JP5854658B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置（Ｘ−ｒａｙ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：Ｘ線コンピュータ断層撮影装置）に関する。

Ｘ線ＣＴ装置として、コーンビームＸ線で被検体をスキャンすることで収集された投影データを再構成処理してボリュームデータを発生可能なものが知られている。コーンビームを用いたコンピュータ断層撮影（以下、コーンビームＣＴという）では、ＦＤＫ（フェルドカンプ：Ｆｅｌｄｋａｍｐ）再構成等のコーンビーム再構成処理が用いられる。

近年、Ｘ線検出器の多列化が進み、それに伴いコーン角が増大している。コーン角の影響により、コーンビーム再構成に基づいて発生されたボリュームデータには、コーンビームアーチファクトが顕著に現れる。

コーンビームアーチファクトは、様々な撮影部位において発生する。例えば背骨が描出されたサジタル断面画像では、椎体とその周辺部との間で急峻なＣＴ値（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ Ｎｕｍｂｅｒ）の勾配があるため、椎体からコーンビームアーチファクトが発生することが知られている。このコーンビームアーチファクトを低減する従来技術として、例えば特許文献１が知られている。

特許文献１では、背骨の撮影において、コーンビームＸ線でのスキャンで収集された投影データに基づいて基準ボリュームデータを生成している。この後、椎体からのコーンビームアーチファクトは、体軸（Ｚ軸）方向にＣＴ値勾配が急峻であるが、ＸＹ方向にＣＴ値勾配が緩やかであることに基づいて、Ｚ軸方向のフィルタ処理と、ＸＹ平面のフィルタ処理とを別々に行っている。これにより、基準ボリュームデータに含まれるコーンビームアーチファクト成分を抽出し、コーンビームアーチファクト成分と基準ボリュームデータとの差分をとることでコーンビームアーチファクトを低減している。

特開２００９−３４４７８号公報

コーンビームアーチファクトは、正確な画像診断のためには、できる限り小さいことが望ましい。このため、コーンビームＣＴにおいて、コーンビームアーチファクトを従来よりもさらに低減するための技術が要望されていた。

一実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置は、コーンビームＸ線による本スキャンを実行するものであり、抽出処理部と、方向決定部と、補正量調整部と、画像生成部とを備える。
抽出処理部は、本スキャンの前に被検体を透過したＸ線の検出によって生成された画像データが示す被検体の骨領域において、隣接する骨領域よりもＸ線吸収率が高い骨領域を高吸収領域として抽出する。
方向決定部は、入力情報または高吸収領域の形状に基づいて、高吸収領域の向きを示す直線を方向線として決定する。
補正量調整部は、本スキャンにおけるコーンビームＸ線の進行方向の代表直線と、前記方向線との傾き角度を算出し、コーンビームアーチファクトの補正処理における補正量を前記傾き角度に基づいて調整する。
画像生成部は、本スキャンとして被検体を透過したコーンビームＸ線を検出して、検出信号に基づいて投影データを収集し、再構成処理と、補正量調整部により調整された補正量に基づく補正処理とを投影データに施すことで、被検体の画像データを生成する。

本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の全体構成を示すブロック図。 Ｘ線検出器の構成およびコーン角の定義の一例を示す模式的斜視図。 高吸収領域としての頭蓋底が長方形領域であると仮定して、この長方形領域の長辺に平行にＸ線が照射された場合のコーンビームアーチファクトのシミュレーション結果を示す模式図。 図３から頭蓋底の長方形領域を１０°傾けた場合のコーンビームアーチファクトのシミュレーション結果を示す模式図。 頭蓋底の領域を斜線領域として、コーンビームアーチファクトの領域をハッチング領域として、図３を模式化した図。 頭蓋底の領域を斜線領域として、コーンビームアーチファクトの領域をハッチング領域として、図４を模式化した図。 コーンビームＸ線の進行方向の中心軸が鉛直方向に合致している場合における、当該中心軸と、高吸収領域との角度を示す説明図。 コーンビームＸ線の進行方向の中心軸を鉛直方向から傾けた場合における、当該中心軸と、高吸収領域との角度を示す説明図。 頭部のスカウト画像の一例を示す模式図。 図９のスカウト画像から高吸収領域を抽出して識別表示した一例を示す模式図。 図１０のように一領域として抽出された高吸収領域に対して、その向きを示す方向線の自動算出方法の一例を示す模式図。 図９のスカウト画像から高吸収領域を抽出して識別表示した別の例を示す模式図。 図１２のように複数の領域として抽出された高吸収領域に対して、その向きを示す方向線の自動算出方法の一例を示す模式図。 高吸収領域の向きを示す方向線を、ユーザがマニュアルで設定する場合の表示の一例を示す模式図。 傾き角度に応じた補正係数の一例を示すグラフ。 本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の動作の流れの一例を示すフローチャート。

以下、Ｘ線ＣＴ装置およびＸ線コンピュータ断層撮影方法の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する

（本実施形態の構成）
図１は、本実施形態におけるＸ線ＣＴ装置２０の構成を示すブロック図である。図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置２０は、ガントリ２２と、Ｘ線管２４と、回転部２８と、寝台３２と、Ｘ線検出器３６と、高電圧発生器４０と、回転駆動部４４と、寝台制御部４８と、システムバス５２と、データ収集システム（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ：以下、ＤＡＳという）５６と、再構成部６０と、抽出処理部６４と、方向決定部６８と、補正量調整部７２と、補正部８０と、記憶部８４と、入力部８８と、システム制御部９２と、表示部９６とを備える。

