のＸ線発生とテレビカメラ５の撮影動作を制御する撮影シーケンスを規定する。
【００６８】
回転板駆動手段１０１は、回転板６の回転を制御すると同時に、回転板６の回転角度のデータを出力する。
【００６９】
Ｘ線照射野制御手段１０２はコリメータ１１の位置を規定し、Ｘ線照射野を回転板６の回転面方向（以下、「水平方向」と記す）および回転方向と垂直な方向（以下、「垂直方向」と記す）にそれぞれ独立に規定する。
【００７０】
被検体サイズ測定手段１０３は、図示しない公知の光発生装置および光センサ等から構成され、被検体８の水平方向の大きさを測定する。
【００７１】
寝台位置制御手段１０４は、寝台天板７と該寝台天板７上の被検体８の位置を水平方向および垂直方向に移動して、被検体８の中心位置を回転板６の回転中心付近に配置する。
【００７２】
検出器位置制御手段１０５は、Ｘ線検出器のＸ線検出器移動用レール９上の位置を規定し、この位置データを出力する。
【００７３】
次に、図１に基づいて、本実施の形態の３次元Ｘ線ＣＴ装置の動作を説明する。
【００７４】
まず、検者は当該３次元Ｘ線ＣＴ撮影の前に被検体８を乗せた寝台天板７の位置を移動し、被検体８の撮影位置を回転板６の回転中心付近の適正位置に配置する。次に、被検体サイズ測定手段１０３は被検体８の回転面方向のサイズをあらゆる角度方向から計測する。検出器位置制御手段１０５は、計測された被検体８のサイズに従って後述する方法でＸ線検出器の適正位置を計算し、Ｘ線検出器をＸ線検出器移動用レール９上で移動して前記適正な位置に配置する。Ｘ線照射野制御手段１０２は、Ｘ線検出器の位置に従ってコリメータ１１を水平方向および垂直方向に移動し、Ｘ線照射野を後述する範囲に限定する。以上で撮影準備が終了し、次にＸ線ＣＴ撮影に入る。撮影に入ると同時に、回転板駆動手段１０１は回転板６の回転を開始する。撮影制御手段１０６は回転板６の回転に同期してＸ線管１のＸ線発生およびテレビカメラ５の撮影を制御する。Ｘ線管１から照射されたＸ線は被検体８を透過し、Ｘ線グリッド２により散乱線が遮断された後、Ｘ線イメージインテンシファイア３により可視光像に変換され、光学レンズ系４によってテレビカメラ５に結像される。テレビカメラ５は画像をビデオ信号に変換した後にＡ／Ｄ変換し、デジタル画像としてフレームメモリ１０７に記録する。この場合のテレビカメラ５のＣＴスキャンにおける標準走査モードは毎秒６０フレーム、走査数５２５本であるが、たとえば、毎秒３０フレーム、走査線数１０５０本等による撮影も可能である。このＸ線ＣＴ撮影（ＣＴスキャン）における標準走査モードでは、１．２５度毎に毎秒６０枚の画像を計測し、４．８秒間に２８８枚の画像を得る。回転板駆動手段１０１は回転板６が３６０度回転した時点で回転を終了する。また、このとき撮影制御手段１０６はＸ線管１のＸ線発生およびテレビカメラ５の撮影を終了し、全てのＸ線ＣＴ撮影が終了する。一方、信号処理手段１０８は撮影に並行して、あるいは撮影終了後にフレームメモリ１０７からデジタル画像を読み出し、後述する信号処理によって被検体８の３次元ＣＴ像を再構成し、画像表示手段１０９に表示する。また、画像表示手段１０９は、フレームメモリ１０７に記録されたＸ線画像を直接表示することも可能である。
【００７５】
次に、図２に本実施の形態の信号処理手段の概略構成を説明するためのブロック図を示し、信号処理手段１０８の構成を説明する。ただし、図２に示す各手段は、たとえば、信号処理手段を実現するための周知の情報処理装置上で動作するプログラムによって実現する。
【００７６】
図２において、エアキャリブレーション手段７００は、フレームメモリ１０７に記録されたＸ線画像をＸ線吸収係数の分布像に変換する周知の手段である。本実施の形態においては、まず、エアキャリブレーション手段７００は被検体８および寝台天板７を配置しない状態で予め撮影された空気のＸ線透過像と、フレームメモリ１０７に記録されたＸ線画像との差分を取る。次に、エアキャリブレーション手段７００はこの差分画像の各画素データに対して自然対数変換演算を行うことにより、被検体８および寝台天板７のＸ線吸収係数の分布像を得る。
【００７７】
幾何学歪み補正手段７０１は、Ｘ線吸収係数の分布像の幾何学歪みを補正する周知の手段である。この幾何学歪みは、Ｘ線イメージインテンシファイア３によってＸ線透過像を光学像に変換する際に生じる幾何学歪みである。なお、幾何学歪み補正手段７０１における補正処理としては、例えばメディカルイメージングテクノロジー誌、第１４巻、第５号（１９９６年）５７１〜５８０頁に記載の幾何学歪み補正方法を用いる。
【００７８】
選択置換手段７０２は、Ｘ線吸収係数の分布像を撮像系の回転軸に相当する直線（図７に示すｚ軸）で２つの領域に分割し、検出器制御手段１０５の出力に基づいて、該２つの分布像の内で画像領域が大きい領域の分布像を選択領域、すなわち、分布像の画像データを他の値に置換することなく用いる領域として選択する選択手段（画像分割手段）と、それ以外の領域の画像データの値を“０（ゼロ）”に置き換える置換手段とからなる。ただし、置換手段による置換手順については後述する。
【００７９】
フィルタリング手段７０３は３次元再構成におけるフィルタリング処理を行う周知の手段であり、０データ置換処理後の画像データに対して原理の項で説明した数７に基づくフィルタリング処理を行う。
【００８０】
逆投影手段７０４はフィルタリングの後の画像データに対して逆投影演算を行う周知の手段であり、フェルドカンプの方法を用いて２次元再構成式（数５）を３次元に拡張した数６に基づいてフィルタリング後の画像データから３次元的Ｘ線像を再構成する。なお、本実施の形態においては、フィルタリング手段７０３と逆投影手段とによって３次元再構成手段を構成する。
【００８１】
次に、図３に本実施の形態の信号処理手段における３次元再構成像の再構成手段を説明するための動作フローを示し、以下、図３に基づいて、図２に示す本実施の形態の信号処理手段の動作を説明する。
【００８２】
本フローの開始は、フレームメモリ１０７へのＸ線画像の記録すなわち被検体８のＸ線画像の撮影である。
【００８３】
まず、エアキャリブレーション手段７００が、フレームメモリ１０７に記録されたＸ線画像を読み出し、該Ｘ線画像と予め撮影された空気のＸ線透過像とから当該Ｘ線画像をＸ線吸収係数の分布像に変換する（ステップ５００）。エアキャリブレーション処理を施したＸ線画像は、次に幾何学歪み補正手段７０１によって、Ｘ線イメージインテンシファイア３によって生じるＸ線画像の幾何学歪みが補正される（５０１）。幾何学歪み補正処理を施したＸ線画像は、次に、選択置換手段７０２の選択手段によって選択領域が選択される（５０２）。選択されなかった領域の画像データの各値は、選択置換手段７０２の置換手段によって０に置換される（５０３）。０データ置換処理を施したＸ線画像は、次にフィルタリング手段７０３によって３次元Ｘ線ＣＴ再構成におけるフィルタリング処理が施された後（５０４）、逆投影処理手段７０４による逆投影処理が行われ（５０５）、３次元Ｘ線ＣＴ像が再構成される。フィルタリング手段７０３によるフィルタリング処理および逆投影手段７０４による逆投影処理における演算は、それぞれ数７および数６で表される。ただし、数７においては積分範囲がｙ＞０に限定されているが、実際には０データ置換処理が既に行われているため、本実施の形態のフィルタリング手段７０３は画像データの存在する全ての範囲（０データ置換部分を含む）に対してフィルタリングを行う。
【００８４】
次に、図４に本実施の形態の選択置換手段における画像データの置換手順を説明するための図を示し、以下、図４に基づいて、選択置換手段７０２における置換手順を説明する。ただし、図４におけるＸ線検出器面２００は、Ｘ線検出器をＸ線管１に対して向かって右側（ｙ＞０）方向に移動した場合、すなわち、選択手段がｙ＞０の領域の画像データを選択した場合を示す。なお、左側（ｙ＜０）方向にＸ線検出器を移動した場合においても以下の処理は同様に行うことができることはいうまでもない。
【００８５】
以下の説明においては、Ｘ線検出器面２００はＸ線イメージインテンシファイア３の入力面が円形であることから、円形状の形状を持ち、その半径をｂとする。
【００８６】
図４に示すように、たとえば、Ｘ線検出器がｙ軸方向に距離ａだけ移動されているとすると、Ｘ線再構成で実際に利用される有効視野領域は０＜ｙ＜Ｈかつ−Ｖ／２＜ｚ＜Ｖ／２の範囲内で検出される画像データの領域６０３となる。ただし、Ｈ、Ｖの大きさは下記の数９によって表される。
【００８７】
【数９】
【００８８】
数９から明らかなように、Ｈ、Ｖの大きさはＸ線検出器の移動距離ａによって決定される。有効視野領域をＨ方向すなわちｙ軸方向に拡大するにはＸ線検出器の移動距離ａを大きくすればよいが、このとき同時にＶ方向すなわちｚ軸方向の有効視野領域が小さくなる。したがって、Ｘ線検出器の移動距離ａの大きさは、被検体サイズ測定手段１０３で計測される被検体８のサイズを参考にして検者が操作卓１０を通して設定するか、あるいは適当な値を自動設定してもよい。
【００８９】
Ｘ線検出器面２００上で、有効視野領域６０３の外に存在する領域は、ｙ＜０の領域６０４および｜ｚ｜＞Ｖ／２の領域６０２である。これらの領域内の画像データは、フィルタリング手段７０３および逆投影手段７０４による３次元ＣＴ再構成において使用されることがない。したがって、コリメータ１１を用いて予めこれらの領域内はＸ線照射が行われないようにすることにより、被検体８のＸ線被爆量を減らすことができる。０置換は、有効視野領域６０３に対してｙ軸対象の領域６０１において行う。ただし、実際に置換を行うのは画像データが存在する６０４であり、その他の領域は仮想的にＸ線検出面が存在するものとして情報処理装置上で０が挿入される領域である。フィルタリング処理５０４は領域６０１と領域６０３とを合わせた全ての領域に対して、ｙ軸方向に行う。ただし、実際にフィルタリング処理を行った場合、フィルタリング処理後の画像データは、ｙ＜０において、ｙが小さくなるにつれて急速に０に収束する。したがって、予め０置換を行う領域を−Ｈ’＜ｙ＜０（Ｈ’＜Ｈ）の領域のみに限定してもよい。このとき、フィルタリング処理５０３および逆投影処理５０４が前述の限定された領域と領域６０３とを合わせた領域のみに限定できるので、演算量を減少して、高速に演算を行うことができる。Ｈ’の目安としては、たとえば、Ｈの１／３〜１／２程度の距離が適当である。
