JP2011152255A

JP2011152255A - 再構成演算装置、再構成演算方法、及びｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP2011152255A
Application number: JP2010015030A
Authority: JP
Inventors: Taiga Goto; 大雅後藤; Koichi Hirokawa; 浩一廣川; Hisashi Takahashi; 悠高橋
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2010-01-27
Filing date: 2010-01-27
Publication date: 2011-08-11
Anticipated expiration: 2030-01-27
Also published as: JP5406063B2

Abstract

【課題】医用診断に有効なＸ線ＣＴ画像をより高速かつ正確に作成することが可能な再構成演算装置、再構成演算方法、及びＸ線ＣＴ装置を提供する。
【解決手段】再構成演算装置４５は、所定のスキャン軌跡を用いた撮影により取得されたＸ線投影データに対して逐次近似処理を含む第１の再構成処理を用い、コーンビームアーチファクトを低減した画質良好な第１画像を生成する。その後、第１画像に対して、撮影時よりアーチファクトの混入の少ないスキャン軌跡にて仮想的な順投影を行い、その順投影データに基づいて、例えば所望の周波数、ＦＯＶ等を設定して解析的な再構成法にてＣＴ画像を再構成する（第２の再構成処理）。これにより、第１画像の画質を保ちつつ、所望の特性を持つ最終的な画像を生成する。
【選択図】図５

Description

本発明は、逐次近似法を利用したＸ線ＣＴ画像の再構成演算処理に関する。

Ｘ線ＣＴ装置は、被検体の周囲からＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線の強度に関するデータをＸ線検出器にて収集し、収集したデータに基づいて被検体内部のＸ線吸収係数の分布情報を画像化する装置である。

画像の再構成法には、大別して、解析的再構成法と代数的再構成法とがある。これらの画像再構成法のうち解析的再構成法には、例えばフーリエ変換法、フィルタ補正逆投影法（ＦｉｌｔｅｒｅｄＢａｃｋＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ；以下、ＦＢＰ法という）、重畳積分法があり、代数的再構成法には、例えばＭＬＥＭ（ＭａｘｉｍｕｍＬｉｋｅｌｉｈｏｏｄＥｘｐｅｃｔａｔｉｏｎＭａｘｉｍｉｚａｔｉｏｎ）法やＯＳＥＭ（ＯｒｄｅｒｅｄＳｕｂｓｅｔＥｘｐｅｃｔａｔｉｏｎＭａｘｉｍｉｚａｔｉｏｎ）法に代表される逐次近似再構成法がある。このうち、現在実用化されている解析的再構成法は、広いコーン角（Ｘ線ビームのスライス方向への広がり角）を有したマルチスライスＣＴへ適用すると、再構成アルゴリズムの不完全性によりコーンビームアーチファクトを生じるという問題がある。一方、代数的再構成法は、解析的再構成法と比較して完全性が高いことが知られているが、その反面、再帰的演算を行うために計算時間が長大となる。このため代数的再構成法は、従来は核医学画像の分野では用いられており、Ｘ線ＣＴ画像の分野では普及していなかった。しかし、逐次近似再構成法（代数的再構成法）の計算時間についての問題は、近年のコンピュータ技術の発達により解決されつつあり、Ｘ線ＣＴ装置の画像形成に逐次近似再構成法を用いて画質改善を行うことが特許文献１に開示されている。

特許文献１では、上述のＦＢＰ法を用いた画像の再構成処理が行われた後、関心領域（ＲＯＩ）について再構成画像の画質を改善するために、後処理としてＯＳＥＭ法を用いた画質改善処理が行われる。画質改善処理は再投影画像と投影画像とを同一角度で比較した比較画像を作成し、比較画像の標準偏差ＳＤを算出し、この標準偏差ＳＤの大きさによって更に画質改善が必要か否かを判定し、終了条件を満たすまで画質改善の処理を繰り返すものである。

特開２００６−２５８６８号公報

しかしながら、上述の特許文献１のように、ＦＢＰ法による画像の再構成処理後にＯＳＥＭ法（逐次近似再構成法）を用いた画質改善処理を行うと、ＦＢＰ法で用いた再構成フィルタの効果が損なわれてしまう。例えば、医師等の診断には所定の周波数特性を有する画像等が要求される場合もあるが、上述のＦＢＰ法で採用した再構成フィルタによって調整した周波数特性は、その後のＯＳＥＭ法によって損なわてしまう。

本発明は、以上の問題点に鑑みてなされたものであり、医用診断に有効なＸ線ＣＴ画像を、より高速かつより正確に作成することが可能な再構成演算装置、再構成演算方法、及びＸ線ＣＴ装置を提供することを目的としている。

前述した目的を達成するために第１の発明は、所定のスキャン軌跡による撮影にて取得したＸ線投影データに対して逐次近似処理を含む再構成処理を行い、第１画像を生成する第１の再構成手段と、前記第１画像を順投影することにより順投影データを生成する順投影データ生成手段と、前記順投影データに対して、所望の再構成条件を設定した解析的な再構成処理を行い、最終画像を再構成する第２の再構成手段と、を備え、前記順投影データ生成手段は、前記撮影と比較して、前記第２の再構成手段の再構成処理におけるアーチファクトの混入が少ないスキャン軌跡で、前記第１画像を順投影することを特徴とする再構成演算装置である。

