JPH09253079A

JPH09253079A - Ｘ線断層撮影装置

Info

Publication number: JPH09253079A
Application number: JP8067658A
Authority: JP
Inventors: Hiroyuki Kawai; 浩之河合; Kensuke Sekihara; 謙介関原; Nagaaki Ooyama; 永昭大山; Masahiro Yamaguchi; 雅浩山口; Takashi Koo; 高史小尾
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1996-03-25
Filing date: 1996-03-25
Publication date: 1997-09-30
Anticipated expiration: 2016-03-25
Also published as: JP3373720B2; US5848114A

Abstract

(57)【要約】【課題】少ない投影データからアーチファクトの生じ
ない３次元再構成像を得ることが可能な技術を提供する
こと。【解決手段】コーンビーム状にＸ線を照射するＸ線源
と、該Ｘ線源に対向して配置され、被検体をＸ線で撮像
する２次元Ｘ線撮像手段と、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ
線撮像手段とを被検体の周囲に回転させる回転手段とを
具備し、前記回転手段を回転させながら前記２次元Ｘ線
撮像手段が撮像した投影像から３次元再構成像の生成を
行うＸ線断層撮影装置であって、前記投影像から３次元
再構成像を再構成する反復再構成演算手段を具備する。

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線断層撮像装置
に関し、特に、心臓の血管撮像等のように撮像中に位置
が変化する物体の撮像に適用して有効な技術に関するも
のである。

【０００２】

【従来の技術】従来のＸ線断層撮影装置は図７および図
８に示すように、２次元Ｘ線像（投影像）を撮像する計
測部１と、投影像から断層像を再構成する画像処理部７
０１とから構成されている。

【０００３】図８に示すように、計測部１の走査駆動部
（スキャナ，回転手段）３上には、Ｘ線源４および２次
元検出器（２次元撮像手段）５が被検体６をはさんで互
いに対向する位置に配置されている。

【０００４】Ｘ線源４はＸ線焦点７を頂点とするコーン
ビーム状のＸ線８を被検体６に向け放射し、２次元検出
器５は被検体６を透過したＸ線８の強度を計測する。

【０００５】走査駆動部３は回転中心９を回転の中心と
して、被検体６の周りを回転することにより、Ｘ線源４
および２次元検出器５を被検体６の周りに回転させる。

【０００６】このとき、走査駆動部３が予め設定された
微小角度回転するごとに、Ｘ線の照射と被検体６を透過
した透過Ｘ線強度の計測を行う動作（以下、投影と記
す）を全周分繰り返し、百から数百組の透過Ｘ線強度デ
ータを収集する。

【０００７】なお、投影を行うときの予め設定した位置
からの走査駆動部３の回転角は、投影角と呼ばれる。

【０００８】２次元検出器５で計測した透過Ｘ線強度デ
ータは、ディジタル信号に変換された後、図７に示す画
像処理部７０１に送られる。

【０００９】画像処理部７０１では、透過Ｘ線強度デー
タは、まず、記憶手段１０に格納された後、前処理手段
１１が記憶手段１０から順次読み出し、ガンマ補正およ
び画像歪み補正等の各種補正を行う。

【００１０】なお、本願明細書においては、補正後の透
過Ｘ線強度データを、特に、透過Ｘ線像と記すものとす
る。

【００１１】次に、対数変換手段１２が透過Ｘ線像に対
して、対数変換および感度ムラ補正を行うことにより、
透過Ｘ線像を投影像に変換する。

【００１２】以上に示す処理（前処理）を行って得られ
た全投影像から再構成演算部７０２は、被検体６の視野
領域内の３次元的なＸ線吸収係数分布を再構成する。

【００１３】３次元再構成画像は画像化手段１４によ
り、周知のボリュームレンダリング処理あるいは最大値
投影処理等の画像化処理を施された後、図示しない表示
手段に表示される。

【００１４】再構成演算方法としては、文献（１）の
「Ｌ．Ａ．Ｆｅｌｄｋａｍｐｅｔａｌ．Ｐｒａｃｔ
ｉｃａｌｃｏｎｅｂｅａｍａｌｇｏｒｉｔｈｍ，
Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．Ａ，Ｖｏｌ．１，Ｎ
ｏ．６，ｐｐ６１２−６１９，１９８４」に記載さ
れる、Ｆｅｌｄｋａｍｐの方法によるコーンビーム再構
成演算などが知られている。

【００１５】

【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。

【００１６】従来のＸ線断層撮影装置を用いて心臓血管
の再構成を行う場合、まず、造影剤と呼ばれるＸ線吸収
係数が周囲の組織と大きく異なる物質を、造影剤注入器
１８からカテーテル１７を介して血管内に注入すること
により、心臓血管のコントラストを得る。

【００１７】次に、Ｘ線断層撮影装置で心臓部分の全周
にわたる投影データを収集するわけであるが、このと
き、心臓の動悸により心臓血管の位置が時間変化をする
ので、Ｘ線断層撮影装置における投影データは心電図記
録計１９で心拍と同期をとりながら記録する。

【００１８】しかしながら、このとき得られた投影デー
タは、心臓の状態が全て同じ状態にある時に撮像された
ものではないので、心電図記録計１９で記録した心拍の
位相から心臓血管の位置が同一とみなすことができる投
影データのみを取り出し、このデータを用いて心臓血管
の再構成を行う必要があった。