【００９０】
以上説明したように、本実施の形態の３次元Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線管１と該Ｘ線管１および２次元検出器の回転中心軸とを結ぶ直線上からずらした位置に配置した当該２次元検出器で被検体８のＸ線画像を撮像し、該Ｘ線画像のエアキャリブレーション処理およびＸ線イメージインテンシファイア３のＸ線入力面での幾何学歪み補正処理後の画像データに対して、選択置換手段７０２が実際に画像データが存在する領域６０４の内で、有効視野領域６０３に対してｙ軸対象の領域６０１のデータを０に置換することによって、ｙ＜０の領域のデータがフィルタリング処理の演算範囲である０＜ｙ＜２ｙ０に影響を与えないようにできるので、従来のフィルタリング演算と同じ演算処理によってフィルタリング処理を行うことができる。すなわち、従来のフィルタリング手段を用いることによって、容易に３次元に拡張することができる。したがって、装置の製造コストを上昇させることなく視野を拡大できる。
【００９１】
また、逆投影手段７０４が逆投影処理時の冗長性が存在しなくなったことを考慮した逆投影処理、すなわち、数６に示す逆投影演算を行うことにより、３次元的Ｘ線像を容易に再構成できる。すなわち、撮影系（撮影ガントリ）の１回転分のＸ線透視画像から大視野の３次元的ＣＴ像を再構成することができる。また、被検体を停止させたままでＸ線透過像を撮影することができる。さらには、被検体を停止させたままでＸ線透過像を撮影することができる。
【００９２】
したがって、２次元検出器であるＸ線イメージインテンシファイア３の視野角よりも大きい視野角の３次元的ＣＴ像を再構成することができる。よって、大きな視野角が必要となる肺癌等の診断性能を向上させることができる。
【００９３】
また、本実施の形態のフィルタリング手段７０３では、ｙ＜０の領域においてフィルタリングを行う領域をｙ軸の周辺に限定しているので、フィルタリング処理および逆投影処理の演算量を減少させることができるので、Ｘ線透視画像から３次元的ＣＴ像を高速に再構成することができる。
【００９４】
なお、本実施の形態においては、Ｘ線検出器としてＸ線イメージインテンシファイア３、光学レンズ系４およびテレビカメラ５からなる系を用いたが、たとえば、このＸ線検出器を文献２に示されるＴＦＴ素子を用いた２次元Ｘ線検出器等で代用しても、同等の効果が得られることは言うまでもない。
【００９５】
また本発明は、例えば、一般的なＸ線透視装置、Ｘ線撮影装置および立体Ｘ線撮影装置等にも適用できることは勿論である。
【００９６】
以上、本発明者によってなされた発明を、前記発明の実施の形態に基づき具体的に説明したが、本発明は、前記発明の実施の形態に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能であることは勿論である。
【００９７】
【発明の効果】
本願において開示される発明のうち代表的なものによって得られる効果を簡単に説明すれば、下記の通りである。
【００９８】
（１）２次元検出器の視野角よりも大きい視野角の３次元的ＣＴ像を再構成することができる。
【００９９】
（２）Ｘ線画像から３次元的ＣＴ像を高速に再構成することができる。
【０１００】
（３）撮影ガントリの１回転分のＸ線画像から３次元的ＣＴ像を再構成することができる。
【０１０１】
（４）被検体を停止させたままでＸ線透過像を撮影することができる。
【０１０２】
（５）被検体のＸ線被爆量を減少させながら２次元検出器の視野角よりも大きい視野角の３次元的ＣＴ像を再構成することができる。
【０１０３】
（６）肺癌等の診断性能を向上させることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】発明の一実施の形態に係る３次元Ｘ線ＣＴ装置の概略構成を示すブロック図である。
【図２】本実施の形態の信号処理手段の概略構成を説明するためのブロック図である。
【図３】本実施の形態の信号処理手段における３次元再構成像の再構成手段を説明するための動作フローである。
【図４】本実施の形態の選択置換手段における画像データの置換手順を説明するための図である。
【図５】１次元検出器面に垂直に入射する平行Ｘ線ビームと再構成領域との関係を説明するための図である。
【図６】１次元検出器面に垂直に入射する扇状Ｘ線ビームと再構成領域との関係を説明するための図である。
【図７】２次元検出器面に垂直に入射する円錐状のＸ線ビームと再構成領域との関係を説明するための図である。
【符号の説明】
１…Ｘ線管、２…Ｘ線グリッド、３…Ｘ線イメージインテンシファイア、４…光学レンズ系、５…テレビカメラ、６…回転板、７…寝台天板、８…被検体、９…Ｘ線検出器移動用レール、１０…操作卓、１１…コリメータ、１０１…回転板駆動手段、１０２…Ｘ線照射野制御手段、１０３…被検体サイズ測定手段、１０４…寝台位置制御手段、１０５…検出器位置制御手段、１０６…撮影制御手段、１０７…フレームメモリ、１０８…信号処理手段、１０９…画像表示手段、２００…Ｘ線検出器面、７００…エアキャリブレーション手段、７０１…幾何学歪み補正手段、７０２…選択置換手段、７０３…フィルタリング手段、７０４…逆投影手段。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a three-dimensional X-ray CT apparatus, and more particularly to a three-dimensional X-ray CT image having a three-dimensional effect in a large field of view such as a chest of a subject, that is, a three-dimensional X-ray CT image. It is about effective technology.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, as a method of obtaining a three-dimensional X-ray CT image of a subject, a method of connecting two-dimensional tomographic images obtained by an X-ray CT apparatus by image processing has been generally used. However, the method using the X-ray CT apparatus has a problem that the imaging time is long.
[0003]
In order to shorten the imaging time, a two-dimensional X-ray detector is used as an X-ray detector, and an X-ray source that irradiates X-rays in a cone or pyramid shape is used as an X-ray source. It is known that a cone beam CT apparatus that obtains a two-dimensional X-ray image that is a detected two-dimensional transmission image of a subject and reconstructs a three-dimensional X-ray CT image of the subject is advantageous.
[0004]
For example, in Medical Electronics and Biotechnology, Vol. 33, Special Issue (1995), page 109 (hereinafter referred to as “Reference 1”), a large field of view using a large fluorescent screen and a television camera as a two-dimensional X-ray detector is described. A cone beam CT device is described.
[0005]
As another example of a two-dimensional X-ray detector, a method using a TFT (Thin Film Transistor) element is described in “Large Area, Flat-Panel, Amorphous Silicon Imagers; LEAntonuk, et al. SPIE, Vol. 2432, Physics of Medical Imaging, pp. 216-227 "(hereinafter referred to as" Reference 2 ").
[0006]
