JP2007117712A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Ｘ線ｃｔ装置 Download PDF

Info

Publication number
JP2007117712A
JP2007117712A JP2006137686A JP2006137686A JP2007117712A JP 2007117712 A JP2007117712 A JP 2007117712A JP 2006137686 A JP2006137686 A JP 2006137686A JP 2006137686 A JP2006137686 A JP 2006137686A JP 2007117712 A JP2007117712 A JP 2007117712A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
ray
image
tomographic image
displacement
reference point
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2006137686A
Other languages
English (en)
Other versions
JP4871021B2 (ja
Inventor
Sueri Wangu
スエリ ワング
Akihiko Nishide
明彦 西出
Akira Hagiwara
明 萩原
Kotoko Morikawa
琴子 森川
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Original Assignee
GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by GE Medical Systems Global Technology Co LLC filed Critical GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Publication of JP2007117712A publication Critical patent/JP2007117712A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP4871021B2 publication Critical patent/JP4871021B2/ja
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/008—Specific post-processing after tomographic reconstruction, e.g. voxelisation, metal artifact correction
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/027—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral

Abstract

【課題】X線CT装置の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の3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像の画質改善を実現するX線CT装置を提供することにある。
【解決手段】断層像内の基準となるクレードル、ヘッドホルダ、被検体の体表面、骨などのX線CT値の高い物のz方向の連続性を元に断層像の水平方向であるx方向のズレ、垂直方向であるy方向のズレを求め、そのズレを補正する画像再構成手段または画像表示手段を持つことで、3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像の画質を改善できる。なお、x，y方向の画像のズレを求めるには、特徴抽出法、パターンマッチング法、濃淡パターンマッチング法などを応用することもできる。
【選択図】図２３