ガントリ２２は、円環状または円板状の回転部２８を回転可能に支持する。
寝台３２は、回転部２８の中央部に設けられた開口部（図示せず）に挿入され、寝台３２上には被検体Ｐが乗せられる。

回転部２８内では、Ｘ線管２４の放射口と、Ｘ線検出器３６とが被検体Ｐを間にして対向するように配置される。

Ｘ線検出器３６は、多チャンネルの検出素子を円弧状に配列した構成であり、Ｘ線管２４から照射されて被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。

回転駆動部４４は、システム制御部９２から入力される駆動制御信号に基づいて回転部２８を駆動し、回転部２８に支持されたＸ線管２４およびＸ線検出器３６を被検体Ｐの周りで連続回転させる。

寝台制御部４８は、システム制御部９２から入力される寝台制御信号に基づいて、寝台３２の位置を制御する。

高電圧発生器４０は、不図示のスリップリングを介してＸ線管２４の高電圧ケーブルに接続されている。高電圧発生器４０は、システム制御部９２から供給されるＸ線制御信号に基づいて、所定の管電流および管電圧をＸ線管２４に供給する。

入力部８８は、キーボード、マウス、表示パネルや選択ボタン等の入力デバイスを備え、操作者は、投影データの収集に先立ち、この入力部８８において被検体Ｐの情報の入力や投影データの収集条件、再構成条件、画像表示条件等の設定を行なう。これにより設定された条件は、システム制御部９２に入力される。

システム制御部９２は、入力部８８から入力される各種設定条件等に従って、Ｘ線ＣＴ装置２０の各部を制御する。また、システム制御部９２は、Ｘ線管２４の制御部（図示せず）に接続され、Ｘ線管２４によるコーンビームＸ線を用いた撮影を制御する。

ＤＡＳ５６は、Ｘ線検出器３６の各検出素子からの出力を時間積分する積分器と、積分器の出力をチャンネル単位で高速かつシリアルに取り込むマルチプレクサと、マルチプレクサの出力信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄコンバータとを有する。ＤＡＳ５６は、システム制御部９２から入力されるデータ収集制御信号に基づいて、Ｘ線検出器３６により検出されるＸ線パス毎のＸ線透過率を反映した投影データを収集し、これを再構成部６０および記憶部８４に入力する。

再構成部６０は、被検体Ｐの複数のスライス面に対して収集された投影データに対し、コーンビーム再構成を行い、画像データを生成する。画像データとしては、マルチスライス画像データでも、ボリュームデータでもよいが、ここでは一例としてボリュームデータであるものとする。ボリュームデータは、３次元的な画像データ、即ち、厚みのある範囲の画像データであり、例えば、各ボクセル（各画素）がその輝度レベルを規定するＣＴ値（画素値）を有するものである。

抽出処理部６４は、本スキャン前に行われるスカウトスキャンで得られたスカウト画像の画像データが示す被検体Ｐの骨領域において、隣接する骨領域よりもＸ線吸収率が高い骨領域を「高吸収領域」として抽出する。

方向決定部６８は、高吸収領域の（長手方向の）向きを示す直線を「方向線」として決定する。

補正量調整部７２は、本スキャンでのコーンビームＸ線の進行方向の代表直線（例えばコーンビームＸ線の中心軸）と、前記方向線との傾き角度を算出し、コーンビームアーチファクトを補正する補正処理における補正係数を上記傾き角度に基づいて決定する。

補正部８０は、補正量調整部７２により決定された補正係数に基づいて、再構成部６０により再構成されたボリュームデータにコーンビームアーチファクト補正処理を施す。

記憶部８４は、被検体Ｐの複数のスライス面に対して収集された投影データを保存する。また、記憶部８４は、再構成部６０により生成されたボリュームデータを保存し、システム制御部９２の指令に従って、上記ボリュームデータを表示部９６に入力する。

表示部９６は、上記ボリュームデータに患者情報等の付帯情報を付加して表示データを生成し、これによりＸ線ＣＴ画像を不図示のモニタに表示する。

図２は、Ｘ線検出器３６の構成およびコーン角の定義の一例を示す模式的斜視図である。Ｘ線管２４は、高電圧発生器４０からの高電圧の印加およびフィラメント電流の供給を受けてコーンビームＸ線を発生可能である。コーンビームＸ線は、大きなコーン角を有するＸ線ビームであり、一般的には四角錐形状である。

図２に示すように、Ｘ線管２４のＸ線焦点Ｆから発生されたコーンビームＸ線は、Ｘ線検出器３６によって検出される。Ｘ線検出器３６は、チャンネル方向と、列方向（この例では後述の装置座標系のＺ軸方向に合致）との両方向に関して稠密に分布される複数のＸ線検出素子３６ａを有する。

換言すれば、Ｘ線検出器３６は、列方向に沿って配列される複数のＸ線検出素子列３６ｒを有する。各々のＸ線検出素子列３６ｒは、複数のＸ線検出素子３６ａをチャンネル方向に沿って配列したものである。ここでは一例として、コーンビームＸ線のチャンネル方向の広がり角をファン角αとし、コーンビームＸ線の列方向の広がり角をコーン角βとする。