第２の発明は、所定のスキャン軌跡による撮影にて取得したＸ線投影データに対して逐次近似処理を含む再構成処理を行い、第１画像を生成する第１の再構成ステップと、前記第１画像を順投影することにより順投影データを生成する順投影データ生成ステップと、前記順投影データに対して、所望の再構成条件を設定した解析的な再構成処理を行い、最終画像を再構成する第２の再構成ステップと、を含み、前記順投影データ生成ステップにおいて、前記撮影と比較して、前記第２の再構成手段の再構成処理におけるアーチファクトの混入が少ないスキャン軌跡で、前記第１画像を順投影することを特徴とする再構成演算方法である。

第３の発明は、被検体周囲の複数角度方向から被検体に対してＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線投影データを収集するスキャナと、スキャナにて収集したＸ線投影データに基づいてＸ線ＣＴ画像を再構成する再構成演算装置と、を備えたＸ線ＣＴ装置であって、前記再構成演算装置は、所定のスキャン軌跡による撮影にて取得した前記Ｘ線投影データに対して逐次近似処理を含む再構成処理を行い、第１画像を生成する第１の再構成手段と、前記第１画像を順投影することにより順投影データを生成する順投影データ生成手段と、前記順投影データに対して、所望の再構成条件を設定した解析的な再構成処理を行い、最終画像を再構成する第２の再構成手段と、を備え、前記順投影データ生成手段は、前記撮影と比較して、前記第２の再構成手段の再構成処理におけるアーチファクトの混入が少ないスキャン軌跡で、前記第１画像を順投影することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。

本発明によれば、医用診断に有効なＸ線ＣＴ画像を、より高速かつ正確に作成することが可能な再構成演算装置、再構成演算方法、及びＸ線ＣＴ装置を提供できる。

Ｘ線ＣＴ装置１の全体構成を示す外観図Ｘ線ＣＴ装置１のハードウエアブロック図単列検出器２０５Ａ、多列検出器２０５Ｂについての説明図ノーマルスキャン、らせんスキャンについての説明図本発明の基本的な処理の流れを説明するフローチャート再構成演算装置４５による第１の再構成処理、順投影、第２の再構成処理を説明する図本発明の第１実施例を説明するフローチャート本発明の第２実施例を説明するフローチャート本発明の第３実施例を説明するフローチャート

以下、添付図面を参照しながら、本発明の好適な実施形態について詳細に説明する。

まず、図１〜図２を参照して、本実施の形態のＸ線ＣＴ装置１の構成について説明する。
なお、本実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体全体をカバーするワイドファンビームを照射しつつＸ線源とＸ線検出器とが一体となり回転する回転−回転方式（Ｒｏｔａｔｅ−Ｒｏｔａｔｅ方式）、電子ビームを電気的に偏向させながらターゲット電極に当てる電子ビーム走査方式（ＳｃａｎｎｉｎｇＥｌｅｃｔｒｏｎＢｅａｍ方式）、その他の方式のものがあるが、本発明はいずれの方式のＸ線ＣＴ装置にも適用可能である。

図１及び図２に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャナ２、寝台３、操作ユニット４から構成される。Ｘ線ＣＴ装置１は、寝台３上に固定された被検体６をスキャナ２の開口部に搬入してスキャンすることにより、被検体周囲の各角度（ビュー）方向からそれぞれ投影データを取得する。

スキャナ２は、図２に示すようにＸ線発生装置（Ｘ線源）２０１、高電圧発生装置２２、Ｘ線制御装置２０２、コリメータ２０３、コリメータ制御装置２０４、Ｘ線検出器２０５、プリアンプ２０６、ＡＤコンバータ２０７、回転板２４、駆動装置２０８、駆動伝達系２１０、スキャナ制御装置２３、及び中央制御装置２１から構成される。

Ｘ線発生装置２０１はＸ線源であり、高電圧発生装置２２から印加・供給される管電圧・管電流に従った強度のＸ線を被検体６に対して連続的または断続的に照射する。Ｘ線制御装置２０２は、中央制御装置２１により決定された管電圧及び管電流に従って、高電圧発生装置２２を制御する。

コリメータ２０３は、Ｘ線発生装置２０１から放射されたＸ線を、例えばコーンビーム（円錐形または角錐形ビーム）状に成形して被検体６に照射させるものであり、コリメータ制御装置２０４により制御される。被検体６を透過したＸ線はＸ線検出器２０５に入射する。

Ｘ線検出器２０５は、例えばシンチレータとフォトダイオードの組み合わせによって構成されるＸ線検出素子群をチャネル方向（周回方向）に例えば１０００個程度、列方向（体軸方向）に例えば１〜３２０個程度配列したものであり、被検体６を介してＸ線発生装置２０１に対向するように配置される。Ｘ線検出器２０５はＸ線発生装置２０１から放射されて被検体６を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線投影データをプリアンプ２０６にて増幅した後、Ａ／Ｄコンバータ２０７に出力する。

