JPWO2010100996A1 - Ｘ線ｃｔ装置及び画像修正プログラム - Google Patents

Ｘ線ｃｔ装置及び画像修正プログラム Download PDF

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Abstract

公知の逐次近似再構成手法では、一部回転角度においてＸ線が計測されない不完全な計測領域及び非計測領域のＣＴ画像を含めて修正するため、画質が劣化する。このため、通常の撮影範囲と比較して広範囲な撮影を必要とし、Ｘ線の照射領域の拡大に繋がるが、本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、取得した測定投影データ及びスキャノグラムデータを用いて、一部回転角度においてＸ線が計測されない不完全な計測領域及び非計測領域のＣＴ画像を修正することにより、中央のスライスから体軸方向に距離が大きいほど増加する画質劣化を抑制する。これにより、Ｘ線の照射領域を拡大することなく、診断に有効な範囲のＣＴ画像を取得できる。

Description

本発明はＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置及び画像修正プログラムに関して、特に、回転撮影中に、再構成演算に必要な全ての回転角度の投影データが揃わないことに起因する画質の低下を抑制する技術に関する。
Ｘ線ＣＴ装置は、被写体を多方向から撮影して得たＸ線投影データから各点のＸ線吸収係数を算出し、被写体の断層像（以下、ＣＴ画像とする）を得る装置である。本装置より取得したＣＴ画像は、医療現場において、正確かつ即時に患者の病状を診断でき、臨床上有用である。そこで近年、撮影の高速化を目的として、被写体の体軸方向に検出器を複数並列するマルチスライス方式が利用され、一度に広範囲な撮影を行うことが可能になっている。
前記方式は、非特許文献１に開示されているように、中央のスライスから体軸方向に距離が大きいほど、ＣＴ画像の断層面に対するＸ線の照射角度が大きくなるため、一部の回転角度においてＸ線が検出されない不完全撮影範囲のＣＴ画像や、全ての回転角度においてＸ線が検出されない非撮影範囲のＣＴ画像の領域が増加する。これら不完全撮影範囲や非撮影範囲のＣＴ画像は、一部の回転角度における測定投影データの欠損や照射角度の影響により、全ての回転角度のＸ線が検出される完全な撮影範囲のＣＴ画像と比較して、画質が劣化することが知られている。
Ｇｅｎｇｓｈｅｎｇ Ｌ．Ｚｅｎｇ，ｅｔ ａｌ．，"Ｃｏｎｅ−Ｂｅａｍ Ｉｔｅｒａｔｉｖｅ Ｒｅｃｏｎｓｔｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ａ Ｓｅｇｍｅｎｔ ｏｆ ａ Ｌｏｎｇ Ｏｂｊｅｃｔ"，ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎ ｏｎ Ｎｕｃｌｅａｒ ｓｃｉｅｎｃｅ，Ｖｏｌ．４９，Ｎｏ．１，ｐ３７−４１，２００２．
上記画像劣化を抑制するために、通常の撮影範囲と比較してより広範囲な撮影を行おうとすると、Ｘ線の照射領域の拡大、ひいては被曝量の増大に繋がるという問題がある。
本発明の目的は、全ての回転角度においてＸ線が検出される完全な撮影領域だけでなく、不完全な撮影領域、または非撮影領域のＣＴ画像の画質劣化を、被曝量を増大させることなく抑制することを目的とする。
上記目的を達成するために、本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、不完全な計測領域や非計測領域の被写体のＸ線吸収率分布（ＣＴ画像）を、Ｘ線照射領域を拡大することなく、回転撮影又はスキャノグラム撮影により得られた測定投影データを用いて画像修正することにより、画像の劣化を抑制するＸ線ＣＴ装置に係る。
より具体的には、本発明によれば、以下のようなＸ線ＣＴ装置が提供される。