（本実施形態の原理説明）
一般に、骨は、金属であるカルシウムを含むため、筋肉や血液などの他の体内組織よりもＸ線吸収率が高い（ＣＴ値が高い）ので、Ｘ線ＣＴ画像において他の体内組織よりも白く投影される。そして、例えば頭蓋骨における頭蓋底の部分は、２次元断面像で見た場合に、骨が周囲よりも密集しており、単位面積当たりの骨の量が周囲よりも多い。即ち、隣接する骨領域との間で、ＣＴ値（Ｘ線吸収率）の勾配が大きい。

コーンビーム再構成を行った場合、上記のようにＣＴ値の勾配が急峻な領域があると、再構成時にその急峻な変化を補い切れずに、コーンビームアーチファクトが生じ易い。例えば頭部スキャンでは、頭蓋骨における頭蓋底の部分が隣接する骨領域よりも骨の量が多いため、頭蓋底の部分からコーンビームアーチファクトが発生する。

本発明者は、頭蓋底のように、隣接する骨領域よりもさらにＸ線吸収率が高い領域（高吸収領域）に対するコーンビームＸ線の照射方向と、コーンビームアーチファクトの大きさとの関係に着眼した。

図３は、高吸収領域としての頭蓋底が長方形領域であるものと仮定して、この長方形領域の長辺に平行にＸ線が照射された場合のコーンビームアーチファクトのシミュレーション結果である。

図４は、図３から頭蓋底の長方形領域を約１０°傾けた場合のコーンビームアーチファクトのシミュレーション結果である。この場合、Ｘ線の進行方向と、長方形領域の長辺との傾き角度は１０°である。

図３および図４は、図２において手前側または奥側に最も端側の列のＸ線検出素子列３６ｒ（図２においてハッチングにより他のＸ線検出素子列３６ｒよりも黒くしたＸ線検出素子列３６ｒ）の検出結果を想定したものである。

図５は、頭蓋底の領域を斜線領域、コーンビームアーチファクトの領域をハッチング領域として、図３を模式化した図である。

図６は、頭蓋底の領域を斜線領域、コーンビームアーチファクトの領域をハッチング領域として、図４を模式化した図である。

図３および図５と、図４および図６との対比で分かるように、高吸収領域（頭蓋底）がＸ線の進行方向に平行に延在する場合、コーンビームアーチファクトは強くなる。一方、図４および図６のように高吸収領域がＸ線の進行方向に対して傾いている場合、コーンビームアーチファクトは弱くなる。

このように、コーンビームアーチファクトの強度は、高吸収領域と、Ｘ線進行方向との傾き角度に依存することを本発明者は解明した。そして、高吸収領域の位置や形状は被検体により千差万別であり、その高吸収領域に対するコーンビームＸ線の進行方向の角度も撮影により異なる。これに対し、従来技術のように、高吸収領域に対するコーンビームＸ線の進行方向の角度に拘らずに臨床データに基づく一定のコーンビームアーチファクト補正処理を行うと、コーンビームアーチファクトを補正しきれない。

以上の点に着眼した本発明者は、高吸収領域と、Ｘ線の進行方向との傾き角度に基づいて、傾き角度に応じた補正係数を乗じる等によって補正量をさらに調整するという画期的な方法を捻出した。これにより、従来よりもさらにコーンビームアーチファクトを低減できる。そのために、まず、チルト角や装置座標系の定義の一例を説明後、高吸収領域と、コーンビームＸ線の進行方向との傾き角度の定義の一例について説明する。

通常、ガントリ２２は、水平に移動する寝台３２に対して垂直な状態となっている（後述の図７参照）。即ち、Ｘ線管２４からＸ線検出器３６へ放射されるＸ線が作る面が寝台３２の移動軸（通常は装置座標系のＺ軸）に対して垂直な状態になっている。しかし、ガントリ２２は、撮影手法に応じて寝台３２の移動軸に対してチルト角φの傾きを持たせることができる。即ち、Ｘ線管２４からＸ線検出器３６へ放射されるＸ線が作る面が寝台３２の移動軸に対して垂直ではなく、その垂直面からチルト角φで傾く。

また、ここでは一例として、Ｘ線ＣＴ装置２０の装置座標系のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。寝台３２のテーブル面の法線方向が鉛直方向であってＹ軸方向であり、それに垂直なＺ軸方向に寝台３２が移動するものとする。これらＺ軸方向、Ｙ軸方向に直交する方向をＸ軸方向とする。

また、鉛直方向に上向きをＹ軸正方向とし、ガントリ２２内への寝台３２の挿入方向をＺ軸正方向とする。なお、以下では説明の簡単化のため、一例として、被検体ＰはＺ軸方向に体軸（背骨の延在方向）が合致するように寝台３２上にセットされるものとする。

図７および図８は、高吸収領域と、コーンビームＸ線の進行方向との角度を示す説明図であり、図７、図８の違いは、コーンビームＸ線の進行方向のみである。即ち、図７は、コーンビームＸ線の進行方向の中心軸（図７内の太線矢印）が鉛直方向に合致している場合であり、チルト角φが０°の場合に対応する。図８は、チルト角φを与えた場合であり、コーンビームＸ線の進行方向の中心軸（図８内の太線矢印）は、基準軸である鉛直方向から傾く。

