JP2007089674A - 外観形状計測装置およびｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体の複数方向の光学画像より、３次元外観形状情報を求める外観形状計測装置、または前記情報を用いて撮影条件の最適化および被検体と走査ガントリとの干渉制御を行える、または外観画像と内部断層像の位置合わせを行える、または時系列外観画像より被検体の生体信号を抽出できるＸ線ＣＴ装置を実現する。
【解決手段】被検体の複数方向の光学画像から被検体の輪郭情報を抽出し、３次元形状逆投影処理を行うことにより、３次元外観形状情報を得る外観形状計測装置を実現できる。また、前記情報を用いて部位の大きさ、ｚ方向の部位の変化具合の情報に応じて、撮影条件の最適化を行い、また、被検体の大きさ、位置により走査ガントリとの干渉制御を行う、または穿刺などを行うなど、断層像による手術前の計画を立てる際に、被検体の表面位置と被検体内部の位置合わせを行う。または時系列外観画像より被検体の生体信号を抽出する。
【選択図】図１３

Description

本発明は、被検体の光学画像から被検体の外観形状計測を行う外観形状計測装置に関する。また、医療用Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置、または産業用Ｘ線ＣＴ装置において、外観形状情報に基いて撮影条件の最適化をスカウト像を用いずに外観光学画像のみで被曝なしで行う、または外観形状情報に基いて被検体と走査ガントリの干渉制御を行う、または断層像の３次元表示画像の外観表面部に外観光学画像を貼り手術計画を行う、または外観光学画像より生体同期信号を取り出す技術に関する。

従来、多列Ｘ線検出器Ｘ線ＣＴ装置またはフラットパネルに代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器によるＸ線ＣＴ装置においては、スカウト画像により撮影条件の設定を行っていたが、被曝低減が望まれておりＸ線被曝の観点からは問題であった（たとえば、特許文献１参照）。

また、被検体の撮影条件設定時に被検体の大きさを考慮して、被検体と走査ガントリの干渉を確認しながら撮影計画を立てることはできず、被検体の安全上の観点からは問題であった。

また、穿刺などを行うなど、断層像による手術前の計画を立てる際に被検体内部の様子と被検体の体表面の外観光学画像との対応付けが難しく、手術計画上の観点で問題であった。

また、生体同期信号をかけるには従来は専用の生体信号抽出装置が必要でその専用装置の準備、調整などの手間がかかるなどの使用上の観点で問題があった。

特開２００１−１７８７１３号公報

しかし、多列Ｘ線検出器Ｘ線ＣＴ装置またはフラットパネルに代表される２次元Ｘ線エリア検出器によるＸ線ＣＴ装置においても、今後は被曝低減が要求される方向である。

そこで、本発明の目的は、Ｘ線ＣＴ装置の撮影条件の設定を、外観形状情報に基いて行うことを実現するＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

また、本発明の別の目的は、外観形状情報に基いて、被検体と走査ガントリの干渉制御を行うことを実現するＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

また、本発明の別の目的は、断層像の３次元表示画像の外観表面部分に外観光学画像を貼り、被検体の外観画像とＸ線断層像からわかる被検体の内部の様子とを対応付けやすいＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

また、本発明の別の目的は、Ｘ線ＣＴ装置に取付けられた外観光学画像入力用の光学カメラから得られる被検体の時系列外観光学画像から被検体の生体信号を抽出でき、Ｘ線ＣＴ撮影と生体信号の同期をかけたりすることのできるＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

本発明は、外観形状情報に基いて、撮影条件の設定を行うこと、または外観形状情報に基いて、被検体と走査ガントリの干渉制御を行うことを特徴とするＸ線ＣＴ装置、またはＸ線ＣＴ撮影方法を提供する。

第１の観点では、本発明は、被検体の複数方向からの光学画像を収集する画像入力手段、画像入力手段から得られた被検体の複数方向からの光学画像を画像処理することにより、被検体の外観形状情報を画像再構成する外観形状再構成手段、外観形状情報を表示する外観形状情報表示手段とを有する外観形状計測装置を提供する。

上記第１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、複数方向の被検体の光学画像により、被検体の輪郭情報を抽出し、その被検体の存在する３次元的領域を絞り込んで行くことにより、被検体の存在している３次元空間領域を求めることができる。

第２の観点では、本発明は、第１の観点の外観形状計測装置において、外観形状再構成手段の被検体の外観形状情報を画像再構成する画像処理は、被検体輪郭抽出処理と形状逆投影処理とから構成される外観形状再構成手段を持つことを特徴とする外観形状計測装置を提供する。

上記第２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、複数方向の被検体の光学画像により、被検体の輪郭情報を抽出するには、各方向の被検体の光学画像において被検体輪郭抽出処理により、各方向の被検体の輪郭を抽出できる。各方向の被検体の輪郭を底面とし、光学視点を錐の頂点とした３次元領域を考える。これが、被検体のある方向の輪郭情報から得た被検体存在領域である。これを各々の方向について求め、３次元形状逆投影処理を行うことにより、被検体の存在する３次元空間領域を絞り込み、被検体の存在する３次元空間領域、つまり外観形状情報を求めることができる。

第３の観点では、本発明は、第１または第２の観点の外観形状計測装置において、外観形状再構成手段では、画素間論理積処理を含む形状逆投影処理から構成される外観形状再構成手段を持つことを特徴とする外観形状計測装置を提供する。

上記第３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、各々の方向の被検体の輪郭を２次元画像として求め、その２次元の輪郭を底面とし、光学視点を錐の頂点とした錐状の３次元領域を被検体のある方向の被検体存在領域とする。これを各々の方向について求め、各々の方向の被検体存在領域の３次元領域を３次元画像処理の画素間論理積処理により処理する。各々の被検体存在領域の３次元領域の３次元論理積を求めることにより、被検体存在領域は絞られて行く。３６０度分全周方向の被検体存在領域の３次元論理積を求めることにより、最終的な被検体存在領域が求められる。これが被検体の外観形状情報となり、外観形状が画像再構成できる。

第４の観点では、本発明は、第１から第３までの観点の外観形状計測装置において、外観形状再構成手段では、３次元画像処理を用いて画像処理を構成する外観形状再構成手段を持つことを特徴とする外観形状計測装置を提供する。

上記第４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、各々の方向の光学画像における被検体の２次元画像の輪郭情報を求め、３次元画像処理である３次元アフィン変換により、光学視点を錐の頂点とした錐状の３次元領域に変換する。錐状の３次元領域を光学視点方向である投影方向に３次元アフィン変換により３次元回転させ、各々の方向の錐状の３次元投影領域を求める。この各々方向の被検体存在領域である錐状の３次元投影領域を３６０度分全周方向分求め、各々の３次元領域の３次元画素間論理積を求める。この３次元論理積の領域が最終的な被検体存在領域となり、被検体の外観形状情報が得られ、外観形状が画像再構成できる。このように、３次元画像処理の基本画像処理を組合わせることで外観形状情報が得られる。

第５の観点では、本発明は、第１から第４までの観点の外観形状計測装置において、画像入力手段では、被検体の体軸方向であるｚ軸方向を中心軸とする回転運動により、被検体の複数方向からの光学画像を収集する画像入力手段を持つことを特徴とする外観形状計測装置を提供する。

上記第５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、各々の方向の被検体の光学画像を得る画像入力で、被検体の体軸方向であるｚ軸方向を中心軸とする回転運動を光学画像データ収集系に行わせ、各々の方向の被検体の光学画像を収集する。被検体が体軸方向に比較的連続に変化し、被検体が体軸を中心とする回転体に近い場合はこのデータ収集方法により効率良くデータ収集が行える。

第６の観点では、本発明は、被検体の複数方向からの光学画像を得て、被検体の外観形状を計測する外観形状計測手段、Ｘ線発生装置と、相対してＸ線を検出する多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、その間にある被検体を透過したＸ線投影データを収集するＸ線データ収集手段、そのＸ線データ収集手段から収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段、画像再構成された断層像を表示する画像表示手段、断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段、とからなるＸ線ＣＴ装置において、被検体の複数方向からの光学画像を収集する画像入力手段、画像入力手段から得られた被検体の複数方向からの光学画像を画像処理することにより、被検体の外観形状情報を画像再構成する外観形状再構成手段、外観形状情報を表示する外観形状情報表示手段、の３つの手段のうちの少なくとも１つの手段を持つ外観形状計測手段、外観形状計測手段によって得られる外観形状画像に基いて、被検体と走査ガントリの干渉制御を行う撮影条件設定手段、または同様に干渉制御を行うデータ収集手段、を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、被検体の複数方向からの光学画像を収集する入力手段から得られた被検体の複数方向からの光学画像を画像処理して被検体の外観形状情報を画像再構成することにより、被検体は被曝せずに被検体外観形状情報を得られる。この外観形状情報表示し、操作者がこの外観形状情報を確認しながら、各ｚ方向座標位置の断層像撮影の各種撮影条件を設定できる。またはこの外観形状情報を計測し、被検体のその部位に合った撮影条件を設定することもできる。

第７の観点では、本発明は、第６の観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段の外観形状再構成手段では、被検体の外観形状情報を画像再構成する画像処理は、被検体輪郭抽出処理と形状逆投影処理とから構成される外観形状計測手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、複数方向の被検体の光学画像より、被検体の輪郭情報を抽出する。その輪郭を底面とし、光学視点を錐の頂点とした３次元領域を求める。これが被検体のある方向の輪郭情報から得た被検体存在領域である。この被検体存在領域を各々の方向について求め、３次元形状逆投影処理を行い、被検体の存在する３次元空間を絞り込み、被検体の存在する３次元空間領域、つまり外観形状情報を求めることができる。この外観形状情報に基いて、被検体の各部位に合った撮影条件を設定できる。

第８の観点では、本発明は、第６および第７の観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段の外観形状再構成手段では、画素間論理積処理を含む形状逆投影処理を持つ外観形状計測手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第８の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、被検体の各々の方向からの光学画像を得て、その輪郭を２次元画像として求める。この２次元画像としての輪郭を底面とし、光学視点を錐の頂点とした錐状の３次元領域を被検体の存在領域として求める。この被検体の存在領域を３次元領域として各々の方向で求め、これらの３次元領域の３次元画像処理の画素間論理積処理を行う。各々の被検体存在領域としての３次元領域の３次元論理積を求めることにより、被検体存在領域は絞られ、３６０度分、全周方向の被検体存在領域の３次元論理積を求めることにより、最終的な被検体存在領域が求められる。これが被検体の外観形状情報となり、外観形状が画像再構成できる。このようにして得られた外観形状情報に基いて、被検体の各部位に合った撮影条件を設定できる。

第９の観点では、本発明は、第６および第８までの観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段の外観形状再構成手段では、３次元画像処理を用いて画像処理を行う外観形状計測手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第９の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、各々の方向の光学画像における被検体の２次元画像の輪郭情報を求め、３次元画像処理の１つの３次元アフィン変換により、光学視点を錐の頂点とした錐状の３次元領域に変換する錐状の３次元領域を光学視点方向である投影方向に３次元アフィン変換を用いて３次元回転させ、各々の方向の錐状の３次元投影領域を求める。この各々の方向の被検体存在領域である錐状の３次元投影領域を３６０度分全周方向において求め、各々の３次元領域の３次元画素間論理積を求める。この３次元論理積領域が最終的な被検体存在領域となり、被検体の外観形状情報となり、外観形測情報が画像再構成できる。このように３次元画像処理の基本画像処理を組合わせることで外観形状情報が得られる。このようにして得られた外観形状情報に被検体の各部位に合った撮影条件を設定できる。