Description

本発明は、医療用または産業用のX線CT（Computed Tomography）装置に関し、特に、3次元表示画像、MPR(Multi Plain Reformation)表示画像、MIP(Maximum Intensity Projection)表示画像の画質改善に関する。
X線CT装置は、コーンビームX線を発生する装置と、相対してX線を検出するマトリクス構造の2次元X線エリア検出器を、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し、収集された投影データに基づいて画像再構成を行い、画像再構成された断層像を画像表示手段で表示するようになっている（例えば、特許文献１参照）。
特開２００３−３３４１８８号公報（第９−１０頁、図17）
上記のようなX線CT装置においては、ヘリカルスキャンでは図12のように、断層像の中心はz方向に依存して連続的にズレていた。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クレードルのたわみや被検体の体動などの影響で、図13のようにz方向の各スキャン位置ごとに、断層像の中心はz方向に依存してxy平面内でズレていた。
従来は、z方向のスライス厚も厚く、画素の寸法も等方性（アイソトロピック）でなかったため、3次元表示では各断層像のx方向、y方向については、それほど精度を求められなかった。しかし、最近z方向のスライス厚が薄くなり、画素の寸法も等方性（アイソトロピック）になってきた。このため、このxy平面内のズレは、3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像においては、連続的または不連続なy方向のズレ、段差となり、画像の正確さ、画質の観点からは問題になってきた。
しかし、xy平面の断層像内に位置合わせのできる基準、被検体の連続性を基準にxy平面内で位置合わせを行うことは可能である。そこで、本発明の目的は、X線CT装置の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の3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像の画質改善を実現するX線CT装置を提供することにある。
本発明は、断層像内の基準となるクレードル、ヘッドホルダ、被検体の体表面、骨などのX線CT値の高い物のz方向の連続性を元に断層像の水平方向であるx方向のズレ、垂直方向であるy方向のズレを求め、そのズレを補正する画像再構成手段または画像表示手段を持つことで3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像の画質を改善できる。なお、x，y方向の画像のズレを求めるには、特徴抽出法、パターンマッチング法、濃淡パターンマッチング法などを応用することもできることを特徴とするX線CT装置を提供する。
第1の観点では、本発明はX線発生装置と、相対してX線を検出するマトリクス構造の2次元X線エリア検出器を、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、とからなるX線CT装置において、断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を表示する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1の観点におけるX線CT装置では、断層像内の基準点を特徴抽出法またはパターンマッチング法などで検出し、その断層像間のズレを求め、そのx，y方向各々のズレ分をz方向に連続した各断層像について各々ずらして表示することでズレを補正でき、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第2の観点では、本発明は、X線発生装置と、相対してX線を検出するマトリクス構造の2次元X線エリア検出器を、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、とからなるX線CT装置において、断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成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2の観点におけるX線CT装置では、断層像内の基準点を特徴抽出法またはパターンマッチング法などで検出し、その断層像間のズレを求め、そのx，y方向各々のズレ分をz方向に連続した各断層像について各々ずらして画像再構成することでズレを補正でき、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第3の観点では、本発明は、第1または第2の観点におけるX線CT装置において、2次元X線エリア検出器は多列X線検出器である前記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3の観点におけるX線CT装置では、2次元X線エリア検出器が多列X線検出器であっても同様に、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第4の観点では、本発明は、第1または第2の観点におけるX線CT装置において、2次元X線エリア検出器はフラットパネルX線検出器に代表される平面型X線検出器である前記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4の観点におけるX線CT装置では、2次元X線エリア検出器がフラットパネルX線検出器に代表される平面型X線検出器であっても同様に、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第5の観点では、本発明は、第1から第4の観点におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したヘリカルスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を表示する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5の観点におけるX線CT装置では、z方向に連続したヘリカルスキャンの断層像でも、各z座標位置の断層像に各々x，y方向のズレ量を求め、ズレ量分だけx，y方向にずらして表示することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第6の観点では、本発明は、第1から第4の観点におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したヘリカルスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成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、z方向に連続したヘリカルスキャンの断層像でも、各z座標位置の断層像に各々x，y方向のズレ量を求め、ズレ量分だけx，y方向にずらして画像再構成することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第7の観点では、本発明は、第1から第4の観点におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を表示する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7の観点におけるX線CT装置では、z方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の断層像でも各スキャンごとにx，y方向のズレ量を求め、または、各z座標位置の断層像に各々x，y方向のズレ量を求め、ズレ量分だけx，y方向にずらして表示することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第8の観点では、本発明は、第1から第4の観点におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成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、z方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の断層像でも各スキャンごとにx，y方向のズレ量を求め、または、各z座標位置の断層像に各々x，y方向のズレ量を求め、ズレ量分だけx，y方向にずらして画像再構成することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第9の観点では、本発明は、第1から第4の観点におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したシネスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を表示する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9の観点におけるX線CT装置では、z方向に連続したシネスキャンの断層像でも各スキャンごとにx，y方向のズレ量を求め、または、各z座標位置の断層像に各々x，y方向のズレ量を求め、ズレ量分だけx，y方向にずらして表示することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第10の観点では、本発明は、第1から第4の観点におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したシネスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成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、z方向に連続したシネスキャンの断層像でも各スキャンごとにx，y方向のズレ量を求め、または、各z座標位置の断層像に各々x，y方向のズレ量を求め、ズレ量分だけx，y方向にずらして画像再構成することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第11の観点では、本発明は、第1から第4の観点におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続した可変ピッチヘリカルスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を表示する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11の観点におけるX線CT装置では、z方向に連続した可変ピッチヘリカルスキャンの断層像でも、各z座標位置の断層像に各々x，y方向のズレ量を求め、ズレ量分だけx，y方向にずらして表示することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第12の観点では、本発明は、第1から第4の観点におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続した可変ピッチヘリカルスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成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、z方向に連続した可変ピッチヘリカルスキャンの断層像でも、各z座標位置の断層像に各々x，y方向のズレ量を求め、ズレ量分だけx，y方向にずらして画像再構成することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第13の観点では、本発明は、第1から第12の観点におけるX線CT装置において、断層像