ここでは一例として、チルト角φは、図８に示すように、時計回りを正方向として、Ｙ軸から、コーンビームＸ線の中心軸までの角度とする。また、チルト角φは、２直線の交わる角度であるから、−９０°以上９０°以下の範囲であるものとする。なお、図７、図８内の符号２４ａは、Ｘ線管２４の管球２４ａである。

また、図７および図８では一例として、高吸収領域が頭蓋底であり、頭蓋底の領域が長方形領域であると簡単化している。そして、図７および図８のように、反時計回りを正方向として、Ｙ軸から、高吸収領域の長手方向を示す方向線（図中の破線）までの角度をズレ角度θと定義する。ズレ角度θも、２直線の交わる角度であるから、−９０°以上９０°以下の範囲であるものとする。上記方向線は、ここでは高吸収領域が長方形であるので長辺の方向に合致するが、方向線の決め方の詳細については後述する。

図８の例では、ズレ角度θも、チルト角φも、９０°未満の正の値である。そして、本実施形態では一例として、本スキャンにおけるコーンビームＸ線の中心軸と、高吸収領域の方向線との傾き角度γは、以下の（１）式で算出する。

γ＝φ＋θ・・・（１）
即ち、傾き角度γをチルト角φとズレ角度θの和で表す場合、両者とも同じ基準軸（装置座標系のＹ軸）からの角度で表すと共に、チルト角φの正方向（この例では時計回り）と、ズレ角度θの正方向（この例では反時計回り）とを反対向きにすることが望ましい。

ここで、チルト角φもズレ角度θも±９０°の範囲内で変動するので、傾き角度γは、（１）式によれば±１８０°の範囲内で変動する。しかし実際には、傾き角度γは２直線の交わる角度なので、±９０°の範囲内で表す方が分かり易い。そこで本実施形態では一例として、（１）式で算出される傾き角度γが−１８０°以上−９０°未満の場合、傾き角度γに１８０°を加算して、傾き角度γを０°〜９０°の範囲の値に換算する。同様に、（１）式で算出される傾き角度γが９０°より大きい場合、傾き角度γから１８０°を差し引いて、傾き角度γを−９０°〜０°の範囲の値に換算する。

次に、（１）式におけるズレ角度θを定めるために、高吸収領域の抽出方法、および、その向きを示す方向線の決定方法について説明する。

図９は、頭部のスカウト画像の一例を示す模式図であり、Ｘ線透過率が高い領域ほど黒く、Ｘ線透過率が低い領域ほど白く示す。図９は、人体座標系におけるサジタル断面像である。ここでサジタル断面とは、腹側を前、背中側を後ろとした被検体の前後方向をＹ軸方向とし、背骨延在方向に頭を上、足を下とした被検体の上下方向をＺ軸方向とし、これらＹ軸およびＺ軸に直交する方向をＸ軸方向とした人体座標系における、Ｙ−Ｚ平面である。

図１０は、図９のスカウト画像から高吸収領域を抽出して識別表示した一例を示す模式図である。図１０は、高吸収領域が離散しない一領域として抽出された例を示し、高吸収領域１５０を斜線領域で示す。

高吸収領域の抽出に際しては、抽出処理部６４はまず、コントラスト強調やエッジ抽出などの従来の画像処理技術によって、骨領域を選択的に強調した画像をスカウト画像の画像データから生成する。この前処理の後、抽出処理部６４は例えば、スカウト画像の画像データの全画素の画素値に対して閾値処理を施すことで、高吸収領域１５０を抽出する。画像データの一構成例では、ＣＴ値が高い画素ほど画素値が高いのでより白く表示されるので、例えば、画素値が所定値以上の領域を高吸収領域１５０とすればよい。

なお、高吸収領域の抽出方法は、上記の閾値処理に限定されるものではない。例えば頭部撮影の場合のように、少なくとも頭蓋底が高吸収領域であると分かっている場合、各骨の形状、大きさ等を含む標準的な人体の骨格モデルに基づいてスカウト画像とテンプレートマッチングを行うことで頭蓋底の領域を抽出し、高吸収領域としてもよい。

図１１は、図１０のように離散しない一領域として抽出された高吸収領域１５０に対して、その向きを示す方向線Ｌｄを自動的に算出する方法の一例を示す模式図である。この例ではまず、高吸収領域１５０内からはみ出ない直線としての最長の直線Ｌｍａｘを算出する。次に、高吸収領域１５０の面積が２等分になるように、最長の直線Ｌｍａｘに垂直な直線Ｌｖｅｒによって、高吸収領域１５０を２分割する。図１１（Ａ）は、この状態を示す。

次に、２分割された高吸収領域１５０の一方（図１１（Ｂ）の上側）の重心Ｗ１の位置を算出する。同様に、２分割された高吸収領域１５０の他方（図１１（Ｂ）の下側）の重心Ｗ２の位置を算出する。図１１（Ｂ）は、重心Ｗ１、Ｗ２の位置を求めた状態を示す。そして、図１１（Ｃ）に示すように、重心Ｗ１、Ｗ２を通る直線を方向線Ｌｄとする。

図１２は、図９のスカウト画像から高吸収領域を抽出して識別表示した別の例を示す模式図である。図１２は、高吸収領域が離散した２つの領域として抽出された例を示し、高吸収領域１５２、１５４を斜線領域で示す。高吸収領域１５２、１５４の抽出方法は前述同様である。