【００１９】一方、心臓血管に対して造影剤を注入する
ことは被験体に対する負担が増大することになるので、
従来の撮像においては、心臓が５回程度動悸する時間と
なっていた。

【００２０】このため、心臓血管の位置が同一とみなす
ことができる投影データの方向数は５方向程度となり、
再構成を行うために十分な投影方向数のデータを得るこ
とはできず、再構成画像には、造影剤の注入された心臓
血管を中心とした放射線状のアーチファクトが生じてし
まうという問題があった。

【００２１】さらには、再構成画像にアーチファクトが
発生してしまうので、細かな血管の分岐を抽出すること
が困難であるという問題があった。

【００２２】本発明の目的は、少ない投影データからア
ーチファクトの生じない３次元再構成像を得ることが可
能な技術を提供することにある。

【００２３】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。

【００２４】

【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。

【００２５】（１）コーンビーム状にＸ線を照射するＸ
線源と、該Ｘ線源に対向して配置され、被検体をＸ線で
撮像する２次元Ｘ線撮像手段と、前記Ｘ線源と前記２次
元Ｘ線撮像手段とを被検体の周囲に回転させる回転手段
とを具備し、前記回転手段を回転させながら前記２次元
Ｘ線撮像手段が撮像した投影像から３次元再構成像の生
成を行うＸ線断層撮影装置であって、前記投影像から３
次元再構成像を再構成する反復再構成演算手段を具備す
ることを特徴とするＸ線断層撮影装置。

【００２６】（２）前述する（１）に記載のＸ線断層撮
影装置において、前記反復再構成演算手段は、投影像か
ら３次元再構成像を求める再構成演算手段と、前記３次
元再構成像から推定像を求める推定像演算手段と、前記
３次元再構成像から投影像を求める再投影演算手段と、
前記再構成演算手段，推定像演算手段および再投影演算
手段による演算を反復して実行させる反復手段とを具備
する。

【００２７】（３）前述する（２）に記載のＸ線断層撮
影装置において、前記推定像演算手段は、前記３次元再
構成像のＣＴ値の最大値を求める最大値検出手段と、前
記最大値に応じた閾値を計算する閾値計算手段と、前記
推定像から前記閾値以上もしくは前記閾値以下のＣＴ値
の部分を抽出し抽出像とする抽出像演算手段と、前記３
次元再構成像と前回の反復再構成演算により求めた抽出
像とを加算し推定像とする画像加算手段とを具備する。

【００２８】（４）前述する（３）に記載のＸ線断層撮
影装置において、前記反復手段は前記閾値の大小に応じ
て演算の反復を終了させる手段を具備する。

【００２９】（５）前述する（２）ないし（４）のいず
れかに記載のＸ線断層撮影装置において、前記反復手段
は、前記推定像を操作者に提示する手段と、該提示され
る推定像を操作者が観察して、該操作者が終了と認めた
ときに反復操作を終了させる手段とを具備する。

【００３０】（６）前述する（２）ないし（５）のいず
れかに記載のＸ線断層撮影装置において、前記再投影演
算手段は、前記閾値に基づいて、前記３次元再構成像を
閾値処理し、該閾値処理像を前回の反復時に求めた抽出
像に加算し、該加算によって得られた像を抽出像とする
画像処理手段と、該画像処理手段により得られた抽出像
を再投影して投影像を求める再投影演算手段と、該再投
影演算手段により求めた投影像と２次元Ｘ線撮像手段に
より得られた投影像との差分を計算し、得られた像を差
分投影像とする差分演算手段とを具備する。

【００３１】（７）前述する（６）に記載のＸ線断層撮
影装置において、前記再投影演算手段は、前記２次元Ｘ
線撮像手段の撮像面上における回転方向にｕ軸を、回転
中心軸に平行な方向にｖ軸をとり、前記回転手段の回転
中心軸をＺ軸、前記２次元Ｘ線撮像手段の描く回転面上
にｚ軸との交点を原点とすると共に互いに直交する軸を
ｘ軸およびｙ軸をとし、前記Ｘ線源と回転中心軸との距
離をＳＯＤ、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線撮像手段との
距離をＳＩＤ、前記抽出像をｆｖ（ｘ，ｙ，ｚ）、投影
角ａに対する投影像をＰｖ（ａ，ｕ，ｖ）としたとき
に、前記投影像を式（１）によって計算する。

【００３２】

【数２】

【００３３】前述した（１）〜（７）の手段によれば、
まず、２次元Ｘ線撮像手段で撮像した投影像から再構成
演算手段が３次元再構成像を生成し、最大値検出手段が
３次元再構成像のＣＴ値の最大値を求めると共に、この
最大値に基づいて閾値計算手段がＣＴ値の閾値を決定す
る。

【００３４】

【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。

【００３５】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。

【００３６】図１は本発明の一実施の形態のＸ線断層撮
影装置の概略構成を示すブロック図であり、１は計測
部、２は画像処理部、１０は記憶手段、１１は前処理手
段、１２は対数変換手段、１３は再構成演算部（反復再
構成演算手段）、１４は画像化手段、２０ａは初期推定
像演算手段、２０ｂは初期差分投影像演算手段、２１は
フィルタ補正手段、２２は逆投影演算手段（再構成演算
手段）、２３は推定像演算手段、２４は再投影演算部、
２５は血管抽出像計算手段（抽出像演算手段）、２６は
再投影演算手段、２７は差分投影像計算手段を示す。