Ａ／Ｄコンバータ２０７は、Ｘ線検出器２０５の個々のＸ線検出素子により検出され、プリアンプ２０６により増幅されたＸ線投影データを収集し、ディジタル信号に変換して操作ユニット４の演算装置４４に出力する。

回転板２４には、Ｘ線発生装置２０１、コリメータ２０３、Ｘ線検出器２０５、プリアンプ２０６等が搭載される。回転板２４は、スキャナ制御装置２３によって制御される駆動装置２０８から、駆動伝達系２１０を通じて伝達される駆動力によって回転される。

中央制御装置２１は、ＣＰＵ（ＣｅｎｔｒａｌＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇＵｎｉｔ）、ＲＯＭ（ＲｅａｄＯｎｌｙＭｅｍｏｒｙ）、ＲＡＭ（ＲａｎｄｏｍＡｃｃｅｓｓＭｅｍｏｒｙ）等により構成される。中央制御装置２１は、Ｘ線管制御装置２０２、コリメータ制御装置２０４、スキャナ制御装置２３、操作ユニット４の演算装置４４を制御し、また、寝台３内の寝台制御装置３０１を制御するものである。

図１及び図２に示す寝台３は、寝台制御装置３０１に制御されて、所定の高さ位置、体軸位置、及び体幅位置に移動される。これにより、被検体６がスキャナ２のＸ線照射空間に搬入及び搬出される。

操作ユニット４は、表示装置４１、入力装置４２、記憶装置４３、及び演算装置４４から構成される。また演算装置４４は、再構成演算装置４５及び画像処理装置４６から構成される。操作ユニット４はスキャナ２に接続される。表示装置４１、入力装置４２、記憶装置４３、及び演算装置４４の各部はスキャナ２内の中央制御装置２１により制御される。

表示装置４１は、液晶パネル、ＣＲＴモニタ等のディスプレイ装置と、ディスプレイ装置と連携して表示処理を実行するための論理回路で構成され、演算装置４４に接続される。表示装置４１は、中央制御装置２１及び演算装置４４の制御によって演算装置４４から出力される再構成画像（Ｘ線ＣＴ画像）並びに中央制御装置２１が取り扱う種々の情報を表示するものである。

入力装置４２は、例えば、キーボード、マウス、テンキー等の入力装置、及び各種スイッチボタン等により構成され、操作者によって入力される各種の指示や情報を演算装置４４に出力する。演算装置４４は、入力装置４２から入力された各種指示や情報を中央制御装置２１に出力する。操作者は、表示装置４１及び入力装置４２を使用して対話的にＸ線ＣＴ装置１を操作する。

記憶装置４３は、ハードディスク等により構成されるものであり、演算装置４４に接続される。記憶装置４３には、演算装置４４から出力された画像や後述する処理に必要なプログラム及び各種データを記憶する。

演算装置４４は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等により構成され、中央制御装置２１の制御に従って操作ユニット４全体を制御する。
再構成演算装置４５は、中央制御装置２１の制御によってスキャナ２内のＡ／Ｄコンバータ２０７から出力されたＸ線投影データを取得し、画像の再構成処理を行う。すなわち、再構成演算装置４５は、取得したＸ線投影データに対して、ｌｏｇ変換、キャリブレーション等の前処理を行い、更にＸ線投影データに対して後述する処理（図５参照）を施すことにより、被検体６のＸ線ＣＴ画像を再構成する。再構成されたＸ線ＣＴ画像は、記憶装置４３に記憶されるとともに、表示装置４１に表示される。画像処理装置４６は、再構成演算装置４５によって生成されたＸ線ＣＴ画像に対して、操作者の所望する画像加工処理を施す装置である。

次に、図３を参照してＸ線検出器２０５及びＸ線ビームについて説明する。
Ｘ線検出器２０５には、図３（ａ）に示すような単列検出器２０５Ａと、図３（ｂ）に示すような多列検出器２０５Ｂとがある。
単列検出器２０５Ａは、回転板２４の周回方向に１次元（１列）に検出素子を配列したものであり、１次元検出器、シングルスライスとも呼ばれる。
一方、多列検出器２０５Ｂは、回転板２４の周回方向及び周回軸方向の２次元に検出素子を配置したものであり、２次元検出器、マルチスライスとも呼ばれる。

単列検出器２０５Ａを搭載したシングルスライスＣＴ装置では、Ｘ線発生装置２０１から扇状に広がるＸ線ビームが照射される。また、多列検出器２０５Ｂを搭載したマルチスライスＣＴ装置では、多列検出器２０５Ｂの列数に応じたコーン角を有する円錐状または角錐状に広がるＸ線ビームが、Ｘ線発生装置２０１から照射される。