図１３は、図１２のように離散した複数の領域として抽出された高吸収領域１５２、１５４に対して、その向きを示す方向線Ｌｄ’を自動的に算出する方法の一例を示す模式図である。この例ではまず、一端および他端が高吸収領域１５２、１５４内となる最長の直線Ｌｍａｘ’を算出する。最長の直線Ｌｍａｘ’は、その一部が高吸収領域１５２、１５４内からはみ出てもよい。

次に、高吸収領域１５２、１５４の合算面積が２等分になるように、最長の直線Ｌｍａｘ’に垂直な直線Ｌｖｅｒ’によって、高吸収領域１５２、１５４を２分割する。この例では、直線Ｌｖｅｒ’によって分割された高吸収領域１５４の上側の面積と、高吸収領域１５２の面積との合計が、直線Ｌｖｅｒ’によって分割された高吸収領域１５４の下側の面積に等しくなる。図１３（Ａ）は、この状態を示す。

次に、分割された高吸収領域１５４の上側と、高吸収領域１５２との合算領域の重心Ｗ１’の位置を算出する。同様に、直線Ｌｖｅｒ’によって分割された高吸収領域１５４の下側の重心Ｗ２’の位置を算出する。図１３（Ｂ）は、この状態を示す。そして、図１３（Ｃ）に示すように、重心Ｗ１、Ｗ２を通る直線を方向線Ｌｄ’とする。

なお、高吸収領域が３つ以上の離散した領域として抽出された場合も、同様の手法で方向線を決定できる。

図１４は、高吸収領域１５０の向きを示す方向線を、ユーザがマニュアルで設定する場合の表示の一例を示す模式図である。表示部９６は、スカウト画像において抽出された高吸収領域１５０を例えば異なる色によって識別表示する。具体的には例えば、高吸収領域１５０を除く被検体内の領域を白く、被検体外の領域を黒く表示し、高吸収領域１５０を赤などの有彩色で識別表示する。なお、図１４では高吸収領域１５０をハッチングの領域で示す。

また、表示部９６は、一端および他端が高吸収領域１５０内となる最長の直線（図中の太線）を、高吸収領域１５０とは異なる色で高吸収領域１５０上に重畳表示する。また、表示部９６は、この重畳表示した直線の中心を暫定的な回転中心１６０として設定する。

ユーザは、異なる色で識別表示された高吸収領域１５０の分布を頭部画像全体の中で目視で捉えながら、重畳表示された直線を入力部８８からの入力操作で自在に回転させることで、高吸収領域１５０の長手方向を示す方向線Ｌｄを決定できる。このとき、ユーザは、キーボードやマウスなどを備えた入力部８８を介して、回転中心１６０の位置を自在に変更できる。

以上が高吸収領域１５０の向きを示す方向線の決定方法の例であるが、方向線の決定方法は他の方法でもよい。

例えば、一端および他端が高吸収領域１５０内となる最長の直線を方向線Ｌｄとしてもよい。

このように方向線Ｌｄを決定できれば、方向線ＬｄとＹ軸方向との角度をズレ角度θとして算出できるので、チルト角φが定まれば前述の（１）式に従って、コーンビームＸ線の中心軸と、高吸収領域の方向線との傾き角度γを算出できる。

次に、傾き角度γに応じたコーンビームアーチファクトの補正量について説明する。コーンビームアーチファクトは、例えば、基準のボリュームデータからコーンビームアーチファクト成分のみを抽出した偽像成分ボリュームデータを生成し、偽像成分ボリュームデータを基準のボリュームデータから差し引くことで補正される。

従って例えば、偽像成分ボリュームデータを基準のボリュームデータから差し引く直前に、偽像成分ボリュームデータの全ボクセル（全画素）のＣＴ値に傾き角度γに応じた補正係数を乗じることで、コーンビームアーチファクトの補正量を調整できる。なお、ボリュームデータは例えば、全ボクセル（全画素）が輝度レベルを示すＣＴ値（画素値に相当）を有するものである。

図１５は、傾き角度γに応じた補正係数の一例を示すグラフである。図３〜図６で説明したように、高吸収領域の長手方向がＸ線の進行方向から傾いているほどコーンビームアーチファクトは弱くなるので、上記のように±９０°の範囲で規定される傾き角度γの絶対値が大きいほど、補正量を小さくすることが望ましい。

従って、図１５の例では、傾き角度が−９０°や＋９０°の場合は補正係数を１として実質的に補正量の調整を行わない。傾き角度が０°の場合、コーンビームアーチファクトが最大と考えられるので、補正係数を最大値の２として、コーンビームアーチファクトの補正量を最大にしている。

なお、図１５の補正係数は、−９０°〜０°まで、および、−０°〜９０°までの各範囲で１次関数的に変化するものであるが、これは一例にすぎない。補正係数は他の値でもよく、図１５のようにリニアに変化させるのではなく、傾き角度γに応じて段階的に変化させてもよい。補正係数は、例えば傾き角度γを変えた実験やシミュレーションによって予め求めておき、補正量調整部７２に予め記憶させておく。

（本実施形態の動作説明）
図１６は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置２０の動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、前述の各図を適宜参照しながら、図に示すフローチャートのステップ番号に従って、Ｘ線ＣＴ装置２０の動作を説明する。