【００３７】また、図２は計測部１の概略構成を示すブ
ロック図であり、３は走査駆動部（回転手段）、４はＸ
線源、５は２次元検出器（２次元撮像手段）、６は被検
体、７はＸ線焦点、８はＸ線ビーム（Ｘ線）、９は回転
中心軸、１７はカテーテル、１８は造影剤注入器、１９
は心電図記録計を示す。

【００３８】なお、図１に示す本実施の形態のＸ線断層
撮影装置において、計測部１および記憶手段１０を除
く、各処理部、演算部および手段は、周知の情報処理装
置で実行されるプログラムによって実現される。

【００３９】図１において、計測部１は後述する図２に
示す周知の計測部である。

【００４０】画像処理部２は記憶手段１０、前処理手段
１１、対数変換手段１２、再構成演算部１３、画像化手
段１４、初期推定像演算手段２０ａ、初期差分投影像演
算手段２０ｂ、フィルタ補正手段２１、逆投影演算手段
２２、推定像演算手段２３、再投影演算部２４、血管抽
出像計算手段２５、再投影演算手段２６および差分投影
像計算手段２７からなり、計測部１で撮像されたＸ線像
（Ｘ線投影像もしくは投影像）に後述する所定の処理を
行う。

【００４１】記憶手段１０は、たとえば、半導体メモ
リ、磁気ディスク装置、光ディスク装置、テープ装置等
の周知の記憶装置であり、計測部１で撮像したＸ線像の
デジタル情報（透過Ｘ線強度データ）を格納する。

【００４２】ただし、記憶手段１０には、被検体６を置
かずに撮像したＸ線像と、被検体６に造影剤を注入しな
がら撮像したＸ線像との透過Ｘ線強度データが別々に格
納されている。

【００４３】なお、本実施の形態においては、被検体６
を置かずに撮像したＸ線像をエア像、被検体６に造影剤
を注入しながら撮像したＸ線像をライブ像と呼び、それ
ぞれのデータを後述する（ａ，ｕ，ｖ）座標系を用い
て、Ｉａｉｒ（ａ，ｕ，ｖ）、Ｉｌｉｖｅ（ａ，ｕ，
ｖ）と記す。

【００４４】また、ライブ像の撮像の際、造影剤を注入
せずに（ただし、造影剤以外の撮像条件は同一にして）
撮像したＸ線像（マスク像と呼ぶことにする）を、エア
像の代わりに用いても良い。

【００４５】エア像の代わりにマスク像を用いた場合、
さらに鮮明な造影血管像の描出が可能である。

【００４６】前処理手段１１は、記憶手段１０に格納さ
れる透過Ｘ線強度データを順次読み出し、各Ｘ線像の透
過Ｘ線強度データごとに暗電流バイアス、感度むら、画
像歪み補正等の補正を行い、補正後のＸ線像のデータを
対数変換手段１２に出力する。

【００４７】対数変換手段１２は、ライブ像とエア像と
から再構成演算部１３で行う画像の再構成に必要となる
各投影角ごとの初期投影像を作成するための手段であ
り、ライブ像とエア像とのデータの対数差分を計算する
ことにより、初期投影像を作成する。

【００４８】なお、初期投影像は後述する座標系（ａ，
ｕ，ｖ）を用いて、Ｐ０（ａ，ｕ，ｖ）と表す。

【００４９】すなわち、初期投影像Ｐ０（ａ，ｕ，ｖ）
は、ライブ像のデータとエア像のデータとの対数を計算
した後、その差分をとることにより計算されるので、下
記に示す式（２）となる。

【００５０】 P₀ (a,u,v)=log(Iair(a,u,v))-log(Ilive(a,u,v)) ・・・・・（２）ただし、式（２）において、ｌｏｇ（ｘ）はｘの自然対
数を示す。

【００５１】再構成演算部１３は、初期推定像演算手段
２０ａ、初期差分投影像演算手段２０ｂ、フィルタ補正
手段２１、逆投影演算手段２２、推定像演算手段２３、
血管抽出像計算手段２５、再投影演算手段２６および差
分投影像計算手段２７からなり、対数変換手段１２から
出力される画像データに後述する所定の処理を行うこと
により、３次元再構成像のデータを生成する。

【００５２】初期推定像演算手段２０ａは、前述する文
献（１）に記載するＦｅｌｄｋａｍｐのコーンビーム再
構成演算法に基づいて、対数変換手段１２で計算した初
期投影像から被検体６のＸ線吸収分布を再構成する。

【００５３】ただし、本願明細書においては、初期投影
像から再構成した被検体６のＸ線吸収分布を後述する座
標系（ｘ，ｙ，ｚ）を用いて、ｆ０（ｘ，ｙ，ｚ）と表
し、初期推定像と呼ぶ。なお、詳細な手順については後
述する。

【００５４】初期差分投影像演算手段２０ｂは、後述す
る閾値処理および再投影演算によって得られる血管投影
像と前述する初期投影像との差分を計算する手段であ
り、このとき得られた像を初期差分投影像と呼び、後述
する座標系（ａ，ｕ，ｖ）を用いてＰｓ（ａ，ｕ，ｖ）
と表す。

【００５５】フィルタ補正手段２１は、周知のＳｈｅｐ
ｐ−Ｌｏｇａｎｆｉｌｔｅｒ等の補正フィルタ（ｈ
（ｕ）で表す）によって、初期差分投影像および差分投
影像計算手段２７で計算された投影像に補正処理を行う
ブロックであり、補正後の像をフィルタ補正投影像と呼
ぶ。