すなわち、本発明の第１の態様のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を発生するＸ線発生部と、被写体透過後の前記Ｘ線を検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を回転させながら、前記被写体の回転撮影による測定投影データを計測する回転計測部と、前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を回転せずに、前記被写体のスキャノグラム撮影による測定投影データを計測するスキャノグラム計測部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出器とを結ぶ経路上に、逐次修正処理の対象となる対象Ｘ線吸収率分布を設定し、前記経路上における前記Ｘ線吸収率の積分値を示す計算投影データを算出し、前記回転撮影による測定投影データと前記計算投影データとの差がより小さくなるように前記対象Ｘ線吸収率分布を逐次修正する処理を所定回数繰り返すことにより、前記被写体のＸ線吸収率分布を再構成する逐次再構成処理部と、を有する。
ここで、前記回転撮影において前記再構成に必要な全ての回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を完全撮影領域とし、前記回転撮影において一部の回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を不完全撮影領域とすると、前記逐次再構成処理部は、前記完全撮影領域及び前記不完全撮影領域のみを通過する前記Ｘ線を計測して得られた前記スキャノグラム撮影による測定投影データと、前記計算投影データとの差もより小さくなるように、前記対象Ｘ線吸収率分布を修正する機能を有する。
また、上記「所定回数」には、１回以上の任意の回数が含まれる。よって、所定回数を１回とした場合、計算投影データと回転計測による測定投影データとの比較修正が１回実行され、また計算投影データとスキャノグラム撮影による測定投影データとの比較修正が別途実行される。計算投影データと回転計測による測定投影データとの比較修正と、計算投影データとスキャノグラム撮影による測定投影データとの比較修正と、の回数は同じでもよいし、異なってもよい。また比較修正する順序は、計算投影データと回転計測による測定投影データとの比較修正が先でもよいし、計算投影データとスキャノグラム撮影による測定投影データとの比較修正が先でもよい。
本発明の第１の態様のＸ線ＣＴ装置によれば、不完全撮影領域のＸ線吸収率分布に対し、スキャノグラム用の測定投影データに基づく逐次近似再構成手法を適用した画像修正を行うことにより、体軸方向に垂直な中央スライスから離れるほど増加する画質の劣化を抑制する。これにより、撮影領域を拡大することなく、有効な再構成領域のＸ線吸収率分布を取得できる。
本発明の第２の態様のＸ線ＣＴ装置は、第１の態様のＸ線ＣＴ装置において、前記被写体のＸ線吸収率分布において再構成された空間である再構成領域の中で、前記完全撮影領域と前記不完全撮影領域とを除く空間を非撮影領域とし、前記逐次再構成処理部は、前記完全撮影領域及び前記不完全撮影領域のみを通過する前記Ｘ線を計測して得られた前記スキャノグラム撮影による測定投影データに加え、前記非撮影領域の内部を通過する前記Ｘ線を計測して得られた前記スキャノグラム撮影による測定投影データと、前記計算投影データとの差もより小さくなるように、前記対象Ｘ線吸収率分布を修正する機能を有する。
本発明の第２の態様によるＸ線ＣＴ装置によれば、不完全撮影範囲に加え、前記非撮影範囲に対してもスキャノグラム用の測定投影データを用いて画像修正を行うことができる。
本発明の第３の態様のＸ線ＣＴ装置は、第１の態様のＸ線ＣＴ装置において、前記被写体の動きを検出する体動検出部を更に有し、前記Ｘ線発生部は、前記回転撮影及び前記スキャノグラム撮影において前記被写体の位置が略一致する時点においてのみ、前記Ｘ線を発生する機能を有する。
本発明の第３の態様によるＸ線ＣＴ装置によれば、呼吸同期や心電同期等を行った測定投影データ及びスキャノグラム用の測定投影データに基づいて逐次近似再構成手法を適用できるため、呼吸等の被写体の動きによる画質劣化の影響が小さい。
本発明の第４の態様のＸ線ＣＴ装置は、第１の態様のＸ線ＣＴ装置において、前記被写体の動きを検出する体動検出部を更に有し、前記逐次再構成処理部は、前記回転撮影による測定投影データ及び前記スキャノグラム撮影による測定投影データから、前記被写体の位置が略一致する時間に相当する前記回転撮影による測定投影データ及び前記スキャノグラム撮影による測定投影データを選択して前記被写体のＸ線吸収率分布を再構成する機能を有する。
本発明の第４の態様によるＸ線ＣＴ装置によれば、呼吸同期や心電同期等を行った測定投影データ及びスキャノグラム用の測定投影データに基づいて逐次近似再構成手法を適用できるため、呼吸等の被写体の動きによる画質劣化の影響が小さい。