［ステップＳ１］システム制御部９２（図１参照）は、入力部８８に対して入力された撮影条件の一部を規定する入力情報等に基づいて、Ｘ線ＣＴ装置２０の初期設定を行う。ここでの「撮影条件の一部」とは、例えば、コーンビームＣＴなどの撮影手法や、頭部や胸部などの撮影部位などの条件である。この初期設定において、装置座標系のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に対する被検体Ｐの体位情報や、撮影部位を含む撮影条件等が設定される。ここでは一例として、入力情報に含まれた撮影条件として、頭部スキャンが設定されるものとする。この後、ステップＳ２に進む。

［ステップＳ２］システム制御部９２は、Ｘ線ＣＴ装置２０の各部を制御して被検体Ｐのスカウトスキャンを実行させる。ここでは一例として、コリメータで絞ることで生成される通常のＮａｒｒｏｗビーム（コーン角が極めて小さく、例えば３°）を用いてスカウトスキャンを行うものとするが、コーンビームＸ線によりスカウトスキャンを実行してもよい。

スカウトスキャンによって、サジタル断面のスカウト画像の画像データが再構成部６０によって生成され（図９参照）、記憶部８４に記憶される。この後、ステップＳ３に進む。

［ステップＳ３］システム制御部９２は、スカウト画像および入力部８８への入力情報に基づいて、チルト角などの本スキャンの撮影条件を設定する。この後、ステップＳ４に進む。

なお、ここでは便宜上、本スキャンの撮影条件の設定をステップＳ３の順番にしているが、これは一例に過ぎない。このステップＳ３の処理は、高吸収領域の方向線Ｌｄと、コーンビームＸ線の中心軸との傾き角度γの算出処理である以下のステップＳ４〜Ｓ６と並行して行ってもよいし、以下のステップＳ４〜Ｓ６の後に行ってもよい。

［ステップＳ４］抽出処理部６４は、記憶部８４からスカウト画像の画像データを取得して、前処理として、コントラスト強調やエッジ抽出などの画像処理によって骨領域を選択的に強調した画像データを生成する。

前処理の後、抽出処理部６４は、例えばスカウト画像の画像データの全画素の画素値に閾値処理を施すことで、高吸収領域を抽出する（図１０、図１２参照）。抽出処理部６４は、抽出した高吸収領域の位置、分布を示すデータを、スカウト画像の画像データと共に方向決定部６８に入力する。この後、ステップＳ５に進む。

［ステップＳ５］方向決定部６８は、スカウト画像の画像データと、抽出された高吸収領域の分布（形状）とに基づいて、高吸収領域の（長手方向の）向きを示す方向線Ｌｄを自動的に算出する。方向線Ｌｄの自動算出方法については、図１１、図１３等を用いて前述したので、重複する説明を省略する。

なお、方向決定部６８は、図１４のように抽出した高吸収領域をスカウト画像上に識別表示した画像を表示部９６に表示させ、前述のようにユーザの入力操作によって、高吸収領域の（長手方向の）向きを示す方向線Ｌｄを決定してもよい。
この後、ステップＳ６に進む。

［ステップＳ６］補正量調整部７２は、本スキャンの一撮影条件としてのチルト角φをシステム制御部９２から取得する。また、補正量調整部７２は、スカウト画像の画像データおよび方向線Ｌｄのデータを方向決定部６８から取得する。

補正量調整部７２は、チルト角φと、方向線Ｌｄのデータと、前述の（１）式に基づいて、本スキャンにおけるコーンビームＸ線の進行方向の中心軸と、方向線Ｌｄとの傾き角度γを±９０°の範囲の値として算出する。補正量調整部７２は、予め記憶している傾き角度γ毎の補正係数のテーブルデータから、算出した傾き角度γに該当する補正係数を決定する（図１５参照）。

ここで決定した補正係数により、本スキャンで生成されるボリュームデータに対してコーンビームアーチファクトの補正量が調整される。この後、ステップＳ７に進む。

［ステップＳ７］システム制御部９２は、ステップＳ６での傾き角度γの算出後にチルト角φが変更されたか否かを判定する。変更されない場合、ステップＳ８に進み、変更された場合、ステップＳ６に戻って、変更後のチルト角φに基づいてステップＳ６の処理が再実行される。

［ステップＳ８］システム制御部９２は、ステップＳ７までに設定された本スキャンの撮影条件に基づいてＸ線ＣＴ装置２０の各部を制御し、コーンビームＸ線による本スキャンを実行させる。

これにより、Ｘ線管２４から放射されたコーンビームＸ線が被検体Ｐを透過して、Ｘ線検出器３６の検出素子によって検出される。この処理は、回転駆動部４４によって回転部２８を駆動し、回転部２８に支持されたＸ線管２４およびＸ線検出器３６を被検体Ｐの周りで連続回転させながら行われる。

ＤＡＳ５６は、Ｘ線検出器３６により順次検出されるＸ線パス毎のＸ線透過率を反映した投影データを収集し、これを再構成部６０および記憶部８４に順次入力する。この後、Ｘ線の照射および投影データの収集が終了すると、ステップＳ９に進む。

［ステップＳ９］再構成部６０は、収集された投影データに対し、例えばＦＤＫ再構成などのコーンビーム再構成処理を行い、基準ボリュームデータを生成する。基準ボリュームデータは、コーンビームアーチファクト補正が施されたものではなく、コーンビームアーチファクトを含むものである。再構成部６０は、基準ボリュームデータを記憶部８４に記憶させる。この後、ステップＳ１０に進む。