内の基準点にクレードルの一部を用いてズレを補正して断層像を表示する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13の観点におけるX線CT装置では、断層像内の基準点をクレードルの一部として検出して各断層像のx，y方向のズレを求めて、ズレ量だけx，y方向にずらして表示することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第14の観点では、本発明は、第1から第12の観点におけるX線CT装置において、断層像内の基準点にクレードルの一部を用いてズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成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、断層像内の基準点をクレードルの一部として検出して各断層像のx，y方向のズレを求めて、ズレ量だけx，y方向にずらして画像再構成することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第15の観点では、本発明は、第1から第12の観点におけるX線CT装置において、断層像内の基準点に被検体の一部を用いて断層像を表示する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15の観点におけるX線CT装置では、断層像内の基準点を被検体の一部として検出して各断層像のx，y方向のズレを求めて、ズレ量だけx，y方向にずらして表示することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第16の観点では、本発明は、第1から第12の観点におけるX線CT装置において、断層像内の基準点に被検体の一部を用いて断層像を画像再構成する画像再構成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、断層像内の基準点を被検体の一部として検出して各断層像のx，y方向のズレを求めて、ズレ量だけx，y方向にずらして画像再構成することで、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第17の観点では、本発明は、第1から第16の観点におけるX線CT装置において、3次元画像再構成を用いた画像再構成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、画像再構成に3次元画像再構成を用いても同様に、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第18の観点では、本発明は、第1から第17の観点におけるX線CT装置において、断層像のx，y方向のズレのみならずz方向のズレも補正して断層像を表示する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18の観点におけるX線CT装置では、断層像のズレ補正にx，y方向のみならず、z方向を加えてズレ補正を行って表示しても同様に、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
第19の観点では、本発明は、第1から第17の観点におけるX線CT装置において、断層像のx，y方向のズレのみならずz方向のズレも補正して断層像を画像再構成する画像再構成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、断層像のズレ補正にx，y方向のみならず、z方向を加えてズレ補正を行って画像再構成しても同様に、画質改善された3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像が得られる。
本発明のX線CT装置によれば、X線CT装置の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の3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像の画質改善を実現する。
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、本発明を実施するための最良の形態に係る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、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。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、コーンビームと呼ばれるX線ビームを発生する。コーンビームの中心軸方向が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列の検出器列を有する。また、各検出器列は例えば1024チャネルの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。
本発明のスキャン動作には、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場合とヘリカルスキャンの場合があり、それらの詳細は後述の実施例1，実施例2に示す。まず図3は、本発明のX線CT装置100の動作の概略を示すフロー図である。
ステップS1では、まず、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クレードル12をテーブルを直線移動させながらヘリカルスキャン動作を行い、もしくは可変ピッチヘリカルスキャン動作を行い、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。
または、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においては、図14のように、回転中心を通るz軸上のX線ビーム幅Dと同程度もしくはそれ以下の間隔で撮影テーブル10のクレードル12を移動させ、z方向に連続して収集する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を行い、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。
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Dinとし、ビームハードニング補正S3の後のデータをDout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Dout (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。
ステップS4では、各ビュー角度、各データ収集系における前処理された多列X線検出器Det(ch, row) (ch＝1〜CH, row＝1〜ROW)の投影データに対し、列方向に例えば下記の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。
（w1(ch), w2(ch), w3(ch), w4(ch), w5(ch)）、
補正された検出器データDcor（ch, row）は以下のようになる。
となる。なお、チャネルの最大値はCH, 列の最大値はROWとすると、
とする。
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Dinとし、再構成関数重畳処理後のデータをDout、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DO(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。この3次元逆投影処理で得られた断層像に後述するステップ11のx，y方向のズレ補正を行ってもよい。さらにステップ12のz方向のズレを考慮して3次元逆投影をしてもよい。
ステップS7では、逆投影データD3(x,y)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、断層像を得る。このCT値変換された断層像に後述するステップ11のx，y方向のズレ補正を行ってもよい。
後処理の画像フィルタ重畳処理では、3次元逆投影後のデータをDin（x, y, z）とし、画像フィルタ重畳後のデータをDout（x, y, z）、画像フィルタをFilter（z）とすると、
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。
ステップS8では、上記により得られた断層像をモニタ6に表示する。
ステップS9では、上記の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、または可変ピッチヘリカルスキャンにより得られたz方向に連続した断層像を3次元画像表示、またはMPR画像表示、またはMIP画像表示などの3次元画像表示の各表示方法で表示する。
この3次元画像表示の際に、後述するx，y方向のズレ補正を行ってもよい。更にz方向のズレを補正して3次元表示してもよい。
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、ヘリカルスキャンが行なわれているが、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となる。
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・減速中の投影データD0(view,j,i)でも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を「0」にする。また、z方向の外に出た場合は投影データDr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、
βb＝βa＋180°−2γ
である。
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。
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、
ωa＋ωb＝1
である。
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。
ファンビーム角の1／2をγmaxとするとき、
（例えば、q＝1とする）
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、
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を円形の領域としてもよい。
図12，図13，図17，図18，図19，図20，図23，図24，図25には、図3のステップS11で示したx，y方向ズレ補正を示す。
X線CT装置においては、ヘリカルスキャンでは図12のように、断層像の中心はz方向に依存して連続的にズレていた。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クレードルのたわみや被検体の体動などの影響で、図13のようにz方向の各スキャン位置ごとに、1回転で撮影される複数枚の断層像の中心はz方向に依存してxy平面内でズレていた。
図17には、z方向の各スキャン位置における複数枚の各断層像におけるy方向のズレ量を示す。このように一般的にはX線CT装置の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の各断層像のx，y方向のズレは、z方向に依存したズレ量のx方向、y方向はDx（Gi），Dy（Gi）となる。
これらのDx（Gi），Dy（Gi）を求める方法を以下に示す。
特徴点抽出法による場合を図18，図19,図20、パターンマッチング法による場合を図23、投影データのパターンマッチング法による場合を図24などが考えられる。