第１０の観点では、本発明は、第６および第９までの観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段の被検体の複数方向からの光学画像を収集する画像入力手段では、被検体の体軸方向であるｚ軸方向を中心軸とする回転運動により、被検体の複数方向からの光学画像を収集する外観形状計測手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第１０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、被検体が体軸方向であるｚ軸方向に比較的連続に変化し、被検体が体軸方向であるｚ軸方向を中心とする回転体に近い場合において、各々の方向の被検体の光学画像を得る画像入力は、被検体の体軸方向であるｚ軸方向を中心軸とする回転運動を光学画像データ収集系にさせて、各々の方向の被検体の光学画像を収集するのが効率が良い。この場合、Ｘ線ＣＴ装置のデータ収集系の回転と同じ回転で光学画像入力を行えるので、機構的にも、たやすくデータ収集系の回転が実現できる。

第１１の観点では、本発明は、第６および第１０までの観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、断層像撮影計画を立てて撮影条件を設定する撮影条件設定手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第１１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外観形状情報入力手段によって得られる外観形状画像は、被検体の大きさ、位置に関わる３次元情報を持っているため、撮影条件設定手段において、被検体の３次元的大きさから被検体の平均的なＸ線吸収度合いを予測して撮影条件を設定することができる。

第１２の観点では、本発明は、第６および第１１までの観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、被検体の位置を撮影視野内の最適位置になるように撮影条件を制御する撮影条件設定手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第１２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外観形状情報入力手段によって得られる外観形状画像は、被検体の大きさ、位置に関わる３次元情報を持っているため、撮影条件設定手段において、被検体の最適な撮影視野内の位置を設定することができる。

第１３の観点では、本発明は、第６および第１２までの観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段によって得られる時系列被検体外観形状情報から、生体信号情報を収集し、Ｘ線データ収集を制御できるＸ線データ収集手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第１３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外観形状情報入力手段によって得られる時系列被検体外観形状画像から、被検体の時間的変動を検出し、生体信号として検出する。このようにして得られた生体信号の各位相に同期させてＸ線データ収集を制御することができ、得られるＸ線ＣＴ装置の断層像としても生体信号の各位相に同期した断層像が得られる。

第１４の観点では、本発明は、第１３の観点のＸ線ＣＴ装置において、生体信号は呼吸信号であるとし、外観形状計測手段によって得られる時系列被検体外観形状情報から呼吸信号を収集し、Ｘ線データ収集を制御できるＸ線データ収集手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第１４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外観形状情報入力手段によって得られる胸部の時系列被検体外観形状画像からは、胸部の時間的変動を検出することにより呼吸信号が検出できる。このようにして得られた呼吸信号の吸気時、排気時などの各位相、および呼吸の有無に同期させてＸ線データ収集を制御することができ、呼吸同期したＸ線ＣＴ装置の断層像を得ることができる。

第１５の観点では、本発明は、第６から第１４までの観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段における画像入力手段の光学画像のｚ方向のデータ収集範囲は、Ｘ線データ収集手段のｚ方向範囲を含んで、より広い範囲の光学画像データ収集を行う外観形状計測手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第１５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外観形状計測手段の画像入力手段の入力できる画像のｚ軸方向（被検体体軸方向）のデータ収集範囲は、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線検出器のｚ軸方向のデータ収集範囲よりも広いものとする。これにより外観形状計測手段の方が２次元Ｘ線エリア検出器のｚ軸方向範囲より先まで外観形状情報を先に入力することができる。外観形状情報をより先に入力することができれば、先に得た外観形状情報でＸ線ＣＴ装置の撮影条件を先にあらかじめ決められ、Ｘ線ＣＴ装置としてより適切な撮影条件制御が行える。

第１６の観点では、本発明は、第６から第１５までの観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンの撮影条件、および各ｚ方向スキャン位置における被検体の撮影視野内の位置を最適化する撮影条件設定手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第１６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外観形状計測手段によって得られる外観形状画像に基いて、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンの撮影条件をスカウト像を用いるかのように、あらかじめ先に決めることができ、Ｘ線の被曝もなくＸ線ＣＴ装置としてより適切な撮影条件を予測して、その撮影条件にデータ収集を制御でき、およびｚ方向のＸ線管電流制御を行うＸ線データ収集制御ができる。また、被検体の撮影視野内における位置、およびｚ方向における位置も最適な位置になるように撮影条件設定が行われる。

第１７の観点では、本発明は、第６から第１６までの観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、ヘリカルスキャンの撮影条件を設定する撮影条件設定手段、あらかじめ得た外観形状情報に基くｚ方向のＸ線管電流制御を行うデータ収集手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第１７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外観形状計測手段によって得られる外観形状画像に基いて、ヘリカルスキャンの撮影条件設定をスカウト像を用いるかのようにあらかじめ先に決めることができ、Ｘ線の被曝もなくＸ線ＣＴ装置としてより適切な撮影条件を予測して、その撮影条件にデータ収集を制御でき、およびｚ方向のＸ線管電流制御を行うＸ線データ収集制御ができる。また、被検体の撮影視野内における位置、およびｚ方向における位置も最適な位置になるように撮影条件設定が行われる。

第１８の観点では、本発明は、第６から第１７までの観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、撮影条件の最適化は各ｚ方向座標のＸ線管電流値について行われる撮影条件設定手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第１８の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外観形状計測手段によって得られる外観形状画像に基いて、各ｚ座標位置のプロファイルエリアなどの幾何学形状パラメータを求めることができ、それに基いて各ｚ座標位置のＸ線管電流制御を行うデータ収集制御が行うことができる。

第１９の観点では、本発明は、第６から第１８までの観点のＸ線ＣＴ装置において、外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、撮影条件の最適化はヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンにおける、各ｚ方向座標のヘリカルピッチについて行われる撮影条件設定手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第１９の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外観形状計測手段によって得られる外観形状画像に基いて、ｚ方向の被検体の形状の変化、および部位の位置の予測が行える。その情報に基づき、ヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンにおいてｚ方向の各座標位置のヘリカルピッチがどのような値であるべきかを決められる。これに基づき、各ｚ座標位置のヘリカルピッチを撮影条件設定手段に設定したり、Ｘ線データ収集手段でスキャン制御を行ったりすることができる。

第２０の観点では、本発明は、第６から第１９までの観点のＸ線ＣＴ装置において、３次元表示されたＸ線ＣＴ装置の断層像の外観表面部分に光学画像を付加した断層像３次元表示を行う画像表示手段を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。

上記第２０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、外観形状計測手段によって得られた３次元外観形状領域またはＸ線ＣＴ装置から得られた断層像の３次元表示画像の外観表面部分に光学画像に基づいた体表面画像を貼りつけることにより、被検体をよりリアルに表現できる。特にＸ線ＣＴ装置から得られた断層像の３次元表示画像に光学画像に基づいた外観表面画像を貼りつけることにより、ＣＴフルオロの穿刺前や手術前における被検体の体表面の印と臓器の位置関係を明らかにした後に、穿刺、手術を行うと確実性を増すことができる。

本発明のＸ線ＣＴ装置、またはＸ線ＣＴ画像再構成方法によれば、以下の効果がある。Ｘ線ＣＴ装置の撮影条件の設定を、外観形状情報に基いて行えるＸ線ＣＴ装置を実現する。

また、本発明の別の効果としては、外観形状情報に基いて、被検体と走査ガントリの干渉制御を行えるＸ線ＣＴ装置を実現する。

また、本発明の別の効果としては、断層像の３次元表示画像の外観表面部分に外観像を貼り、被検体の外観と内部の様子とを対応付けできるＸ線ＣＴ装置を実現する。

また、本発明の別の効果としては、被検体の時系列外観光学画像から被検体の生体信号を抽出できるＸ線ＣＴ装置を実現する。

以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。

図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置の構成ブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。

操作コンソール１は、操作者の入力を受け付ける入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線検出器データを収集するデータ収集バッファ５と、Ｘ線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ６と、プログラムやＸ線検出器データや投影データやＸ線断層像を記憶する記憶装置７とを具備している。

撮影条件の入力はこの入力装置２から入力され、記憶装置７に記憶される。

撮影テーブル１０は、被検体を乗せて走査ガントリ２０の開口部に入れ出しするクレードル１２を具備している。クレードル１２は撮影テーブル１０に内蔵するモータで昇降およびテーブル直線移動される。

走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線コントローラ２２と、コリメータ２３と、Ｘ線ビーム形成フィルタ２８と、多列Ｘ線検出器２４と、ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）２５と、被検体の体軸の回りに回転しているＸ線管２１などを制御する回転部コントローラ２６と、制御信号などを前記操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りする制御コントローラ２９とを具備している。Ｘ線ビーム形成フィルタ２８は、図２に示すように被検体の体表面の被曝を少なくするように撮影中心である回転中心でフィルタの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルタの厚さが厚くなり、Ｘ線をより吸収するようになっているＸ線フィルタである。また、走査ガントリ傾斜コントローラ２７により、走査ガントリ２０はｚ方向の前方および後方に±約３０度ほど傾斜できる。

図２は、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４の幾何学的配置の説明図である。

Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４は、回転中心ＩＣの回りを回転する。鉛直方向をｙ方向とし、水平方向をｘ方向とし、これらに垂直なテーブル進行方向をｚ方向とするとき、Ｘ線管２１および多列Ｘ線検出器２４の回転平面は、ｘｙ平面である。また、クレードル１２の移動方向は、ｚ方向である。

Ｘ線管２１は、コーンビームＣＢと呼ばれるＸ線ビームを発生する。コーンビームＣＢの中心軸方向がｙ方向に平行なときを、ビュー角度０度とする。

多列Ｘ線検出器２４は、例えば２５６列のＸ線検出器列を有する。また、各Ｘ線検出器列は例えば１０２４チャネルのＸ線検出器チャネルを有する。

Ｘ線が照射されて収集された投影データは、多列Ｘ線検出器２４からＤＡＳ２５でＡ／Ｄ変換され、スリップリング３０を経由してデータ収集バッファ５に入力される。データ収集バッファ５に入力されたデータは、記憶装置７のプログラムにより中央処理装置３で処理され、断層像に画像再構成されてモニタ６に表示される。

光学カメラ４０は、走査ガントリ２０の回転部に取付けられ、一定間隔の時間で被検体の外観光学画像を収集し、スリップリング３０を経由してデータ収集バッファ５に入力される。データ収集バッファ５に入力された光学画像は、記憶装置７のプログラムで中央処理装置３で処理され、光学画像再構成において光学逆投影されてモニタ６に表示される。

なお、光学カメラ４０からの画像データ収集、画像転送、画像再構成の流れを図１４に示す。

光学カメラ４０は、走査ガントリ２０の回転部１５の一部に取り付けられ、その光学画像は収集された後にスリップリング３０経由で画像転送され、データ収集バッファ５で画像データが受信される。光学カメラ４０は、たとえば、ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ−Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）センサのように、マトリクス状に配列された複数の光電変換素子を含む撮像装置であり、光学像を撮像した後に、その撮像した光学像の光強度に応じた電気信号を光学像データとして出力する。