［ステップＳ１０］ステップＳ１０では、基準ボリュームデータからコーンビームアーチファクト成分のみを選択的に抽出した偽像ボリュームデータを生成する。

具体的には例えば、補正部８０は、記憶部８４から基準ボリュームデータを取得して、これにハイパスフィルタ処理を施す。本実施形態のように被検体Ｐの体軸（背骨の延在方向）を装置座標系のＺ軸方向にほぼ合致させる場合（図７、図８参照）、頭部のコーンビームアーチファクトは、装置座標系のＺ軸方向ではＣＴ値の勾配が急峻となり、装置座標系のＸ軸方向およびＹ軸方向ではＣＴ値の勾配が緩やかになる。

従って、ここでのハイパスフィルタ処理は、装置座標系のＺ軸方向に関するハイパスフィルタ処理であり、例えば、空間周波数が第１の所定値以上の空間周波数成分のみを選択的に透過させるものである。

このハイパスフィルタによってＺ方向に関するＣＴ値勾配成分が強調されたボリュームデータを、以下、第１中間ボリュームデータという。即ち、第１中間ボリュームデータは、Ｚ軸方向に関するコーンビームアーチファクトのエッジ成分や生体組織間のエッジ成分、ノイズなどを有する。補正部８０は、第１中間ボリュームデータを記憶部８４に記憶させる。

次に、補正部８０は、第１中間ボリュームデータに閾値処理を施し、閾値処理後の第１中間ボリュームデータを第２中間ボリュームデータとして記憶部８４に記憶させる。この閾値処理は、コーンビームアーチファクト成分が有するＣＴ値を閾値とするものである。第２中間ボリュームデータは、Ｚ軸方向に急峻なＣＴ値勾配を有し、且つ、コーンビームアーチファクト成分のＣＴ値を有する成分を含む。

次に、補正部８０は、第２中間ボリュームデータにローパスフィルタ処理を施し、この処理後の第２中間ボリュームデータを偽像成分ボリュームデータとして記憶部８４に記憶させる。ここでのローパスフィルタ処理は、装置座標系のＸＹ平面に関するローパスフィルタ処理であり、例えば２次元のガウシアンフィルタ処理や、空間周波数が第２の所定値以下の空間周波数成分のみを選択的に透過させる処理などである。

ＸＹ平面にローパスフィルタ処理を施すことにより、第２中間ボリュームデータに含まれる、ＸＹ平面内に関する急峻なＣＴ値勾配を有する成分が抑制される。即ち、このようにして生成された偽像成分ボリュームデータは、生体成分が抑制されることによりコーンビームアーチファクト成分が強調されたものである。この後、ステップＳ１１に進む。

［ステップＳ１１］補正部８０は、偽像成分ボリュームデータの全ボクセルのＣＴ値（全画素の画素値）に対して、ステップＳ６で決定した補正係数を乗じることで、偽像成分ボリュームデータを変換し、変換後の偽像成分ボリュームデータを記憶部８４に記憶させる。この補正係数の絶対値は、傾き角度γの絶対値が大きいほど、コーンビームアーチファクトが弱くなるので小さくなる。即ち、傾き角度γに応じて、コーンビームアーチファクトの補正量が調整される。この後、ステップＳ１２に進む。

［ステップＳ１２］補正部８０は、基準ボリュームデータから、変換後の偽像成分ボリュームデータを差し引き、これを補正ボリュームデータとして記憶部８４に記憶させる。この後、ステップＳ１３に進む。

［ステップＳ１３］システム制御部９２は、入力部８８に対する入力に応じて、補正ボリュームデータから得られる被検体Ｐの頭部の所望の断面を表示部９６のモニタに表示させる。以上が本実施形態のＸ線ＣＴ装置２０の動作説明である。

このように本実施形態では、コーンビームアーチファクトの発生源となる頭蓋底などの高吸収領域を抽出後、その長手方向を示す方向線と、Ｘ線進行方向との傾き角度γを算出する。そして、傾き角度γの絶対値が大きいほどコーンビームアーチファクトが弱くなることに基づいて、傾き角度γに応じた補正係数を偽像成分ボリュームデータに乗じることで、コーンビームアーチファクトの補正量を適正に調整する。

従って、被検体による千差万別である高吸収領域の位置および形状と、チルト角φなどによって変わるコーンビームＸ線の進行方向とに応じて、コーンビームアーチファクトを適正に補正できる。このため、コーンビームＣＴの撮影画像からコーンビームアーチファクトは殆ど除かれ、その画質を向上できる。

また、傾き角度γの算出は、抽出処理部６４、方向決定部６８、補正量調整部７２によって自動的に行うことができるので、ユーザに操作負担はかからない。

さらに、チルト角φが変更された場合には傾き角度γを再度算出するので、本スキャン開始直前の撮影条件の変更にも柔軟に対応することができる。

これに対し従来技術では、高吸収領域に対するコーンビームＸ線の進行方向の角度に拘らずに、臨床データに基づく一定のコーンビームアーチファクト補正処理を行っていたので、コーンビームアーチファクトを補正しきれていなかった。