図18の周辺分布測定に基づく特徴パラメータ抽出方法による場合は、以下の処理の流れになる。
なお、部分拡大された断層像でクレードルが含まれていない場合は、投影データ（生データ）をデータ収集した視野全体で画像再構成を再度行い、クレードルを断層像の中に入れておく必要がある。
ステップS1101では、クレードルのCT値範囲をCTCL〜CTCHとしその範囲を“1”にする2値化処理を行う。この2値化処理によりクレードルおよび被検体の一部が“１”になり、少なくともクレードルの形、位置が抽出される。
ステップS1102では、2値化処理を行った画像のx方向のプロフィール（周辺分布）を求め、y方向のクレードル下限値yCLを求める。ステップS1102で求められた2値画像に対し、x方向に“１”の画素数を計数して、x方向のプロフィール（周辺分布）を求める。図16に示すように、x方向の周辺分布の最下点がクレードルの底の部分の座標になるので、この座標をクレードルのz座標位置であるクレードル下限値yCLとすることができる。
ステップS1103では、z方向の全断層像G1〜Gnについて下限値yCL（Gi）を求めたかを判断し、NOならばステップS1101を行い、YESならばステップS1104を行う。これにより、各断層像のクレードルのz座標位置を求めることができる。
ステップS1104では、元々のクレードルのy方向の位置y0と各クレードル下限値yCL（Gi）の差D（Gi）＝yCL（Gi）−y0を各断層像Giのy方向ズレ補正値とする。これにより、クレードルの基準位置y0と各断層像のクレードル位置のズレがわかり、y方向ズレ補正量が求められる。
ステップS1105では、D（Gi）のy方向ズレ補正値分を画像再構成処理において、3次元逆投影処理で断層像をずらす、またはCT値補正後の断層像をずらす、または3次元表示を行う際に断層像をずらす。これにより、x，y方向のズレ補正が行える。画像再構成処理において画像をずらす場合は、再構成中心をズレ補正量分だけずらして画像再構成することにより、画像再構成された断層像をずらせられる。
また、ステップS1102の代わりに、投影データの周辺分布から直接クレードルの位置を見つけることも可能である。
図30には、投影データから求められた周辺分布を示している。図30の0度方向の周辺分布（プロフィール）と90度方向の周辺分布（プロフィール）は、断層像を再投影しても求められるが、投影データをファンビームから平行ビームに変換するファンパラ変換を行ったデータをx方向またはy方向にチャネル等間隔化することでも求めることができる。この場合でも図18の場合と同様に、y方向のクレードルのズレ量を求めることができる。
図19,図20の特徴パラメータ測定に基づく特徴パラメータ抽出方法による場合は、以下の流れになる。
なお、部分拡大された断層像でクレードルが含まれていない場合は、投影データ（生データ）をデータ収集した視野全体で画像再構成を再度行い、クレードルを断層像の中に入れておく必要がある。
ステップS1111では、クレードルのCT値範囲をCTCL〜CTCHとしその範囲を“1”にする2値化処理を行う。
この2値化処理によりクレードルおよび被検体の一部が“１”になり、少なくともクレードルの形、位置が抽出される。
ステップs1112では、2値化された2値画像を膨張させる論理フィルタでm1回膨張させる。
膨張させる論理フィルタの例としては、図21に示すようなものがある。
ステップS1113では、膨張させた2値化画像を収縮させる論理フィルタでm2回収縮させる。
収縮させる論理フィルタの例としては、図22に示すようなものがある。
ステップS1114では、領域番号付（ラベリング）により連続2値領域を領域番号付けをする。
この場合の領域番号付（ラベリング）は、4近傍でも8近傍でもかまわない。
ステップS1115では、各領域の特徴パラメータを求める。
ここで測定する特徴パラメータは以下のようなものが考えられる。
面積、フェレ径（外接する矩形の縦、横の長さ）、周囲長、円形度、平均濃度（平均CT値）、濃度（CT値）の標準偏差。
ステップS1116では、各領域の特徴パラメータを判定論理により判断しクレードルを抽出する。
あらかじめ、クレードルの各特徴パラメータの許容範囲は求めておく必要がある。この場合は、X線の撮影条件に係るような以下の特徴パラメータは撮影条件ごとに特徴パラメータ許容範囲を持つ必要がある。
ステップS1117では、z方向の全断層像G1〜Gnについてクレードルの下限値yCL（Gi）を求めたか、またはクレードルの左右方向（x方向）の中心値Xc（Gi）を求めたかを判断し、NOならばステップS1111を行い、YESならばステップS1118を行う。これにより、各断層像のクレードルのz座標位置を求めることができる。
ステップS1118では、元々のクレードルのy方向の下限の位置y0と各クレードル下限値yCL（Gi）の差、Dy（Gi）＝yCL（Gi）−y0をクレードルのx方向の中央位置Xcと各クレードルの中央位置Xc（Gi）の差、Dx（Gi）＝Xc（Gi）−Xcを各断層像Giのy方向ズレ補正値，x方向ズレ補正値とする。これにより、クレードルの基準位置y0と各断層像のクレードル位置のズレがわかり、y方向ズレ補正量が求められる。
ステップS1119では、Dx（Gi），Dy（Gi）のx方向，y方向ズレ補正値分を画像再構成処理において、3次元逆投影処理で断層像をずらす、またはCT値補正後の断層像をずらす、または3次元表示を行う際に断層像をずらす。これにより、x，y方向のズレ補正が行える。画像再構成処理において画像をずらす場合は、再構成中心をズレ補正量分だけずらして画像再構成することにより、画像再構成された断層像をずらせられる。
図23のパターンマッチング法による場合は、以下の処理の流れになる。
なお、部分拡大された断層像でクレードルが含まれていない場合は、投影データ（生データ）をデータ収集した視野全体で画像再構成を再度行い、クレードルを断層像の中に入れておく必要がある。
ステップS1121では、クレードルのCT値範囲をCTCL〜CTCHとしその範囲を“1”にする2値化処理を行う。この2値化処理によりクレードルおよび被検体の一部が“１”になり、少なくともクレードルの形、位置が抽出される。
ステップS1122では、2値化処理を行った画像にあらかじめ登録された標準のクレードルパターンの2値画像をマッチングさせ、相関度Ci（x，y）を求め、相関度の大きいx，yの値の所がクレードルのある位置となる。
この相関度Ci（x，y）は、“あらかじめ登録された標準のクレードルパターン”をx方向に次いでy方向に走査を行い、x，y座標の画像全体について走査を行う。この画像全体の中で形が近い部分と重なった場合に、相関度Ci（x，y）は大きな値を取るため、あらかじめクレードルがこの断層像の中に1個所にあるとわかっていれば、相関度Ci（x，y）の最大値の所にクレードルが存在することがわかる。
また、この相関度Ci（x，y）を求める際は、“あらかじめ登録された標準のクレードルパターン”、“クレードルを探す対象の断層像” いずれもが2値画像であってもよいし、濃度値（CT値）を持った濃淡画像であってもよい。一般的には、濃淡画像で行った場合の方が検出できる位置精度はよい場合が多いことが知られている。
ステップS1123では、z方向の全断層像G1〜Gnについてクレードルの下限値yCL（Gi）を求めたか、またはクレードルの左右方向（x方向）の中心値Xc（Gi）を求めたかを判断し、NOならばステップS1121を行い、YESならばステップS1124を行う。これにより、各断層像のクレードルのz座標位置を求めることができる。
ステップS1124では、元々のクレードルのy方向の下限の位置y0と各クレードル下限値yCL（Gi）の差、Dy（Gi）＝yCL（Gi）−y0をクレードルのx方向の中央位置Xcと各クレードルの中央位置Xc（Gi）の差、Dx（Gi）＝Xc（Gi）−Xcを各断層像Giのy方向ズレ補正値，x方向ズレ補正値とする。これにより、クレードルの基準位置y0と各断層像のクレードル位置のズレがわかり、y方向ズレ補正量が求められる。
ステップS1125では、Dx（Gi），Dy（Gi）のx方向，y方向ズレ補正値分を画像再構成処理において、3次元逆投影処理で断層像をずらす、またはCT値補正後の断層像をずらす、または3次元表示を行う際に断層像をずらす。これにより、x，y方向のズレ補正が行える。画像再構成処理において画像をずらす場合は、再構成中心をズレ補正量分だけずらして画像再構成することにより、画像再構成された断層像をずらせられる。
図24の投影データのパターンマッチング法による場合は、以下の処理の流れになる。
なお、部分拡大された断層像でクレードルが含まれていない場合は、投影データ（生データ）をデータ収集した視野全体で画像再構成を再度行い、クレードルを断層像の中に入れておく必要がある。
ステップS1131では、クレードルの各投影方向θの投影データProj C（θ，S）をあらかじめ持っておく。またはその場で再投影処理して投影データProj C（θ，S）を求める。“あらかじめ持って登録しておくクレードルのθ方向の投影データ”と相関を取るために、“得られた断層像を再度再投影処理し、θ方向の投影データ”を求める。
ステップS1132では、被検体を撮影した各投影方向の投影データProj C（θ，S）とステップS1131のクレードルの各投影方向の投影データProj C（θ，S）を同一投影方向θ同士で相関演算を取り、一致する座標値S（θ）を求める。この処理をすべての投影方向θについて行いS（θ）を求める。“あらかじめ持って登録しておくクレードルのθ方向の投影データ” “得られた断層像を再度再投影処理し、θ方向の投影データ”と、“得られた断層像を再投影処理した投影データ”の相関演算C（S，θ）を求め、相関値C（S，θ）が最大になるS（θ）を求めることができる。
ステップS1133では、ステップS1132で得られた図25に示すS（θ）の軌跡をA sin（θ＋a）でフィッティングして近似させ、最適なA，aを求める。回転中心からAの距離にクレードルがあり、投影角度方向aにクレードルの位置を求めることができる。
ステップS1134では、z方向の全断層像G1〜Gnについてクレードルの下限値yCL（Gi）を求めたか、またはクレードルの左右方向（x方向）の中心値Xc（Gi）を求めたかを判断し、NOならばステップS1131を行い、YESならばステップS1135を行う。これにより、各断層像のクレードルのz座標位置を求めることができる。
ステップS1135では、元々のクレードルのy方向の下限の位置y0と各クレードル下限値yCL（Gi）の差、Dy（Gi）＝yCL（Gi）−y0をクレードルのx方向の中央位置Xcと各クレードルの中央位置Xc（Gi）の差、Dx（Gi）＝Xc（Gi）−Xcを各断層像Giのy方向ズレ補正値，x方向ズレ補正値とする。これにより、クレードルの基準位置y0と各断層像のクレードル位置のズレがわかり、y方向ズレ補正量が求められる。
ステップS1136では、Dx（Gi），Dy（Gi）のx方向，y方向ズレ補正値分を画像再構成処理において、3次元逆投影処理で断層像をずらす、またはCT値補正後の断層像をずらす、または3次元表示を行う際に断層像をずらす。これにより、x，y方向のズレ補正が行える。画像再構成処理において画像をずらす場合は、再構成中心をズレ補正量分だけずらして画像再構成することにより、画像再構成された断層像をずらせられる。
なお、上記の説明では、各断層像の基準位置としてクレードルを用いたが、特に頭部の場合は図28に示すような、ヘッドホルダを基準位置として特徴パラメータで位置を求めたり、相関関数で位置を求めたりしても良い。
また、被検体の連続性を考えて、被検体表面や他の被検体の部や被検体の骨などのCT値の高い部分でxy平面内の被検体のズレを検出して、xy方向のズレ補正を行ってもよい。
図29に被検体の体表面を基準にしたxy方向のズレ座標補正のフロー図を示す。
ステップS1151では、i＝1とする。
ステップS1152では、i枚目の断層像で被検体表面を抽出できるCT値範囲をCTBL〜CTBHとし、その範囲を“1”にする2値化処理を行う。