ステップＣＡ１では、光学カメラ画像入力を行う。

ステップＣＡ２では、光学画像信号Ａ／Ｄ変換を行う。これにより画像信号はデジタル信号となる。

ステップＣＡ３では、画像圧縮を行う。デジタル化された光学画像は一般的に知られる画像圧縮アルゴリズムなどにより圧縮され、データ量を小さくすることができる。

ステップＣＡ４では、スリップリング経由で画像転送を行う。圧縮された画像データはシリアル転送などを用いてスリップリングにより高速に転送される。

ステップＣＡ５では、データ収集バッファ５にてデータ収集を行う。

ステップＣＡ６では、画像解凍を行う。圧縮された画像データは解凍されて、光学画像の画質は復元される。

ステップＣＡ７では、光学画像再構成を行う。光学画像再構成については後述する。

このようにして、走査ガントリ２０の回転部に取り付けられた光学カメラ４０の画像を取り込み、光学画像再構成が行える。

図３は、本発明のＸ線ＣＴ装置１００の断層像撮影およびスカウト像撮影の動作の概略を示すフロー図である。

ステップＳ１では、ヘリカルスキャンでは、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを被検体の回りに回転させ、かつ撮影テーブル１０上のクレードル１２をテーブルを直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行ない、ビュー角度ｖｉｅｗと、検出器列番号ｊと、チャネル番号ｉとで表わされるＸ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）にテーブル直線移動ｚ方向位置Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）を付加させて、Ｘ線検出器データを収集する。また、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンでは撮影テーブル１０上のクレードル１２をあるｚ方向位置に固定させたまま、データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。必要に応じて、次のｚ方向位置に移動した後に、再度データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。

また、スカウト像撮影では、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを固定させ、撮影テーブル１０上のクレードル１２を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行うものとする。

ステップＳ２では、Ｘ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して前処理を行い、投影データに変換する。前処理は図４のようにステップＳ２１オフセット補正，ステップＳ２２対数変換，ステップＳ２３Ｘ線線量補正，ステップＳ２４感度補正からなる。

スカウト像撮影の場合は、前処理されたＸ線検出器データをチャネル方向の画素サイズおよびクレードル直線移動方向であるｚ方向の画素サイズをモニタ６の表示画素サイズに合わせて表示すればスカウト像として完成である。

ステップＳ３では、前処理された投影データＤ１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ビームハードニング補正を行なう。ビームハードニング補正Ｓ３では前処理Ｓ２の感度補正Ｓ２４が行なわれた投影データをＤ１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）とし、ビームハードニング補正Ｓ３の後のデータをＤ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）とすると、ビームハードニング補正Ｓ３は以下のように、例えば、以下の数式（１）に示すような多項式形式で表わされる。

この時、検出器の各ｊ列ごとに独立したビームハードニング補正を行なえるため、撮影条件で各データ収集系の管電圧が異なっていれば、各列ごとの検出器のＸ線エネルギー特性の違いを補正できる。

ステップＳ４では、ビームハードニング補正された投影データＤ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ｚ方向（列方向）のフィルタをかけるｚフィルタ重畳処理を行なう。
すなわち、各ビュー角度、各データ収集系における前処理後、ビームハードニング補正された多列Ｘ線検出器Ｄ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ） （ｉ＝１〜ＣＨ， ｊ＝１〜ＲＯＷ）の投影データに対し、列方向に例えば下記の数式（２）に示すような列方向フィルタサイズが５列のフィルタをかける。

（ｗ_１（ｉ），ｗ_２（ｉ），ｗ_３（ｉ），ｗ_４（ｉ），ｗ_５（ｉ）） ・・・（２）、

ただし、以下の数式（３）とする。

補正された検出器データＤ１２（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）は以下の数式（４）のようになる。

なお、チャネルの最大値はＣＨ，列の最大値はＲＯＷとすると、以下の数式（５），（６）となる。

また、列方向フィルタ係数を各チャネルごとに変化させると画像再構成中心からの距離に応じてスライス厚を制御できる。一般的に断層像では再構成中心に比べ周辺部の方がスライス厚が厚くなるので、列方向フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させて、列方向フィルタ係数を中心部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅を広く変化させると、周辺部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅をせまく変化させると、スライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でも一様に近くすることもできる。

このように、多列Ｘ線検出器２４の中心部チャネルと周辺部チャネルの列方向フィルタ係数を制御してやることにより、スライス厚も中心部と周辺部で制御できる。列方向フィルタでスライス厚を弱干厚くすると、アーチファクト、ノイズともに大幅に改善される。これによりアーチファクト改善具合、ノイズ改善具合も制御できる。つまり、３次元画像再構成された断層像つまり、ｘｙ平面内の画質が制御できる。また、その他の実施例として列方向（ｚ方向）フィルタ係数を逆重畳（デコンボリューション）フィルタにすることにより、薄いスライス厚の断層像を実現することもできる。

ステップＳ５では、再構成関数重畳処理を行う。すなわち、フーリエ変換し、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。再構成関数重畳処理Ｓ５では、ｚフィルタ重畳処理後のデータをＤ１２とし、再構成関数重畳処理後のデータをＤ１３、重畳する再構成関数をＫｅｒｎｅｌ（ｊ）とすると、再構成関数重畳処理は以下の数式（７）のように表わされる。

つまり、再構成関数ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）は検出器の各ｊ列ごとに独立した再構成関数重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。

ステップＳ６では、再構成関数重畳処理した投影データＤ１３（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、３次元逆投影処理を行い、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）を求める。画像再構成される画像はｚ軸に垂直な面、ｘｙ平面に３次元画像再構成される。以下の再構成領域Ｐはｘｙ平面に平行なものとする。この３次元逆投影処理については、図５を参照して後述する。

ステップＳ７では、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ，ｚ）に対して画像フィルタ重畳、ＣＴ値変換などの後処理を行い、断層像Ｄ３１（ｘ，ｙ）を得る。

後処理の画像フィルタ重畳処理では、３次元逆投影後の断層像をＤ３１（ｘ，ｙ，ｚ）とし、画像フィルタ重畳後のデータをＤ３２（ｘ，ｙ，ｚ）、画像フィルタをＦｉｌｔｅｒ（ｚ）とすると、以下の数式（８）のようになる。

つまり、検出器の各ｊ列ごとに独立した画像フィルタ重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。

得られた断層像はモニタ６に表示される。

図５は、３次元逆投影処理（図４のステップＳ６）の詳細を示すフロー図である。

本発明では、画像再構成される画像はｚ軸に垂直な面、ｘｙ平面に３次元画像再構成される。以下の再構成領域Ｐはｘｙ平面に平行なものとする。

ステップＳ６１では、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、３６０度分のビュー又は「１８０度分＋ファン角度分」のビュー）中の一つのビューに着目し、再構成領域Ｐの各画素に対応する投影データＤｒを抽出する。

図６（ａ）（ｂ）に示すように、ｘｙ平面に平行な５１２×５１２画素の正方形の領域を再構成領域Ｐとし、ｙ＝０のｘ軸に平行な画素列Ｌ０，ｙ＝６３の画素列Ｌ６３，ｙ＝１２７の画素列Ｌ１２７，ｙ＝１９１の画素列Ｌ１９１，ｙ＝２５５の画素列Ｌ２５５，ｙ＝３１９の画素列Ｌ３１９，ｙ＝３８３の画素列Ｌ３８３，ｙ＝４４７の画素列Ｌ４４７，ｙ＝５１１の画素列Ｌ５１１を列にとると、これらの画素列Ｌ０〜Ｌ５１１をＸ線透過方向に多列Ｘ線検出器２４の面に投影した図７に示す如きラインＴ０〜Ｔ５１１上の投影データを抽出すれば、それらが画素列Ｌ０〜Ｌ５１１の投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）となる。ただし、ｘ，ｙは断層像の各画素（ｘ，ｙ）に対応する。

Ｘ線透過方向は、Ｘ線管２１のＸ線焦点と各画素と多列Ｘ線検出器２４との幾何学的位置によって決まるが、Ｘ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）のｚ座標ｚ（ｖｉｅｗ）がテーブル直線移動ｚ方向位置Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）としてＸ線検出器データに添付されて判っているため、加速・減速中のＸ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）でもＸ線焦点、多列Ｘ線検出器のデータ収集幾何学系の中において、Ｘ線透過方向を正確に求めることが出来る。

なお、例えば画素列Ｌ０をＸ線透過方向に多列Ｘ線検出器２４の面に投影したラインＴ０のように、ラインの一部が多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向の外に出た場合は、対応する投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を「０」にする。また、ｚ方向の外に出た場合は投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を補外して求める。

かくして、図８に示すように、再構成領域Ｐの各画素に対応する投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を抽出できる。

図５に戻り、ステップＳ６２では、投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）にコーンビーム再構成加重係数を乗算し、図９に示す如き投影データＤ２（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を作成する。

ここで、コーンビーム再構成加重係数ｗ（ｉ，ｊ）は以下の通りである。ファンビーム画像再構成の場合は、一般に、ｖｉｅｗ＝βａでＸ線管２１の焦点と再構成領域Ｐ上（ｘｙ平面上）の画素ｇ（ｘ，ｙ）とを結ぶ直線がＸ線ビームの中心軸Ｂｃに対してなす角度をγとし、その対向ビューをｖｉｅｗ＝βｂとするとき、以下の数式（９）のようにな示される。

βｂ＝βａ＋１８０°−２γ ・・・（９）

再構成領域Ｐ上の画素ｇ（ｘ，ｙ）を通るＸ線ビームとその対向Ｘ線ビームが再構成平面Ｐとなす角度を、αａ，αｂとすると、これらに依存したコーンビーム再構成加重係数ωａ，ωｂを掛けて加算し、逆投影画素データＤ２（０，ｘ，ｙ）を求める。ここでは、以下の数式（１０）のように示される。

Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＝ωａ・Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ ａ＋ωｂ・Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ ｂ ・・・（１０）

ただし、Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ａはビューβａの投影データ、Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ｂはビューβｂの投影データとする。

なお、コーンビーム再構成加重係数の対向ビーム同士の和は、以下の数式（１１）で示される。

ωａ＋ωｂ＝１ ・・・（１１）

コーンビーム再構成加重係数ωａ，ωｂを掛けて加算することにより、コーン角アーチファクトを低減することが出来る。

例えば、コーンビーム再構成加重係数ωａ，ωｂは、次式により求めたものを用いることが出来る。

なお、ｇａはビューβａの加重係数、ｇｂはビューβｂの加重係数である。

ファンビーム角の１／２をγｍａｘとするとき、以下の数式（１２）〜（１７）のように示される。

ここでは、例えば、ｑ＝１とする。

また、例えば、ｇａ，ｇｂの１例として、ｍａｘ［ ］を値の大きい方を採る関数とすると、以下の数式（１８），（１９）のように示される。

また、ファンビーム画像再構成の場合は、更に距離係数を再構成領域Ｐ上の各画素に乗算する。距離係数はＸ線管２１の焦点から投影データＤｒに対応する多列Ｘ線検出器２４の検出器列ｊ，チャネルｉまでの距離をｒ０とし、Ｘ線管２１の焦点から投影データＤｒに対応する再構成領域Ｐ上の画素までの距離をｒ１とするとき、（ｒ１／ｒ０）^２である。

また、平行ビーム画像再構成の場合は、再構成領域Ｐ上の各画素にコーンビーム再構成加重係数ｗ（ｉ，ｊ）のみを乗算すればよい。

ステップＳ６３では、図１０に示すように、予めクリアしておいた逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）に、投影データＤ２（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を画素対応に加算する。

ステップＳ６４では、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、３６０度分のビュー又は「１８０度分＋ファン角度分」のビュー）について、ステップＳ６１〜Ｓ６３を繰り返し、図１０に示すように、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）を得る。

なお、図１１（ａ），（ｂ）に示すように、再構成領域Ｐを５１２×５１２画素の正方形の領域とせずに、直径５１２画素の円形の領域としてもよい。

以上に多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器を用いたＸ線ＣＴ装置の構成、およびその動作を示した。また、光学カメラ４０の取り付けられたＸ線ＣＴ装置の構成、およびその基本的な動作を示した。以下にはこれらの装置を用いた本発明のいくつかの実施例を示す。