Furthermore, Medical Imaging Technology, Vol. 13, No. 4 (1995), pp. 559-562 (hereinafter referred to as “Reference 3”) describes an X-ray image intensifier as a two-dimensional X-ray detector. A cone beam CT apparatus using a television camera is described. In the cone beam CT apparatus described in Document 3, by performing imaging while moving the subject in a direction parallel to the rotational orbital plane of the X-ray source, the field of view of the subject is set in the direction of the rotational plane of the X-ray source. An approach to enlargement is described.
[0007]
As a typical algorithm for reconstructing a three-dimensional X-ray CT image in the cone beam CT apparatus using the two-dimensional X-ray detector described above, “Practical Cone-Beam Algorithm; LAFeldkamp, et al .; Optical Society of America, A / Vol. 1 (6), (1984), pp. 612-619 ”(hereinafter referred to as“ Reference 5 ”).
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
The present inventor has found the following problems as a result of studying the above-mentioned conventional technology.
[0009]
In the conventional cone beam CT apparatus, the measurement field of view was limited by the field size of the two-dimensional X-ray detector. Therefore, in the large-field cone-beam CT apparatus described in Document 1, a large-field two-dimensional X-ray detector can be easily obtained by using a large-sized fluorescent plate. However, since it is technically difficult to obtain a fluorescent plate with high sensitivity and high resolution, it has been difficult to obtain a high-quality three-dimensional X-ray CT image.
[0010]
Further, with the two-dimensional X-ray detector described in Document 2, a high-sensitivity, high-resolution, thin and lightweight two-dimensional X-ray detector can be obtained, but the maximum size of the detection surface is 260 mm square. For example, it has been technically difficult to manufacture a detector having a larger size that can photograph a lung field or the like.
[0011]
In the cone beam CT apparatus described in Document 3, the field of view of the subject in the direction of the transverse tomographic plane can be enlarged by using a high-resolution X-ray image intensifier. Images can be obtained. That is, it is possible to reconstruct a three-dimensional X-ray CT image having a viewing angle larger than the input surface size (viewing angle) of the X-ray image intensifier constituting the two-dimensional detector. However, since it is necessary to perform imaging while moving the subject in this cone beam CT apparatus, the burden on the subject is large especially in imaging for the purpose of diagnosis. Inspection It is difficult to take a picture when the person needs rest. In addition, the subject's inertial force at the time of movement causes the subject to move undesirably, which makes it difficult to image the subject at an accurate position. Furthermore, since it is necessary to rotate the imaging gantry twice or more in one imaging, there is a problem that the imaging time is twice or more as compared with the conventional cone beam CT apparatus.
[0012]
Similar to the cone beam CT apparatus described in Document 3, an X-ray CT apparatus and a reconstruction method capable of reconstructing a tomographic image having a viewing angle larger than the viewing angle of the detector are disclosed in US Pat. "Document 4"). This X-ray CT apparatus has a one-dimensional detector that is arranged on only one side with respect to a straight line connecting the X-ray source and the rotation center of the X-ray source to perform one-side imaging, thereby achieving redundancy of measurement data. At the same time, the field of view of the reconstructed image is expanded by expanding the field of view in the direction of the plane of rotation of the X-ray source. Therefore, with this X-ray CT apparatus, the imaging field of view could be almost doubled. At this time, ordinary tomographic imaging is required because the X-ray transmission image only needs to be taken while rotating the imaging gantry once around the subject without moving the subject as in the cone beam CT method described in Document 3. The photographing can be performed in the same measurement time as that of. However, the X-ray CT apparatus described in Document 4 uses a one-dimensional detector as a detector, and the reconstruction calculation method is a two-dimensional tomographic image reconstruction method. Therefore, when the method described in Reference 4 is extended to three-dimensional measurement using a two-dimensional detector, means for performing three-dimensional reconstruction has not been clarified.