この時に、なるべくクレードルなど、被検体の体表面に接している他の物体は除去できるようなCT値範囲を選択する。
ステップS1153では、領域番号付（ラベリング）を行う。
画像ノイズがあり、領域番号付がうまく行かない場合は、前記の膨張論理フィルタ、収縮フィルタにより輪郭線を整えておき、領域番号付（ラベリング）を行うと良い。
ステップS1154では、領域番号付された各領域の特徴パラメータを求める。
ステップS1155では、判定論理により被検体の体表面を抽出していないものを除去する。
体表面を含む領域の抽出にあたっては、被検体の頭部、腹部など部位ごとに判定論理、判定閾値を変えるとより効果的である。
ステップS1156では、i＋1枚目とi枚目の2値化された断層像をマッチングさせ、相関度Ci（x，y）を求め、相関度の大きいx，yの値の所がズレた座標データ分（Δx，Δy）となる。
この場合に、2値画像による相関度計算ではなく、濃淡画像による相関度計算によると、更に精度が向上する場合もある。
ステップS1157では、z方向の全断層像G1〜Gnについてズレ座標値（Δx，Δy）を求めたかを判定し、YESであればステップS1158へ、NOであればステップS1159へ行く。
ステップS1158では、各断層像のズレを補正する。
ステップS1159では、断層像番号を更新し、ステップS1152に戻り、次の断層像の処理を行う。
（実施例1）
実施例1においては、特に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場合について述べる。
つまり、ステップS1では、図14のように、回転中心を通るz軸上のX線ビーム幅Dと同程度もしくはそれ以下の間隔で撮影テーブル10のクレードル12を移動させ、z方向に連続して収集する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を行い、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。
z方向に連続し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を行った場合は、図15のように、各スキャンのz方向の隙間を使らずにz方向に連続してスキャンを行ってもよいし、また、図16のように、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各スキャンをz方向に少しずつ重ねてz方向に連続してスキャンを行ってもよい。図16の場合は、多列X線検出器または2次元X線エリア検出器のz方向の外側の列のX線検出器において、X線の断層像平面とX線ビームのなす角であるコーン角が大きいことによる画質の劣化を考慮して、少しずつz方向に重ねて断層像加算などにより画質を改善させることもできる。
ステップS2では、前述の前処理を行い、
ステップS3では、ビームハードニング補正を行い、
ステップS4では、zフィルタ重畳処理を行い、
ステップS5では、再構成関数重畳処理を行い、
ステップS6では、3次元逆投影処理を行う。
ステップS11，ステップS21のy方向またはx，y方向のズレ補正、z方向ズレ補正は、ステップS6の画像再構成手段で行ってもよいし、ステップS7，ステップS8の画像表示手段で行ってもよい。
図24のステップS1131〜S1136に示す、投影データのパターンマッチング法を用いた場合は、上記のステップS2，ステップS3，ステップS4，ステップS5のいずれかにおいて、投影データのパターンマッチング法を行い、断層像内の基準となるクレードルの位置を検出でき、ステップS6の3次元逆投影処理において、再構成中心をズレ補正量分だけずらしてx，y方向のズレ補正が行える。
図18のステップS1101〜S1105に示す、周辺分布測定に基づく特徴パラメータ抽出によるy方向のズレ補正、
図19のステップS1111〜S1116に示す、特徴パラメータ測定に基づく特徴パラメータ抽出によるx，y方向のズレ補正、
図23のステップS1121〜S1125に示す、パターンマッチング法によるx，y方向のズレ補正の3つの方法は、3次元逆投影処理で画像再構成された断層像に対して断層像上でズレ量を求めるため、ステップS7の後処理中か、ステップS8の断層像画像表示中か、ステップS9の3次元画像方向中にy方向またはx，y方向のズレ補正を行うことになる。もちろん、図24の投影データマッチング法の場合にも、ステップS7の後処理、ステップS8の断層像画像表示、ステップS9の3次元表示においても同様のy方向またはx,y方向のズレ補正を行う。
上記の操作としては図26に示すように、
ステップH1で、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を行い、全断層像の画像再構成を行う。
ステップH2で、画像再構成を行った場所において、クレードル12の高さ、位置を計算し求める。
ステップH3で、ステップH12で求めたクレードル12の高さ情報をまとめ、z方向の各位置のx，y方向もしくはy方向ズレ座標ベクトルを求める・
ステップH4で、x，y方向もしくはy方向またはx，y方向ズレ座標ベクトルを画像データの一部もしくは別ファイルに記録。
ステップH5で、3D／MPR／MIP表示ではステップH13で求めたズレ座標を用い、y方向またはx，y方向補正を行う。
となる。
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においては、各スキャン位置のテーブルのz方向の座標を各スキャンごとに求め、これによるz方向のズレ補正も可能である。
（実施例2）
実施例2においては、ヘリカルスキャンを用いて、y方向のズレ補正を全断層像において行わずに、z方向に間引きした断層像について行う方法について述べる。もちろん、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についても同様な効果を出すことはできる。
図27にその流れを示す。
ステップH1では、ヘリカルスキャンを行い、z方向にいくつかの場所において画像再構成を行う。
ステップH2では、画像再構成を行った場所において、クレードル12の高さ、位置を計算し求める。
ステップH3では、ステップH2で求めたクレードル12の高さ情報をまとめ、z方向の各位置のy方向ズレ座標ベクトルを求める。
ステップH4では、y方向ズレ座標ベクトルを画像データの一部に記録する。
ステップH5では、3D／MPR／MIP表示ではステップH3で求めたズレ座標を用い、補正を行う。
（実施例3）
実施例3においては、図31に示すように走査ガントリ２０を傾斜させて、各スキャン位置で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を行う場合に、x,y方向のズレ補正またはy方向のズレ補正またはx,y方向とｚ方向のズレ補正を行うことにより、断面変換した画像は従来よりも画質は良くなるはずである。
（実施例4）
実施例4においては、図32に示すように走査ガントリ２０を傾斜させて、連続したヘリカルスキャンを行う。この断層像に対し、x,y方向のズレ補正またはy方向のズレ補正またはx,y方向とｚ方向のズレ補正を行うことにより、断面変換した画像は従来よりも画質は良くなるはずである。
以上のX線CT装置100において、本発明のX線CT装置、またはX線CT撮影方法によれば、X線CT装置の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の3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像の画質改善を実現する。
なお、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、特にコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）では、X線コーン角の違いなどによる画質の違いを調整し、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。
本発明は、医用X線CT装置の他、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。
本発明を実施するための最良の形態の一例に係るX線CT装置を示すブロック図である。 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。 本発明を実施するための最良の形態の一例に係るX線CT装置の概略動作を示すフロー図である。 前処理の詳細を示すフロー図である。 3次元画像再構成処理の詳細を示すフロー図である。 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。 検出器面に投影したラインを示す概念図である。 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。 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。 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。 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。 従来の3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像におけるヘリカルスキャンの断層像の中心のずれを示す図である。 従来の3次元表示画像、MPR表示画像、MIP表示画像におけるアキシャルスキャンの断層像の中心のずれを示す図である。 z方向に連続し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を示す図である。 z方向に連続し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を示す図である。 一部分重ねてz方向に連続し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を示す図である。 z方向の各断層像におけるy方向のズレ量を示す図である。 周辺分布測定に基づく特徴パラメータ抽出によるy方向のズレ補正を示す図である 特徴パラメータ測定に基づく特徴パラメータ抽出によるx，y方向のズレ補 正を示す図である。 特徴パラメータ測定に基づく特徴パラメータ抽出によるx，y方向のズレ補 正を示す図である。 膨張させる論理フィルタを示す図である。 収縮させる論理フィルタを示す図である。 パターンマッチング法によるx，y方向のズレ補正を示す図である。 クレードル投影データのパターンマッチングによるx，y方向のズレ座標補 正方法を示す図である。 “あらかじめ持って登録しておくクレードルのθ方向の投影データ”“得られた断層像を再度再投影処理し、θ方向の投影データ”と“得られた断層像を再投影処理した投影データ”の相関値が最大になるS（θ）の軌跡を示す図である。 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におけるズレ座標補正を画像表示において行う例を示す図である。 ヘリカルスキャンにおけるズレ座標補正をz方向に補正位置を間引きしながら画像表示において行う例を示す図である。 頭部用ヘッドホルダを示す図である。 被検体の体表面を基準にしたx，y方向のズレ座標補正を示す図である。 投影データから周辺分布を求める方法を示す図である。 走査ガントリが傾斜した場合の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断面変換を示す図である。 走査ガントリが傾斜した場合のヘリカルスキャンの断面変換を示す図である。
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
２９ 制御コントローラ
３０ スリップリング
ｄＰ 検出器面
Ｐ 再構成領域
ＰＰ 投影面
IC 回転中心(ISO)