実施例１ ： Ｘ線ＣＴ装置の３次元表示断層像の外観表面に光学画像を貼る例。

実施例２ ： 被検体外観形状情報に基いて、Ｘ線ＣＴ装置の被検体と走査ガントリの干渉制御を行う例。

実施例３ ： 被検体外観形状情報に基いて、Ｘ線ＣＴ装置の撮影条件を最適化する例。

実施例４ ： 時系列に変化する被検体外観形状情報に基いて、被検体の生体信号を抽出し、その生体信号に同期したＸ線ＣＴ装置の撮影を行う例。

実施例１においては、Ｘ線ＣＴ装置の３次元表示断層像の外観表面に光学画像を貼る例を示す。この実施例１の用途の１例としては、ＣＴ透視撮影（ＣＴフルオロ撮影）を用いて穿刺などを行う際に、被検体の外観位置と被検体内部の腫瘍などの位置を確認した上で穿刺を行う例がある。実施例１により、ＣＴ透視撮影の穿刺の確実さが向上する。

この場合に、あらかじめ光学カメラ４０を用いて得られた３次元の被検体領域に貼り付けた外観表面画像をＸ線ＣＴ装置による断層像の３次元表示画像に貼り付けることにより、被検体の外観位置と被検体内部の位置の確認が行える。つまり、穿刺の前に被検体表面に付けたマジックペンなどによる印と被検体内部の腫瘍の位置を確認しておいた後に穿刺を行える。これにより穿刺針を確実に目的の腫瘍の位置に導くことができる。

以下に、図１２に示す外観形状計測の画像再構成のフロー図に従い、図１３に示す実施例の概要図を説明する。

ステップＢ１では、ビュー番号をｉとする。

ステップＢ２では、被検体の光学画像Ｃ（ｘ，ｙ）を入力する。走査ガントリ２０に取り付けられた光学カメラ４０により、あるビュー角度における光学視点におかれた光学カメラにより、光学画像を入力する。

ステップＢ３では、光学画像の幾何歪補正を行う。光学画像において、あらかじめ収集しておいた幾何歪較正データに基づいて幾何歪補正を行う。

ステップＢ４では、被検体の輪郭抽出を行う。幾何歪補正を行った光学画像から被検体の背景と被検体とクレードルを認識し、被検体の輪郭のみを抽出する。

ステップＢ５では、被検体の穴埋め処理を行う。被検体の存在する所を“１”、被検体の存在しない所を“０”とした２値画像の被検体存在領域２次元画像を作る。

ステップＢ６では、光学視点を頂点とした第ｉビュー方向の被検体存在領域を３次元アフィン変換で逆投影する。光学視点を錐の頂点とした被検体存在領域３次元画像を作る。

ステップＢ７では、３次元アフィン変換で回転し、光学視点方向に被検体存在領域の向きを合わせる。つまり、被検体存在領域３次元画像を光学視野方向に合わせるように３次元アフィン変換する。

ステップＢ８では、３次元画素間論理積演算により、光学逆投影を行う。各々光学視点方向に合った被検体存在領域３次元画像の３次元論理積を求めて、被検体存在領域を絞り込む。

ステップＢ９では、全ビューのデータ収集終了かを判断する。ＹＥＳであればステップＢ１１へ、ＮＯであればステップＢ１０へ行く。

ステップＢ１０では、ｉ＝ｉ＋１とする。

以上の処理を全ビューに繰り返すことにより、外観画像による３次元の被検体領域を求めることができる。

ステップＢ１１では、ステップＢ１０までで得られた外観画像による３次元の被検体領域に外観表面画像を貼り付けるかを判断する。ＹＥＳであればステップＢ１２へ、ＮＯであれば終了する。

ステップＢ１２では、外観表面画像貼り付け処理を行う。

以下に、図１６（ｃ）に基づいて、幾何歪補正の説明を行う。

ステップＧ１では、画像入力を行う。

ステップＧ２では、２次元座標変換を行う。

光学カメラ４０により入力される光学画像の幾何歪補正では、一般的に以下の数式（２０）に示すような変換式となる。

通常、２次多項式の座標変換で光学カメラの幾何歪補正は充分である。

ステップＧ３では、画像出力を行う。

次に、図１７に基づいて、輪郭抽出処理の説明を行う。

図１７においては、ステップＣ１からステップＣ４までが図１２のステップＢ４の被検体領域の輪郭抽出に当たり、ステップＣ５は図１２のステップＢ５の被検体領域の穴埋め処理にあたる。

ステップＣ１では、幾何歪補正後、画像入力を行う。カラー画像としてはＲＧＢ成分に分解された画像を入力する。

ステップＣ２では、クレードル部、マイラ部、走査ガントリ部の認識を行う。カラー画像として入力された画像からクレードル部、マイラ部、走査ガントリ部の色相、彩度に相当し、照明のバラツキによる明度がある程度範囲を持った領域をＲＧＢ空間の領域に変換する。図１８に示すように、明度、彩度、色相、空間は１対１でＲＧＢ空間に対応できる。

ステップＣ３では、クレードル部、マイラ部、走査ガントリ部の領域除去、被検体領域抽出を行う。カラー画像部分からクレードル部、マイラ部、走査ガントリ部を抽出し、残った領域が被検体領域の候補となる。

ステップＣ４では、被検体領域の輪郭ノイズ除去を行う。抽出されたカラー画像の被検体領域を白黒の２値画像化し、“０”と“１”の２値画像に変換する。またこの段階では輪郭がノイズにより輪郭が充分滑らかでないため、“１”を被検体領域とすると、収縮論理フィルタを数回走査後に膨張論理フィルタを数回走査し、被検体領域の輪郭のノイズを除去し、輪郭を滑らかにする。

ステップＣ５では、被検体領域の穴埋め処理を行う。

なお、ステップＣ５の輪郭領域の穴埋め処理は図１９のような流れになる。

ステップＦ１では、輪郭の２値画像入力を行う。

ステップＦ２では、“１”，“０”反転（白黒反転）処理を行う。

ステップＦ３では、領域番号付け処理（ラベリング処理）を行う。

ステップＦ４では、背景部分の領域番号“１”のみ抽出を行う。

ステップＦ５では、“１”，“０”反軸（白黒反転）処理により穴埋め画像抽出を行う。

これにより、輪郭領域の穴埋め処理が行える。

図１２のステップＢ６に戻ると、第ｉビューにおいて、光学視点を頂点とした錐状の形状をした被検体存在領域を３次元アフィン変換して作る。図２２のフロー図に沿ってその処理を説明する。

まずステップＡ１においては、穴埋めされた輪郭領域は光学視点方向に対して垂直なｘｚ平面にあるかを判断し、ＮＯならばステップＡ２へ、ＹＥＳならばステップＡ３へ行く。

ステップＡ２においては、穴埋めされた輪郭領域を光学視点方向に垂直なｘｚ平面に射影する。図２１（ａ）に示すように、光学視点方向をｙ軸方向に取る。この場合に、穴埋めされた輪郭領域がｘｚ平面になるようにする。もし、穴埋めされた輪郭領域がｘｚ平面にない場合は、図２０のように、穴埋めされた輪郭領域の元の座標系をｘ’ｙ’平面とし、穴埋めされた輪郭領域の射影された座標系をｘｚ平面とし、光学視点の中心線がｘ’ｙ’平面と交わる点を（ｘ’_０，ｚ’_０）、光学視点の中心線がｘｙ平面と交わる点を（ｘ_０，ｚ_０）とすると、以下の数式（２１）のように示される。

ただし、ｃ_１，ｃ_２は定数の係数とする。

ステップＡ３においては、被検体存在領域が光学視点を錐の頂点とした錐状の形状になるように、ｙ軸方向に被検体存在領域を倍率変化させながら伸ばす。つまり、ｘｚ平面に平行なｙ軸座標の異なった平面に穴埋めされた輪郭領域を３次元アフィン変換してｙ軸方向に伸ばす。

図２１（ｂ）に示すように、平面ｘｚである平面ｙ_ｎに存在する穴埋めされた輪郭領域をΔｙだけｙ軸方向の上にあるｘｚ平面と平行な平面ｙ_ｎ−１に３次元アフィン変換する。
平面ｙ_ｎ上の座標を（ｘ_ｎ，ｚ_ｎ）とし、平面ｙ_ｎ−１上の座標を（ｘ_ｎ−１，ｚ_ｎ−１）とすると、以下の数式（２２）のように示される。

つまり、以下の数式（２３）のように示される。

ただし、以下の数式（２４）を満足するようにする。

またステップＡ４においては、ｙ軸方向に錐状に伸ばされた穴埋めされた輪郭領域を被検体存在領域とし、Ｘ線データ収集系のｘｙｚ空間において、光学視点方向を本来の方向に合わせるように３次元アフィン変換する。つまり、ステップＡ３で求められた光学データ収集系座標系にある被検体存在領域をＸ線データ収集系座標系にして回転させる。

光学データ収集系座標系の点を（Ｘ，Ｙ，Ｚ）とし、Ｘ線データ収集系座標系の点を（ｘ，ｙ，ｚ）とし、ｘ軸からθ度傾いた光学視点方向に回転させるとすると、以下の数式（２５）に示される。

上記の図２２のステップＡ１からＡ３が図１２のステップＢ６に相当し、図２２のステップＡ４が図１２のステップＢ７に相当する。

また、図１２のステップＢ８は図２５のようになる。

ステップＢＰ１では、第ｉビューの光学視点方向に３次元アフィン変換された被検体存在領域を入力する。

ステップＢＰ２では、第ｉ−１ビューまでに光学逆投影された被検体存在領域を入力する。

ステップＢＰ３では、第ｉビューの被検体存在領域と第ｉ−１ビューまでに光学逆投影された被検体存在領域との３次元画素間論理積処理を行い、その結果を第ｉビューまでの被検体存在領域とする。

つまり、第ｉ−１ビューまでの被検体存在領域をＳ_ｉ−１、第ｉビューまでの被検体存在領域をＳ_ｉ、第ｉビューにおける被検体存在領域をＶ_ｉ とすると、Ｓ_ｉ＝Ｓ_ｉ−１∩Ｖ_ｉ となる。ただし、∩は３次元論理積演算を示す。

つまり、Ｓ_ｉ−１の各画素値をｓ_ｉ−１（ｘ，ｙ，ｚ）、Ｓ_ｉの各画素値をｓ_ｉ（ｘ，ｙ，ｚ）、Ｖ_ｉの各画素値をｖ_ｉ（ｘ，ｙ，ｚ）とすると、ｓ_ｉ（ｘ，ｙ，ｚ）＝ｓ_ｉ−１（ｘ，ｙ，ｚ） ＡＮＤ ｖ_ｉ（ｘ，ｙ，ｚ）となる。ただし、ＡＮＤは論理積演算を示す。

ステップＢ９，Ｂ１０では、上記のステップＢ１からステップＢ８までの光学逆投影処理を全ビューについて行い、被検体存在領域を３次元領域として絞り込む。

ステップＢ１１において、外観表面画像を貼り付けると判断した場合は、ステップＢ１２において、３次元領域の被検体存在領域に外観表面画像を貼り付ける。

図２６に示すように、光学視点１，２，３の各光学視点において、光学画像の視野角βのうち、幾何歪の小さい中心部の視野角αの光学画像をｚ方向に同じ視野角α分を一定に抽出する。視野角α分だけ抽出された各光学視点の光学画像は図２７のように、各ｚ方向位置の被検体領域の輪郭部のうち、各光学視点の中心部の視野角αに相当する部分に外観表面画像を貼り付ける。これを全光学視点について行う。外観表面画像を貼り付ける各光学視点の中心部の視野角αは各ｚ方向位置において、各々の視野角αで貼り付けられる被検体の輪郭部分の両端がオーバーラップするように選ぶ必要がある。被検体の輪郭線である表面部分において、各光学視点の外観表面画像を貼り付ける際にオーバーラップしてしまう部分については、図２８で示すように、処理１または処理２が考えられる。