本発明の第５の態様のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を発生するＸ線発生部と、被写体透過後の前記Ｘ線を検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を回転させながら、前記被写体の回転撮影による測定投影データを計測する回転計測部と、前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を回転せずに、前記被写体のスキャノグラム撮影による測定投影データを計測するスキャノグラム計測部と、前記被写体の回転撮影による測定投影データに基づいて再構成演算を行い、前記被写体のＸ線吸収率分布を計算する再構成処理部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部とを結ぶ経路上における前記被写体のＸ線吸収率の積分値を示す計算投影データを算出し、前記回転撮影において前記再構成に必要な全ての回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を完全撮影領域とし、前記回転撮影において一部の回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を不完全撮影領域とし、前記完全撮影領域及び不完全撮影領域の内部を通過する前記Ｘ線を計測して得られた前記スキャノグラム撮影による測定投影データと、前記計算投影データと、の差がより小さくなるように、前記被写体のＸ線吸収率分布を修正する画像修正部と、を備える。
本発明の第５の態様のＸ線ＣＴ装置によれば、再構成アルゴリズムの種類を問わず、その再構成処理部において再構成されたＸ線吸収率分布の不完全撮影範囲に対し、スキャノグラム用の測定投影データを用いて画像修正を行うことができる。
本発明の第６の態様のＸ線ＣＴ装置は、第５の態様のＸ線ＣＴ装置において、前記再構成処理部は、解析的再構成アルゴリズムを用いて前記被写体のＸ線吸収率分布を再構成する機能を有する。
本発明の第６の態様のＸ線ＣＴ装置によれば、解析的再構成アルゴリズムを用いて再構成されたＸ線吸収率分布に対し、スキャノグラム用の測定投影データを用いた逐次近似再構成手法を用いて画像修正を行うことができる。
本発明の第７の態様のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を発生するＸ線発生部と、被写体透過後の前記Ｘ線を検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を回転させながら前記被写体の回転撮影による測定投影データを計測する回転計測部と、前記回転撮影による測定投影データに基づき、前記被写体のＸ線吸収率分布を計算する吸収率分布計算部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を結ぶ経路上に、前記被写体のＸ線吸収率分布を初期画像として設定し、前記経路上における前記初期画像のＸ線吸収率の積分値を示す計算投影データを算出し、前記回転撮影による測定投影データと前記計算投影データとの差がより小さくなるように前記初期画像を逐次修正する処理を所定回数繰り返すことにより、前記被写体のＸ線吸収率分布を再構成する逐次再構成処理部と、を備え、前記回転撮影において前記再構成に必要な全ての回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を完全撮影領域とし、前記回転撮影において一部の回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を不完全撮影領域とし、前記被写体のＸ線吸収率分布上に再構成された空間である再構成領域の中で、前記完全撮影領域と前記不完全撮影領域とを除く空間を非撮影領域と定義する。前記初期画像は、前記回転撮影による測定投影データ、又は前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出器とを回転せずに計測して得たスキャノグラム撮影による測定投影データ、若しくは前記初期画像の中で前記完全撮影領域が撮影された完全撮影範囲の画素値、のうちの少なくとも一つを用いて前記初期画像における前記不完全撮影領域が撮影された不完全撮影範囲及び前記非撮影領域が撮影された非撮影範囲に対して修正が行われる。
そして、前記逐次再構成処理部は前記修正後の初期画像を用いて前記被写体のＸ線吸収率分布を再構成する機能を有する。