次に、図４を参照してスキャン方式について説明する。
Ｘ線ＣＴ装置１では、寝台３に載せられた被検体６の周りを、回転板２４が回転しながらＸ線照射が行われる。このとき、図４（ａ）に示すように、回転板２４の周回中は寝台３の位置を変えず、Ｘ線源２０１が被検体６の周りを円軌道を描くようにして周回する撮影のことをノーマルスキャンまたはアキシャルスキャンと呼ぶ。一方、図４（ｂ）に示すように、回転板２４の周回中に寝台３の位置を体軸（ｚ）方向に移動させ、Ｘ線源２０１が被検体６の周りをらせん軌道を描くように周回する撮影をらせんスキャンまたはヘリカルスキャンという。

本発明のＸ線ＣＴ装置１のＸ線検出器２０５は、図３（ｂ）に示す多列検出器２０５Ｂを搭載したマルチスライスＣＴ装置である。被検体６を撮影する際、スキャナ２は多列検出器２０５Ｂを用い、図４（ａ）のノーマルスキャンまたは図４（ｂ）のらせんスキャンにてＸ線投影データを取得する。また、再構成演算装置４５は、後述するようにＦＢＰ法等によって解析的に再構成したＣＴ画像に対して順投影（再投影）、逆投影を繰り返すことにより第１画像を生成するが、第１画像の生成後に再度順投影処理を行い、この順投影処理による順投影データを用いて所望の再構成条件にて第２の再構成処理を行う。第１画像の生成の順投影処理では、再構成演算装置４５は、単列検出器２０５Ａまたは撮影時よりも少ない列数の多列検出器２０５Ｂを仮想的に用いたスキャンを行う。

以下、図５のフローチャート及び図６を参照して、Ｘ線ＣＴ装置１の動作について説明する。

本実施の形態のＸ線ＣＴ装置１の中央制御装置２１は、被検体６の撮影及び画像再構成を行う際に、図５に示すフローチャートの手順で処理を実行する。すなわち、中央制御装置２１は、記憶装置４３から当該処理に関するプログラム及びデータを読み出し、このプログラム及びデータに基づいて以下の手順で処理を実行する。

まず、中央制御装置２１は、撮影条件及び再構成条件の設定を受け付ける。撮影条件としては、例えば、寝台移動速度、管電流、管電圧、コリメータ条件、らせんピッチ、スライス位置等が挙げられる。また再構成条件としては、再構成ＦＯＶ、再構成中心位置、再構成ピッチ（スライス厚）、関心領域、再構成画像マトリクスサイズ、再構成フィルタ関数、逐次近似処理の最大反復回数、収束条件等が挙げられる（ステップＳ１）。

操作ユニット４の入力装置４２から撮影条件等が入力されると、次に、中央演算装置２１は、ステップＳ１で入力された撮影条件等に基づいて、撮影に必要な制御信号をＸ線制御装置２０２、寝台制御装置３０１、スキャナ制御装置２３に送出する。また中央演算装置２１は、撮影スタート信号を発し、撮影を開始させる（ステップＳ２）。

撮影が開始されると、Ｘ線制御装置２０２により高電圧発生装置２２に制御信号が送られ、Ｘ線発生装置２０１に高電圧が印加される。Ｘ線発生装置２０１はＸ線を被検体６に対して照射する。このとき、スキャナ制御装置２３から駆動装置２０８に制御信号が送られ、Ｘ線発生装置２０１、Ｘ線検出器２０５、プリアンプ２０６等が被検体６の周りに周回される。一方、寝台制御装置３０１により被検体６を載せた寝台３は、ノーマルスキャン時は、所定のスライス位置で静止し、らせんスキャン時は所定のらせんピッチで体軸方向に平行移動される。

Ｘ線発生装置２０１から照射されたＸ線は、コリメータ２０３により照射領域を制限され、被検体６内の各組織で吸収（減衰）され、被検体６を通過し、Ｘ線検出器２０５で検出される。Ｘ線検出器２０５で検出されたＸ線は電流に変換され、プリアンプ２０６で増幅され、Ａ／Ｄコンバータ２０７でディジタルデータに変換されて、操作ユニット４の演算装置４４へ出力される。演算装置４４は取得したディジタルデータに対してｌｏｇ変換やキャリブレーションを行い、投影データとする。この投影データは再構成演算装置４５による再構成演算の対象となる。

再構成演算装置４５は、投影データを取得すると、まず、第１の再構成処理を行い、第１の再構成画像（以下、第１画像という）を得る（ステップＳ３）。
この第１の再構成処理において、再構成演算装置４５は逐次近似法を含む再構成処理を行う。すなわち、再構成演算装置４５は、投影データに対して所定の初期画像を与えて逐次近似法による再構成処理を開始するか、或いは、演算処理の高速化のために、投影データに対して予め解析的再構成法により初期画像を再構成し、この初期画像のノイズやアーチファクトを確認した上で、逐次近似法による再構成処理を開始する。