（処理１）後から貼り付ける光学視点の視野角α内の外観画像を優先して貼り付ける。

（処理２）各光学視点の外観光学画像のオーバーラップ部分は、以下の数式（２６），（２７），（２８）に示すように、加重係数により加重加算してオーバーラップさせる。処理２において被検体の輪郭線上に沿った座標をｓとし、第ｉビューの外観画像をＲ成分画像をＲｉ（ｓ，ｚ）、Ｇ成分画像をＧｉ（ｓ，ｚ）、Ｂ成分画像をＢｉ（ｓ，ｚ）とし、第ｉ＋１ビューの外観画像をＲ成分画像をＲ_ｉ＋１（ｓ，ｚ）、Ｇ成分画像をＧ_ｉ＋１（ｓ，ｚ）、Ｂ成分画像をＢ_ｉ＋１（ｓ，ｚ）とし、最終的な外観光学画像をＲ成分画像をＲ（ｓ，ｚ）、Ｇ成分画像をＧ（ｓ，ｚ）、Ｂ成分画像をＢ（ｓ，ｚ）とすると、第ｉビューの外観光学画像の加重係数Ｗ_ｉ（ｓ）、第ｉ＋１ビューの外観光学画像の加重係数Ｗ_ｉ＋１（ｓ）に対し、以下のように加重係数をかけて、第ｉビューの外観画像から第ｉ＋１ビューの外観画像に滑らかに連続的に画像をつなげることができる。

Ｒ（ｓ，ｚ）＝Ｗｉ（ｓ）・Ｒｉ（ｓ，ｚ）＋Ｗ_ｉ＋１（ｓ）・Ｒ_ｉ＋１（ｓ，ｚ） ・・・（２６）

Ｇ（ｓ，ｚ）＝Ｗｉ（ｓ）・Ｇｉ（ｓ，ｚ）＋Ｗ_ｉ＋１（ｓ）・Ｇ_ｉ＋１（ｓ，ｚ） ・・・（２７）

Ｂ（ｓ，ｚ）＝Ｗｉ（ｓ）・Ｂｉ（ｓ，ｚ）＋Ｗ_ｉ＋１（ｓ）・Ｂ_ｉ＋１（ｓ，ｚ） ・・・（２８）

ただし、Ｗｉ（ｓ）＋Ｗ_ｉ＋１（ｓ）＝１とする。これにより、外観画像のつなぎ目の不自然観は低減される。このようにして、３次元領域の被検体領域に外観光学画像を３６０度全周方向に貼り付けられる。

外観光学画像が貼り付けられた３次元被検体領域をＸ線ＣＴ装置の断層像から作られた３次元表示画像にオーバーラップまたは加算することで、Ｘ線ＣＴ装置の断層像の３次元表示に外観光学画像を貼り付けた３次元表示が実現できる。

なお、本発明では、被検体の外観画像を外観光学画像から光学逆投影された被検体の３次元領域に貼り付けているが、Ｘ線ＣＴ装置の断層像の３次元表示から求めた被検体の３次元領域に外観光学画像を貼り付けても同様な効果を出すことができる。

また通常、断層像の３次元表示の表面部分には、表面の凹凸に応じた陰影表示が行われている。外観光学画像を貼り付けた３次元表示の表面に陰影表示を加えることにより、よりリアルな表示感を出すこともできる。

例えば、従来、ＣＴ透視撮影（ＣＴフルオロ撮影）においては、図４８に示すように、あらかじめ被検体の体表面にｚ方向に沿っていくつかプラスチック片などのＸ線にも写る目印を貼っておき、ｚ方向に連続して複数枚断層像を撮影し、穿刺したい位置とプラスチック片の位置関係を知りながら、体表面の穿刺位置をプラスチック片の位置から予測して穿刺を行っていた。このため、プラスチック片を貼る手間や目測でプラスチック片の位置関係から穿刺位置を予測する不正確さなどが問題であった。

本実施例によると、例えば初めにｚ方向に連続断層像を撮影しておき、穿刺位置を定める。その後にマジックなどで被検体の体表面に光学的に見える印を付けるだけで、体表面の外観光学画像を随時断層像の３次元画像の表面部分に貼り付けて行くと、体表面の外観光学画像と断層像が同時に見れて、その印が穿刺位置にふさわしいかがすぐ判定できる。このように、簡単なマーキングと体表面の外観光学画像と断層像の合成された画像をチェックするだけで、正しい穿刺位置がすぐ見つけられる。

実施例２においては、被検体の外観形状情報に基いてＸ線ＣＴ装置の被検体と走査ガントリの干渉制御を行う例を示す。

図２９に示すように、被検体を走査ガントリ２０の開口部に入れて行き、撮影位置を示すスライスライトにより被検体の位置決めを行う。

図３０にその流れを示す。

ステップＰ１では、被検体の初期位置決めを行い、被検体を走査ガントリ２０の開口部に入れ、おおまかに位置決めを行う。

ステップＰ２では、走査ガントリ回転部１５の回転を行う。これにより、光学カメラ４０もともに回転する。

ステップＰ３では、光学カメラ４０により被検体の３６０度方向の光学画像入力を行う。

ステップＰ４では、被検体存在領域の３次元領域の計測を行う。この時、被検体存在領域の３次元領域を計測するには、実施例１の図１２のフロー図のステップＢ１からステップＢ９までの処理と同様の処理を行うことにより、被検体存在領域を求めることができる。

ステップＰ５では、被検体のＸ線ＣＴ撮影位置への移動を行う。

ステップＰ６では、被検体と走査ガントリ２０が干渉するかをチェックし、ＹＥＳであればステップＰ７へ、ＮＯであればステップＰ６を繰り返す。この時には、走査ガントリ２０内の空間に存在する被検体の領域が光学画像から求められた３次元領域として把握されているので、撮影テーブル１０およびクレードル１２がｙ方向、ｚ方向にどのくらいの距離を動いたかで、被検体存在領域が走査ガントリ２０に干渉するか否かが実時間（リアルタイム）でチェックできる。

ステップＰ７では、被検体が走査ガントリ２０に干渉したことをステップＰ６の処理で検知し、撮影テーブルの停止を行う。

ステップＰ８では、別の方向へ被検体を移動させて、新たなＸ線ＣＴ撮影位置へ移動させる。

ステップＰ９では、被検体位置決め完了をチェックし、ＹＥＳであれば終了し、ＮＯであればステップＰ６へ戻る。

以上により、被検体の位置決め時に被検体と走査ガントリ２０の干渉チェックを行うことができる。

実施例３においては、被検体外観形状情報に基いて、Ｘ線ＣＴ装置の撮影条件を最適化する例を示す。

この場合は、被検体の撮影条件を設定する際に、あらかじめ光学カメラ４０を用いて得られた３次元の被検体領域の３次元幾何学形状、および３次元位置に基いて下記に示す（１）から（６）の撮影条件を定めることができる。

（１）ｚ方向の各位置の撮影表示視野サイズ
（２）ｚ方向の各位置の撮影テーブル高さ
（３）ｚ方向の各位置の撮影視野サイズ
（４）ｚ方向の各位置のＸ線電力値またはＸ線管電流値
（５）ｚ方向の各位置のヘリカルスキャンピッチ
（６）ｚ方向の各位置の走査ガントリ回転速度

例えば、（１）ｚ方向の各位置の表示視野サイズを最適化する場合で、あるｚ方向の位置の断層像を必ず表示視野サイズに入れて表示したいとする。外観光学画像から求められた３次元の被検体領域より図３２に示すように、ｚ方向座標の各位置における被検体のｙ座標の最大座標値ｙ_ｍａｘ（ｚ），ｙ座標の最小座標値ｙ_ｍｉｎ（ｚ）が求められる。同様にｚ方向座標の各位置における被検体のｘ座標の最大座標値ｘ_ｍａｘ（ｚ），ｘ座標の最小座標値ｘ_ｍｉｎ（ｚ）も求められる。これらの被検体の各ｘ，ｙ方向の最大座標値，最小座標値より、以下に示す（ｉ），（ｉｉ）のように、（ｉ），（ｉｉ）のいずれかの円形の撮影表示視野を各ｚ方向位置の撮影条件として設定できる。

（ｉ） （ｘ_ｍｉｎ（ｚ），ｙ_ｍｉｎ（ｚ）），（ｘ_ｍｉｎ（ｚ），ｙ_ｍａｘ（ｚ）），（ｘ_ｍａｘ（ｚ），ｙ_ｍａｘ（ｚ）），（ｘ_ｍａｘ（ｚ），ｙ_ｍｉｎ（ｚ））の４点で定まる矩形が入る大きさ、および位置の円形の撮影表示視野。

（ｉｉ） （ｙ_ｍｉｎ（ｚ），ｙ_ｍａｘ（ｚ））を楕円の１つの長径または短径、（ｘ_ｍｉｎ（ｚ），ｘ_ｍａｘ（ｚ））を楕円のもう１つの長径または短径とした楕円が入る大きさ、および位置の円形の撮影表示視野。

なお、ｚ方向のある範囲に渡って断層像撮影を行う場合は、その範囲内のすべての矩形および楕円が入るように、撮影表示視野サイズおよびそのｘｙ平面内の位置を決めれば良い。

また、図３３に示すように、３次元の被検体領域のｚ方向の各位置における断面形状が入るように撮影表示視野サイズ、およびそのｘｙ平面内の位置を決めてもよい。なお、ｚ方向のある範囲に渡って断層像撮影を行う場合は、その範囲内のすべての断面形状が入るように表示視野サイズおよびその位置を決めれば良い。

このようにして、各ｚ方向位置の撮影表示視野サイズが最適に定められる。

次に、（２）ｚ方向の各位置の撮影テーブルの高さを最適化する場合は、被検体外観光学画像から求められた３次元の被検体領域の３次元幾何学形状および３次元位置に基いて、ｚ方向の各部位を撮影する際に、撮影テーブルの高さを最適化して設定できる。これにより、被検体の被曝低減と断層像の画質の最適化が図れる。例えば図３４に示すように、始めに被検体を位置決めした座標系をｘ，ｙ，ｚ軸とする。このｘ，ｙ，ｚ軸座標系で被検体の外観光学画像を用いて３次元の被検体領域を求め、各ｚ座標位置における各部位の撮影位置の最適化、つまり、撮影テーブル１０、クレードル１２のｙ方向の高さを撮影視野内において最適化する。この場合の最適化は、被検体の被曝量と画質の最適化の観点から行われる。本実施例のＸ線ＣＴ装置では、図１，図２に示したように、Ｘ線管２１で発生したＸ線はコリメータ２３、Ｘ線ビーム形成フィルタ２８を通って被検体を透過し、多列Ｘ線検出器２４でＸ線が検出される。

ここで、Ｘ線ビーム形成フィルタ２８は被検体の体表面の被曝を少なくするように撮影中心である回転中心でフィルタの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルタの厚さが厚くなり、Ｘ線をより吸収するようになっているＸ線フィルタであるため、最適な画質にするには被検体を撮影視野の中心に置き、被検体のＸ線透過経路長の長い部分、つまり、断面形状の中心を撮影中心である回転中心に持って来ればよい。また、この場合にはＸ線ビーム形成フィルタ２８が周辺部に行くに従いフィルタの厚さが厚くなり、Ｘ線をより吸収するようになっているため、被検体の体表面の被曝線量も押さえることができる。このため、図３４に示すように、図のｘｙｚ軸に被検体が位置決めされた場合、頸部は頸部の断面の中心がほぼｘｙ平面の原点付近にあるので好ましい撮影位置にあると言える。この場合は走査ガントリ２０の座標系をＸＹ平面とすると、回転中心であるＸＹ平面の原点をｘｙ平面の原点と合わせて撮影するように、撮影テーブル１０、クレードル１２を位置あわせするのが頸部にとっての最適な撮影位置となる。