[0013]
An object of the present invention is to provide a three-dimensional X-ray CT apparatus capable of reconstructing a three-dimensional CT image having a viewing angle larger than the viewing angle of a two-dimensional detector.
[0014]
It is another object of the present invention to provide a three-dimensional X-ray CT apparatus capable of reconstructing a three-dimensional CT image from an X-ray fluoroscopic image at high speed.
[0015]
Another object of the present invention is to provide a three-dimensional X-ray CT apparatus capable of reconstructing a three-dimensional CT image from an X-ray fluoroscopic image for one rotation of the imaging gantry.
[0016]
Another object of the present invention is to provide a three-dimensional X-ray CT apparatus capable of capturing an X-ray transmission image while the subject is stopped.
[0017]
Another object of the present invention is to provide a three-dimensional X-ray CT capable of reconstructing a three-dimensional CT image having a viewing angle larger than the viewing angle of a two-dimensional detector while reducing the amount of X-ray exposure of the subject. It is to provide a device.
[0018]
Another object of the present invention is to provide a three-dimensional X-ray CT apparatus capable of improving the diagnostic performance of lung cancer and the like.
[0019]
The above and other objects and novel features of the present invention will become apparent from the description of the present specification and the accompanying drawings.
[0020]
[Means for Solving the Problems]
The following is a brief description of an outline of typical inventions disclosed in the present application.
[0021]
(1) X-ray irradiating means for irradiating a subject with conical or pyramid-shaped X-rays, two-dimensional imaging means for two-dimensionally photographing the subject with the X-rays, the X-ray irradiating means and the second In a three-dimensional X-ray CT apparatus having rotating means for rotating a three-dimensional imaging means around the subject, the three-dimensional X-ray CT apparatus is arranged in a direction parallel to a rotation plane drawn by an imaging system including the X-ray irradiating means and the two-dimensional imaging means. An imaging system moving unit that moves a relative position between the X-ray irradiating unit and the two-dimensional imaging unit; and a part corresponding to a rotation axis of the imaging system, the two-dimensional X-ray image captured by the two-dimensional imaging unit. Image dividing means for selecting a two-dimensional X-ray image on one side of the divided two-dimensional X-ray image as a two-dimensional X-ray image at the rotation angle, and a two-dimensional X-ray image in the selected area. 3D reconstruction for reconstructing 3D X-ray images from X-ray images And means.
[0022]
(2) In the three-dimensional X-ray CT apparatus according to (1) described above, the three-dimensional reconstruction unit sets an image range selected by the image division unit as a three-dimensional reconstruction calculation range.
[0023]
(3) X-ray irradiating means for irradiating the subject with conical or pyramidal X-rays, two-dimensional imaging means for two-dimensionally photographing the subject with the X-rays, the X-ray irradiating means and the second Three-dimensional X having rotation means for rotating the two-dimensional imaging means around the subject and three-dimensional reconstruction means for reconstructing a three-dimensional X-ray image from the two-dimensional X-ray image taken by the two-dimensional imaging means In the X-ray CT apparatus, a relative position between the X-ray irradiating unit and the two-dimensional imaging unit is moved in a direction parallel to a rotation plane drawn by an imaging system including the X-ray irradiating unit and the two-dimensional imaging unit. An imaging system moving unit and a two-dimensional X-ray image captured by the two-dimensional imaging unit is divided at a portion corresponding to a rotation axis of the imaging system, and a two-dimensional image on one side in the divided two-dimensional X-ray image Image dividing means for selecting an X-ray image, and And a three-dimensional reconstruction means for reconstructing a three-dimensional X-ray image from the replaced X-ray image as a two-dimensional X-ray image at the rotation angle. I do.
[0024]
(4) X-ray irradiating means for irradiating a subject with conical or pyramid-shaped X-rays, two-dimensional imaging means for two-dimensionally photographing the subject with the X-rays, the X-ray irradiating means and the second Three-dimensional X having rotation means for rotating the two-dimensional imaging means around the subject and three-dimensional reconstruction means for reconstructing a three-dimensional X-ray image from the two-dimensional X-ray image taken by the two-dimensional imaging means In the X-ray CT apparatus, a relative position between the X-ray irradiating unit and the two-dimensional imaging unit is moved in a direction parallel to a rotation plane drawn by an imaging system including the X-ray irradiating unit and the two-dimensional imaging unit. An imaging system moving unit and a two-dimensional X-ray image captured by the two-dimensional imaging unit is divided at a portion corresponding to a rotation axis of the imaging system, and a two-dimensional image on one side in the divided two-dimensional X-ray image Image dividing means for selecting an X-ray image; Replacement means for replacing the image value of an area within a predetermined distance from a portion corresponding to the rotation axis in the two-dimensional X-ray image with 0 with the two-dimensional X-ray image on one side and the replacement area And a three-dimensional reconstructing means for reconstructing a three-dimensional X-ray image by using the two-dimensional X-ray image described above as a two-dimensional X-ray image at the rotation angle.
[0025]
(5) In the three-dimensional X-ray CT apparatus according to any one of the above (1) to (4), the imaging system moving means may be a two-dimensional X-ray image divided by a portion corresponding to the rotation axis. The relative positions of the X-ray irradiating means and the two-dimensional imaging means are set such that the areas have different sizes.
[0026]
(6) In the three-dimensional X-ray CT apparatus according to (5) described above, the image dividing unit selects a larger one of the divided two-dimensional X-ray images in the two-dimensional X-ray image.
[0027]
(7) In the three-dimensional X-ray CT apparatus according to any one of the above (1) to (6), the imaging system moving means may be configured to control the X-ray CT based on a size of an observation region of the subject. A relative position between the line irradiation unit and the two-dimensional imaging unit is set.
[0028]
(8) In the three-dimensional X-ray CT apparatus according to any one of the above (1) to (7), the X-ray is irradiated so that only the region selected by the image dividing means is irradiated with the X-ray. A collimator for limiting the visual field of X-rays emitted from the X-ray irradiator is provided.
[0029]
(9) In the three-dimensional X-ray CT apparatus according to any one of the above (1) to (8), the collimator connects an X-ray field of view to the rotation axis and the X-ray irradiation unit. A straight line is limited to an area inside a perpendicular line of the straight line passing through a point where a straight line drawn on the input surface and a boundary line of the visual field of the two-dimensional detecting means intersect.
[0030]
According to the above-described means (1), (2), (5) and (6), the three-dimensional reconstructing means determines whether the image area is within the divided two-dimensional X-ray image selected by the image dividing means. Conventionally, the larger two-dimensional X-ray image is used as an input image of the three-dimensional reconstruction means, and the three-dimensional reconstruction means sets the operation range of the filtering operation at the time of three-dimensional reconstruction as the selected image range. Since the Feldkamp method which is a three-dimensional reconstruction method can be applied, a three-dimensional X-ray image can be obtained. At this time, since the three-dimensional X-ray image is reconstructed based on the X-ray image of the larger area in the two-dimensional X-ray image, the three-dimensional X-ray image having a viewing angle larger than the viewing angle of the two-dimensional detecting means is obtained. A CT image can be reconstructed. Therefore, the diagnostic performance of lung cancer and the like can be improved.
