JP4498023B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明は、１８０度＋ファン角度〜３６０度までの間の投影データを用いて、断層画像を再構成するＸ線ＣＴ装置に関するものである。

Ｘ線ＣＴ（Computer Tomography）装置において、１回転分の投影データを使わずに、１８０度＋ファン角度の投影データを用いて再構成するハーフスキャン再構成が行われている。更に、１８０度＋ファン角度〜３６０度までの間の投影データを用いた場合にも、特許文献１のように同様の方法で再構成できることも知られている。

特開２００１−２９９７３８号公報

これをサイノグラムを用いて説明すると、図９に示すＸ線源１に対して被写体Ｓを介して対向するＸ線検出器２によるシステム構成において、サイノグラムは図１０に示すように横軸をＸ線検出器２のファン角度又はチャンネル方向、縦軸をＸ線源１の投影角度方向として投影データを並べて画像にしたものである。ここでは、円弧状のＸ線検出器２で説明しているため、横軸はファン角度となっているが、直線状のＸ線検出器２の場合には距離から角度への変換が必要である。

Ｘ線源１としてファンビームを用いた場合に、図１１に示すようにファン角度αのＸ線透過経路は投影角度を１８０度＋２α回転すると、ファン角度が−αであるＸ線透過経路と一致する。これはファン角度α、投影角度βの透過経路の透過データ値をｇ（α，β）とすれば、これに対向する透過経路の透過データ値ｇ（−α，π＋β＋２α）が一致しているということを意味している。つまり、ｇ（α，β）＝ｇ（−α，π＋β＋２α）となっている。これはサイノグラム上では、図１２に示すように表される。

これにより、投影角度を０度〜１８０度＋２δ（δはファンの片側最大角度）としたとき、図１３に示すグレイの部分は二重に重複したデータとなっていることが分かる。従って、この重複したデータ部分を、重み係数によって重複していない部分と、同じ重みになるように補正すれば、正常に再構成することができることになる。

なお、１８０度＋ファン角度αよりも大きい投影角度の場合でも、ハーフスキャン再構成と同様に重み係数を用いて再構成することができる。

実際のＣＴシステムで使われる再構成は、３６０度全周分の投影データを用いたフルスキャン再構成又は１８０度＋ファン角度αの投影データを用いたハーフスキャン再構成の何れかである。ハーフスキャン再構成の場合には、再構成に用いられる投影データがほぼ半分であるため画質は不十分である。

また、フルスキャン再構成の場合には、用いる投影データは２倍とはなるが、その分だけ撮影に要する時間も２倍となり、走査中に例えば体動やＸ線の線質の変動等の不具合が発生する危険性が高くなり、この不具合が発生すると投影データに矛盾が生じて、アーチファクトが発生したり画質の劣化が生じたりしてしまうことになる。

また、０度〜１８０度＋ファン角度α〜３６０度までの投影データを用いた場合の再構成も知られているが、どの範囲の投影データを用いたら良いのかについては、考慮されていない。

本発明の目的は、上述の問題点を解消し、サイノグラムを用いて走査中の体動やＸ線の線質の変動等の撮影の不具合がない投影データの投影角度範囲を決定し、その投影角度範囲内の投影データを使って再構成し、高画質な断層画像を得るＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

上記目的を達成するための本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線撮影により投影データを得るＸ線ＣＴ撮影において、サイノグラムより投影角度ごとに該投影角度の投影データと対向する投影データの整合性の度合いを求める演算手段と、該演算手段で得られた前記整合性の度合いを用いて、前記投影角度の有効範囲を決定する決定手段と、該決定手段で決定した前記有効範囲内の前記投影データを用いて再構成し断層画像を得る断層画像形成手段とから成ることを特徴とする。

本発明に係るＸ線ＣＴ装置によれば、撮影時の不具合のない有効な投影データを用いて再構成するために、画質の良い断層画像を作成することができ、診断に好適である。

本発明を図示の実施例に基づいて詳細に説明する。
図１は実施例１によるＸ線ＣＴシステムの構成図である。患者である被写体Ｓを挟んでＸ線源１１とＸ線検出器１２が配置され、Ｘ線源１１には撮影システム制御部１３の出力が、Ｘ線発生制御部１４を介して接続されている。また、Ｘ線検出器１２の出力は画像入力部１５を介して撮影システム制御部１３に接続されている。更に、撮影システム制御部１３には、画像処理部１６、画像保存部１７、診断モニタ１８、操作部１９、ネットワーク２０が接続されており、ネットワーク２０にはプリンタ２１、診断ワークステーション２２、画像データベース２３が接続されている。