しかし、図３４の腹部の場合は、腹部の断面の中心がｘｙ平面の原点付近になく、高さｙ_ＡＢだけ上にずれた位置にある。このため、被検体の被曝低減および画質の最適化を考えると、走査ガントリ２０の座標系ＸＹ平面の原点である走査ガントリの回転中心をｘｙ平面の原点より高さｙ_ＡＢだけ上に持ってくる必要がある。つまり、ｘｙ平面の原点より高さｙ_ＡＢだけ上の位置に走査ガントリ２０の回転中心であるＸＹ平面の原点を持ってくるように、撮影テーブル１０，クレードル１２を位置合わせするのが最適な撮影位置となる。

このように、各部位をコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンする場合には、被検体の被曝低減および画質の最適化を考えると、各部位の断面の中心を走査ガントリ２０の回転中心に持ってくるように撮影条件を設定すれば良い。

次に、（３）ｚ方向の各位置の撮影視野サイズを最適化する場合は、被検体外観光学画像から求められた３次元の被検体領域の各ｚ方向位置の断面積、およびその形状に基づいて撮影視野サイズが定められる。通常、Ｘ線ＣＴ装置には複数のＸ線ビーム形成フィルタ２８があり、撮影視野サイズに対応したＸ線ビーム形成フィルタ２８が選択できるようになっている。図３５に示すように、撮影視野サイズに応じた適切なＸ線ビーム形成フィルタがあり、適切な撮影視野サイズを選択すると適切なＸ線ビーム形成フィルタ２８が選択され、被検体の被曝低減と断層像の画質の最適化が図れる。

また、この撮影視野サイズの最適化、Ｘ線ビーム形成フィルタ２８の最適化を行うとともに、前途の撮影テーブルの高さの最適化も行うことにより、被検体の被曝低減効果、断層像の画質改善効果は更に最適化される。

次に、ｚ方向の各位置のＸ線電力値またはＸ線管電流値を最適化する場合は、被検体の外観光学画像から求められた３次元の被検体領域の各ｚ方向位置の断面積、およびその幾何学的特徴パラメータにより、各ｚ方向位置の最適なＸ線電力値またはＸ線管電流値が定まる。

図３６のように最適管電流値テーブルを求め、それに従って最適なＸ線管電流値で撮影が行える。

ステップＡＭ１では、被検体の外観光学画像を収集し、光学画像再構成して３次元被検体領域を画像再構成を行う。この時の被検体存在領域の３次元計測を行うには、実施例１の図１２のフロー図のステップＢ１からステップＢ９までの処理と同様の処理を行い、３次元被検体存在領域を求めることができる。

ステップＡＭ２では、スキャン撮影条件設定を行う。各部位に応じた撮影条件を設定する。この時に設定される撮影条件の１つに、「断層像のＣＴ値の標準偏差の目標値であるノイズインデックスを設定する。

ステップＡＭ３では、スカウト像の各ｚ軸座標のプロファイル分布よりプロファイル面積、プロファイル楕円近似の長径／短径比率などの幾何学的特徴パラメータ測定を行う。図３７にスカウト像のプロファイル分布の例を示す。Ｘ線によるスカウト像から得られるプロファイル分布の場合は、被検体の内部のＸ線吸収体の様子も反映したプロファイル分布になるが、本発明の場合は被検体の外観画像から得られた３次元被検体存在領域に基いたプロファイル分布である。このため、被検体内部のＸ線吸収体の様子は反映されていない。これによるプロファイル分布の誤差を小さくするために、あらかじめ各部位ごとの平均密度または平均Ｘ線線吸収係数の情報を知っておき、これによりプロファイル分布を補正する。例えば、被検体の外観画像から得られた３次元被検体存在領域に基いた胸部のプロファイル分布をＰｒｏｆ（ｘ，ｚ）とし、胸部の平均Ｘ線線吸収係数に基いた補正係数をＣｈｅｓｔ（ｚ）とする。ただし、ｚは体軸方向、ｘは走査ガントリ２０の水平面方向とする。この時に補正された胸部のプロファイル分布Ｃｏｒｐｒｏｆ（ｘ，ｚ）は以下の数式（２９）のように求められる。

なお、Ｃｈｅｓｔ（ｚ）をｘ方向にも詳細にあらかじめ知っておき、Ｃｈｅｓｔ（ｘ，ｚ）としておき、プロファイル分布Ｐｒｏｆ（ｘ，ｚ）のｘ方向の広がりを考慮してＣｈｅｓｔ（ｘ，ｚ）をｘ方向に広げたり、縮小したりして補正した後にＰｒｏｆ（ｘ，ｚ）にかけることも考えられる。

ステップＡＭ４では、断層像のＣＴ値の標準偏差値の目標値であるノイズ・インデックスに依存し、ステップＡＭ３のスカウト像の各ｚ座標のプロファイル分布の幾何学的特徴パラメータにより、各ｚ座標の管電流値テーブルを計算する。

ステップＡＭ５では、ステップＰ５の管電流値テーブルに従いスキャンデータ収集を行う。ここでは、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、シネスキャン、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャンなどのスキャンが可能である。

ステップＡＭ６では、断層像画像再構成を行う。

ステップＡＭ７では、断層像画像表示を行う。

従来はスカウト像を収集した後にスカウト像の各ｚ方向位置のプロファイル分布から各ｚ方向位置の最適なＸ線電力値またはＸ線管電流値を求めていた。しかし、本発明では、外観光学画像による３次元被検体領域画像を用いて、各ｚ方向位置の最適なＸ線電力値またはＸ線管電流値を求められ、スカウト像データ収集がなくなる分の被検体の被曝低減が実現できる。

次に、ヘリカルスキャン時におけるｚ方向の各位置のヘリカルピッチを最適化する場合は、被検体の外観像から求められた３次元の被検体領域画像の各ｚ方向位置の断面の形状のｚ方向の変化具合により、各ｚ方向位置の最適なヘリカルピッチを求める。これにより、ｚ方向に変化の著しい部分によるアーチファクトを低減できるようにヘリカルピッチを最適化する。

つまり、ｚ方向に変化の大きい部位ではヘリカルピッチはより遅く、ｚ方向に変化の小さい部位ではヘリカルピッチはより速くすることでより最適なヘリカルピッチを設定できる。

次に、ｚ方向の各位置における走査ガントリ回転速度を最適化する場合は、被検体の外観像から求められた３次元の被検体領域画像を時系列に連続して求めておき、その時間的変化の度合により、各ｚ方向位置の最適なスキャン速度である走査ガントリ回転速度を求める。

つまり、時間的に変化が大きい動きのある部位ではスキャン速度である走査ガントリ回転速度をより速く、時間的に変化が小さい動きの少ない部位ではスキャン速度である走査ガントリ回転速度はそれほど速くなくても良いというように制御することで、より最適な走査ガントリ回転速度を設定できる。

なお、Ｘ線管電流値、ヘリカルピッチで定まる撮影時間、走査ガントリ回転速度で定まる撮影時間は、Ｘ線管の性能により制限される場合もある。このため、Ｘ線管電流値、撮影時間は両方を考慮して最適化する必要がある場合もある。

このように、実施例３においては、被検体外観形状情報に基いてＸ線ＣＴ装置の撮影条件の最適化を行える。また、被検体の被曝も低減、最適化が行える。

実施例４においては、時系列に変化する被検体外観形状画像に基いて被検体の生体信号を抽出し、その生体信号に同期したＸ線ＣＴ装置の撮影を行う例を示す。

ここでは、胸部の時系列３次元被検体外観形状画像に基いて呼吸信号を求める例を示す。

図３８には、被検体の時系列外観光学画像から求められた３次元領域画像による呼吸信号を求める場合の実施例を示す。

ステップＲ１では、被検体の時系列外観画像を収集を行う。これは実施例１の図１２のステップＢ１からステップＢ２までの処理と同様の処理を行う。

ステップＲ２では、被検体外観画像を光学画像再構成を行う。これは実施例１の図１２のステップＢ３からステップＢ８までの処理と同様の処理を行う。

ステップＲ３では、必要な時間分の時系列被検体外観画像を収集したかをチェックし、ＹＥＳであればステップＲ３へ行き、ＮＯであればステップＲ１へ戻る。

ステップＲ４では、時系列３次元被検体領域画像を入力を行う。上記ステップＲ１からＲ３までの処理で得られた時系列３次元被検体領域画像を入力する。

ステップＲ５では、各３次元被検体領域画像より胸部の体積測定を行う。被検体の胸部の３次元領域画像より、体積測定を行うための３次元画像処理は後述する。

ステップＲ６では、時系列の胸部体積測定値より呼吸信号を測定を行う。ステップＲ５で測定された被検体の胸部体積の時間変化を図４１に示す。図４１の被検体の胸部体積の時間変化こそが被検体の呼吸信号となる。図４１では呼吸信号の周期がＴ_ＲＳとなり、吸気時の最大体積がＶｍａｘ，排気時の最小体積がＶｍｉｎとなる。

以下には、ステップＲ５における被検体の胸部の３次元領域画像の体積測定を行うための３次元画像処理および計測について、図４０のフロー図を用いて説明する。

ステップＶ１では、被検体胸部３次元領域の画像の時系列画像の入力を行う。

ステップＶ２では、３次元領域２値化を行う。

ステップＶ３では、３次元ラベリング（領域番号付）を行う。これにより、３次元連続領域ごとにラベル番号（領域番号）が付けられる。なお、３次元ラベリング装置およびその方法に関する３次元領域番号付の技術については、特許出願２００１−３２３６５５、特許公開２００３−１４１５４８、３次元ラベリング装置及びその方法を参照することができる。

ステップＶ４では、各ラベル番号（領域番号）の３次元ヒストグラム測定を行う。つまり、各３次元連続領域ごとの画素数であるヒストグラム頻度を測定することで、各３次元連続領域の体積測定が行える。図に示したラベル番号“１”，“３”，“４”の領域は被検体以外のノイズ領域を示している。

ステップＶ５では、最大ヒストグラム頻度の領域、つまり最も体積の大きい領域がノイズ領域ではなく、被検体胸部の体積であるとする。

以上に、被検体の時系列外観光学画像から求められた被検体の３次元領域画像による呼吸信号を求める実施例を説明した。

また、この実施例を応用し、臨床上により具体的な実施例とすると、Ｘ線ＣＴ装置では、呼吸信号に同期させた撮影を行う場合があり、上記の呼吸信号測定を用いた呼吸信号によるＸ線ＣＴ装置の同期撮影の実施例を図３９のフロー図を用いて説明する。

ステップＲＳ１では、呼吸同期したＸ線撮影条件の入力を行う。例えば、「最大呼気の何％から何％の範囲であればＸ線ＣＴ装置の撮影を行う。」などの条件設定で呼吸同期の条件設定とする。この設定をＸ線撮影条件入力に加えておく。

ステップＲＳ２では、被検体の時系列外観画像を収集を行う。

ステップＲＳ３では、被検体外観画像を光学画像再構成し、３次元被検体領域画像取得を行う。

ステップＲＳ４では、３次元被検体領域画像より胸部の体積測定を行う。Ｘ線ＣＴ装置撮影前にあらかじめ呼吸信号を測定しておく。必要に応じて図４２のように、Ｘ線ＣＴ装置撮影条件入力画面に呼吸信号をリアルタイム（実時間）で表示してもよい。なお、このためには走査ガントリ２０の回転部１５は回転し、光学カメラ４０は画像入力を行うものとする。