[0031]
At this time, a three-dimensional CT image with a large field of view can be obtained from a two-dimensional X-ray image obtained by rotating the imaging system around the subject once, so that the time required for imaging can be shortened. . Therefore, the time required for measuring the three-dimensional CT image can be increased. The filtering operation and the backprojection operation based on the three-dimensional reconstruction will be described later in the section of the principle.
[0032]
According to the above-mentioned means (3), the replacing means replaces the image values of the areas other than those selected by the image dividing means with “0 (zero)”, thereby performing the filtering operation at the time of the three-dimensional reconstruction. Since the range can be the image range of the two-dimensional X-ray image as in the conventional case, the field of view of the three-dimensional CT image can be expanded using the conventional filtering process as it is. The details will be described in the section of the principle described later.
[0033]
According to the above-mentioned means (4), the three-dimensional reconstruction calculation means sets the calculation range for performing the filtering calculation at the time of three-dimensional reconstruction to the image range of the one-sided two-dimensional X-ray image selected by the division means. In the two-dimensional X-ray image on the other side, the image range within a predetermined distance from the rotation axis and the calculation range can be reduced, that is, the calculation amount of the three-dimensional reconstruction calculation can be reduced. Therefore, a three-dimensional CT image can be reconstructed at higher speed. The details will be described in the section of the principle described later.
[0034]
According to the above-mentioned means (7), the imaging system moving means sets the relative positional relationship between the X-ray irradiating means and the two-dimensional imaging means based on the size of the observation site, thereby enabling three-dimensional reconstruction. Since the region to be operated can be enlarged, the image quality of the three-dimensional CT image can be improved.
[0035]
According to the above-described means (8) and (9), the collimator can limit the X-rays to be irradiated to an unnecessary area in the three-dimensional reconstruction operation, so that the exposure amount of the subject can be reduced. Can be.
[0036]
(principle)
First, FIG. 5 shows a diagram for explaining the relationship between a parallel X-ray beam perpendicularly incident on the one-dimensional detector surface and a reconstruction area. Hereinafter, based on FIG. The three-dimensional reconstruction in the case where the detection is performed by the detector will be described.
[0037]
In the conventional three-dimensional X-ray CT apparatus, the X-ray detector surface 200 is arranged such that the X-ray passing through the rotation center O is detected at the center of the detector surface, as shown in FIG. ing. At this time, the reconstruction area 203 is inside a circle having a radius R surrounded by a detectable X-ray parallel beam. Therefore, an arbitrary X-ray beam 201 passing through the reconstruction area 203 can be expressed as a function P (u, θ) using the incident angle θ with respect to the X axis and the distance u from the rotation center O as variables. In conventional imaging, imaging is performed by rotating the X-ray detector 360 degrees around the rotation center O. Therefore, the X-ray beam 201 shown in FIG. 5A is detected again when the X-ray detector surface 200 is further rotated by 180 degrees as shown in FIG. 5B. The X-ray beam 201 at this time is expressed as P (−u, θ + π), which represents the same X-ray beam as P (u, θ). Therefore, in the conventional X-ray CT measurement, all the same X-ray beams are measured twice, and the measurement data has redundancy. In addition, if the position on the (X, Y) plane in the drawing is a vector r →, the unit vector in the u-axis direction is u →, and the X-ray absorption coefficient distribution of the subject at the position r → is f (r →), f (r →) can be reconstructed by the inverse Radon transform equation shown by the following equation 1.
[0038]
(Equation 1)
[0039]
Here, represents the inner product of the vectors. The function g () represents a filtering function, and is represented by the following equation (2).
[0040]
(Equation 2)
[0041]
In Equation 1, the integral range of the coordinate (u, θ) is (−R <u <R, 0 <θ <2π), and P (u, θ) is doubly overlapped within the integral range. ing.
[0042]
FIG. 5C shows the X-ray detector plane 200 translated in a direction perpendicular to the X-ray beam so that the X-ray passing through the center of rotation O is detected at the end of the X-ray detector plane 200. It is. At this time, the X-ray beam 201 passing through u <0 is not detected. However, the X-ray beam 201 is detected when the X-ray detector surface 200 is further rotated by 180 degrees as shown in FIG. In general, in such a measurement method, all the X-rays that pass within a distance of 2R from the rotation center O are always detected once, and the radius of the reconstruction area 203 is 2 in FIGS. 5A and 5B. Double. At this time, since there is no redundancy in the measurement data, the reconstruction equation is obtained by the following equation 3 by limiting the integration range of u in equation 1.
[0043]
[Equation 3]
[0044]
Next, FIG. 6 shows a diagram for describing the relationship between the fan-shaped X-ray beam incident on the one-dimensional detector surface and the reconstruction area. Hereinafter, based on FIG. 6, the fan-shaped X-ray beam is detected one-dimensionally. Three-dimensional reconstruction in the case of detecting with a detector will be described.
[0045]
In this three-dimensional X-ray CT apparatus, the X-ray detector surface 200 is arranged such that an X-ray passing through the rotation center O is detected at the center of the detector surface, as shown in FIG. . At this time, the reconstruction area 203 is inside a circle having a radius R surrounded by a detectable fan-shaped X-ray beam. An arbitrary X-ray beam 201 passing through the reconstruction area 203 has a function q (y, φ) using the rotation angle φ of the X-ray source S with respect to the X-axis and the intersection y between the X-ray beam and the y-axis as variables. It can be expressed as. In conventional imaging, imaging is performed by rotating a pair of an X-ray source S and an X-ray detector 360 degrees around a rotation center O. In this case, as shown in FIG. 6A, the X-ray beam 201 emitted from the position 300 intersects the rotational orbit plane 302 of the X-ray source S at the position 301. Therefore, the X-ray beam 201 is detected again when the X-ray source S reaches the position 301 as shown in FIG. Therefore, in the conventional X-ray CT measurement, all the same X-ray beams are measured twice, and the measurement data has redundancy. The unit vectors in the x- and y-axis directions are x →, y →, respectively, and the distance between the X-ray source and the rotation center O is D. Is assumed to be the intersection point of the X-ray absorption coefficient distribution f (r →) of the subject can be reconstructed by the following equation 4.
[0046]
(Equation 4)
[0047]
FIG. 6C shows the X-ray detector surface 200 translated in the y-axis direction so that the X-ray passing through the rotation center O is detected at the end of the X-ray detector surface 200. At this time, the X-ray beam 201 emitted from the X-ray source 300 and passing through y <0 is not detected. However, as shown in FIG. 6D, when the X-ray source 201 comes to the position of the intersection 301 between the X-ray beam 201 and the trajectory 302 of the X-ray source, as shown in FIG. Is detected. Now, assuming that the distance between the X-ray beam passing through the outermost part of the X-ray detector surface 200 and the rotation center O is R ', R' is about twice as large as R. In general, in such a measurement method, all the X-rays that pass within the distance R ′ from the rotation center O are always detected once, and the radius of the reconstruction area 203 in the case of FIGS. Approximately double. At this time, since there is no redundancy in the measurement data, the reconstruction equation is obtained by the following equation 5 by limiting the integration range of y in equation 4.