即ち、以上説明した実施形態によれば、コーンビームアーチファクトを従来よりもさらに低減できる。

（実施形態の補足事項）
［１］上記実施形態では、スカウトスキャンで得られた画像データを用いて、高吸収領域を抽出し、本スキャンでの補正係数を決定する例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。本スキャンの実行前に得られた同一の被検体Ｐの同じ撮影部位を含む画像データであれば、スカウト画像ではなく、前の撮影シーケンスで得られた画像データを用いて同様に補正係数を決定してもよい。

［２］上記実施形態では一例として、頭部スキャンにおけるコーンビームアーチファクトを低減する例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではなく、他の撮影部位にも適用可能である。コーンビームアーチファクトは、背骨の椎体や、肺の線状部位（例えば、脈管構造）のエッジ成分においても顕著に発生される。本実施形態は、コーンビームアーチファクト成分を含む投影データやボリュームデータであれば適用可能であり、撮影部位は限定されない。

［３］傾き角度γに応じたコーンビームアーチファクトの補正量の調整方法として、偽造成分ボリュームデータを生成後、補正係数が乗じられた偽造成分ボリュームデータを基準ボリュームデータから差し引く例を述べた。これは、コーンビームアーチファクトの補正方法および補正量の調整方法の一例にすぎず、補正方法および補正量の調整方法については、他の方法であってもよい。

［４］Ｘ線検出器３６、ＤＡＳ５６、再構成部６０、補正部８０、および、システム制御部９２全体の機能は、請求項記載の画像生成部の一例である。

［５］本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

２０ Ｘ線ＣＴ装置
２２ ガントリ
２４ Ｘ線管
２８ 回転部
３２ 寝台
３６ Ｘ線検出器
４０ 高電圧発生器
４４ 回転駆動部
４８ 寝台制御部
５２ システムバス
５６ ＤＡＳ
６０ 再構成部
６４ 抽出処理部
６８ 方向決定部
７２ 補正量調整部
８０ 補正部
８４ 記憶部
８８ 入力部
９２ システム制御部
９６ 表示部
１５０、１５２，１５４ 高吸収領域
１６０ 回転中心
Ｌｄ、Ｌｄ’ 方向線
Ｗ１、Ｗ１’、Ｗ２、Ｗ２’ 重心
Ｐ 被検体

Claims (8)

1. コーンビームＸ線による本スキャンを実行するＸ線ＣＴ装置であって、
   前記本スキャンの前に被検体を透過したＸ線の検出によって生成された画像データが示す前記被検体の骨領域において、隣接する前記骨領域よりもＸ線吸収率が高い前記骨領域を高吸収領域として抽出する抽出処理部と、
   抽出された前記高吸収領域の形状に基づいて前記高吸収領域の向きを示す直線を方向線として決定する、又は、前記高吸収領域が表示されたスカウト画像に対するユーザの入力操作によって前記高吸収領域の向きを示す直線を方向線として決定する、方向決定部と、
   前記本スキャンにおける前記コーンビームＸ線のＸ線管からＸ線検出器に向かう、コーン角内の代表的な進行方向を表わす代表直線と、前記方向線との傾き角度を算出し、コーンビームアーチファクトの補正処理における補正量を前記傾き角度に基づいて調整する補正量調整部と、
   を備えていることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記本スキャンとして前記被検体を透過した前記コーンビームＸ線を検出して、検出信号に基づいて投影データを収集し、収集した前記投影データに対して再構成処理を施して画像データを生成し、生成した前記画像データに対して、前記補正量調整部により調整された前記補正量に基づく前記補正処理を施すことで、前記被検体の補正処理後の画像データを生成する画像生成部、
   をさらに備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
3. 請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記代表直線は、前記コーン角の中心軸を表わす直線である、
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
4. 請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記方向決定部は、前記高吸収領域内に引ける最長の直線を算出後、前記最長の直線に垂直な直線によって前記高吸収領域を面積的に２等分し、２等分した一方の重心と、２等分した他方の重心とを通る直線を前記方向線とすることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
5. 請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記補正量調整部は、前記傾き角度の絶対値が小さいほどコーンビームアーチファクトに対する補正量が大きくなるように、前記補正量を調整することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
6. 請求項２記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記補正量調整部は、前記補正量として、前記傾き角度の絶対値が小さいほど絶対値が大きくなる補正係数を決定し、
   前記画像生成部は、前記投影データに前記再構成処理を施すことで基準画像データを生成してから、前記被検体の体軸方向のハイパスフィルタ処理と、前記体軸方向に直交する平面でのローパスフィルタ処理とを前記基準画像データに施すことで前記コーンビームアーチファクトが抽出された偽像画像データを生成後、前記偽像画像データの各画素値に前記補正係数を乗じた画像データと、前記基準画像データとの差分を前記補正処理後の画像データとして生成することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
7. 請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記補正量調整部は、前記本スキャンにおける前記コーンビームＸ線の進行方向と、鉛直方向を表わす基準軸との傾きであるチルト角が前記傾き角度の算出後に変更された場合、変更後の前記チルト角に基づいて前記コーンビームＸ線の進行方向の代表直線を再算出することで、前記傾き角度を再算出することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
8. 請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、
   前記補正量調整部は、前記本スキャンにおける前記コーンビームＸ線の中心軸に沿った直線を前記代表直線とし、
   前記抽出処理部は、前記本スキャンの前に生成された画像データの各画素値に対して閾値処理を施すことで、前記高吸収領域を抽出する
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。