Claims (19)

  1. X線発生装置と、相対してX線を検出するマトリクス構造の2次元X線エリア検出器を、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、
    とからなるX線CT装置において、
    断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を表示する画像表示手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  2. X線発生装置と、相対してX線を検出するマトリクス構造の2次元X線エリア検出器を、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、
    とからなるX線CT装置において、
    断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  3. 請求項1または請求項2におけるX線CT装置において、2次元X線エリア検出器は多列X線検出器である前記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。
  4. 請求項1または請求項2におけるX線CT装置において、2次元X線エリア検出器はフラットパネルX線検出器に代表される平面型X線検出器である前記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。
  5. 請求項1から請求項4におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したヘリカルスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を表示する画像表示手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  6. 請求項1から請求項4におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したヘリカルスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  7. 請求項1から請求項4におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を表示する画像表示手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  8. 請求項1から請求項4におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  9. 請求項1から請求項4におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したシネスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を表示する画像表示手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  10. 請求項1から請求項4におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続したシネスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  11. 請求項1から請求項4におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続した可変ピッチヘリカルスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を表示する画像表示手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  12. 請求項1から請求項4におけるX線CT装置において、断層像のxy平面に垂直なz方向に連続した可変ピッチヘリカルスキャンの断層像内の基準点を検出し、基準点の断層像の水平方向のx方向のズレおよび断層像の垂直方向のy方向のズレを求め、そのズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  13. 請求項1から請求項12におけるX線CT装置において、断層像内の基準点に被検体支持部の一部または全体を用いてズレを補正して断層像を表示する画像表示手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  14. 請求項1から請求項12におけるX線CT装置において、断層像内の基準点に被検体支持部の一部または全体を用いてズレを補正して断層像を画像再構成する画像再構成手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  15. 請求項1から請求項12におけるX線CT装置において、断層像内の基準点に被検体の一部または全体を用いて断層像を表示する画像表示手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  16. 請求項1から請求項12におけるX線CT装置において、断層像内の基準点に被検体の一部または全体を用いて断層像を画像再構成する画像再構成手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  17. 請求項1から請求項16におけるX線CT装置において、3次元画像再構成を用いた画像再構成手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  18. 請求項1から請求項17におけるX線CT装置において、断層像のx，y方向のズレのみならずz方向のズレも補正して断層像を表示する画像表示手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
  19. 請求項1から請求項17におけるX線CT装置において、断層像のx，y方向のズレのみならずz方向のズレも補正して断層像を画像再構成する画像再構成手段を持つことを特徴とするX線CT装置。
JP2006137686A 2005-10-27 2006-05-17 Ｘ線ｃｔ装置 Expired - Fee Related JP4871021B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN200510118513.3A CN1955725B (zh) 2005-10-27 2005-10-27 X射线ct系统
CN200510118513.3 2005-10-27