Ｘ線発生装置制御部１４により制御されたＸ線源１１から発生したＸ線は、患者である被写体Ｓを透過してＸ線検出器１２により検知され、検知されたＸ線は投影画像として撮影システム制御部１３を介して画像入力部１５に入力される。このＸ線源１１とＸ線検出器１２は被写体Ｓを回転中心として回転を行いながら、所定の回転角度毎に投影画像の収集を行う。或いは、Ｘ線源１１とＸ線検出器１２の位置関係を保持しながら、回転テーブル上に固定した被写体Ｓを回転させてもよい。

入力された各回転角度の投影画像は、撮影システム制御部１３を介して画像処理部１６によってＸ線検出器１２の補正、対数変換を含めた前処理や再構成処理等の画像処理がなされ、断層画像群が作成される。作成された断層画像群は診断モニタ１８に表示、画像保存部１７に保存、ネットワーク２０を介してプリンタ２１、診断ワークステーション２２、画像データベース２３に出力されたりする。表示のウインドウ操作や体軸方向の断層画像の切換え表示操作や断面変換操作、三次元表面表示操作などの種々の操作は操作部１９によって行われる。

図２はこのシステムにおける動作の説明図を示し、サイノグラムから投影角度ごとに対向するファンビームの投影データとの誤差、つまり整合性の度合いを求めて、この整合性の度合いが基準内である範囲を求めて、これから有効投影角度範囲を決定し、この基準内範囲の投影データを用いて再構成する。

これを実施するために、次の（１）〜（５）のステップの手順を行う。

（１）ステップ１：サイノグラムを作成する。

サイノグラムは図１０に示したように、横軸はＸ線検出器１２のファン角度α又はチャンネル方向、縦軸はＸ線源１１の投影角度方向にして投影データを並べて画像にしたものである。

Ｘ線検出器１２に二次元の平面検出器を用いる場合には、体軸方向には特定の位置の検出器列を用いる。この特定の位置は、例えばＸ線ビームの中心軸と一致している位置とすればよい。

或いは、複数の位置でサイノグラムを作成してステップ４まで実行し、全ての位置で共通する有効投影角度を有効投影角度として決定してもよい。

（２）ステップ２：サイノグラムから投影角度ごとに対向するファンビームの投影データを作成する。

Ｘ線源１１としてファンビームを用いた場合に、図１１に示したようにファン角度αのＸ線透過経路は投影角度を１８０度＋２α回転すると、ファン角度が−αであるＸ線透過経路と一致する。図１２で説明したように、透過経路の透過データ値をｇ（α，β）はｇ（−α，π＋β＋２α）と一致し、ｇ（−α，π＋β＋２α）のデータは投影角度が離散化されているため、実際に投影データがπ＋β＋２α上に存在するとは限らない。その場合には、前後の投影データから補間により作成する。このｇ（α，β）とｇ（−α，π＋β＋２α）は離散化された投影角度β_iごとの一次元ベクトルデータとして表すことができる。

これらの一次元ベクトルデータを、それぞれｇ_βi（α_j）及び[ｇ_βi（α_j）]とおく。ここで、α_jと[α_j]、β_iと[β_i]はそれぞれ対応しており、このｇ_βi（α_j）と[ｇ_βi（α_j）]は本来一致しているべきデータである。

（３）ステップ３：投影角度ごとに対向するファンビームの投影データとの整合性の度合いを求める。

この整合性の度合いとは、ｇ_βi（α_j）と[ｇ_βi（α_j)]の一致度のことである。つまり、ｇ_βi（α_j）と[g_βi（α_j)]の一致度が高いことは、ｇ_βi（α_j）と[ｇ_βi（α_j）]の間の誤差が小さいということを意味している。

そこで、整合性の度合いの１つの指標として、ｇ_βi（α_j）と[ｇ_βi（α_j）]の平均二乗誤差Ｅを用いることができる。これは、Ｅ＝√Σ｛ｇ_βi（α_j）−[ｇ_βi（α_j）]｝²の式により、ｊを変化させることによって求めることができる。勿論、平方根を求めなくともよく、単純に絶対値誤差Ｅ＝｜Σ｛ｇ_βi（α_j）−[ｇ_βi（α_j）]｝｜としてもよい。これらの平均二乗誤差、絶対値誤差Ｅが小さいほど、整合性の度合いが高いことになる。

（４）ステップ４：整合性の度合いの基準内範囲を求め、この基準内範囲から投影角度範囲を決定する。

ステップ３で求めた絶対値誤差Ｅは、β_i又は[β_i]をインデックスとした一次元ベクトルとなっている。図３は２つのサイノグラムから得られた絶対値誤差Ｅを示し、横軸は投影角度を表しており、ファン角度をδとすると０〜π−２δの範囲で作成することができる。縦軸の絶対値誤差Ｅが予め定められた基準誤差より小さい範囲を求めて基準内範囲とする。