ここで吸収率分布計算部の「Ｘ線吸収率分布を計算する」には、吸収率分布計算部が回転計測による測定投影データを用いてＸ線吸収率分布を計算する場合と、既に回転計測による測定投影データに基づいて計算されたＸ線吸収率分布を読み込む場合と、を含む。
本発明の第７の態様のＸ線ＣＴ装置によれば、初期画像の不完全撮影範囲及び非撮影範囲の定量性を、測定データの欠損を含めて再構成したＸ線吸収率分布に比べてより向上させることができる。そして、被写体の情報により近づけられた初期画像を逐次近似再構成手法において用いることにより、画像の収束を早める効果がある。
本発明の第８の態様のＸ線ＣＴ装置は、第７の態様のＸ線ＣＴ装置において、前記吸収率分布計算部は、前記回転撮影による測定投影データに対し、前記非撮影領域と、前記不完全撮影領域の中の前記Ｘ線が計測されない領域と、のそれぞれの位置から略近傍距離にある前記回転撮影による測定投影データ又は前記スキャノグラム撮影による測定投影データを予め外挿した後に前記被写体のＸ線吸収率分布を計算する機能を有する。
本発明の第８の態様のＸ線ＣＴ装置によれば、不完全撮影領域及び非撮影領域から略近傍距離にある回転計測による測定投影データ又はスキャノグラム撮影による測定投影データを外挿してＸ線吸収率分布（初期画像）を計算することにより、欠損データを含めて計算したＸ線吸収率分布よりも定量性を向上させることができる。そして、被写体の情報により近づけられたＸ線吸収率分布を初期画像として用いることにより、逐次近似再構成手法の収束を早める効果がある。
本発明の第９の態様のＸ線ＣＴ装置は、第７の態様のＸ線ＣＴ装置において、前記吸収率分布計算部は、前記被写体のＸ線吸収率分布の中の前記不完全撮影範囲と前記非撮影範囲とに対し、前記不完全撮影範囲及び前記非撮影範囲のそれぞれの位置から略近傍距離にある前記完全撮影範囲の画素値を外挿する機能を有する。
本発明の第９の態様のＸ線ＣＴ装置によれば、Ｘ線吸収率分布（初期画像）において、不完全撮影範囲及び非撮影範囲から略近傍距離にある完全撮影範囲のＸ線吸収率分布を、不完全撮影範囲及び非撮影範囲に外挿することにより、欠損データを含めて計算したＸ線吸収率分布よりも定量性を向上させることができる。そして、被写体の情報により近づけられたＸ線吸収率分布を初期画像として用いることにより、逐次近似再構成手法の収束を早める効果がある。
本発明の第１０の態様のＸ線ＣＴ装置は、第７の態様のＸ線ＣＴ装置において、前記吸収率分布計算部は、前記不完全撮影領域及び前記非撮影領域を通過した前記Ｘ線を計測して得られた前記回転撮影による測定投影データに基づき計算される前記被写体のＸ線吸収率分布の画素値を、前記被写体のＸ線吸収率分布を近似する関数と、前記回転撮影による測定投影データ又は前記スキャノグラム用の測定データと、に基づき推定する機能を有する。
本発明の第１０の態様のＸ線ＣＴ装置によれば、不完全撮影領域及び非撮影領域のＸ線吸収率分布を、被写体のＸ線吸収率を近似する関数と回転計測による測定データ又はスキャノグラム撮影による測定投影データを用いて推定する。こうして推定されたＸ線吸収率分布は、欠損データを含めて計算したＸ線吸収率分布よりも定量性を向上させることができる。そして、被写体の情報に近づけられたＸ線吸収率分布を入力することにより逐次近似再構成手法の収束を早める効果がある。
本発明の第１１の態様のＸ線ＣＴ装置は、第７の態様のＸ線ＣＴ装置において、前記逐次再構成処理部は、前記不完全撮影領域及び前記非撮影領域を通過した前記Ｘ線を計測して得られた前記回転撮影による測定投影データに基づき計算された前記初期画像に対して、その初期画像から算出された計算投影データの前記Ｘ線検出器方向の径と、前記回転撮影による測定投影データの前記Ｘ線検出器方向の径又は前記スキャノグラム撮影による測定投影データの前記Ｘ線検出器方向の径と、が等しくなるように、前記初期画像を拡大又は縮小する修正を行う機能を有する。
本発明の第１１の態様のＸ線ＣＴ装置によれば、入力されたＸ線吸収率分布（初期画像）の計算投影データのＸ線検出器方向の径と、回転計測による測定投影データのＸ線検出器方向の径又はスキャノグラム用の測定投影データのＸ線検出器方向の径と、を等しくすることにより、不完全撮影領域及び非撮影領域のＸ線吸収率分布を修正する。こうして修正されたＸ線吸収率分布（初期画像）は、欠損データを含めて計算したＸ線吸収率分布よりも定量性を向上させることができる。そして、被写体の情報に近づけられたＸ線吸収率分布（初期画像）を用いてその後の逐次的な修正を行うことにより、逐次近似再構成手法の収束を早める効果がある。