ステップＲＳ５では、撮影条件を満たした呼吸位相に来たかをチェックし、ＹＥＳであればステップＲＳ６へ行き、ＮＯであればステップＲＳ１へ戻る。ステップＲＳ２からステップＲＳ４までの処理で求めた呼吸信号で、あらかじめ数周期分の呼吸信号を測定しておき、図４１のように呼吸信号の周期Ｔ_ＲＳ，吸気時の最大体積Ｖｍａｘ，排気時の最小体積Ｖｍｉｎを求めておく。

撮影条件設定において、「最大呼気のＲ_Ａ％からＲ_Ｂ％の範囲であればＸ線ＣＴ装置の撮影を行う。」となっていた場合は、以下の数式（３０），（３１）に示されるように、「体積Ｖ_ＡからＶ_Ｂの範囲であればＸ線ＣＴ装置の撮影を行う。」ということになる。

ステップＲＳ６では、撮影条件で設定された呼吸信号の範囲内（呼吸位相範囲内）にあるとして、Ｘ線投影データの収集を行う。

ステップＲＳ７では、Ｘ線投影データ収集中も撮影条件を満たした呼吸位相にあるかをチェックし続ける。ＹＥＳであればステップＲＳ８へ、ＮＯであればステップＲＳ１へ戻り、再び呼吸位相が条件を満たすまで待つ。

ステップＲＳ８では、呼吸位相が条件を満たしているとして、Ｘ線投影データ収集を継続して行う。

ステップＲＳ９では、収集したＸ線投影データを画像再構成する。

ステップＲＳ１０では、断層像画像表示を行う。

なお、ステップＲＳ７において、Ｘ線投影データ収集中に呼吸位相が条件を満たさなくなり、Ｘ線投影データ収集を中断した場合は図４３のように、Ｘ線投影データ収集開始したビュー角度をθ_１、Ｘ線投影データ収集中断したビュー角度をθ_２とすると、ビュー角度θ_１からθ_２の間のＸ線投影データが収集できており、ビュー角度θ_２からθ_１の間のＸ線投影データが収集できていない。

このため、Ｘ線データ収集を再開させるタイミングは、呼吸位相が条件を満たした後に、走査ガントリ２０の回転部１５がビュー角度θ_２に来た時からにすると、無駄な投影データを収集せずに済んで被検体のＸ線被曝低減が行える。

以上のＸ線ＣＴ装置１００によれば、Ｘ線ＣＴ装置の撮影条件の設定を、外観形状情報に基いて行えるＸ線ＣＴ装置を実現できる。

また、外観形状情報に基いて、被検体と走査ガントリの干渉制御を行えるＸ線ＣＴ装置を実現できる。

また、断層像の３次元表示画像の外観表面部分に外観像を貼り、被検体の外観と内部の様子とを対応付けできるＸ線ＣＴ装置を実現できる。

また、被検体の時系列外観光学画像から被検体の生体信号を抽出できるＸ線ＣＴ装置を実現できる。

上記のように、本発明にかかる各実施例のＸ線ＣＴ装置１００においては、被検体の周囲を回転するようにＸ線を被検体へ放射し、その被検体を透過したＸ線を検出するスキャンを走査ガントリ２０が実施することによって投影データを取得した後に、その走査ガントリ２０によって実施されるスキャンにより得られる投影データに基づいて、被検体のスライス画像を中央処理装置３が画像再構成する。また、実施例のＸ線ＣＴ装置１００において、走査ガントリ２０は、被検体の周囲を囲う複数の位置のそれぞれにおいて、その被検体の光学像を受光して光電変換することにより光学像データを得る光学カメラ４０を含む。そして、中央処理装置３は、被検体の周囲を囲う複数の位置のそれぞれにおいて光学カメラ４０によって得られた光学像データに基づいて、被検体の３次元的な外観に対応する外観光学画像を、その被検体の外観情報として算出する。具体的には、中央処理装置３は、被検体の外観形状の輪郭を抽出する輪郭抽出処理を光学像データに対して実施して２次元の輪郭画像を複数得た後に、その複数の輪郭画像のそれぞれを逆投影処理することによって、被検体の外観を３次元的に示すように外観光学画像を求める。さらに、上記の実施例のＸ線ＣＴ装置１００において、中央処理装置３は、上記のようにして求めたスライス画像と外観光学画像とを位置合わせして合成する。ここでは、スライス画像において外観光学画像が得られた被検体の外観に対応する位置に、外観光学画像を貼り付けるように、スライス画像と外観光学画像とを合成する。

また、上記の実施例のＸ線ＣＴ装置１００において、被検体の外観情報と、被検体をＸ線でスキャンする際の撮影条件とを対応付けて記憶装置７が記憶しており、中央処理装置３は、その記憶装置７が外観情報と撮影条件とを対応付けて記憶している情報に基づいて、上記のようにして求めた被検体の外観情報から、被検体をＸ線でスキャンする際の管電流などの撮影条件を設定して制御する。

このため、本実施例のＸ線ＣＴ装置１００は、操作性を向上することができると共に、被曝線量の低減を実現することができる。

なお、本発明の実施に際しては、上記した実施例に限定されるものではなく、種々の変形例を採用することができる。

たとえば、画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による３次元画像再構成法でもよい。さらに、他の３次元画像再構成方法でもよい。または２次元画像再構成でもよい。

また、本実施例では、各列ごとに係数の異なった列方向（ｚ方向）フィルタを重畳することにより、画質のばらつきを調整し、各列において均一なスライス厚、アーチファクト、ノイズの画質を実現しているが、これには様々なフィルタ係数が考えられるが、いずれも同様の効果を出すことができる。

本実施例は、医用Ｘ線ＣＴ装置を元に書かれているが、産業用Ｘ線ＣＴ装置または他の装置と組合わせたＸ線ＣＴ−ＰＥＴ装置，Ｘ線ＣＴ−ＳＰＥＣＴ装置などで利用できる。

本実施例１では、光学カメラ４０が図１５（ａ）のように走査ガントリ２０の回転部１５に付いて回転して３６０度方向からの被検体の光学画像を収集するとしたが、図１５（ｂ）のように、複数の光学カメラを走査ガントリ２０の固定部に配置して３６０度方向からの被検体の光学画像を収集しても良い。

また、本実施例１では、幾何歪補正において２次の多項式の幾何歪補正式を用いたが、もっと高次の多項式の幾何歪補正式、近似的な簡単な１次多項式の幾何歪補正式、３角関数を用いた幾何歪補正式を用いても良い。

また、本実施例１では、被検体の輪郭抽出処理、または被検体の領域抽出処理において、光学画像としてカラー画像を用いたが、カラーの光学カメラ４０ではなく白黒の光学カメラ４０または赤外線による光学カメラ４０などによる白黒画像により、被検体の輪郭抽出処理または領域抽出処理を行っても良い。この場合は必ず同じ位置に見えるマイラ部は常にマスキング処理で除去し、走査ガントリの背景は照明を調整してある明るさの範囲内に収めることで、２値化処理で被検体の輪郭抽出処理、領域抽出処理が行える。

また、本実施例１では、被検体の輪郭のノイズ除去処理を行っているが、被検体の輪郭が充分滑らかに抽出できていれば、この被検体輪郭ノイズ除去処理は必ずしも存在しなくても良い。

また、本実施例１では、被検体存在領域をある平面を底面として、その底面に垂直な錘状の形状にして作り、その後、その錘状の形状を光学視点方向に３次元アフィン変換をしているが、始めから光学視点方向に向いた錘状の形状として被検体存在領域を作っても良い。

また実施例１においては、光学逆投影処理において論理積演算を用いたが、加算処理を用いても被検体存在領域は存在確率の大きな領域となって３次元被検体領域として抽出することができる。更にある適切な閾値で２値化してやることで、論理積演算の場合とほぼ同じ３次元領域が抽出できる場合もある。

また実施例１においては、外観光学像から求めた３次元被検体領域、またはＸ線断層像による３次元表示から求めた３次元被検体領域に外観光学像を貼り付ける際に、全方向からの外観光学像を用いて貼り付けているが、必ずしも全方向からの外観光学像を貼る必要はなく、例えば、Ｘ線ＣＴ装置の操作者または手術や穿刺を行う術者が被検体を見る方向のみを貼り付けるだけでも充分効果がある場合もある。

また実施例２においては、被検体領域と走査ガントリ２０との干渉をチェックしながら制御すると、実際に被検体領域の精度次第で被検体が走査ガントリ２０に衝突してしまう場合がある。更に安全にするために得られた３次元被検体領域を、図４４，図４５，図４６に示すような３次元論理フィルタの入力論理条件と注目画素の出力値で定められた膨張用３次元論理フィルタで適切な画素数分膨張させて余裕を持たせた３次元被検体領域を用いて、走査ガントリ２０との干渉チェックを行ってもよい。この時の膨張用論理フィルタの処理の流れを示したのが、図４７のフロー図である。この時は入力画像を５１２×５１２×２５６の３次元２値画像としている。また、画素の存在しない５１２×５１２×２５６の外側の画素に３次元論理フィルタがアクセスした場合、注目画素の処理は入力画像の値を出力画像の値にする。そして、注目画素の近傍３×３×３の領域に１つでも“１”の画素があればその注目画素を“１”にする。以下、図４７の流れを示す。

ステップＬ１では、入力２値画像Ｇ（ｉ，ｊ，ｋ）を入力する。

ステップＬ２では、ｋ＝０とし、ｚ方向座標位置ｋを初期化する。

ステップＬ３では、ｊ＝０とし、ｙ方向座標位置ｊを初期化する。

ステップＬ４では、ｉ＝０とし、ｘ方向座標位置ｉを初期化する。

ステップＬ５では、注目画素をＧ（ｉ，ｊ，ｋ）とした時に、注目画素を中心とした３×３×３の３次元論理フィルタは入力画像の外の画素にアクセスするかを判断し、ＹＥＳであればステップＬ６へ進み、ＮＯであればステップＬ７へ進む。

ステップＬ６では、注目画素の出力画素値は注目画素の入力画素値のままとする。そしてステップＬ１０へ進む。

ステップＬ７では、その３×３×３の論理フィルタのアクセスする入力２値画像Ｇ（ｉ，ｊ，ｋ）の近傍３×３×３の領域に“１”の画素があるかを判断し、ＹＥＳであればステップＬ９へ進み、ＮＯであればステップＬ８へ進む。

ステップＬ８では、注目画素の出力画素値は“０”とする。そして、ステップＬ１０へ進む。

ステップＬ９では、注目画素の出力画素値は“１”とする。そして、ステップＬ１０へ進む。

ステップＬ１０では、ｉ＝５１１かを判断し、ＹＥＳであればステップＬ１２へ進み、ＮＯであればステップＬ１１へ進む。

ステップＬ１１では、ｉ＝ｉ＋１とする。そしてステップＬ５へ戻る。

ステップＬ１２では、ｊ＝５１１かを判断し、ＹＥＳであればステップＬ１４へ進み、ＮＯであればステップＬ１３へ進む。

ステップＬ１３では、ｊ＝ｊ＋１とする。そしてステップＬ４へ戻る。

ステップＬ１４では、ｋ＝２５５かを判断し、ＹＥＳであれば終了し、ＮＯであればステップＬ１５へ進む。

ステップＬ１５では、ｋ＝ｋ＋１とする。そしてステップＬ３へ戻る。

なお、図４４，図４５，図４６には３×３×３の膨張用３次元論理フィルタを用いたが、４×４×４または５×５×５またはその以上のサイズの膨張用３次元論理フィルタ、または膨張用モフォロジフィルタを用いてもよい。