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2007117712A true JP2007117712A (ja) 2007-05-17
JP4871021B2 JP4871021B2 (ja) 2012-02-08

Family

ID=37996345

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2006137686A Expired - Fee Related JP4871021B2 (ja) 2005-10-27 2006-05-17 Ｘ線ｃｔ装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US7978895B2 (ja)
JP (1) JP4871021B2 (ja)
CN (1) CN1955725B (ja)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010259653A (ja) * 2009-05-08 2010-11-18 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2012045318A (ja) * 2010-08-30 2012-03-08 Toshiba Corp 放射線イメージング装置、画像処理装置及び画像処理プログラム
JP2013236965A (ja) * 2013-08-30 2013-11-28 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2015033552A (ja) * 2013-08-09 2015-02-19 朝日レントゲン工業株式会社 Ｘ線撮影装置及び画像処理方法
US9678988B2 (en) 2014-11-04 2017-06-13 Fujitsu Limited Image processing apparatus and image processing method

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4818846B2 (ja) * 2006-08-16 2011-11-16 富士フイルム株式会社 医用画像処理装置及び医用画像処理プログラム
US8498464B2 (en) * 2007-09-27 2013-07-30 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Intrinsic co-registration for modular multimodality medical imaging systems
US20090310740A1 (en) * 2008-06-16 2009-12-17 General Electric Company Computed tomography method and system
PL230242B1 (pl) * 2014-10-16 2018-10-31 Samodzielna Katedra Inzynierii Procesowej Wydzial Przyrodniczo Techniczny Univ Opolskiego Mobilny kompostownik modułowy
CN104599316B (zh) * 2014-12-18 2017-11-03 天津三英精密仪器有限公司 一种锥形束ct的断层方向可调整的三维图像重建方法及系统
GB2533801B (en) * 2014-12-31 2018-09-12 Gen Electric Method and system for tomosynthesis projection images enhancement
CN106872491B (zh) * 2015-12-10 2020-01-24 中国科学院深圳先进技术研究院 一种用于测量晶体本征分辨率的实验装置
CN106872505B (zh) * 2015-12-10 2020-04-14 中国科学院深圳先进技术研究院 一种用于测量晶体分辨率的实验平台
CN107038747B (zh) * 2017-03-31 2021-08-06 北京全域医疗技术集团有限公司 一种医学影像文件多平面处理方法及其装置
CN108364325B (zh) * 2018-01-30 2021-03-30 山西大学 规则样品x射线ct投影图位置平移偏差检测及校正方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0444743A (ja) * 1990-06-11 1992-02-14 Mitsubishi Electric Corp Ｃｔ装置のデータ補正装置
JPH08117218A (ja) * 1994-10-25 1996-05-14 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd 画像間演算方法およびｃｔ装置
JP2001078996A (ja) * 1999-03-19 2001-03-27 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> ３次元断層画像読影方法、自動照合方法、及びその装置並びにそのプログラムを記録した記録媒体
JP2001104291A (ja) * 1999-10-06 2001-04-17 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd Ｘ線ｃｔ装置