次に、図４（ａ）の基準内範囲から、正常な撮影が行われたと見倣すことができる図４（ｂ）の有効投影角度範囲を決定する。

ここで、例えば図３のように基準内範囲が０〜γと求まったとすると、このときには図５に示すように０〜γまではｇ_γとｇ_γ+πが一致しており、γ＋Δβ以降は全ての角度で一致していないと見倣すことができる。これは、γからγ＋Δβに移るところ、又はγ＋πからγ＋Δβ＋πに移るところで、体動などの変化があったものと推定される。

ここで、仮にγ＋πがπ＋２δを越えていて、γからγ＋Δβに移るところで変化があったとすると、γ以前で不一致が生ずるため、変化はγからγ＋Δβではなく、γ＋πからγ＋Δβ＋πに移るところで変化があったものと推定できる。

ただし、γ＋πからγ＋Δβ＋πに移るところは、実際の投影データとしては４δの幅を持っていて、このままでは特定できないので、図６に示すようにγ＋π−２δ〜γ＋π＋２δ＋Δβの範囲の投影データと、これに対向する投影データの整合性の度合いを前述と同様に評価し、有効投影角度範囲を決定することができる。

また、γ＋πがπ＋２δを越えていなかった場合にも、同様にγ＋π−２δ〜γ＋π＋２δ＋Δβの範囲の投影データと、これに対向する投影データの整合性の度合いを同様に評価することによって、有効投影角度範囲を決定することができる。

ただし、ここで決定された投影角度の有効範囲がπ＋２δより小さければ、再構成に必要な投影データが揃っていないことになり、撮影は失敗したと見倣すことができる。この判定を撮影と並行してリアルタイムで行えば、撮影失敗と判定されたその時点で、撮影を中断して余分なＸ線被爆を防ぐことが可能である。このような判定は、有効範囲が図７（ａ）、（ｂ）に示すようなパターンの場合にも同様に適用することができる。

図８に示すように、或る投影角度γでのみ一致していないパターンの場合には、投影角度γのデータに異常があると判断することができ、撮影角度γを除いたものを投影角度の有効範囲とすればよい。その他の場合は、図７と図８の組み合わせで考えることができる。

（５）ステップ５：ステップ４で求めた投影角度範囲の投影データを再構成して断層画像を作成する。

断層画像は原理的に１８０度＋ファン角度以上の投影データがあれば、再構成することができる。１８０度＋ファン角度〜３６０度までの間の投影データを用いた場合の方法は、特許文献２に開示されているが、３６０度走査では全ての投影角度データが重複しているが、３６０度未満の投影データを用いて再構成する場合には、重複している投影角度と重複していない投影角度があるため、重複している投影データの重みを調整すれば、正常に再構成することができる。

このようにして、正常に走査された範囲内の投影データを用いた断層画像を作成することができる。

特開２００１−２９９７３８号公報

実施例のＸ線ＣＴシステムの構成図である。 サイノグラムより投影角度の基準内範囲を求める説明図である。 投影データの基準内範囲を求める説明図である。 基準内範囲から有効投影角度範囲を求める説明図である。 変化があった投影角度のサイノグラムによる説明図である。 有効投影角度範囲のサイノグラムによる説明図である。 有効範囲のパターンの説明図である。 有効範囲のパターンの説明図である。 Ｘ線ＣＴシステムの構成図である。 サイノグラムの説明図である。 対向する投影データの説明図である。 対向する投影データのサイノグラムによる説明図である。 重複している投影データのサイノグラムによる説明図である。

符号の説明

１１ Ｘ線源
１２ Ｘ線検出器
１３ 撮影システム制御部
１４ Ｘ線発生制御部
１５ 画像入力部
１６ 画像処理部
１７ 画像保存部
１８ 診断モニタ
１９ 操作部

Claims (6)

1. Ｘ線撮影により投影データを得るＸ線ＣＴ撮影において、サイノグラムより投影角度ごとに該投影角度の投影データと対向する投影データの整合性の度合いを求める演算手段と、該演算手段で得られた前記整合性の度合いを用いて、前記投影角度の有効範囲を決定する決定手段と、該決定手段で決定した前記有効範囲内の前記投影データを用いて再構成し断層画像を得る断層画像形成手段とから成ることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記整合性の度合いは、前記投影データと前記対向する投影データ間の誤差の評価量としたことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記対向する投影データは補間により作成して求めることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記有効範囲の決定は、前記投影データと対向する前記投影データの整合性の度合いが基準内である範囲を求め、該基準内範囲から前記投影角度の有効範囲を決定することを特徴とする請求項１又は２又は３に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記Ｘ線撮影と並行して前記投影角度の有効範囲の判定を行い、前記投影角度の有効範囲がファン角度に１８０度を加えた角度未満の場合には、前記Ｘ線撮影を中断するようにしたことを特徴とする請求項１〜４の何れか１つの請求項に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記有効範囲内において前記投影データが重複している場合には、重複している投影データの重みを調整することを特徴とする請求項１〜５の何れか１つの請求項に記載のＸ線ＣＴ装置。

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