本発明の第１２の態様のＸ線ＣＴ装置は、第７の態様のＸ線ＣＴ装置において、前記逐次再構成処理部は、前記不完全撮影領域及び前記非撮影領域を通過した前記Ｘ線を計測して得られた前記回転撮影による測定投影データに基づき計算された前記初期画像に対して、その初期画像から算出された計算投影データの画素値と、前記回転撮影による測定投影データの画素値又は前記スキャノグラム撮影による測定投影データの画素値と、を回転方向にそれぞれ積分し、前記計算投影データの積分値と前記回転撮影による測定投影データの積分値又は前記スキャノグラム撮影による測定投影データの積分値と、が等しくなるように、前記初期画像の画素値を修正する機能を有する。
本発明の第１２の態様のＸ線ＣＴ装置によれば、入力されたＸ線吸収率分布（初期画像）の計算投影データの画素値の回転方向の積分値と、回転計測による測定投影データの回転方向の画素値の回転方向の積分値又はスキャノグラム用の測定投影データの回転方向の画素値の積分値と、を等しくすることにより、不完全撮影領域及び非撮影領域のＸ線吸収率分布（初期画像）を修正する。こうして修正されたＸ線吸収率分布（初期画像）は、欠損データを含めて計算したＸ線吸収率分布よりも定量性を向上させることができる。そして、被写体の情報に近づけられたＸ線吸収率分布（初期画像）を用いてその後の逐次的な修正を行うことにより、逐次近似再構成手法の収束を早める効果がある。
本発明の第１３の態様のＸ線ＣＴ装置は、第７の態様のＸ線ＣＴ装置において、前記吸収率分布計算部は、前記不完全撮影領域及び前記非撮影領域を通過した前記Ｘ線を計測して得られた前記回転撮影による測定投影データに基づき計算された前記Ｘ線吸収率分布に対して、そのＸ線吸収率分布の中の前記完全撮影範囲内で前記被写体が撮影された領域の輪郭領域を抽出し、その輪郭領域に近似関数を適用することにより、前記Ｘ線吸収率分布の中の前記不完全撮影範囲及び前記非撮影範囲内の前記被写体の輪郭領域を補間する機能を有する。
本発明の第１３の態様のＸ線ＣＴ装置によれば、計算された被検体のＸ線吸収率分布のうち、不完全撮影範囲と非撮影範囲において被写体が撮影された輪郭領域を、完全撮影範囲において被写体が撮影された輪郭領域に近似関数を適用して補間することにより、欠損データを含めて計算したＸ線吸収率分布よりも定量性を向上させた画像を初期Ｘ線吸収率分布として計算することができる。そして、被写体の情報に近づけられたＸ線吸収率分布を用いてその後の逐次的な修正を行うことにより、逐次近似再構成手法の収束を早める効果がある。
また、本発明に係る画像修正プログラムは、Ｘ線ＣＴ装置が被写体を回転撮影して得た測定投影データを再構成して得られた前記被写体のＸ線吸収率分布と、前記Ｘ線ＣＴ装置に備えられたＸ線発生部とＸ線検出器とを回転せずに、前記被写体を撮影して得たスキャノグラム撮影による測定投影データと、を取得するステップと、前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を結ぶ経路上における前記被写体のＸ線吸収率の積分値を示す計算投影データを算出するステップと、前記回転撮影において前記再構成に必要な全ての回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を完全撮影領域とし、前記回転撮影において一部の回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を不完全撮影領域とし、前記完全撮影領域と前記不完全撮影領域とを通過する前記Ｘ線を計測して得られた前記スキャノグラム撮影による測定投影データと、前記計算投影データと、の差がより小さくなるように、前記被写体のＸ線吸収率分布を修正するステップと、をコンピュータに実行させる機能を有する。
本発明に係る画像修正プログラムによれば、不完全撮影領域のＸ線吸収率分布又はＸ線吸収率分布の中の不完全撮影範囲に対し、スキャノグラム用の測定投影データを用いて画像修正をすることができる。これにより、不完全撮影領域のＸ線吸収率分布又はＸ線吸収率分布の不完全撮影範囲を、欠損データを含めて計算したＸ線吸収率分布よりも定量性を向上させた画像を初期画像として計算することができる。
本発明によれば、回転計測による測定投影データ、およびスキャノグラム撮影による測定投影データを用いて、完全撮影領域だけでなく、不完全撮影領域、または非撮影領域の被検体のＸ線吸収率分布を修正することにより、体軸方向に垂直な中央スライスから離れるほど増加する画質の劣化を抑制する。これにより、完全撮影領域を拡大することなく、すなわち、Ｘ線被曝領域を拡大させることなく、画質の劣化を抑制することができる。