[0048]
(Equation 5)
[0049]
Equation 5 is a two-dimensional CT reconstruction equation using a one-dimensional X-ray detector. Next, Equation 5 is approximately extended to derive a three-dimensional reconstruction.
[0050]
Next, FIG. 7 shows a diagram for explaining the relationship between the reconstruction area and the conical X-ray beam that is perpendicularly incident on the two-dimensional detector surface. Hereinafter, based on FIG. A three-dimensional reconstruction when a line beam is detected by a two-dimensional detector will be described. However, in FIG. 7, a Z axis and az axis orthogonal to the (X, Y) coordinate system and the (x, y) coordinate system shown in FIG. In FIG. 7, it is assumed that the X-ray detector surface 200 is virtually arranged on the yz plane.
[0051]
The position on the virtual detector plane 200 can be easily calculated by scaling the position of the actual X-ray detector plane. Here, the X-ray beam incident on the virtual detector surface 200 is expressed as a function q (y, z, φ).
[0052]
To extend Equation 5 to three dimensions, the Feldkamp method described in Reference 5 can be applied. In the Feldkamp method, an oblique plane that is emitted from the X-ray source S and that is parallel to the y-axis and intersects the z-axis at a point other than z = 0 is approximately regarded as the rotational orbit plane of the X-ray source S. This is a method of extending the dimension reconstruction equation to three dimensions. Therefore, when Equation 5 is extended to a three-dimensional reconstruction equation in the same manner, Equation 6 below is obtained.
[0053]
(Equation 6)
[0054]
However, the functions q to (y, z, Φ) are represented by the following equation 7, and ω (φ), y (φ), and z (φ) are represented by the following equation 8, respectively.
[0055]
(Equation 7)
[0056]
(Equation 8)
[0057]
Note that the vector z → represents a unit vector in the z-axis direction.
[0058]
Equation 6 is backprojection processing in the reconstruction operation, and Equation 7 is filtering processing. As is apparent from these, the difference between the conventional reconstruction formula and the present reconstruction formula is that the integration range in the filtering process is (-yo <y <yo) in the past, whereas in the present reconstruction formula, (-yo <y <yo) Since 0 <y <2yo) and there is no data redundancy in the present method, the coefficient of the entire mathematical expression is doubled in the backprojection processing as compared with the related art.
[0059]
Therefore, in the present reconstruction method, the conventional filtering operation for performing the filtering operation on the region 400 where y <0 (zero) cannot be performed. However, when measurement is performed using a two-dimensional X-ray detector having a circular X-ray detector surface 200, an X-ray transmission image of the subject is detected even in a region 400 where y <0. Therefore, in order to prevent the image data in the region 400 where y <0 from affecting the filtering, all the image data existing in this region are replaced with 0 (zero), and then all the regions in y are replaced. May be subjected to a filtering operation. By such zero substitution (zero substitution), filtering can be performed using the filtering operation device conventionally used as it is. At the same time, the reconstruction area of the three-dimensional CT image can be enlarged in the direction of the rotation orbit plane of the X-ray source.
[0060]
Note that the x-ray transmission image that has been filtered after performing the zero substitution rapidly approaches zero as the value of y decreases when y <0. This is because the filtering function g (y) converges to 0 relatively quickly for changes in y. Therefore, the region where filtering is performed when y <0 may be limited to the vicinity of the y-axis, and y smaller than that may be all approximated to 0 as image data after filtering. This approximation makes it possible to reduce the amount of filtering processing and backprojection processing, so that the speed of reconstruction calculation can be increased.
[0061]
Furthermore, by limiting the X-ray irradiation field using a collimator so that X-rays are not irradiated from the beginning in the region 400 where y <0, the amount of X-ray exposure of the subject can be reduced. Can be. However, even in such a case, the image data is completely 0 in the region 400 where y <0 due to the effects of scattered X-rays scattered in the subject and light scattering generated in the X-ray detector. Therefore, it is better to use the 0 substitution described above.
[0062]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the drawings together with embodiments (examples) of the present invention.
[0063]
In all the drawings for describing the embodiments of the present invention, components having the same functions are denoted by the same reference numerals, and their repeated description will be omitted.
[0064]
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a three-dimensional X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention, wherein 1 is an X-ray tube (X-ray irradiation means), 2 is an X-ray grid, and 3 is an X-ray. Image intensifier, 4 is an optical lens system, 5 is a television camera, 6 is a rotating plate, 7 is a couch top, 8 is a subject, 9 is an X-ray detector moving rail, 10 is a console, and 11 is a collimator. , 101 is a rotating plate driving means (rotating means), 102 is an X-ray irradiation field controlling means, 103 is a subject size measuring means, 104 is a bed position controlling means, 105 is a detector position controlling means (imaging system moving means), Reference numeral 106 denotes a photographing control unit, 107 denotes a frame memory, 108 denotes a signal processing unit, and 109 denotes an image display unit. It should be noted that known devices and mechanisms are used.
[0065]
The X-ray detector (two-dimensional imaging means) includes an X-ray image intensifier 3, an optical lens system 4, and a television camera 5. The imaging system includes the X-ray detector, X-ray tube 1, X-ray detector moving rail 9, and rotating plate 6. The subject 8 is located on the couch top 7, and the standard imaging position is a supine position. The center of the part of the subject 8 to be imaged is set near the center of rotation of the imaging system.
[0066]
In FIG. 1, the rotation radius D of the X-ray tube 1 is 720 mm, the distance d between the rotation center of the rotating plate 6 and the X-ray input surface of the X-ray detector, that is, the X-ray image intensifier 3 is 380 mm, and the X-ray detector The diameter w of the X-ray input surface of the X-ray image intensifier 3 is 380 mm. A typical example of the rotation cycle of the imaging system is 5 seconds. The television camera 6 uses a high-resolution imaging tube as an imaging element. The X-ray detector moving rail 9 is arranged in a direction perpendicular to a straight line connecting the X-ray source 1 and the rotation center of the rotating plate 6. The X-ray detector can move on the X-ray detector moving rail 9.
[0067]
Next, the outline of each unit will be described. The imaging control means 106 defines an imaging sequence for controlling the X-ray generation of the X-ray tube 1 and the imaging operation of the television camera 5.
[0068]
The rotating plate driving means 101 outputs rotation angle data of the rotating plate 6 while controlling the rotation of the rotating plate 6.
[0069]
The X-ray irradiation field control means 102 defines the position of the collimator 11, and sets the X-ray irradiation field in the direction of the rotation plane of the rotating plate 6 (hereinafter, referred to as “horizontal direction”) and in the direction perpendicular to the rotation direction (hereinafter, “vertical direction”). Direction)).
[0070]
The subject size measuring unit 103 includes a known light generating device, a photosensor, and the like (not shown), and measures the size of the subject 8 in the horizontal direction.
[0071]
The couch position control means 104 moves the couch top 7 and the position of the subject 8 on the couch top 7 in the horizontal direction and the vertical direction, and moves the center position of the subject 8 near the rotation center of the rotating plate 6. Deploy.