【００５６】逆投影演算手段２２は、周知の逆投影演算
を行うブロックであり、たとえば、周知のフィルタ補正
逆投影法を用いることにより、投影像から３次元再構成
像を再構成する。

【００５７】推定像演算手段２３は、逆投影演算手段２
２で得られる差分推定像と血管抽出像との３次元再構成
像の和を計算することにより、推定像を得るためのブロ
ックである。

【００５８】また、この推定像演算手段２３は、入力さ
れる差分推定像の最大値およびその閾値を決定する。な
お、推定像は後述する座標系（ｘ，ｙ，ｚ）を用いて、
ｆｅｓｔ（ｘ，ｙ，ｚ）と表すものとする。

【００５９】さらには、後述するように、内部処理とし
て、画像のＣＴ値の最大値を求める処理（最大値検出手
段）、ＣＴ値の最大値に基づいて閾値を決定する閾値決
定処理（閾値計算手段）、および、推定像に血管抽出像
（抽出像）を加算し推定像とする処理（画像加算手段）
を有する。

【００６０】再投影演算部２４は、血管抽出像計算手段
２５、再投影演算手段２６および差分投影像計算手段２
７からなり、推定像演算手段２３で計算した推定像から
差分投影像を計算する。

【００６１】血管抽出像計算手段２５は、推定像演算手
段２３で計算した推定像に対して、後述する閾値処理を
行うブロックであり、血管像の抽出を行った血管抽出像
を作成する。

【００６２】再投影演算手段２６は、血管抽出像に対し
て後述する再投影演算を行うことにより、３次元再構成
像を投影像に変換する。

【００６３】差分投影像計算手段２７は、再投影演算手
段２６で計算された投影像と初期投影像との差分を計算
するブロックである。

【００６４】図３はＸ線断層撮影装置における計測系の
幾何学的な構成を説明するための図であり、１５は投影
面、１６はミッドプレーン、ＳＩＤはＸ線焦点７と投影
面１５との間の距離、ＳＯＤはＸ線焦点７と回転中心９
との間の距離、ｖはｖ軸、ｕはｕ軸、ｚはｚ軸（回転中
心９）、ｘはｘ軸、ｙはｙ軸、ａは投影角を示す。

【００６５】図３において、投影面１５は２次元検出器
５の代わりに、その位置においた仮想的な２次元平面で
ある。

【００６６】ミッドプレーン１６は、回転中心９を中心
に回転するときのＸ線焦点７の描く回転軌道平面であ
る。

【００６７】ｕ軸は投影面１５とミッドプレーン１６と
が交差するときに描く交線を示し、ｖ軸は投影面１５上
に設けられると共に、ｕ軸が２次元検出器５の描く移動
軌跡と接する点で交わると共に、ｕ軸と直交する。

【００６８】したがって、投影面上の位置はｕｖ座標で
表すことができる。

【００６９】ｘ軸，ｙ軸は互いに直交する軸であると共
に、ミッドプレーン１６上に任意に設けられた軸であ
り、ｚ軸と直交する。

【００７０】投影角ａは、Ｘ線焦点７とｕｖ座標の原点
とを結ぶ直線がｘ軸となす角度を示す。したがって、２
次元検出器５で撮像されたＸ線像を投影角ａおよびｕｖ
座標を用いた座標系（ａ，ｕ，ｖ）を用いて表現でき
る。

【００７１】次に、図４に本実施の形態のＸ線断層撮影
装置の前処理手段および対数変換手段の動作を説明する
ための図を、図５に初期推定像演算手段および初期差分
投影像演算手段の動作を説明するための図を、図６にフ
ィルタ補正手段、逆投影演算手段、推定像演算手段およ
び再投影演算部の動作を説明するための図を示し、以
下、図４〜６に基づいて、本実施の形態のＸ線断層撮影
装置の動作を説明する。

【００７２】まず、操作者は被検体６の所望の血管に接
続されるカテーテル１７を介して、造影剤注入器１８で
造影剤を注入し、Ｘ線源４からコーンビーム状のＸ線ビ
ーム８を放射し、走査駆動部３を１回転させ、投影角ａ
ごとのＸ線像を２次元検出器５で撮像する。

【００７３】このとき、操作者はＸ線像の撮像と同時に
心電図記録計１９を用いて心拍を記録し、その記録結果
（心電図のグラフ）より心拍の位相が同一である部分を
特定し、同時刻に撮像されたＸ線像のみをライブ像とし
て、記憶手段１０に格納する。

【００７４】さらには、必要であればこのＸ線像に画像
歪み補正等を施し、これをライブ像Ｉｌｉｖｅ（ａ，
ｕ，ｖ）とする。

【００７５】次に、操作者は被検体６を置かずに、予め
設定される投影角ａ毎のＸ線像をＸ線源４の全周分にわ
たり撮像する。なお、撮像したＸ線像はデジタル信号
（透過Ｘ線データ）に変換され、エア像として記憶手段
に格納される。

【００７６】また、本実施の形態では、エア像の撮像を
ライブ像の撮像の後に行う構成としたが、これに限定さ
れるわけではなく、ライブ像の撮像の前に行ってもよい
ことは言うまでもない。