初期画像を得るための解析的再構成法としては、ラドン変換法、フーリエ変換法、フィルタ補正逆投影法（ＦＢＰ法）等、どの方法を用いてもよいが、６４列程度のＸ線検出器２０５を有するマルチスライスＣＴ装置の場合には、例えばＷｅｉｇｈｔｅｄＦｅｌｄｋａｍｐ法をベースとしたフィルタ補正３Ｄ逆投影処理、或いはこれを改良した処理が好適である。ＷｅｉｇｈｔｅｄＦｅｌｄｋａｍｐ法をベースとしたフィルタ補正３Ｄ逆投影処理を採用した場合には、コーン角を考慮した再構成処理が行われるため、逐次近似処理の収束までの繰り返し回数が少なくなり、演算時間を短縮できる。また、初期画像として、一定値画像を用いてもよい。ただし、一定値画像を用いる場合は、投影データに対する尤度が低い場合が多いので、逐次近似処理の収束が遅くなり演算時間が長大となってしまう。このため、ステップＳ３の処理の高速化の観点からは、できるだけ投影データに対する尤度の高い初期画像を採用することが望ましい。

図６を参照して、ここまでの流れを説明する。図６（ａ）は、逐次近似処理において画像データを修正する方式であり、図６（ｂ）は、逐次近似処理において投影データを修正する方式である。

図６（ａ）に示す画像データを修正する方式では、再構成演算装置４５は、ステップＳ１〜ステップＳ２で得た投影データ６１に基づいて、画像を再構成する。例えば、投影データ６１に対してＦＢＰ法によって再構成画像６２を算出し、これを初期画像として逐次近似処理６３を行う。逐次近似処理６３では、ＦＢＰ再構成画像６２を再投影処理して再投影データ６４を取得し、投影データ６１と再投影データ６４とから修正成分投影データ６５を推定し、推定された修正成分投影データ６５を再構成して修正成分画像６６を生成し、再投影処理に使用した再構成画像６２を修正して補正後画像（第１画像６７）を取得する。以上の再投影処理→再構成処理→画像修正処理を繰り返し実行し、収束条件を満たした場合は逐次近似処理６３を終了して補正後画像（第１画像６７）を得る。

また、図６（ｂ）に示す投影データを更新する方式では、再構成演算装置４５は、ステップＳ１〜ステップＳ２で得た投影データ７１（図６（ａ）の投影データ６１と同じもの）に基づいて、ＦＢＰ再構成画像７２（図６（ａ）のＦＢＰ再構成画像６２と同じもの）を算出した後、更に逐次近似処理７３を行う。逐次近似処理７３では、ＦＢＰ再構成画像７２を再投影処理して再投影データ７４を取得し、投影データ７１と再投影データ７４とから修正成分投影データ７５を推定し、再投影処理によって得られた再投影データ７４を修正成分投影データ７５により修正して修正後投影データ７６を生成し、これを再構成して補正後画像（第１画像７７）を取得する。以上の再投影処理→投影データ修正処理→再構成処理を繰り返し実行し、収束条件を満たした場合は逐次近似処理７３を終了して補正後画像（第１画像７７）を得る。

逐次近似処理６３，７３としては、ＭＬ（最尤推定：ＭａｘｉｍｕｍＬｉｋｅｌｉｈｏｏｄ）法、ＭＡＰ（事後最大確率：ＭａｘｉｍｕｍａＯｓｔｅｒｉｅｒ）法、ＷＬＳ（重み付き最小自乗：ＷｅｉｇｈｔｅｄＬｅａｓｔＳｑｕａｒｅｓ）法、ＰＷＬＳ（罰則つき重み付け最小自乗法：ＰｅｎａｌｉｚｅｄＷｅｉｇｈｔｅｄＬｅａｓｔＳｑｕａｒｅｓ）法、ＳＩＲＴ（ＳｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓＲｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎＴｅｃｈｎｉｑｕｅ）法といった公知の手法を用いればよい。また、これらの逐次近似処理にＯＳ（ＯｒｄｅｒｅｄＳｕｂｓｅｔ）やＳＰＳ（ＳｅｐａｒａｂｌｅＰａｒａｂｏｌｏｉｄａｌＳｕｒｒｏｇａｔｅ）等の高速化手法を適用してもよい。

以上のようにして、第１の再構成処理（ステップＳ３）が終了すると、コーンビームアーチファクトやノイズ等が除去された第１画像６７，７７が得られる。例えばステップＳ２（撮影）において、６４列マルチスライスＣＴ装置によって、らせんピッチ８０程度の高速らせんスキャン、またはスライス厚０．６２５ｍｍ程度のノーマルスキャンによる撮影が行われ、投影データ６１、７１を得たものとする。この場合、上述のＦＢＰ再構成画像６２，７２にはコーンビームアーチファクトが生じてしまう。こうしたコーンビームアーチファクトは上述の逐次近似処理６３，７３によって除去される。

逐次近似処理６３，７３によって得た第１画像６７，７７は、コーンビームアーチファクト等が除去され画質は向上しているが、逐次近似処理では実投影データを元に修正データを推定しているので、再構成フィルタ、再構成ＦＯＶ、再構成中心等、予め設定した再構成条件の影響を得られない。

そこで、再構成演算装置４５は、第２の再構成処理を実行し、第１画像６７，７７の画質を保ちつつ、所望の再構成条件を適用した解析的再構成処理によって最終画像を生成する。
この第２の再構成処理は、画質が向上した第１画像６７，７７の順投影データ６８，７８に対して行われる。