また、実施例４においては、胸部の３次元被検体領域の体積Ｖ_（ｔ）の増減を持って、実際の呼気Ｒ_（ｔ）の増減としているが、正確にはある相関関数ｆ_（ｘ）により、以下の数式（３２）とするのが、より正確であるかもしれない。このような相関関数を用いて、呼気Ｒ_（ｔ）を推定して呼吸信号を作り、呼吸信号同期をかけても良い。

また、実施例４においては、３次元画像処理に基いて体積測定を行っているが、各ｚ座標位置における３次元被検体領域の断面を求め、胸部の断面を２次元画像処理で抽出して、その胸部断面積とＳ_{（ｚ，ｔ）}と断面間隔ｄｚまたはΔｚを用いて、以下の数式（３３）または数式（３４）により被検体胸部の体積Ｖ_（ｔ）を求めてもよい。ただし、ｚ_ｓ：胸部のｚ座標始点，ｚ_ｅ：胸部のｚ座標終点とする。

また、実施例４においては、撮影条件で設定する呼吸信号の同期範囲を呼気の体積または胸部の体積として閾値を設定したが、吸気Ｔ_ｓｉ，排気Ｔ_ｅｉのｘ ｍｉｎ％からｘ ｍａｘ％の範囲でＸ線ＣＴ装置の同期撮影をしたとすると、撮影開始時間Ｓ_ｓ，撮影終了時間Ｓ_ｅは以下の数式（３５），（３６）のように定まる。

このように、呼吸信号の開始，終了のタイミングを撮影条件で設定してもよい。

図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置を示すブロック図である。 図２は、Ｘ線発生装置（Ｘ線管）および多列Ｘ線検出器の回転を示す説明図である。 図３は、本発明の一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略動作を示すフロー図である。 図４は、前処理の詳細を示すフロー図である。 図５は、３次元画像再構成処理の詳細を示すフロー図である。 図６は、再構成領域上のラインをＸ線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。 図７は、検出器面に投影したラインを示す概念図である。 図８は、投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を再構成領域上に投影した状態を示す概念図である。 図９は、再構成領域上の各画素の逆投影画素データＤ２を示す概念図である。 図１０は、逆投影画素データＤ２を画素対応に全ビュー加算して逆投影データＤ３を得る状態を示す説明図である。 図１１は、円形の再構成領域上のラインをＸ線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。 図１２は、外観形状計測の画像再構成のフロー図である。 図１３は、外観画像を貼った断層像の３次元表示を示す図である。 図１４は、光学カメラ画像のデータ収集、画像転送、画像再構成のフロー図である。 図１５においては、（ａ）が、光学カメラを回転させて光学画像収集を行う場合を示す図である。また、（ｂ）が、複数の光学カメラで光学画像収集を行う場合を示す図である。 図１６においては、（ａ）が、格子画像を収集した光学画像を示す図である。また、（ｂ）が格子画像を示す図である。また、（ｃ）が、幾何歪補正の流れを示す図である。 図１７は、被検体領域の抽出および穴埋め処理の流れを示す図である。 図１８は、明度・彩度・色相空間からＲＧＢ空間への変換を示す図である。 図１９は、穴埋め処理の流れを示す図である。 図２０は、穴埋めされた輪郭領域のｘｚ平面への射影を示す図である。 図２１（ａ）は、穴埋めされた輪郭領域と光学視点方向を示す図である。また、図２１（ｂ）は、穴埋めされた輪郭領域を光学視点方向に伸ばす図である。 図２２は、被検体存在領域の作成とＸ線データ収集空間のｘｙｚ空間に３次元アフィン変換する処理の流れ図である。 図２３は、被検体存在領域の光学データ収集系座標系からＸ線データ収集系座標系への変換を示す図である。 図２４は、光学逆投影された被検体存在領域を示す図である。 図２５は、光学逆投影による被検体存在領域の絞り込みのフロー図である。 図２６は、各光学視点における外観表面画像貼り付けを示す図である。 図２７は、各ｚ方向位置における外観表面画像貼り付けを示す図である。 図２８は、各光学視点の外観光学画像のオーバーラップ部分の処理を示す図である。 図２９は、被検体の位置決めを示す図である。 図３０は、被検体の位置決めの流れのフロー図である。 図３１において、（ａ）は、走査ガントリ内の被検体の位置決めを示す図である。また、（ｂ）は、被検体と走査ガントリが干渉してぶつかった場合を示す図である。 図３２は、ｚ方向の各位置のｙ方向の被検体の位置を示す図である。 図３３は、ｚ方向の各位置の断面形状により定められる表示視野を示す図である。 図３４は、各部位における撮影中心位置を示す図である。 図３５は、撮影視野サイズに応じた適切なＸ線ビーム形成フィルタの選択を示す図である。 図３６は、最適管電流値を求めたスキャンの流れのフロー図である。 図３７は、スカウト像のプロファイル分布を示す図である。 図３８は、被検体の時系列外観画像による呼吸信号測定のフロー図である。 図３９は、呼吸同期を行ったＸ線ＣＴ装置の撮影のフロー図である。 図４０は、被検体胸部３次元領域の体積測定のための３次元画像計測を示す図である。 図４１は、胸部体積の時間変化を示す図である。 図４２は、Ｘ線ＣＴ装置の撮影入力画面と呼吸信号の画面表示を示す図である。 図４３は、Ｘ線投影データ収集を中断した場合のビュー角度を示す図である。 図４４は、膨張用３次元論理フィルタを示す図である。 図４５は、膨張用３次元論理フィルタを示す図である。 図４６は、膨張用３次元論理フィルタを示す図である。 図４７は、膨張用３次元論理フィルタのフロー図である。 図４８は、従来の断層像による穿刺位置確認方法を示す図である。 図４９は、外観光学画像の貼り付けられた３次元断層像による穿刺位置確認方法を示す図である。

符号の説明

１…操作コンソール、
２…入力装置、
３…中央処理装置、
５…データ収集バッファ、
６…モニタ、
７…記憶装置、
１０…撮影テーブル、
１２…クレードル、
１５…回転部、
２０…走査ガントリ、
２１…Ｘ線管、
２２…Ｘ線コントローラ、
２３…コリメータ、
２４…多列Ｘ線検出器、
２５…ＤＡＳ（データ収集装置）、
２６…回転部コントローラ、
２７…走査ガントリ傾斜コントローラ、
２８…Ｘ線ビーム形成フィルタ、
２９…制御コントローラ、
３０…スリップリング、
４０…光学カメラ、
ｄｐ…Ｘ線検出器面、
Ｐ…再構成領域、
ｐｐ…投影面、
ＩＣ…回転中心（ＩＳＯ）

Claims (20)

1. 被検体の複数方向からの光学画像を収集する画像入力手段、
   画像入力手段から得られた被検体の複数方向からの光学画像を画像処理することにより、被検体の外観形状情報を画像再構成する外観形状再構成手段、
   外観形状情報を表示する外観形状情報表示手段
   とを有する外観形状計測装置。
2. 請求項１に記載の外観形状計測装置において、
   外観形状再構成手段の被検体の外観形状情報を画像再構成する画像処理は、被検体輪郭抽出処理と形状逆投影処理とから構成される外観形状再構成手段
   を持つことを特徴とする外観形状計測装置。
3. 請求項１または請求項２に記載の外観形状計測装置において、
   外観形状再構成手段では、画素間論理積処理を含む形状逆投影処理から構成される外観形状再構成手段
   を持つことを特徴とする外観形状計測装置。
4. 請求項１から請求項３のいずれかに記載の外観形状計測装置において、
   外観形状再構成手段では、３次元画像処理を用いて画像処理を構成する外観形状再構成手段
   を持つことを特徴とする外観形状計測装置。
5. 請求項１から請求項４のいずれかに記載の外観形状計測装置において、
   画像入力手段では、被検体の体軸方向であるｚ軸方向を中心軸とする回転運動により、被検体の複数方向からの光学画像を収集する画像入力手段
   を持つことを特徴とする外観形状計測装置。
6. 被検体の複数方向からの光学画像を得て、被検体の外観形状を計測する外観形状計測手段、
   Ｘ線発生装置と、相対してＸ線を検出する多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元Ｘ線エリア検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、その間にある被検体を透過したＸ線投影データを収集するＸ線データ収集手段、
   そのＸ線データ収集手段から収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段、
   画像再構成された断層像を表示する画像表示手段、
   断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段、
   とからなるＸ線ＣＴ装置において、
   被検体の複数方向からの光学画像を収集する画像入力手段、
   画像入力手段から得られた被検体の複数方向からの光学画像を画像処理することにより、被検体の外観形状情報を画像再構成する外観形状再構成手段、
   外観形状情報を表示する外観形状情報表示手段、
   の３つの手段のうちの少なくとも１つの手段を持つ外観形状計測手段、
   外観形状計測手段によって得られる外観形状画像に基いて、被検体と走査ガントリの干渉制御を行う撮影条件設定手段、
   または同様に干渉制御を行うデータ収集手段、
   を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
7. 請求項６のＸ線ＣＴ装置において、
   外観形状計測手段の外観形状再構成手段では、被検体の外観形状情報を画像再構成する画像処理は、被検体輪郭抽出処理と形状逆投影処理とから構成される外観形状計測手段
   を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
8. 請求項６または請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置において、
   外観形状計測手段の外観形状再構成手段では、画素間論理積処理を含む形状逆投影処理を持つ外観形状計測手段
   を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
9. 請求項６から請求項８のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
   外観形状計測手段の外観形状再構成手段では、３次元画像処理を用いて画像処理を行う外観形状計測手段
   を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
10. 請求項６から請求項９のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
    外観形状計測手段の被検体の複数方向からの光学画像を収集する画像入力手段では、被検体の体軸方向であるｚ軸方向を中心軸とする回転運動により、被検体の複数方向からの光学画像を収集する外観形状計測手段
    を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
11. 請求項６から請求項１０のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
    外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、断層像撮影計画を立てて撮影条件を設定する撮影条件設定手段
    を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
12. 請求項６から請求項１１のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
    外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、被検体の位置を撮影視野内の最適位置になるように撮影条件を制御する撮影条件設定手段
    を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
13. 請求項６から請求項１２のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
    外観形状計測手段によって得られる時系列被検体外観形状情報から、生体信号情報を収集し、Ｘ線データ収集を制御できるＸ線データ収集手段
    を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
14. 請求項１３に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    生体信号は呼吸信号であるとし、外観形状計測手段によって得られる時系列被検体外観形状情報から呼吸信号を収集し、Ｘ線データ収集を制御できるＸ線データ収集手段
    を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
15. 請求項６から請求項１４のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
    外観形状計測手段における画像入力手段の光学画像のｚ方向のデータ収集範囲は、Ｘ線データ収集手段のｚ方向範囲を含んで、より広い範囲の光学画像データ収集を行う外観形状計測手段
    を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
16. 請求項６から請求項１５のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
    外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンの撮影条件、および各ｚ方向スキャン位置における被検体の撮影視野内の位置を最適化する撮影条件設定手段
    を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
17. 請求項６から請求項１６のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
    外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、ヘリカルスキャンの撮影条件を設定する撮影条件設定手段、
    あらかじめ得た外観形状情報に基くｚ方向のＸ線管電流制御を行うデータ収集手段
    を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
18. 請求項６から請求項１７のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
    外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、撮影条件の最適化は各ｚ方向座標のＸ線管電流値について行われる撮影条件設定手段
    を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
19. 請求項６から請求項１８のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
    外観形状計測手段によって得られる外観形状情報に基いて、撮影条件の最適化はヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンにおける、各ｚ方向座標のヘリカルピッチについて行われる撮影条件設定手段
    を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
20. 請求項６から請求項１９のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において、
    ３次元表示されたＸ線ＣＴ装置の断層像の外観表面部分に光学画像を付加した断層像３次元表示を行う画像表示手段
    を持つことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
    

Images