[0072]
The detector position control means 105 defines the position of the X-ray detector on the X-ray detector moving rail 9, and outputs this position data.
[0073]
Next, the operation of the three-dimensional X-ray CT apparatus according to the present embodiment will be described with reference to FIG.
[0074]
First, the examiner moves the position of the couch top 7 on which the subject 8 is placed before the three-dimensional X-ray CT imaging, and arranges the imaging position of the subject 8 at an appropriate position near the rotation center of the rotating plate 6. I do. Next, the subject size measuring means 103 measures the size of the subject 8 in the direction of the rotational plane from all angles. The detector position control means 105 calculates an appropriate position of the X-ray detector according to a method described later according to the measured size of the subject 8, and moves the X-ray detector on the X-ray detector moving rail 9. Place it in the proper position. The X-ray irradiation field control means 102 moves the collimator 11 in the horizontal and vertical directions according to the position of the X-ray detector, and limits the X-ray irradiation field to a range described later. Thus, the imaging preparation is completed, and then the X-ray CT imaging is started. At the same time as the photographing, the rotating plate driving means 101 starts rotating the rotating plate 6. The imaging control means 106 controls the X-ray generation of the X-ray tube 1 and the imaging of the television camera 5 in synchronization with the rotation of the rotating plate 6. The X-rays emitted from the X-ray tube 1 pass through the subject 8, and after the scattered rays are cut off by the X-ray grid 2, the X-rays are converted into a visible light image by the X-ray image intensifier 3, and the optical lens system 4 is used. Thus, an image is formed on the television camera 5. The TV camera 5 converts the image into a video signal, performs A / D conversion, and records the digital image in the frame memory 107 as a digital image. In this case, the standard scanning mode in the CT scan of the television camera 5 is 60 frames per second and the number of scans is 525. However, for example, it is also possible to capture images at 30 frames per second and 1,050 scan lines. In the standard scanning mode in the X-ray CT imaging (CT scan), 60 images are measured every second at 1.25 degrees, and 288 images are obtained in 4.8 seconds. The rotation of the rotating plate driving means 101 ends when the rotating plate 6 rotates 360 degrees. At this time, the imaging control means 106 ends the X-ray generation of the X-ray tube 1 and the imaging by the television camera 5, and all the X-ray CT imaging ends. On the other hand, the signal processing unit 108 reads the digital image from the frame memory 107 in parallel with or after the imaging, reconstructs a three-dimensional CT image of the subject 8 by signal processing described later, and displays it on the image display unit 109. I do. Further, the image display means 109 can directly display the X-ray image recorded in the frame memory 107.
[0075]
Next, FIG. 2 is a block diagram for explaining a schematic configuration of the signal processing means of the present embodiment, and a configuration of the signal processing means 108 will be described. However, each unit shown in FIG. 2 is realized by, for example, a program operating on a known information processing device for realizing a signal processing unit.
[0076]
In FIG. 2, an air calibration unit 700 is a well-known unit that converts an X-ray image recorded in the frame memory 107 into an X-ray absorption coefficient distribution image. In the present embodiment, first, the air calibration means 700 includes an X-ray transmission image of air photographed beforehand without the subject 8 and the couch top 7, and an X-ray image recorded in the frame memory 107. Take the difference with Next, the air calibration means 700 obtains a distribution image of the X-ray absorption coefficient of the subject 8 and the bed 7 by performing a natural logarithmic conversion operation on each pixel data of the difference image.
[0077]
The geometric distortion correcting unit 701 is a known unit that corrects the geometric distortion of the distribution image of the X-ray absorption coefficient. This geometric distortion is a geometric distortion generated when an X-ray transmission image is converted into an optical image by the X-ray image intensifier 3. As the correction processing in the geometric distortion correction means 701, for example, a geometric distortion correction method described in Medical Imaging Technology, Vol. 14, No. 5 (1996), pages 571 to 580 is used.
[0078]
The selective replacement unit 702 divides the distribution image of the X-ray absorption coefficient into two regions by a straight line (z axis shown in FIG. 7) corresponding to the rotation axis of the imaging system, and based on the output of the detector control unit 105, Selecting means (image dividing means) for selecting a distribution image of an area having a large image area among the two distribution images as a selection area, that is, an area to be used without replacing image data of the distribution image with another value; Replacement means for replacing the value of image data in other areas with “0 (zero)”. However, the replacement procedure by the replacement means will be described later.
[0079]
The filtering unit 703 is a well-known unit that performs a filtering process in the three-dimensional reconstruction, and performs a filtering process on the image data after the 0 data replacement process based on Expression 7 described in the principle section.
[0080]
The backprojection means 704 is a well-known means for performing backprojection operation on the image data after filtering, and expands the two-dimensional reconstruction equation (Equation 5) into three-dimensions by using Feldkamp's method. Based on the filtered image data, a three-dimensional X-ray image is reconstructed. In the present embodiment, a three-dimensional reconstruction unit is configured by the filtering unit 703 and the back projection unit.
[0081]
Next, FIG. 3 shows an operation flow for explaining a means for reconstructing a three-dimensional reconstructed image in the signal processing means of the present embodiment. Hereinafter, based on FIG. 3, the present embodiment shown in FIG. The operation of the signal processing means will be described.
[0082]
The start of this flow is recording of an X-ray image in the frame memory 107, that is, imaging of the X-ray image of the subject 8.
[0083]
First, the air calibration means 700 reads an X-ray image recorded in the frame memory 107, and converts the X-ray image from the X-ray transmission image of air taken in advance to the distribution of the X-ray absorption coefficient. Convert to an image (step 500). Next, the geometric distortion of the X-ray image subjected to the air calibration process is corrected by the geometric distortion correction unit 701 caused by the X-ray image intensifier 3 (501). Next, a selection area of the X-ray image subjected to the geometric distortion correction processing is selected by the selection unit of the selection and replacement unit 702 (502). Each value of the image data of the unselected area is replaced with 0 by the replacing means of the selecting and replacing means 702 (503). The X-ray image subjected to the 0 data replacement processing is next subjected to filtering processing in three-dimensional X-ray CT reconstruction by the filtering means 703 (504), and then subjected to backprojection processing by the backprojection processing means 704 ( 505) A three-dimensional X-ray CT image is reconstructed. The calculations in the filtering process by the filtering unit 703 and the backprojection process by the backprojection unit 704 are expressed by Equations 7 and 6, respectively. However, although the integration range is limited to y> 0 in Expression 7, since the 0-data replacement process has already been performed, the filtering unit 703 of the present embodiment performs processing for all the image data. Filtering is performed on the range (including the 0 data replacement part).
[0084]
Next, FIG. 4 shows a diagram for explaining a procedure for replacing image data in the selective replacement means of the present embodiment. Hereinafter, the replacement procedure in the selective replacement means 702 will be described with reference to FIG. However, the X-ray detector surface 200 in FIG. 4 indicates that the X-ray detector has been moved in the right (y> 0) direction with respect to the X-ray tube 1, that is, the selection means has an area of y> 0. This shows a case where image data is selected. It is needless to say that the following processing can be performed similarly when the X-ray detector is moved in the left (y <0) direction.