すなわち、再構成演算装置４５は、ステップＳ３によって得られた第１画像６７，７７に対して順投影処理を行う。この順投影処理では、ステップＳ２の撮影におけるスキャン軌跡と比較して、アーチファクトの混入の少ないスキャン軌跡にて仮想的なスキャンが行われる（ステップＳ４）。

ここで、アーチファクトの混入の少ないスキャン軌跡について説明する。アーチファクトは、順投影データ６８，７８を再構成した画像（第２の再構成処理後に得られる最終画像６９，７９）に顕現する。従って、ここで生成する順投影データ６８，７８は、最終画像６９，７９にアーチファクトを極力含まないように生成されればよい。

最終画像６９，７９にアーチファクトを含まないようにするには、コーン角の狭い検出器２０５及びスキャン方式を用いた順投影処理を行えばよい。また、得られた順投影データ６８，７８に対して適した再構成処理を組み合わせることが好ましい。

すなわち、順投影処理において使用する仮想的な検出器は、単列検出器２０５Ａ（シングルスライス）とするか、或いは撮影時に使用したＸ線検出器（例えば、６４列）よりも列数の少ない多列検出器２０５Ｂ（例えば、４列〜１６列程度）を使用することが望ましい。また、再構成する画像に関連するデータ数が多い方が画質が向上するので、スキャンの方式は、単列検出器２０５Ａ（シングルスライス）の場合はノーマルスキャン、多列検出器２０５Ｂの場合は低速ならせんスキャンとすることが望ましい。特に、従来のシングルスライスＣＴ装置で行われていた、フィルタ補正２Ｄ再構成法は、数学的に厳密な解（正確な解）を得られることが知られている。

従って、具体的には、後述の実施例（１）のように、順投影処理を単列検出器２０５Ａ（シングルスライス）を用いたノーマルスキャン（２次元順投影）とし、これにより得られた順投影データ６８，７８に対してフィルタ補正２Ｄ再構成法を適用すれば、正確な解（最終画像６９，７９）を得られる。また、演算速度も高速である。

また、近似的な解であっても、後述の実施例（２）及び（３）のように、より少ない列数の多列検出器２０５Ｂを用いればコーン角を小さくでき、より低速のらせんスキャン（すなわち、体軸方向に密なスキャン）であれば、再構成演算に用いる順投影データをより多く得ることができる。

上述の順投影処理及び第２の再構成処理の具体的な例として、まず実施例（１）を図７に示す。
図７の実施例（１）では、再構成演算装置４５は、上述のステップＳ１〜ステップＳ３と同様に、撮影条件の設定（ステップＳ１１）、撮影条件に従った撮影（ステップＳ１２）、撮影により得た投影データに基づくフィルタ補正３Ｄ逆投影処理（ステップＳ１３）、ステップＳ１３によって得た初期画像に基づく逐次近似処理（ステップＳ１４）を行う。

次に再構成演算装置４５は、ステップＳ１４により得た第１画像６７，７７に対して、２Ｄ順投影処理を行う。２Ｄ順投影処理とは、シングルスライス（単列検出器）かつノーマルスキャンによる順投影である（ステップＳ１５）。

この場合は、第２の再構成処理においてフィルタ補正２Ｄ逆投影処理を使用できる（ステップＳ１６）。フィルタ補正２Ｄ逆投影処理を採用することにより、順投影データ６８，７８と再構成画像（最終画像６９，７９）とに矛盾が生じない正確な解が得られる。また、フィルタ補正２Ｄ逆投影処理の再構成フィルタとして、所望の周波数特性を有するものを適用したり、所望のＦＯＶで再構成したりするようにすれば、ステップＳ１４で生成した第１画像６７，７７とは異なる、診断に有効な最終画像６９，７９を生成できる。

例えば、撮影部位が頭部である場合には、被検体サイズが小さく、また小さな病変を識別したいため、より高周波成分を強調した再構成フィルタを使用して分解能の高い画像を生成すればよい。また、撮影部位が腹部である場合には、被写体サイズが大きいため、ノイズを低減する目的で高周波成分を抑制したフィルタを使用すればよい。
従って、実施例（１）によれば、逐次近似処理によって画質を向上させた第１画像６７，７７の順投影データ６８，７８に対して正確で、かつ診断に有効な特性を持つ解（最終画像６９，７９）を得ることが可能となる。

また、上述の順投影処理及び第２の再構成処理の実施例（２）を図８に示す。
図８の実施例（２）では、再構成演算装置４５は、上述のステップＳ１〜ステップＳ３と同様に、撮影条件の設定（ステップＳ２１）、撮影条件に従った撮影（ステップＳ２２）、撮影により得た投影データに基づくフィルタ補正３Ｄ逆投影処理（ステップＳ２３）、ステップＳ２３によって得た初期画像に基づく逐次近似処理（ステップＳ２４）を行う。

次に再構成演算装置４５は、ステップＳ２４により得た第１画像６７，７７に対して、３Ｄ順投影処理を行う。３Ｄ順投影処理とは、複数列スライス（多列検出器）かつらせんスキャンによる順投影である（ステップＳ２５）。この実施例（２）では、例えば、列数を４列程度、らせんピッチを５程度とする。

この場合は、第２の再構成処理においてらせん補正フィルタ補正２Ｄ再構成処理を使用できる（ステップＳ２６）。
実施例（１）の場合と比較して、順投影処理時の検出器の列数が複数であるため、コーン角が生じてしまい近似的な解となるが、第１画像６７，７７より画質がよく、所望の再構成条件を適用した最終画像６９，７９を取得できる。また、再構成処理が２次元であるため、演算時間は実施例（１）と同程度に高速に行える。特に、再構成ピッチ（スライス厚；画像平面の体軸方向の間隔）を狭くする場合には、実施例（１）よりも高速な演算を行える。また、実施例（１）と同様に、ステップＳ２６の２Ｄ再構成処理時に所望の再構成条件（周波数特性等）を設定したりできるため、ステップＳ２４で生成した第１画像６７，７７とは異なる、診断に有効な最終画像６９，７９を生成できる。

また、上述の順投影処理及び第２の再構成処理の実施例（３）を図９に示す。
図９の実施例（３）では、再構成演算装置４５は、上述のステップＳ１〜ステップＳ３と同様に、撮影条件の設定（ステップＳ３１）、撮影条件に従った撮影（ステップＳ３２）、撮影により得た投影データに基づくフィルタ補正３Ｄ逆投影処理（ステップＳ３３）、ステップＳ３３によって得た初期画像に基づく逐次近似処理（ステップＳ３４）を行う。

次に再構成演算装置４５は、ステップＳ３４により得た第１画像６７，７７に対して、３Ｄ順投影処理を行う。この実施例（３）では、例えば、列数を１６列程度、らせんピッチは２０程度とする。

この場合は、後述する第２の再構成処理において、ＷｅｉｇｈｔｅｄＦｅｌｄｋａｍｐ法をベースとした重み付きフィルタ補正３Ｄ再構成処理を使用できる（ステップＳ３６）。
第２の再構成処理を３次元とすることで、演算時間は実施例（１）及び（２）よりも低速となるが、１画像を生成するために参照するデータ数が多くなるため、実施例（２）により得られる最終画像６９，７９より良好な画質となる。また、実施例（１）、（２）と同様に、ステップＳ３６の３Ｄ再構成処理時に所望の撮影条件（周波数特性等）にて再構成できるため、ステップＳ３４で生成した第１画像６７，７７とは異なる、診断に有効な画像を生成できる。

なお、本実施の形態の手順での再構成処理は、撮影した全ての画像に対して適用せずともよく、より詳細に診察したい部位を含む画像や、フィルミング（露光記録）される画像に対してのみ適用するようにしてもよい。この場合は、詳細に診察したい部位を含む画像等については画質向上を優先し、他の画像については演算処理速度を優先する等、診断を行う医師等にとって効率の良い画像生成を行える。

以上説明したように、本発明のＸ線ＣＴ装置１は、多列検出器及び所定のスキャン軌跡を用いた撮影により取得された投影データを使用して逐次近似処理を含む第１の再構成処理によって第１画像６７，７７を生成する。その後、生成した第１画像６７，７７に対して、撮影と比較してアーチファクトの混入の少ないスキャン軌跡にて順投影を行う。そして、その順投影データ６８，７８に基づいて、例えば所望の周波数条件等の撮影条件を設定して、解析的手法による第２の再構成処理を行って、最終画像６９，７９を生成する。

従って、多列・高速スキャンでの撮影により得た投影データに対する逐次近似処理の適用（第１の再構成処理）により、患者に負担の少ない撮影を行いつつ、ノイズやコーンビームアーチファクトを低減した良好な画像を生成できる。このような高画質な画像を基に診断に有効な画像を再び再構成するために、撮影時よりもアーチファクトの混入の少ないスキャン軌跡で順投影処理を行うことにより画質劣化を抑え、得られた順投影データに対して所望の再構成条件を適用して解析的手法による第２の再構成処理を施す。そのため、所望の特徴（周波数特性、再構成ＦＯＶ等）を表現した診断に有効な画像を良好な画質で生成できる。

特に、順投影処理時のスキャンに、２次元順投影処理（単列検出器を用いたノーマルスキャン）を採用する場合には、完全なアルゴリズムであるフィルタ補正２Ｄ逆投影法を用いて、正確かつ高速に所望の特性を有する最終画像を得ることが可能となる。

また、順投影処理時のスキャンに、撮影時よりも列数の少ない多列検出器を用い、撮影時よりも低速のらせんスキャン（３次元順投影処理）を採用する場合には、列幅やらせんピッチに応じて適したフィルタ補正再構成処理を用いた再構成処理を行うことが可能となる。例えば、フィルタ補正２Ｄ再構成処理を行えば、高速に演算を行うことが可能となり、フィルタ補正３Ｄ再構成処理を行えば、画質を向上できる。

なお、上述の実施の形態では、順投影処理のスキャン軌跡の態様として、ノーマルスキャンやらせんスキャンとしたが、これに限定されず、ノーマルスキャンとラインスキャンの組み合わせ等、複数態様のスキャンの組み合わせとしてもよい。いずれのスキャンまたはその組み合わせであっても、コーン角が小さく、再構成画像に関連するデータ数が多くなるような順投影を行う。
また第２の再構成処理は、フィルタ補正逆投影法に限定されず、フーリエ再構成法等のフィルタ重畳型再構成法を用いてもよい。

以上、本発明に係る再構成演算装置、再構成演算方法、及びＸ線ＣＴ装置の好適な実施形態について説明したが、本発明は、上述の実施形態に限定されるものではない。例えば、上述の実施の形態では、ガントリータイプのＸ線ＣＴ装置について説明したがＣアーム型のＸ線ＣＴ装置でもよい。また、当業者であれば、本願で開示した技術的思想の範疇内において、各種の変更例または修正例に想到し得ることは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。

１・・・・・Ｘ線ＣＴ装置
２・・・・・スキャナ
２１・・・中央制御装置
２０１・・・Ｘ線発生装置（Ｘ線源）
２０５・・・Ｘ線検出器
３・・・・・寝台
４・・・・・操作ユニット
４１・・・・表示装置
４２・・・・操作装置
４３・・・・記憶装置
４４・・・・演算装置
４５・・・・再構成演算装置
４６・・・・画像処理装置
６・・・・・被検体
２０５Ａ・・・単列検出器
２０５Ｂ・・・多列検出器

Claims

所定のスキャン軌跡による撮影にて取得したＸ線投影データに対して逐次近似処理を含む再構成処理を行い、第１画像を生成する第１の再構成手段と、
前記第１画像を順投影することにより順投影データを生成する順投影データ生成手段と、
前記順投影データに対して、所望の再構成条件を設定した解析的な再構成処理を行い、最終画像を再構成する第２の再構成手段と、を備え、
前記順投影データ生成手段は、
前記撮影と比較して、前記第２の再構成手段の再構成処理におけるアーチファクトの混入が少ないスキャン軌跡で、前記第１画像を順投影することを特徴とする再構成演算装置。
前記順投影データ生成手段は、前記第１画像に対して、単列検出器及びノーマルスキャンによって２次元順投影処理を行い、
前記第２の再構成手段は、前記２次元順投影処理により取得した順投影データに対して、所望の再構成条件にてフィルタ補正２次元逆投影処理を適用することを特徴とする請求項１に記載の再構成演算装置。
前記順投影データ生成手段は、前記第１画像に対して、前記撮影時よりも少ない列数の多列検出器及び低速ならせんスキャンによって３次元順投影処理を行い、
前記第２の再構成手段は、前記３次元順投影処理により取得した順投影データに対して、所望の再構成条件にてフィルタ補正２次元逆投影処理を適用することを特徴とする請求項１に記載の再構成演算装置。
前記順投影データ生成手段は、前記第１の画像に対して、前記撮影時よりも少ない列数の多列検出器及び低速ならせんスキャンによって３次元順投影処理を行い、
前記第２の再構成手段は、前記３次元順投影処理により取得した順投影データに対して、所望の再構成条件にてフィルタ補正３次元逆投影処理を適用することを特徴とする請求項１に記載の再構成演算装置。
前記再構成条件は、周波数特性条件を含むことを特徴とする請求項１に記載の再構成演算装置。
所定のスキャン軌跡による撮影にて取得したＸ線投影データに対して逐次近似処理を含む再構成処理を行い、第１画像を生成する第１の再構成ステップと、
前記第１画像を順投影することにより順投影データを生成する順投影データ生成ステップと、
前記順投影データに対して、所望の再構成条件を設定した解析的な再構成処理を行い、最終画像を再構成する第２の再構成ステップと、を含み、
前記順投影データ生成ステップにおいて、
前記撮影と比較して、前記第２の再構成手段の再構成処理におけるアーチファクトの混入が少ないスキャン軌跡で、前記第１画像を順投影することを特徴とする再構成演算方法。
被検体周囲の複数角度方向から被検体に対してＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線投影データを収集するスキャナと、スキャナにて収集したＸ線投影データに基づいてＸ線ＣＴ画像を再構成する再構成演算装置と、を備えたＸ線ＣＴ装置であって、
前記再構成演算装置は、
所定のスキャン軌跡による撮影にて取得した前記Ｘ線投影データに対して逐次近似処理を含む再構成処理を行い、第１画像を生成する第１の再構成手段と、
前記第１画像を順投影することにより順投影データを生成する順投影データ生成手段と、
前記順投影データに対して、所望の再構成条件を設定した解析的な再構成処理を行い、最終画像を再構成する第２の再構成手段と、を備え、
前記順投影データ生成手段は、
前記撮影と比較して、前記第２の再構成手段の再構成処理におけるアーチファクトの混入が少ないスキャン軌跡で、前記第１画像を順投影することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。