【００７７】さらには、一度撮像したエア像を繰り返し
使用してもよいが、エア像を撮像したときの条件と、ラ
イブ像を撮像したときの条件とが同一であることが望ま
しいことは言うまでもない。

【００７８】また、ライブ像の撮像の際、造影剤を注入
せずに（ただし、造影剤以外の撮像条件は同一にして）
撮像したＸ線像（マスク像と呼ぶことにする）を、エア
像の代わりに用いても良い。

【００７９】エア像の代わりにマスク像を用いた場合、
さらに鮮明な造影血管像の抽出が可能である。

【００８０】次に、前処理手段１１が記憶手段１０に格
納されるライブ像およびエア像を読み出し、各Ｘ線像に
画像補正処理を行う。

【００８１】画像補正処理が終了したライブ像およびエ
ア像に対しては、対数変換手段１２が、まず、各Ｘ線像
ごとに対数を計算し（ステップ４０１，４０２）、次
に、同一の投影角のＸ線像ごとに、前述する式（２）に
したがいその差分を計算し、初期投影像Ｐ０（ａ，ｕ，
ｖ）とする（ステップ４０３）。

【００８２】次に、初期投影像Ｐ０（ａ，ｕ，ｖ）は、
初期推定像演算手段２０ａにおいて、文献（１）に記載
されるＦｅｌｄｋａｍｐのコーンビーム再構成演算法に
よって、被検体のＸ線吸収係数分布を表す初期推定像ｆ
０（ｘ，ｙ，ｚ）に再構成される。

【００８３】このときの処理は図５に示すように、ま
ず、初期投影像Ｐ０（ａ，ｕ，ｖ）をＳｈｅｐｐ−Ｌｏ
ｇａｎｆｉｌｔｅｒ等の補正フィルタｈ（ｕ）によっ
て補正し、下記に示す式（３）を用いて計算し初期フィ
ルタ補正投影像Ｑ０（ａ，ｕ，ｖ）を求める（ステップ
５０１，５０２，５０３）。

【００８４】

【数３】

【００８５】このとき、ＦＦＴ｛｝、ｉＦＦＴ｛｝はそ
れぞれｕに関するフーリエ変換およびフーリエ逆変換を
表しており、本実施の形態では離散データの変換である
ので、高速フーリエ変換（ｆａｓｔＦｏｕｒｉｅｒ
ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）アルゴリズムを用いる。

【００８６】次に、逆投影演算によって、初期フィルタ
補正投影像Ｑ０（ａ，ｕ，ｖ）から被検体６のＸ線吸収
係数分布である初期推定像ｆ０（ｘ，ｙ，ｚ）を求め
る。

【００８７】このとき、投影角ａにおいて、点（ｘ，
ｙ，ｚ）に対して逆投影すべき点（ｕ’，ｖ’）を点
（ｘ，ｙ，ｚ）の逆投影座標とした場合には、逆投影演
算では、まず、投影角ａにおいて、点（ｘ，ｙ，ｚ）に
対して逆投影すべき逆投影座標（ｕ’，ｖ’）を下記の
式（４）によって計算する（ステップ５０４）。

【００８８】

【数４】

【００８９】なお、逆投影座標は被検体６や撮影条件に
はよらず、計測部１の幾何学的な構成によってのみ決ま
る。

【００９０】したがって、逆投影座標の計算結果は、後
記の反復過程における逆投影演算において共有でき、本
実施の形態においては、投影角０度の場合の点（ｘ，
ｙ，ｚ）に対する逆投影座標を計算機のメモリ上に保管
し、反復過程における逆投影演算においては、投影角ａ
での点（ｘ，ｙ，ｚ）に対して、投影角０度での点（ｘ
ｃｏｓ（ａ）＋ｙｓｉｎ（ａ），−ｘｓｉｎ（ａ）＋ｙ
ｃｏｓ（ａ），ｚ）を対応させることで、投影角０度の
場合の逆投影座標より投影角ａでの逆投影座標を決定す
る。

【００９１】他の方法としては、すべてのａ，ｘ，ｙ，
ｚに対して、逆投影座標（ｕ’，ｖ’）を一度計算して
おき、これをハードディスクなどの大規模記憶手段に保
管し、毎回の再構成演算に利用してもよい。

【００９２】次に、初期推定像ｆ０（ｘ，ｙ，ｚ）は、
下記に示す式（５）に従って逆投影演算を行う（ステッ
プ５０５）。

【００９３】この場合、具体的には再構成像は離散デー
タの集合であるため各離散点の位置に対応する（ｘ，
ｙ，ｚ）に対して、式（５）に従って逆投影演算を行
う。

【００９４】

【数５】

【００９５】次に、初期差分投影像演算手段２０ｂで
は、まず、初期推定像ｆ０（ｘ，ｙ，ｚ）のＣＴ値の最
大値Ｍａｘ［ｆ０（ｘ，ｙ，ｚ）］を求める（ステップ
５０６）。

【００９６】このとき、造影剤の注入された心臓血管
は、Ｘ線吸収係数値が他の部位に対して高いので、最大
値Ｍａｘ［ｆ０（ｘ，ｙ，ｚ）］の近傍の値を持つ初期
推定像の再構成点は血管部であると判断できる。

【００９７】したがって、最大値Ｍａｘ［ｆ０（ｘ，
ｙ，ｚ）］に対して０以上１以下の値を持つ重み係数α
を乗じたものを閾値として定め、この閾値を用いて閾値
処理を行う。