[0085]
In the following description, the X-ray detector surface 200 has a circular shape since the input surface of the X-ray image intensifier 3 is circular, and its radius is b.
[0086]
As shown in FIG. 4, for example, if the X-ray detector is moved by a distance a in the y-axis direction, the effective visual field region actually used in the X-ray reconstruction is 0 <y <H and −V An area 603 of image data detected within the range of / 2 <z <V / 2. However, the magnitudes of H and V are represented by the following Equation 9.
[0087]
(Equation 9)
[0088]
As is clear from Equation 9, the magnitudes of H and V are determined by the moving distance a of the X-ray detector. To enlarge the effective visual field area in the H direction, that is, the y-axis direction, the moving distance a of the X-ray detector may be increased. At this time, the effective visual field area in the V direction, that is, the z-axis direction, is reduced. Therefore, the size of the moving distance a of the X-ray detector is set by the examiner through the console 10 with reference to the size of the subject 8 measured by the subject size measuring means 103, or an appropriate value is set. It may be set automatically.
[0089]
The regions existing on the X-ray detector plane 200 outside the effective visual field region 603 are a region 604 where y <0 and a region 602 where | z |> V / 2. The image data in these areas is not used in the three-dimensional CT reconstruction by the filtering unit 703 and the back projection unit 704. Therefore, the X-ray exposure of the subject 8 can be reduced by using the collimator 11 to prevent X-ray irradiation in these areas in advance. The zero replacement is performed on the y-axis target area 601 with respect to the effective visual field area 603. However, what is actually replaced is the area 604 where the image data exists, and the other area is the area where 0 is inserted on the information processing apparatus assuming that the X-ray detection plane virtually exists. The filtering process 504 is performed in the y-axis direction for all regions including the region 601 and the region 603. However, when the filtering process is actually performed, the image data after the filtering process rapidly converges to 0 as y decreases when y <0. Therefore, the region where 0 substitution is performed in advance may be limited to only the region of −H ′ <y <0 (H ′ <H). At this time, since the filtering process 503 and the back projection process 504 can be limited to only the combined region of the above-described limited region and the region 603, the amount of calculation can be reduced and the calculation can be performed at high speed. As a guideline for H ′, for example, a distance of about ３ to の of H is appropriate.
[0090]
As described above, in the three-dimensional X-ray CT apparatus according to the present embodiment, the X-ray tube 1 is arranged at a position shifted from a straight line connecting the X-ray tube 1 and the rotation center axis of the two-dimensional detector. X-ray images of the subject 8 are taken by the two-dimensional detector, and image data after air calibration processing of the X-ray images and geometric distortion correction processing on the X-ray input surface of the X-ray image intensifier 3 On the other hand, the selection and replacement unit 702 replaces the data of the y-axis target area 601 with 0 for the effective visual field area 603 in the area 604 where the image data actually exists, so that the y <0 area Can be prevented from affecting the operation range of the filtering process, 0 <y <2y0, so that the filtering process can be performed by the same operation process as the conventional filtering operation. That is, by using the conventional filtering means, it is possible to easily expand to three dimensions. Therefore, the field of view can be expanded without increasing the manufacturing cost of the device.
[0091]
In addition, the backprojection unit 704 performs backprojection processing in consideration of the fact that the redundancy at the time of backprojection no longer exists, that is, performs backprojection calculation shown in Equation 6 to easily generate a three-dimensional X-ray image. Can be reconfigured. That is, a three-dimensional CT image with a large visual field can be reconstructed from an X-ray fluoroscopic image for one rotation of the imaging system (imaging gantry). Further, an X-ray transmission image can be taken with the subject stopped. Furthermore, an X-ray transmission image can be taken with the subject stopped.
[0092]
Therefore, it is possible to reconstruct a three-dimensional CT image having a viewing angle larger than the viewing angle of the X-ray image intensifier 3 which is a two-dimensional detector. Therefore, it is possible to improve the diagnostic performance of lung cancer or the like that requires a large viewing angle.
[0093]
In addition, in filtering section 703 of the present embodiment, since the area where filtering is performed in the area of y <0 is limited to the vicinity of the y-axis, the amount of calculation of the filtering processing and the back projection processing can be reduced. In addition, a three-dimensional CT image can be reconstructed from an X-ray fluoroscopic image at high speed.
[0094]
In the present embodiment, a system including an X-ray image intensifier 3, an optical lens system 4, and a television camera 5 is used as an X-ray detector. It is needless to say that the same effect can be obtained by substituting a two-dimensional X-ray detector or the like using a TFT element.
[0095]
In addition, the present invention can of course be applied to, for example, general X-ray fluoroscopes, X-ray imaging apparatuses, stereoscopic X-ray imaging apparatuses, and the like.
[0096]
As described above, the invention made by the inventor has been specifically described based on the embodiment of the present invention. However, the present invention is not limited to the embodiment of the present invention, and does not depart from the gist of the invention. It goes without saying that various changes can be made in.
[0097]
【The invention's effect】
The following is a brief description of an effect obtained by a representative one of the inventions disclosed in the present application.
[0098]
(1) A three-dimensional CT image having a viewing angle larger than the viewing angle of the two-dimensional detector can be reconstructed.
[0099]
(2) A three-dimensional CT image can be reconstructed at high speed from an X-ray image.
[0100]
(3) A three-dimensional CT image can be reconstructed from an X-ray image for one rotation of the imaging gantry.
[0101]
(4) X-ray transmission images can be taken with the subject stopped.
[0102]
(5) A three-dimensional CT image having a viewing angle larger than the viewing angle of the two-dimensional detector can be reconstructed while reducing the X-ray exposure of the subject.
[0103]
(6) The diagnostic performance of lung cancer and the like can be improved.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a three-dimensional X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram illustrating a schematic configuration of a signal processing unit according to the present embodiment.
FIG. 3 is an operation flow for explaining a means for reconstructing a three-dimensional reconstructed image in the signal processing means of the embodiment.
FIG. 4 is a diagram for explaining a procedure for replacing image data in a selective replacement unit according to the embodiment.
FIG. 5 is a diagram for explaining a relationship between a parallel X-ray beam perpendicularly incident on a one-dimensional detector surface and a reconstruction area.
FIG. 6 is a diagram for explaining a relationship between a fan-shaped X-ray beam that is perpendicularly incident on a one-dimensional detector surface and a reconstruction area.
FIG. 7 is a diagram for explaining the relationship between a conical X-ray beam that is perpendicularly incident on a two-dimensional detector surface and a reconstruction area.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray tube, 2 ... X-ray grid, 3 ... X-ray image intensifier, 4 ... Optical lens system, 5 ... TV camera, 6 ... Rotating plate, 7 ... Couch top plate, 8 ... Subject, 9 ... X-ray detector moving rail, 10: console, 11: collimator, 101: rotating plate driving means, 102: X-ray irradiation field control means, 103: subject size measurement means, 104: bed position control means, 105 ... Detector position control means, 106: imaging control means, 107: frame memory, 108: signal processing means, 109: image display means, 200: X-ray detector surface, 700: air calibration means, 701: geometric distortion correction Means, 702: selective replacement means, 703: filtering means, 704: back projection means.