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4583538A (en) * 1984-05-04 1986-04-22 Onik Gary M Method and apparatus for stereotaxic placement of probes in the body utilizing CT scanner localization
US5270923A (en) * 1989-11-02 1993-12-14 General Electric Company Computed tomographic image reconstruction method for helical scanning using interpolation of partial scans for image construction
US5170346A (en) * 1989-11-22 1992-12-08 General Electric Company Method for reducing patient translation artifacts in tomographic imaging
ZA941138B (en) 1993-02-26 1994-08-29 Westinghouse Electric Corp Circuit breaker responsive to repeated in-rush currents produced by a sputtering arc fault.
US5473656A (en) * 1994-09-15 1995-12-05 General Electric Company Computed tomography system with correction for z-axis detector non-uniformity
US5579358A (en) * 1995-05-26 1996-11-26 General Electric Company Compensation for movement in computed tomography equipment
US5835559A (en) * 1997-06-23 1998-11-10 General Electric Company Methods and apparatus for scanning an object in a computed tomography system
US6252924B1 (en) * 1999-09-30 2001-06-26 General Electric Company Method and apparatus for motion-free cardiac CT imaging
US6587539B2 (en) * 2001-03-13 2003-07-01 Shimadzu Corporation Radiographic apparatus
JP3870105B2 (ja) * 2002-02-22 2007-01-17 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 逆投影方法およびｘ線ｃｔ装置
JP4106251B2 (ja) 2002-03-12 2008-06-25 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー ３次元逆投影方法およびｘ線ｃｔ装置
US20040002641A1 (en) * 2002-06-24 2004-01-01 Bo Sjogren Patient representation in medical machines
US6845144B2 (en) * 2003-02-08 2005-01-18 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Three dimensional back projection method and an X-ray CT apparatus
EP1523939B1 (en) * 2003-10-14 2012-03-07 Olympus Corporation Ultrasonic diagnostic apparatus
DE10352380A1 (de) * 2003-11-10 2005-06-16 Siemens Ag Verfahren zur Erzeugung von CT-Bildern von einem zyklisch bewegten Untersuchungsobjekt
US7787675B2 (en) * 2005-03-17 2010-08-31 General Electric Company System, program product, and methods for attenuation correction of emission data on PET/CT and SPEC/CT

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0444743A (ja) * 1990-06-11 1992-02-14 Mitsubishi Electric Corp Ｃｔ装置のデータ補正装置
JPH08117218A (ja) * 1994-10-25 1996-05-14 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd 画像間演算方法およびｃｔ装置
JP2001078996A (ja) * 1999-03-19 2001-03-27 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> ３次元断層画像読影方法、自動照合方法、及びその装置並びにそのプログラムを記録した記録媒体
JP2001104291A (ja) * 1999-10-06 2001-04-17 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd Ｘ線ｃｔ装置

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010259653A (ja) * 2009-05-08 2010-11-18 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
US9008402B2 (en) 2009-05-08 2015-04-14 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray computed tomography apparatus
US9271681B2 (en) 2009-05-08 2016-03-01 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray computed tomography apparatus
JP2012045318A (ja) * 2010-08-30 2012-03-08 Toshiba Corp 放射線イメージング装置、画像処理装置及び画像処理プログラム
JP2015033552A (ja) * 2013-08-09 2015-02-19 朝日レントゲン工業株式会社 Ｘ線撮影装置及び画像処理方法
JP2013236965A (ja) * 2013-08-30 2013-11-28 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
US9678988B2 (en) 2014-11-04 2017-06-13 Fujitsu Limited Image processing apparatus and image processing method

Also Published As

Publication number Publication date
CN1955725B (zh) 2010-12-15
US7978895B2 (en) 2011-07-12
JP4871021B2 (ja) 2012-02-08
CN1955725A (zh) 2007-05-02
US20070098241A1 (en) 2007-05-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4871021B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4611168B2 (ja) 画像再構成方法、およびｘ線ｃｔ装置
JP4679348B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4509903B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2007021021A (ja) 画像処理装置およびｘ線ｃｔ装置
JP2007054372A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4675753B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2007181623A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2007000406A (ja) Ｘ線ｃｔ撮影方法およびｘ線ｃｔ装置
JP2007000408A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4785441B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
US20040047449A1 (en) Multi-row detector X-ray CT apparatus
KR20060052469A (ko) Ｘ선 ｃｔ 장치
JP5214110B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
US7260175B2 (en) CT image producing method and X-ray CT apparatus
JP4982091B2 (ja) 放射線断層撮影装置
JP2008012129A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2007175154A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2007044207A (ja) 放射線ｃｔ撮影方法およびｘ線ｃｔ装置
JP2007159878A (ja) Ｘ線ｃｔ装置およびそのｘ線ｃｔ画像再構成方法
JP4794223B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2006187453A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2008125909A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4739925B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4938335B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置

Legal Events

Date Code Title Description
A625 Written request for application examination (by other person)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A625

Effective date: 20071228

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20101019

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20110118

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20110705

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20111005

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20111025

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20111118

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 4871021

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20141125

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20141125

Year of fee payment: 3

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees