JP3484283B2 - Ｘ線撮影装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 【０００１】 【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線撮影装置に関
し、特に、被検体の胸部等の大視野のＸ線画像を精度よ
く、かつ、高速に再構成するために好適な技術に関する
ものである。 【０００２】 【従来の技術】従来、被検体の３次元ＣＴ像を得る方法
としては、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒ
ａｐｈｙ）装置によって得られた断層像を画像処理によ
ってつなぎ合わせる方法が一般的であるが、Ｘ線ＣＴ装
置では撮影時間が長くなるという問題があった。 【０００３】撮影時間短縮のためには、Ｘ線検出器（Ｘ
線検出手段）として２次元Ｘ線検出器、Ｘ線源としてＸ
線を円錐（コーン）状に放射するＸ線源を用いて、２次
元Ｘ線検出器が検出した被検体の２次元透過像を得て、
被検体の３次元ＣＴ像の再構成を行うコーンビームＣＴ
装置が有利である。 【０００４】コーンビームＣＴ装置における３次元画像
再構成の代表的なアルゴリズムとしては、文献（１）の
「Practical Cone-Beam Algorithm; L.A.Feldkamp, et
al.; J.Optical Society of America, A/Vol. 1(6), (1
984), pp.612-619」に記載のフェルドカンプの方法が公
知である。 【０００５】しかしながら、従来の２次元Ｘ線検出器は
被検体を透過したＸ線を可視光線に変換するために、Ｘ
線イメージインテンシファイア（Ｘ線Ｉ．Ｉ．）を用い
ているが、現在、実用化されている、すなわち、十分な
感度を有するＸ線イメージインテンシファイアのサイズ
は大きなものでも１６インチ程度であり、このサイズで
は被検体の全ての部位の透過Ｘ線を得ることができない
という問題があった。 【０００６】この問題を解決するために、たとえば、文
献（２）の「メディカルイメージングテクノロジー誌、
第１３巻、第４号（１９９５年）５５９〜５６２頁」に
記載される３次元Ｘ線ＣＴ装置では、２次元Ｘ線検出器
としてＸ線イメージインテンシファイアとテレビカメラ
を用いたコーンビームＣＴ装置が示されている。 【０００７】文献（２）に記載のコーンビームＣＴ装置
では、Ｘ線源の回転軌道面と平行な方向に被検体を移動
しながら撮影を行うことにより、被検体の横断断層面方
向の撮影視野を拡大する手法が示されている。 【０００８】図８は、従来の撮影方式を説明するための
図であり、再構成点３００を通過するＸ線ビームによる
被検体８の投影データが検出される領域を、Ｘ線発生点
Ｓの軌跡２０１および２０２について示したものであ
る。 【０００９】文献（２）に記載のコーンビームＣＴ装置
では、逆投影処理に際し、再構成点３００に対し、ある
回転では検出器の視野外に存在するために検出できない
被検体８の投影データを、別の回転で得られる、被検体
８に対して同一の投影角度を持つ投影データで補うとい
う方式が用いられる。 【００１０】図８において、Ｘ線発生点Ｓの１回転目の
軌跡２０１および２回転目の軌跡２０２に対して、投影
データが検出される区間を太線、検出されない区間を細
線で示してある。 【００１１】斜線で示す領域８００は、投影データが１
回転目と２回転目で重複して存在する領域である。 【００１２】このとき従来では、Ｘ線発生点Ｓの１回転
目の軌跡２０１に対しては、区間ａ１、ｃ１およびｄ１
においては投影データが存在するが、ｂ１においては存
在しないため、不足する投影データをｂ２で得られる投
影データで代用していた。 【００１３】また、Ｘ線発生点Ｓの２回転目の軌跡２０
２に対しては、区間ａ２、ｂ２およびｃ２においては投
影データが存在するが、ｄ２においては存在しないた
め、不足する投影データをｄ１で得られる投影データで
代用していた。 【００１４】 【発明が解決しようとする課題】本発明者は、前記従来
技術を検討した結果、以下の問題点を見いだした。 【００１５】２次元Ｘ線検出器としてＸ線イメージイン
テンシファイアとテレビカメラを用いて計測を行う場
合、高感度かつ高解像度の計測が可能となるが、計測視
野はＸ線イメージインテンシファイアの視野サイズによ
り制限される。 【００１６】前記メディカルイメージングテクノロジー
誌に記載の装置では、高感度かつ高解像度のＸ線イメー
ジインテンシファイアを用いて、被検体の横断断層面方
向の視野を拡大することができるため、大視野高画質の
被検体の３次元ＣＴ像を得ることができる。 【００１７】ここで、従来のＸ線ＣＴ装置では、３次元
ＣＴ像の再構成に際し、従来のＸ線ＣＴ再構成法に用い
られるフィルタリング−逆投影法が用いられるが、被検
体に対して固定した座標系におけるＸ線源の軌跡を考え
た場合、従来ではＸ線源の不連続な軌跡に対して、前述
する逆投影処理が行われていた。 【００１８】しかしながら、Ｘ線発生点Ｓの不連続な軌
跡に対しては、再構成が正確に行われるための条件が満
たされない、すなわち、従来の逆投影処理は再構成を完
全に行うための数学的条件を満たさないので、数学的に
完全な形で再構成を行うことができず、この結果、再構
成した３次元ＣＴ像の画質が劣化してしまうという問題
があった。 【００１９】また、従来のＸ線ＣＴ装置では、逆投影時
に逆投影データの重複度を求める演算が必要、すなわ
ち、再構成点３００に対して投影データの重複する領域
８００を求める必要があるので、再構成を高速に行うこ
とができないという問題があった。 【００２０】本発明の目的は、再構成処理における重複
度を求める演算を排除し、被検体の３次元ＣＴ像を高速
に得ることが可能な技術を提供することにある。 【００２１】本発明の他の目的は、再構成処理により得
られる３次元ＣＴ像の画質を向上させることが可能なＸ
線ＣＴ装置を提供することにある。 【００２２】本発明の前記ならびにその他の目的と新規
な特徴は、本明細書の記述及び添付図面によって明らか
になるであろう。 【００２３】 【課題を解決するための手段】本願において開示される
発明のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すれば、
下記のとおりである。 【００２４】（１）Ｘ線源と、該Ｘ線源に対向するＸ線
検出手段と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出手段とを同一回
転中心の円軌道上で回転移動させる回転手段と、被検体
を前記円軌道面に平行となる方向に移動させる移動手段
と、前記被検体を前記円軌道面に平行な方向に移動させ
ながら、前記被検体を透過するＸ線透過像を検出して画
像を構成する画像構成手段とを具備するＸ線撮影装置に
おいて、前記画像構成手段は、前記被検体に固定される
と共に、前記円軌道面と平行となる平面座標系における
前記Ｘ線源の描く軌跡の内で、単純閉曲線となる軌跡で
計測された前記被検体を透過するＸ線透過像を用いて画
像の構成を行う。 【００２５】（２）前述する（１）のＸ線撮影装置にお
いて、前記画像構成手段は、複数個の異なる前記単純閉
曲線の軌跡で計測された前記被検体を透過するＸ線透過
像を用いて得られた複数枚の構成画像を、１枚の再構成
画像に合成する画像合成手段を具備する。 【００２６】（３）前述する（１）あるいは（２）のＸ
線撮影装置において、前記Ｘ線源はＸ線を該Ｘ線源を頂
角とする円錐状に出力する円錐出力Ｘ線源からなり、前
記Ｘ線検出手段は２次元のＸ線検出器からなり、前記円
錐出力Ｘ線源から出力され、被検体を透過した円錐状の
Ｘ線を前記２次元のＸ線検出器で計測する。 【００２７】前述する（１）の手段によれば、Ｘ線源の
連続した軌跡に対して逆投影処理を行うことにより、再
構成処理における重複度を求める演算を排除できるの
で、高速に３次元ＣＴ像を得ることができる。 【００２８】また、Ｘ線源の連続した軌跡に対して逆投
影処理を行うことにより、再構成処理における演算の不
完全性を排除できるので、高画質のＣＴ像を得ることが
できる。 【００２９】前述する（２）の手段によれば、異なる視
野の画像を複数毎合成することにより、大視野の３次元
ＣＴ像を得ることができる。 【００３０】前述する（３）の手段によれば、一度の撮
影により、被検体の２次元Ｘ線透過像を得ることができ
るので、高速に撮影を行うことができる。 【００３１】 【発明の実施の形態】以下、本発明について、発明の実
施の形態（実施例）とともに図面を参照して詳細に説明
する。 【００３２】なお、発明の実施の形態を説明するための
全図において、同一機能を有するものは同一符号を付
け、その繰り返しの説明は省略する。 【００３３】図１は、本発明の一実施の形態に係るＸ線
ＣＴ装置の概略構成を示すブロック図であり、１はＸ線
管（Ｘ線源）、２はＸ線グリッド、３はＸ線イメージイ
ンテンシファイア（Ｘ線Ｉ．Ｉ．）、４は光学レンズ
系、５はテレビカメラ、６は回転板、７は寝台天板、８
は被検体、９は撮影制御手段、１０は回転板回転手段
（回転手段）、１１は天板位置変動手段（移動手段）、
１２は回転板角度計測手段、１３は天板位置計測手段、
１４は画像収集処理手段（画像構成手段）、１５は画像
表示手段を示す。 【００３４】また、図中に示す点線は、Ｘ線管から円錐
状に放射されるＸ線を示す。 【００３５】なお、前記各装置および手段は公知のもの
を用いる。 【００３６】Ｘ線検出器（Ｘ線検出手段）はＸ線グリッ
ド２、Ｘ線イメージインテンシファイア３、光学レンズ
系４およびテレビカメラ５からなる。 【００３７】また、撮影系は、前記Ｘ線検出器、Ｘ線管
１および回転板６からなる。 【００３８】被検体８は寝台天板７上に位置し、被検体
８の撮影体位は仰臥位を標準とし、被検体８の撮りたい
部位の中心を撮影系の回転中心付近に設定する。 【００３９】図１において、Ｘ線管１の回転半径Ｄは７
２０ｍｍ、回転板６の回転中心ｏとＸ線検出器のＸ線入
力面との距離ｄは３８０ｍｍ、Ｘ線検出器のＸ線入力面
の直径ｗは４０６ｍｍであり、テレビカメラ６は、撮影
素子として高解像度撮像管を使用している。 【００４０】寝台天板７は、被検体８を固定すると共
に、被検体８の撮影部位を設定する。 【００４１】また、寝台天板７は図示しない床面に対し
て水平に位置し、撮影時には回転板６の回転面に平行な
方向に移動する。 【００４２】撮影制御手段９は、Ｘ線検出器とＸ線管１
の対が固定された回転板６を回転板回転手段１０により
回転させる回転シーケンス、および寝台天板７を天板位
置変動手段１１により移動させる移動シーケンスを規定
する。 【００４３】また、撮影制御手段９は、Ｘ線管１のＸ線
発生とＸ線検出器の撮影動作とを制御する撮影シーケン
スを規定する。 【００４４】回転板角度計測手段１２は、回転板６の回
転角度データを出力する。 【００４５】天板位置計測手段１３は、寝台天板７の位
置データを出力する。 【００４６】画像収集・処理手段１４は、ビデオ信号と
して入力されるテレビカメラ５の出力をＡ／Ｄ変換し、
回転角度データおよび寝台天板位置データと共に、図示
しない内部のフレームメモリに記憶し、各投影像に対し
て画像の幾何学的歪の補正と画像の濃度レベルのシェー
ディング補正とを行った後に、後述する３次元再構成を
行う。 【００４７】画像表示手段１５は、たとえば、Ｘ線ＣＴ
装置の図示しない操作卓に設けられた画像表示用の周知
のモニタであり、画像収集処理手段１４から出力される
ビデオ信号を、Ｘ線ＣＴ画像として表示する。 【００４８】図２はＸ線管１（Ｘ線発生点Ｓ）の被検体
８に対する移動の軌跡を説明するための図であり、ＸＹ
座標系は被検体８に固定した絶対座標系、ＯはＸＹ座標
系の原点、ｃは寝台天板７の振幅、ベクトルｏ_φはＸＹ
座標系の原点Ｏからの撮影系の回転中心ｏの位置、Ｓは
Ｘ線の発生点であるＸ線管１のＸＹ座標系での位置、Φ
はＸ線発生点ＳのＸ軸に対する回転角、Ｄは撮影系の回
転中心ｏとＸ線発生点Ｓとの距離、２０１はＸ線発生点
Ｓの１回転目の軌跡、２０２はＸ線発生点Ｓの２回転目
の軌跡を示す。 【００４９】なお、回転板６の回転中心、撮影系の回転
中心、後述するｘｙ座標系の原点、および、ｘｙｚ座標
系の原点は同一であり、ｏで示す。 【００５０】図２において、Ｘ線発生点Ｓの１回転目の
軌跡と２回転目の軌跡とは、Ｘ＝０もしくはＹ＝０の点
において、交差する。 【００５１】本実施の形態の撮影方式においては、回転
板６を被検体８の周りに回転すると同時に、被検体８を
乗せた寝台天板７を回転板６の回転面と平行な方向に移
動しながら撮影を行うが、このときの被検体８の移動
は、ＸＹ平面上における回転板６の回転中心ｏ位置の移
動で表現される。 【００５２】したがって、被検体８の移動、すなわち、
回転板６の回転中心位置の移動は、次式で示される。 【００５３】 【数１】 【００５４】なお、詳細については、前述する文献
（２）を参照されたい。 【００５５】図３は、Ｘ線発生点Ｓから放射され、再構
成点を通過するＸ線ビーム（着目ビーム）と、このＸ線
ビームを表現するためのパラメータとを説明するための
図であり、３００は再構成点、３０１はＸ線ビーム、ｕ
軸はＸＹ平面の原点Ｏを通り、Ｘ線ビーム３０１と垂直
に交わる直線（軸）、ｙ軸は回転板６の回転中心ｏを通
過し、Ｘ線発生点Ｓと回転板６の回転中心ｏとを結ぶ直
線に垂直に交わる直線（軸）、θはＸ軸とｕ軸とがなす
角度、ベクトルｕ_θはｕ軸方向の単位ベクトル、ベクト
ルｘ_Φはｘ軸方向の単位ベクトル、ベクトルｙ_Φはｙ軸
方向の単位ベクトル、ベクトルｒはＸＹ座標系の原点Ｏ
から再構成点３００へのベクトル（Ｘ，Ｙ）を示す。 【００５６】図３において、再構成点３００は、ＸＹ座
標系での座標位置（Ｘ，Ｙ）の点であり、Ｘ線ビーム３
０１はＸ線発生点Ｓから出力されるＸ線ビームの内、再
構成点３００を透過するＸ線ビームを示す。 【００５７】また、ｘ軸はベクトルｏ_Φで示される回転
板６の回転中心ｏを原点とすると共に、Ｘ線発生点Ｓと
回転中心ｏとを結ぶ直線方向を向き、ｙ軸はベクトルｏ
_Φで示される回転板６の回転中心ｏを原点とすると共
に、ｘ軸と直角をなす方向を向く。 【００５８】さらには、ベクトルｏ_Φで示される回転板
６の回転中心ｏの位置は、図２中に示されたものと同一
であり、一般的にＸＹ座標系でのＸＹ平面上を任意に動
き回るものとして示されている。 【００５９】このとき、Ｘ線ビーム３０１による被検体
８のＸ線透過像の強度を極座標（ｕ，θ）を用いてｐ
（ｕ，θ）で表現する。 【００６０】ただし、ｕは前記Ｘ線ビームとｕ軸との交
点、θはｕ軸のＸ軸に対する偏角を表すものとする。 【００６１】このとき、再構成点（Ｘ，Ｙ）における被
検体８のＸ線透過率ｆ（Ｘ，Ｙ）は、（ｕ，θ）で表さ
れるＸ線ビームによるＸ線透過像の強度をｐ（ｕ，θ）
とすると、次式で示される周知の逆ラドン変換式で表さ
れる。 【００６２】 【数２】 【００６３】一方、数２に示すｐ（ｕ，θ）を、他のパ
ラメータ（ｙ，Φ）を用いてｐ（ｙ，Φ）で示す場合を
考えると、（ｕ，θ）は（ｙ，Φ）によって、それぞれ
以下のように示される。 【００６４】 【数３】 【００６５】このとき、Ｘ線ＣＴ画像の再構成を行う領
域（以下、再構成可能領域と記す）を通過する全てのＸ
線ビーム３０１に対して、ｐ（ｕ，θ）とｐ（ｙ，Φ）
とが１対１に対応する（以下、条件１とする）ならば、
数２に数３を代入することにより、座標変換ができるの
で、数２に示すＸ線吸収計数ｆ（ｒ）は（ｙ，Φ）を用
いて、次式に示すように表現できる。 【００６６】 【数４】 【００６７】ただし、 【００６８】 【数５】 【００６９】である。 【００７０】数４はＸＹ平面方向に移動する被検体８に
対する２次元のＸ線透過像、すなわち、２次元ＣＴ像の
再構成式である。 【００７１】また、数５において、回転板６の回転中心
の位置を常に原点Ｏに固定すると、数５は次式となる。 【００７２】 【数６】 【００７３】このとき数４は前述する文献（１）の「Pr
actical Cone-Beam Algorithm; L.A.Feldkamp, et al.
; J.Optical Society of America, A/Vol. 1(6), (198
4), pp.612-619」の６１３頁および６１４頁に記載の２
次元ＣＴ像の再構成式（１３）〜（１６）と等しくな
る。 【００７４】したがって、数４に示される被検体移動型
の再構成式は、被検体固定型の従来の２次元ＣＴ像の再
構成式の自然な拡張となっていることがわかる。 【００７５】図７は数４に示される２次元ＣＴ像の再構
成式を３次元に拡張する方法を説明するための図であ
る。 【００７６】図７は図３に示される２次元のＸＹ座標系
およびｘｙ座標系に、新たにＺ軸、ｚ軸をそれぞれ加
え、３次元のＸＹＺ、ｘｙｚ座標系に拡張したものであ
る。 【００７７】このとき再構成点３００の位置は３次元空
間内の座標（Ｘ，Ｙ，Ｚ）で表される。 【００７８】また、Ｘ線発生点Ｓから放射されて再構成
点３００を通過するＸ線ビーム３０１による、被検体８
のＸ線透過像の強度を、ｐ（Φ，ｙ，ｚ）で表現する。 【００７９】斜平面７００は、Ｘ線発生点Ｓと再構成点
３００とを同時に含み、かつｙｚ平面とｙ軸に平行な直
線で交わる平面である。 【００８０】文献（１）に記載されるフェルドカンプの
方法は、斜平面７００を近似的にｘｙ平面とみなすこと
で、数４に示される、ｘｙ平面上の２次元ＣＴ像の再構
成式を３次元に拡張する方法である。 【００８１】したがって、斜平面７００とｚ軸との交点
ｚ（Φ）を斜平面７００上における回転中心とみなし
て、Ｘ線発生点Ｓと前記の交点ｚ（Φ）とを結ぶ直線を
ｘ’軸とする。 【００８２】また、交点ｚ（Φ）から見た再構成点３０
０の位置をベクトルρ’Φで表す。 【００８３】さらには、Ｘ線発生点Ｓと前記の交点ｚ
（Φ）との距離をＤ’で表す。 【００８４】このとき数４から、斜平面７００上におけ
るＸ線発生点Ｓの微小な回転δΦ’に対する、Ｘ線吸収
係数ｆ（ｒ）への微小な寄与分δｆ（ｒ）は、次式で示
される。 【００８５】 【数７】【００８６】ここで、図７より、斜平面上の微小回転角
δΦ’とｘｙ平面上の微小回転角δΦとは、以下の関係
が成り立つ。 【００８７】 【数８】 【００８８】また、数８と図７とから、以下の関係が成
り立つ。 【００８９】 【数９】 【００９０】したがって、数８、数９を数７に代入し、
全ての微小回転角について積分を行うと、Ｘ線吸収係数
ｆ（ｒ）は次式に示すように表現される。 【００９１】 【数１０】 【００９２】数１０はＸＹ平面方向に移動する被検体８
に対する、３次元ＣＴ像の再構成式である。 【００９３】２次元の場合と同様に、回転板６の回転中
心の位置ｏを常に原点Ｏに固定した場合は数６が成り立
ち、このとき、数１０は前述する文献（１）の６１５頁
に記載の３次元ＣＴ像の再構成式（２８）〜（３３）と
等しくなる。 【００９４】したがって、数１０に示される被検体移動
型の再構成式は、被検体固定型の従来の３次元ＣＴ像の
再構成式の自然な拡張となっていることがわかる。 【００９５】数１０によれば、被検体移動型の３次元Ｃ
Ｔ像の再構成は、文献（１）に記載される従来の被検体
固定型の３次元ＣＴ像の再構成と同様、被検体８の投影
像に対するフィルタリング処理と、フィルタリング処理
後の投影像の逆投影処理という２つのプロセスから構成
されている。 【００９６】図４は、ｐ（ｕ，θ）とｐ（ｙ，Φ）とが
１対１に対応するために、Ｘ線発生点Ｓの軌跡２００が
満たす条件を説明するための図であり、４００は再構成
可能領域（再構成が有効な領域）、４０１，４０２，４
０３は直線、ベクトルｏ_Φは回転板６の回転中心ｏの座
標値を示す。 【００９７】図４（Ａ）に示すように、再構成可能領域
４００に対して、０≦θ≦２π［ｒａｄ］の範囲で再構
成可能領域４００を通過する任意の直線４０１を考える
場合、直線４０１は極座標（ｕ，θ）を用いてｐ（ｕ，
θ）およびｐ（−ｕ，θ＋π）という形で、常に２種類
に表現される。 【００９８】したがって、直線４０１を（ｙ，Φ）を用
いて常に２種類に表現できれば、ｐ（ｕ，θ）とｐ
（ｙ，Φ）は１対１に対応することになる。 【００９９】まず、回転板６の回転中心ｏの位置が、常
に、ＸＹ座標系（ＸＹ座標系）の原点Ｏに固定される場
合を考えてみる。 【０１００】これは、被検体８を固定したまま撮影を行
うことに相当し、このときのＸ線発生点Ｓの軌跡２０１
は図４（Ｂ）に示すように、原点Ｏを中心とする円４１
１となるので、再構成可能領域４００を通過する直線４
０１はこの円４１１と必ず２点で交わる。 【０１０１】いま、この２点をそれぞれＳ１、Ｓ２と
し、Ｓ１、Ｓ２のそれぞれの点に対して、ｐ（ｕ，θ）
およびｐ（−ｕ，θ＋π）を対応づけることにより、円
４１１上の点Ｓ１、Ｓ２に対して（ｙ，Φ）が一意に決
まるので、常に、ｐ（ｕ，θ）とｐ（ｙ，Φ）は１対１
に対応する。 【０１０２】次に、図４（Ｃ）に示すようなＸ線発生点
Ｓの一般的な軌跡４１２に対して、ｐ（ｕ，θ）とｐ
（ｙ，Φ）が１対１に対応するための条件、すなわち、
条件１を求めると、条件１は「再構成可能領域４００を
通過する任意の直線が、Ｘ線発生点Ｓの軌跡４１２と必
ず２点で交わり、それぞれの交点に対して（ｙ，Φ）が
一意に決まる」という形で言い換えることができる。 【０１０３】このとき、Ｘ線発生点Ｓの位置はΦのみの
関数であり、軌跡４１２と直線４０１とのそれぞれの交
点についてΦが一意に決定されるためには、軌跡４１２
上のあらゆる点に対してΦが一意にきまる、すなわち、
軌跡４１２が周知のＪｏｒｄａｎ閉曲線（単純閉曲線、
ジョーダン閉曲線）であることが必要となる。 【０１０４】たとえば、図４（Ｄ）に示すように、Ｘ線
発生点Ｓの軌跡４１３が不連続の場合、軌跡４１３と直
線４０１との交点は常に２点とはならないことからも、
軌跡４１３はＪｏｒｄａｎ閉曲線である必要がある。 【０１０５】しかしながら、図４（Ｅ）に示すように、
軌跡４１４がＪｏｒｄａｎ閉曲線であっても、軌跡４１
４と直線４０１との交点が２点とはならず、４点となる
場合も存在するので、軌跡４１４がＪｏｒｄａｎ閉曲線
であることは、条件１が満たされるための必要条件であ
り、十分条件ではないことが明らかである。 【０１０６】また、図４（Ｆ）はＸ線発生点Ｓの軌跡２
００がＳ０において交差する場合を示したものであり、
図４（Ｆ）に示すように、軌跡４１５が閉曲線をなす区
間を［Φ１，Φ２）（ただし、０≦Φ１＜Φ２＜２π）
とすることにより、この区間では条件１が満たされるの
で、区間内で再構成を行うことができる。 【０１０７】図５は、本発明のＸ線ＣＴ装置において、
再構成に用いるＸ線発生点Ｓの軌跡を説明するための図
であり、図５（Ａ）および図５（Ｂ）にそれぞれ太線で
示されるような、２つのＸ線発生点Ｓの軌跡５０１、５
０２に対して再構成を行う。 【０１０８】軌跡５０１、５０２はそれぞれ連続な閉曲
線であるため、前述する条件１が満たされるので、数学
的により完全な形で再構成を行うことができる。 【０１０９】ここで、図５（Ａ）に示される軌跡５０１
は、Φの連続区間［０，π）に対する２回転目のＸ線発
生点Ｓの軌跡と、Φの連続区間［π，２π）に対する１
回転目のＸ線発生点Ｓの軌跡との合成からなる閉曲線で
ある。 【０１１０】このとき、軌跡５０１に対して、回転板６
の回転中心ｏは常にＸ≧０の範囲内に存在するので、撮
影視野がＸ軸の正の方向に拡大される。 【０１１１】このため、軌跡５０１に対しては、Ｘ軸の
正の方向に偏った領域５０３の内部の領域において再構
成が行われる。 【０１１２】また、図５（Ｂ）に示される軌跡５０２
は、Φの連続区間［０，π）に対する１回転目のＸ線発
生点Ｓの軌跡と、Φの連続区間［π，２π）に対する２
回転目のＸ線発生点Ｓの軌跡との合成からなる閉曲線で
ある。 【０１１３】このとき、軌跡５０２に対して、回転板６
の回転中心ｏは常にＸ≦０の範囲内に存在するので、撮
影視野領域５０４がＸ軸の負の方向に拡大される。 【０１１４】このため、軌跡５０２に対しては、Ｘ軸の
負の方向に偏った領域５０４の内部の領域において再構
成が行われる。 【０１１５】したがって、図５（Ｃ）に示すように、撮
影視野領域５０３および撮影視野領域５０４においてそ
れぞれ再構成された被検体８の再構成像を合成すること
により、Ｘ軸方向に拡大された広い領域５０５において
再構成像を得ることができる。 【０１１６】また、撮影視野領域５０３および撮影視野
領域５０４の重複領域５０５内に存在する再構成点にお
いては、再構成像が２重に存在するため、これらの平均
値を再構成データとして用いることで、重複領域５０５
内において再構成画像のＳ／Ｎを向上することができ
る。 【０１１７】さらには、確定したＸ線発生点Ｓの軌跡５
０１、５０２に対して再構成を行うことにより、文献
（２）のメディカルイメージングテクノロジー誌に記載
されるような、投影データの重複する領域を求める演算
が不必要となるので、再構成演算を高速に行うことがで
きる。 【０１１８】図６は、被検体８のＸ線透過データを収集
してから被検体の３次元ＣＴ像を再構成を行うまでの動
作を説明するための図であり、６００はＡ／Ｄ変換器、
６０１，６１１はシェーディング補正手段、６０２，６
１２は画像幾何学歪補正手段、６０３，６１３はフィル
タリング演算手段、６０４，６１４は逆投影演算手段、
６０５は画像合成手段、６０６は再構成画像格納メモ
リ、６０７はフレームメモリ、ＳＷ１は切替スイッチ、
ＳＷi1（Ｎ），ＳＷi2（Ｎ）（ただし、Ｎは０を含む自
然数）は入力側スイッチ、ＳＷo1（Ｎ），ＳＷo2（Ｎ）
（ただし、Ｎは０を含む自然数）は出力側スイッチを示
す。 【０１１９】図６において、６００は周知のＡ／Ｄ変換
器であり、ＴＶカメラ５で撮像したＸ線透過像をデジタ
ル信号に変換する。 【０１２０】シェーディング補正手段６０１，６１１
は、撮影系の特性を補正するための周知の補正手段であ
り、ＴＶカメラ５で撮像されたＸ線画像のデータ（生デ
ータ）に含まれる誤差、および、プリアンプ部のオフセ
ット電圧を補正することにより、Ｘ線検出器の感度ばら
つき等に伴う画像の濃度レベル等の補正を行う。 【０１２１】画像幾何学歪補正手段６０２，６１２は、
Ｘ線イメージインテンシファイア３およびＴＶカメラ５
の光学系等による画像の歪を補正するための周知の手段
であり、たとえば、文献（３）の「医用電子と生体工学
誌、第３３回日本ＭＥ学会大会論文集、１９９４、２２
２ページ」に記載の方法が代表的である。 【０１２２】フィルタリング演算手段６０３，６１３
は、数１０に示される周知のフィルタリング演算手段で
あり、たとえば、画像のボケの回復等を行うコンボリュ
ーション演算を行う。 【０１２３】逆投影演算手段６０４，６１４は、数１０
に示される周知の逆投影演算を行うための手段であり、
いわゆる投影データからＣＴ画像を再構成するための演
算を行う。 【０１２４】画像合成手段６０５は、周知の画像合成手
段であり、逆投影演算手段６０４と逆投影演算手段６１
４とから出力される再構成画像を合成する。 【０１２５】再構成画像格納メモリ６０６は、たとえ
ば、周知の主メモリであり、画像合成手段により合成さ
れた画像データを格納（記憶）しておき、画像表示手段
に出力する。 【０１２６】つぎに、図１および６に基づいて、本発明
のＸ線ＣＴ装置の動作を説明すると、まず、Ｘ線管１か
ら発生されたＸ線は被検体８を透過し、Ｘ線グリッド２
により散乱線が遮蔽され、Ｘ線イメージインテンシファ
イア３により可視光線に変換され、光学レンズ系４によ
ってテレビカメラ５に結像される。 【０１２７】テレビカメラ５は画像をビデオ信号に変換
し、画像収集処理手段１４に入力する。 【０１２８】このとき、テレビカメラ５のＣＴスキャン
における標準走査モードは毎秒６０フレーム、走査数５
２５本であるが、毎秒３０フレーム、走査線数１０５０
本による撮影も可能である。 【０１２９】また、高精細撮影モードとして毎秒７．５
フレーム、走査線数２１００本による撮影も可能であ
る。 【０１３０】ＣＴスキャンにおける標準走査モードで
は、１．２５度毎に毎秒６０枚の画像を計測し、４．８
秒間に２８８枚の画像を得る。 【０１３１】このとき、Ｘ線３次元像の表示は、画像の
再構成を行いながらその途中結果を順次表示することも
可能であり、また、画像の再構成が全て終了した後に表
示することも可能である。 【０１３２】すなわち、テレビカメラ５による撮像は、
Ｘ線発生点ＳのＸ軸に対する回転角Φに対して、等しい
ステップ角度ΔΦ（デルタΦ）毎に行われる。 【０１３３】このとき、各回転において撮影を行う回数
を２Ｎとすると、ΔΦ＝π／Ｎ［ｒａｄ（ｒａｄｉａ
ｎ：ラジアン）］である。 【０１３４】また、１回転目の撮影時におけるΦの位置
は、Φ＝ΔΦ×ｎ（ただしｎ＝０，１，・・・，２Ｎ−
１）で表され、以下ではこれらを省略して、Φ１（ｎ）
と表現する。 【０１３５】また、同様に２回転目の撮影時におけるΦ
の位置をΦ２（ｎ）＝ΔΦ×ｎと表現する。 【０１３６】このとき、前述するように、２Ｎの代表的
個数は２８８であり、このときのΔΦの値は１．２５
［度］である。 【０１３７】いま、それぞれのＸ線発生点Ｓの位置Φ１
（ｎ）およびΦ２（ｎ）において、テレビカメラ５で撮
影された被検体８のＸ線透過像は、Ａ／Ｄ変換器６００
によりデジタル信号に変換される。 【０１３８】切替スイッチＳＷ１は、撮影が１回転目で
あるか２回転目であるかによって左右にスイッチし、各
投影データをフレームメモリ６０７の、１回転目および
２回転目のデータにそれぞれ対応する格納場所に転送す
る。 【０１３９】また、スイッチＳＷｉ１（０）〜ＳＷｉ１
（２Ｎ−１）、および、ＳＷｉ２（０）〜ＳＷｉ２（２
Ｎ−１）は、それぞれΦ１（０）〜Φ１（２Ｎ−１）、
および、Φ２（０）〜Φ２（２Ｎ−１）における撮影時
にのみ接続され、各投影データをフレームメモリ６０７
のそれぞれに対応する格納場所に転送する。 【０１４０】フレームメモリ６０７は、各Φ１（ｎ）お
よびΦ２（ｎ）において撮影された投影データを、所定
の格納場所に格納する。 【０１４１】フレームメモリ６０７の格納場所Φ１
（０）〜Φ１（Ｎ−１）、および、Φ２（Ｎ）〜Φ２
（２Ｎ−１）に格納された投影データは、Ｘ線発生点Ｓ
の軌跡５０２に対して収集された投影データに相当す
る。 【０１４２】これらはそれぞれスイッチＳＷｏ１（０）
〜ＳＷｏ１（Ｎ−１）、および、ＳＷｏ２（Ｎ）〜ＳＷ
ｏ２（２Ｎ−１）により順次読み出され、シェーディン
グ補正手段６１１、および、画像幾何学歪補正手段６１
２により画像の濃度レベルの補正および幾何学的歪の補
正を行う。 【０１４３】さらに、フィルタリング演算手段６１３お
よび逆投影演算手段６１４により、フィルタリング処理
および逆投影処理をそれぞれ行い、再構成像を得る。 【０１４４】一方、フレームメモリ６０７の格納場所Φ
２（０）〜Φ２（Ｎ−１）、および、Φ１（Ｎ）〜Φ１
（２Ｎ−１）に格納された投影データは、Ｘ線発生点Ｓ
の軌跡５０１に対して収集された投影データに相当す
る。 【０１４５】これらの投影データに対しても、前述する
軌跡５０２と同様の一連の作業によって再構成を行う。 【０１４６】なお、軌跡５０１および軌跡５０２のそれ
ぞれに対する前述する一連の作業は、異なる別の装置に
よって並列に行ってもよいことは言うまでもない。 【０１４７】また、同一の装置によって順番または交互
に行ってもよいことは言うまでもない。 【０１４８】軌跡５０１および軌跡５０２に対してそれ
ぞれ得られた再構成像は、画像合成手段６０５により１
つの画像に合成された後に、再構成画像格納メモリ６０
６に格納される。 【０１４９】また、再構成画像格納メモリ６０６に格納
された再構成像（３次元再構成されたＸ線３次元像）
は、表示手段１５により画像として表示される。 【０１５０】以上説明したように、本実施の形態のＸ線
ＣＴ装置によれば、被検体８に固定した極座標（ｕ，
θ）を用いて表現したＸ線透過像の強度（ｐ（ｕ，
θ））を、Ｘ線発生点ＳのＸ軸に対する回転角Φと、回
転天板６（撮影系）の回転中心ｏを通り、Ｘ線発生点Ｓ
と回転中心ｏとを結ぶｘ軸と垂直に交わる直線をｙ軸と
したときに、Ｘ線発生点Ｓと再構成点３００とを結ぶ直
線がｙ軸と交わるときの座標値ｙとを用いてｐ（ｙ，
Φ）と表現した場合に、ｐ（ｕ，θ）とｐ（ｙ，Φ）と
が一対一に対応する（条件１）ように、すなわち、Ｘ線
発生点Ｓの軌跡が単純閉曲線（Ｊｏｒｄａｎ閉曲線）と
なるように、Ｘ線透視画像を撮影することにより、数学
的により完全な形で画像の再構成を行うことができる。 【０１５１】すなわち、文献（２）に示されるような、
Ｘ線発生点Ｓの不連続な軌跡に対して（すなわち、ｐ
（ｕ，θ）とｐ（（ｙ，Φ）とが一対一に対応しないよ
うな場合に対して）、断層画像を再構成する必要がない
ので、高画質の断層画像を得ることができる。 【０１５２】また、文献（２）に示されるような、Ｘ線
発生点Ｓの異なる複数の軌跡に対して、同一の再構成点
に対して等しい投影角度を持つＸ線ビームの重複度を計
算する必要がなくなるので、断層画像の構成を高速に行
うことができる。 【０１５３】すなわち、標本数（再構成点３００の数）
をｎ³としたとき、従来のＸ線ＣＴ装置における画像の
再構成では、Ｘ線ビームの重複度を求めるためにｎ⁴回
オーダの計算を行わなければならなかったが、本実施の
形態のＸ線ＣＴ装置における画像の再構成では、このよ
うな計算を行う必要がないので、計算量を減少できる。 【０１５４】異なる複数個の閉曲線で得られる複数枚の
画像を合成することにより、大視野の断層画像を得るこ
とができる。 【０１５５】さらには、異なる複数個の閉曲線で得られ
る複数枚の画像に共通する部分を合成することにより、
断層画像のアーチファクトと呼ばれる画像の再構成時に
発生するノイズを減少できるので、高画質の断層画像を
得ることができる。 【０１５６】なお、本発明はＸ線透視装置、Ｘ線撮影装
置、立体Ｘ線撮影装置等にも適用できることは言うまで
もない。 【０１５７】また、文献（１）のフェルドカンプの３次
元再構成法を一般的に拡張した方法として、文献（４）
の「ＩＥＥＥ，トランザクションズ オン メディカル
イメージング，１２巻（１９９３年）、第１３号、４
８６−４９６ページ（A General Cone-Beam Reconstruc
tion Algorithm;Ge Wang,et al.;IEEE Transactionson
Medical Imaging,Vol12,No.13,(1993),pp.486-496）」
に記載のジィ ウェンの方法がある。 【０１５８】この方法は、Ｘ線管１とＸ線検出器とから
なる撮影系の回転に対し、被検体８を撮影系の回転面と
垂直な方向に動かすことで、被検者８の回転軸方向に対
する視野を拡大するという方法であるが、その再構成ア
ルゴリズムは基本的にフェルドカンプの再構成アルゴリ
ズムを応用したものである。 【０１５９】したがって、本発明を文献（４）の方法に
適用可能なことは言うまでもない。 【０１６０】以上、本発明を実施例に基づき具体的に説
明したが、本発明は前記実施例に限定されるものではな
く、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更しうる
ことはいうまでもない。 【０１６１】 【発明の効果】本願において開示される発明によって得
られる効果を簡単に説明すれば、以下の通りである。 【０１６２】（１）再構成処理における重複度を求める
演算を排除し、被検体の３次元ＣＴ像を高速に得ること
ができる。 【０１６３】（２）再構成処理により得られる３次元Ｃ
Ｔ像の画質を向上させることができる。

【図面の簡単な説明】 【図１】本発明の一実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の概
略構成を示すブロック図である。 【図２】Ｘ線管１の被検体に対する移動の軌跡を説明す
るための図である。 【図３】Ｘ線発生点Ｓから放射され、再構成点を通過す
るＸ線ビームと、このＸ線ビームを表現するためのパラ
メータとを説明するための図である。 【図４】ｐ（ｕ，θ）とｐ（ｙ，Φ）が１対１に対応す
るために、Ｘ線発生点Ｓの軌跡が満たす条件を説明する
ための図である。 【図５】本発明のＸ線ＣＴ装置において、再構成に用い
るＸ線発生点Ｓの軌跡を説明するための図である。 【図６】被検体のＸ線透過データを収集してから被検体
の３次元ＣＴ像を再構成を行うまでの動作を説明するた
めの図である。 【図７】２次元ＣＴ像の再構成式を３次元に拡張する方
法を説明するための図である。 【図８】従来の撮影方式を説明するための図である。 【符号の説明】 １…Ｘ線管、２…Ｘ線グリッド、３…Ｘ線イメージイン
テンシファイア、４…光学レンズ系、５…テレビカメ
ラ、６…回転板、７…寝台天板、８…被検体、９…撮影
制御手段、１０…回転板回転手段、１１…天板位置変動
手段、１２…回転板角度計測手段、１３…天板位置計測
手段、１４…画像収集処理手段、１５…画像表示手段、
ＸＹ座標系…被検体に固定した絶対座標系、Ｏ…ＸＹ座
標系の原点、ｃ…寝台天板の振幅、ベクトルｏ_φ…撮影
系に固定したｘｙｚ座標系の原点である撮影系の回転中
心ｏの位置（回転板の回転中心ｏの座標値）、Ｓ…Ｘ線
の発生点であるＸ線管のＸＹ座標系での位置、Φ…Ｘ線
発生点のＸ軸に対する回転角、Ｄ…撮影系の回転中心ｏ
とＸ線発生点との距離、２０１…Ｘ線発生点の１回転目
の軌跡、２０２…Ｘ線発生点の２回転目の軌跡、３００
…再構成点、３０１…Ｘ線ビーム、θ…Ｘ軸とｕ軸とが
なす角度、ｕ_Φ…ｕ軸方向の単位ベクトル、ｘ_Φ…ｘ軸
方向の単位ベクトル、ｙ_Φ…ｙ軸方向の単位ベクトル、
ｒ…ＸＹ座標系の原点から再構成点へのベクトル、４０
０…再構成可能領域、４０１，４０２，４０３…直線、
ｏ_Φ…回転板の回転中心ｏの座標値、５０１、５０２…
連続な閉曲線の軌跡、６００…Ａ／Ｄ変換器、６０１，
６１１…シェーディング補正手段、６０２，６１２…画
像幾何学歪補正手段、６０３，６１３…フィルタリング
演算手段、６０４，６１４…逆投影演算手段、６０５…
画像合成手段、６０６…再構成画像格納メモリ、６０７
…フレームメモリ、ＳＷ１…切替スイッチ、ＳＷi1
（Ｎ），ＳＷi2（Ｎ）…入力側スイッチ、ＳＷo1
（Ｎ），ＳＷo2（Ｎ）…出力側スイッチ、７００…斜平
面。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭55−88744（ＪＰ，Ａ) 特許3378401（ＪＰ，Ｂ２) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 6/03

Claims (1)

1. (57)【特許請求の範囲】 【請求項１】 Ｘ線源に対向配置されるＸ線検出手段と
   前記Ｘ線源とを被検体の周囲の円軌道上で回転させる回
   転手段と、前記被検体を前記円軌道面に平行な方向に移
   動させる移動手段と、前記Ｘ線検出手段により計測され
   た前記被検体を透過したＸ線透過像から前記被検体の画
   像を再構成する画像構成手段とを有し、前記Ｘ線検出手
   段は、前記被検体に固定されると共に前記円軌道面に平
   行な平面座標系における前記Ｘ線源の軌跡が単純閉曲線
   となる軌跡で前記被検体を透過した前記Ｘ線透過像を、
   前記被検体を前記円軌道面に平行な方向に移動させなが
   ら計測し、前記画像構成手段は、複数の異なる前記単純
   閉曲線の軌跡で計測された前記Ｘ線透過像を用いて得ら
   れた複数の再構成画像を１枚の再構成画像に合成する画
   像合成手段を有することを特徴とするＸ線撮影装置。