【００９８】なお、本実施の形態における閾値処理と
は、閾値以上の値を持つ再構成点の値を保存し、それ以
外の再構成点の値を０にする処理を指す。また、血管部
のみの抽出を行うためには、重み係数αの値は適切に調
節されなければならないが、心臓血管の場合には具体的
には０．８から０．９程度の値を用いることで閾値を決
定する（ステップ５０６）。

【００９９】このように、決められた閾値より、下記の
式（６）に従って初期推定像ｆ０（ｘ，ｙ，ｚ）に対す
る閾値処理を行い、血管抽出像ｆｖ（ｘ，ｙ，ｚ）を抽
出する（ステップ５０７）。

【０１００】

【数６】

【０１０１】ただし、式（６）において、Ｔｈｒｅｄは
閾値処理を行う関数を示している。

【０１０２】次に血管抽出像ｆｖ（ｘ，ｙ，ｚ）のＸ線
断層撮影装置における投影像を求めるため、下記の式
（７）にしたがい再投影演算を行う（ステップ５０
８）。

【０１０３】

【数７】

【０１０４】このときの投影角ａは初期投影像を得た投
影角と同一の投影角となり、投影像Ｐｖ（ａ，ｕ，ｖ）
（以下、血管投影像と呼ぶ）は、被検体６が血管抽出像
ｆｖ（ｘ，ｙ，ｚ）のみである場合の投影像となる。

【０１０５】すなわち、投影角ａでの投影面１５上の点
（ａ，ｕ，ｖ）、および、投影角ａでのＸ線焦点７の位
置（−ＳＯＤｃｏｓ（ａ），−ＳＯＤｓｉｎ（ａ），
０）との間に直線（式（７）のＬ（ａ，ｕ，ｖ）で表さ
れる直線）を引き、この直線上に存在する血管抽出像ｆ
ｖ（ｘ，ｙ，ｚ）の和によって血管投影像を得る。

【０１０６】また、現実には投影像は離散データである
ため、本実施の形態では、血管投影像は投影像を構成す
る各要素毎にまとめた離散データとして取り扱うものと
する。

【０１０７】ステップ５０８で得られる血管投影像Ｐｖ
（ａ，ｕ，ｖ）と対数変換手段１２で得られる初期投影
像Ｐ０（ａ，ｕ，ｖ）との差分を、下記の式（８）によ
って計算することにより、差分投影像Ｐｓ（ａ，ｕ，
ｖ）が得られる（ステップ５０９）。

【０１０８】すなわち、投影像は離散データであるた
め、各要素ごとの差を計算することで差分投影像は得ら
れる。

【０１０９】

【数８】

【０１１０】次に、差分投影像Ｐｓ（ａ，ｕ，ｖ）は、
血管抽出像ｆｖ（ｘ，ｙ，ｚ）を含まない被検体６の投
影像となるので、図６に示すように、差分投影像Ｐｓ
（ａ，ｕ，ｖ）に対して前述するステップ５０１〜５０
３に示す処理と同じ処理である下記の式（９）のフィル
タ補正処理と（ステップ６０１〜６０３）、ステップ５
０５に示す処理と同じ処理である下記の式（１０）の逆
投影演算処理とを行い（ステップ６０４，６０５）、差
分投影像に対する再構成を行なうことにより、差分推定
像ｆｓ（ｘ，ｙ，ｚ）が得られる。

【０１１１】

【数９】

【０１１２】この差分推定像ｆｓ（ｘ，ｙ，ｚ）は、血
管抽出像ｆｖ（ｘ，ｙ，ｚ）を取り除いた被検体６の投
影像からの再構成像であるので、血管抽出像ｆｖ（ｘ，
ｙ，ｚ）の存在により生じていた血管を中心とした放射
線状のアーチファクトは低減されることになる。

【０１１３】したがって、この差分推定像ｆｓ（ｘ，
ｙ，ｚ）と血管抽出像ｆｖ（ｘ，ｙ，ｚ）との和をとる
ことによって、アーチファクトの低減された心臓血管の
推定像として、下記の式（１１）で表される推定像ｆｅ
ｓｔ（ｘ，ｙ，ｚ）を得ることができる（ステップ６０
６）。

【０１１４】

【数１０】

【０１１５】さらに反復して前述する処理を行うため
に、本実施の形態では差分推定像ｆｓ（ｘ，ｙ，ｚ）に
対して、ステップ５０６，５０７で行ったのと同様の手
順で、推定像演算手段２３がこの差分推定像のＣＴ値の
最大値の検出および閾値の決定を行った後（ステップ６
０７）、血管抽出像計算手段２５がこの閾値に基づいた
閾値処理を行い、差分血管像ｆｓｖ（ｘ，ｙ，ｚ）を計
算する（ステップ６０８）。

【０１１６】このとき、差分推定像ｆｓ（ｘ，ｙ，ｚ）
に対する閾値は、初期推定像に対する閾値と比較して減
少しているので、差分血管像では新たな血管が抽出され
ることになる。

【０１１７】次に、この結果を用いて、血管抽出像計算
手段２５は下記の式（１２）にしたがって血管抽出像ｆ
ｖ（ｘ，ｙ，ｚ）を更新し、新たな血管抽出像ｆｖ’
（ｘ，ｙ，ｚ）を得る（ステップ６０９）。

【０１１８】

【数１１】

【０１１９】前述するように、血管抽出像計算手段２５
によって更新された血管抽出像ｆｖ’（ｘ，ｙ，ｚ）に
対して、再投影像演算手段２６が、再度、ステップ５０
８と同一処理内容の再投影演算を行うことにより、血管
投影像Ｐｖ’（ａ，ｕ，ｖ）を得ることができる（ステ
ップ６１０）。

【０１２０】次に、差分投影像計算手段２７が、この血
管投影像Ｐｖ’（ａ，ｕ，ｖ）と初期投影像Ｐ０（ａ，
ｕ，ｖ）との差分を下記の式（１３）に基づいて計算し
（ステップ６１１）、得られた差分投影像Ｐｓ’（ａ，
ｕ，ｖ）をフィルタ補正手段２１の入力とし、再び、前
述するステップ６０１〜６０７の処理を行うことによ
り、次に反復における推定像ｆｅｓｔ’（ｘ，ｙ，ｚ）
を計算により、得ることができる。

【０１２１】Ps'(a,u,v)=P₀(a,u,v)-Pv'(a,u,v) ・・
・・・（１３）前述する反復終了の条件、すなわち、ス
テップ６０６で得られた推定像に対して再びステップ６
０８の閾値処理を行うか否かの判定は、ステップ６０５
で得られる差分推定像ｆｓ（ｘ，ｙ，ｚ）に対する閾値
が、先験的に得られる造影剤の注入された血管のＸ線吸
収係数と比較して小さいか否かをステップ６１２で行う
構成となっており、本実施の形態においては、小さい場
合に反復を終了する。

【０１２２】なお、本実施の形態において、心臓血管の
関心領域の抽出された結果を作業者が確認しながら画像
処理を行い、作業者からの指示に基づいて、前述する反
復処理を終了してもよいことは言うまでもない。

【０１２３】ただし、この場合には、ステップ推定像演
算手段２３のステップ６１２に、作業者の指示で反復処
理を終了させるための判断を行う処理が必要となる。

【０１２４】以上のようにして得られた推定像を３次元
再構成像として画像化手段１４において画像化し、図示
しない表示装置に表示させる。

【０１２５】さらには、たとえば、図示しない磁気ディ
スク装置等の記憶装置に格納、あるいは、図示しない通
信回線で他の情報処理装置等に転送してもよい。

【０１２６】この時の推定像は、被検体６の造影血管と
背景とを分離して再構成したものと同等であるので、造
影血管による誤放射線状のアーチファクトを除去するこ
とができ、細かな血管の分岐等も抽出することができ
る。

【０１２７】以上説明したように、本実施の形態のＸ線
断層撮影装置では、まず、同一の投影角のエア像とライ
ブ像との対数差分を対数変換手段１２で計算することに
よって、初期投影像を得る。

【０１２８】次に、以下に示す処理を反復的に繰り返
し、血管像の推定を行う。

【０１２９】（ａ）初期投影像に対し、初期推定像演算
手段２０ａがフィルタ補正処理、逆投影演算処理を行う
ことで再構成処理を行ない、初期推定像を計算する。

【０１３０】（ｂ）初期推定像の最大値から閾値を決定
する。

【０１３１】（ｃ）初期推定像に対して、前記（ｂ）で
決定した閾値を用いた閾値処理を行い、画素値の高い部
分を抽出した血管抽出像を作成する。

【０１３２】（ｄ）血管抽出像を再投影し、得られた血
管投影像と初期投影像との差分投影像を求める。

【０１３３】（ｅ）差分投影像に対し、フィルタ補正処
理、逆投影演算処理を行うことで再構成処理を行ない、
差分推定像を得る。

【０１３４】（ｆ）前記（ｅ）で得られた差分推定像の
最大値より閾値を決定する。

【０１３５】（ｇ）血管抽出像と差分推定像との和を、
その反復回における推定像とする。

【０１３６】（ｈ）差分推定像に対して、前記（ｆ）で
得られた閾値を用いて閾値処理を行い、画素値の高い部
分を抽出した差分血管抽出像を得る。さらに血管抽出像
に対し差分血管抽出像を加え、その結果を新たな血管抽
出像とする。

【０１３７】（ｉ）前記（ｆ）で得られた閾値が先験的
に得られる造影剤の注入された血管のＸ線吸収係数と比
較して小さい場合には、この推定像を最終の３次元再構
成像として、反復処理を終了し、画像化手段１４で画像
化処理を行い、図示しない表示手段に表示する。一方、
小さくない場合には、前記（ｄ）に戻る。

【０１３８】このように、前記（ｄ）〜（ｈ）に示す処
理を繰り返すことにより、血管抽出を行う処理が複数回
行うことができると共に、血管部分を抽出する時の判定
基準である閾値を計算された推定像に基づいて変動させ
ることができるので、造影血管による誤放射線状のアー
チファクトを除去することができる。

【０１３９】また、造影血管による誤放射線状のアーチ
ファクトを除去することができるので、細かな血管の分
岐等も抽出することができる。

【０１４０】以上、本発明者によってなされた発明を、
前記発明の実施の形態に基づき具体的に説明したが、本
発明は、前記発明の実施の形態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可能で
あることは勿論である。

【０１４１】

【発明の効果】本願において開示される発明のうち代表
的なものによって得られる効果を簡単に説明すれば、下
記の通りである。

【０１４２】少ない投影データからアーチファクトの生
じない３次元再構成像を得ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施の形態のＸ線断層撮影装置の概
略構成を示すブロック図である。

【図２】本発明の実施の形態のＸ線断層撮影装置の計測
部の概略構成を示すブロック図である。

【図３】Ｘ線断層撮影装置における計測系の幾何学的な
構成を説明するための図である。

【図４】本実施の形態のＸ線断層撮影装置の前処理手段
および対数変換手段の動作を説明するための図である。

【図５】初期推定像演算手段および初期差分投影像演算
手段の動作を説明するための図である。

【図６】フィルタ補正手段、逆投影演算手段、推定像演
算手段および再投影演算部の動作を説明するための図で
ある。

【図７】従来のＸ線断層撮影装置の概略構成を示すブロ
ック図である。

【図８】従来のＸ線断層撮影装置の計測部の概略構成を
示すブロック図である。

【符号の説明】

１…計測部、２，７０１…画像処理部、３…走査駆動
部、４…Ｘ線源、５…２次元Ｘ線検出器、６…被検体、
７…Ｘ線焦点、８…コーンビーム状Ｘ線、９…回転中心
軸、１０…記憶手段、１１…前処理手段、１２…対数変
換手段、１３，７０２…再構成演算部、１４…画像化手
段、１５…投影面、１６…ミッドプレーン、１７…カテ
ーテル、１８…造影剤注入器、１９…心電図記録計、２
０ａ…初期推定像演算手段、２０ｂ…初期差分投影像演
算手段、２１，７０３…フィルタ補正手段、２２…逆投
影演算手段、２３…推定像演算手段、２４…再投影演算
部、２５…血管抽出像計算手段、２６…再投影演算手
段、２７…差分投影像計算手段。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者山口雅浩神奈川県横浜市青葉区たちばな台２−11− ２ツインコートたちばな台Ｅ−309 (72)発明者小尾高史東京都立川市羽衣町３−７−13

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】コーンビーム状にＸ線を照射するＸ線源
と、該Ｘ線源に対向して配置され、被検体をＸ線で撮像
する２次元Ｘ線撮像手段と、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ
線撮像手段とを被検体の周囲に回転させる回転手段とを
具備し、前記回転手段を回転させながら前記２次元Ｘ線
撮像手段が撮像した投影像から３次元再構成像の生成を
行うＸ線断層撮影装置であって、前記投影像から３次元再構成像を再構成する反復再構成
演算手段を具備することを特徴とするＸ線断層撮影装
置。
【請求項２】前記反復再構成演算手段は、投影像から
３次元再構成像を求める再構成演算手段と、前記３次元
再構成像から推定像を求める推定像演算手段と、前記３
次元再構成像から投影像を求める再投影演算手段と、前
記再構成演算手段，推定像演算手段および再投影演算手
段による演算を反復して実行させる反復手段とを具備す
ることを特徴とする請求項１に記載のＸ線断層撮影装
置。
【請求項３】前記推定像演算手段は、前記３次元再構
成像のＣＴ値の最大値を求める最大値検出手段と、前記
最大値に応じた閾値を計算する閾値計算手段と、前記推定像から前記閾値以上もしくは前記閾値以下のＣ
Ｔ値の部分を抽出し抽出像とする抽出像演算手段と、前
記３次元再構成像と前回の反復再構成演算により求めた
抽出像とを加算し推定像とする画像加算手段とを具備す
ることを特徴とする請求項２に記載のＸ線断層撮影装
置。
【請求項４】前記反復手段は、前記閾値の大小に応じ
て演算の反復を終了させる手段を具備することを特徴と
する請求項３に記載のＸ線断層撮影装置。
【請求項５】前記反復手段は、前記推定像を操作者に
提示する手段と、該提示される推定像を操作者が観察し
て、該操作者が終了と認めたときに反復操作を終了させ
る手段とを具備することを特徴とする請求項２ないし４
のいずれか１項に記載のＸ線断層撮影装置。
【請求項６】前記再投影演算手段は、前記閾値に基づ
いて、前記３次元再構成像を閾値処理し、該閾値処理像
を前回の反復時に求めた抽出像に加算し、該加算によっ
て得られた像を抽出像とする画像処理手段と、該画像処
理手段により得られた抽出像を再投影して投影像を求め
る再投影演算手段と、該再投影演算手段により求めた投
影像と２次元Ｘ線撮像手段により得られた投影像との差
分を計算し、得られた像を差分投影像とする差分演算手
段とを具備することを特徴とする請求項２ないし５のい
ずれか１項に記載のＸ線断層撮影装置。
【請求項７】前記再投影演算手段は、前記２次元Ｘ線
撮像手段の撮像面上における回転方向にｕ軸を、回転中
心軸に平行な方向にｖ軸をとり、前記回転手段の回転中
心軸をＺ軸、前記２次元Ｘ線撮像手段の描く回転面上に
ｚ軸との交点を原点とすると共に互いに直交する軸をｘ
軸およびｙ軸をとし、前記Ｘ線源と回転中心軸との距離
をＳＯＤ、前記Ｘ線源と前記２次元Ｘ線撮像手段との距
離をＳＩＤ、前記抽出像をｆｖ（ｘ，ｙ，ｚ）、投影角
ａに対する投影像をＰｖ（ａ，ｕ，ｖ）としたときに、
前記投影像を式（１）によって計算することを特徴とす
る請求項６に記載のＸ線断層撮像装置。【数１】