本発明の実施例１における装置各部のハードウェアの構成を説明するための図 本発明の実施例１における撮影の流れを説明するための図 本発明の実施例１における撮影条件入力部の画面例を説明するための図 本発明の実施例１における回転撮影時のＣＴ画像の撮影範囲を説明するための図であって、図４（ａ）は、回転撮影の概要図であり、図４（ｂ）は、図４（ａ）に示す断層面１５５におけるＡｘｉａｌ像であり、図４（ｃ）は、被写体６の中心付近のＳａｇｉｔｔａｌ像である。 本発明の実施例１における回転撮影及びスキャノグラム撮影を説明するための図 本発明の実施例１における再構成処理部の各部を説明するための図 本発明の実施例１における逐次近似再構成の計算手順を説明するためのフローチャート 本発明の実施例１におけるシミュレーションに使用したファントムと本発明法の効果を説明するための図であって、図８（ａ）は、従来法による再構成画像を示す図であり、図８（ｂ）は、本発明法による再構成画像を示す図である。 本発明の実施例２における回転撮影のＰｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ−ｔｒｉｇｇｅｒｅｄ ｓｃａｎを説明するための図 本発明の実施例２における回転撮影及びスキャノグラム撮影のＰｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ−ｔｒｉｇｇｅｒｅｄ ｓｃａｎを説明するための図 本発明の実施例３における回転撮影のＲｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ−ｇａｔｅｄ ｓｃａｎを説明するための図 本発明の実施例３における回転撮影及びスキャノグラム撮影のＲｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ−ｇａｔｅｄ ｓｃａｎを説明するための図 本発明の実施例４における呼吸同期を説明するための図であって、図１３（ａ）は、通常時における被写体６を示す図であり、図１３（ｂ）は、吸気時における被写体６を示す図である。 本発明の実施例４における呼吸同期を用いたＣＴ撮影を説明するための図 本発明の実施例５における測定投影データの外挿を説明するための図 本発明の実施例６におけるＣＴ画像の外挿を説明するための図 本発明の実施例７におけるスキャノグラムデータを用いた楕円近似を説明するための図であって、図１７（ａ）は、スキャノグラム撮影時におけるスキャノグラムデータを示す図であり、図１７（ｂ）は、楕円近似におけるスキャノグラムデータを示す図である。 本発明の実施例８における測定投影データを用いたＣＴ画像の縮小処理を説明するための図であって、図１８（ａ）は、測定投影データと計算投影データの比較を示す図であり、図１８（ｂ）は、ＣＴ画像の縮小処理を示す図である。 本発明の実施例８における測定投影データを用いたＣＴ画像の拡大処理を説明するための図であって、図１９（ａ）は、測定投影データと計算投影データの比較を示す図であり、図１９（ｂ）は、ＣＴ画像の拡大処理を示す図である。 本発明の実施例９におけるスキャノグラムデータを用いたＣＴ画像の画素値修正を説明するための図であって、図２０（ａ）は、スキャノグラムデータを示す図であり、図２０（ｂ）は、計算投影データを示す図である。 本発明の実施例１０における完全撮影範囲のＣＴ画像による修正を説明するための図 本発明の実施例１１における画像修正プログラムの構成を示すブロック図
＜実施例１＞
以下、図１乃至８を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。図１は、実施例１のを実現するハードウェア構成について述べる。図１は、本発明の実施例１における装置各部のハードウェアの構成を説明するための図である。図２は、本発明の実施例１における撮影の流れを説明するための図である。図３は、本発明の実施例１における撮影条件入力部の画面例を説明するための図である。図４は、本発明の実施例１における回転撮影時のＣＴ画像の撮影範囲を説明するための図であって、図４（ａ）は、回転撮影の概要図であり、図４（ｂ）は、図４（ａ）に示す断層面１５５におけるＡｘｉａｌ像であり、図４（ｃ）は、被写体６の中心付近のＳａｇｉｔｔａｌ像である。図５は、本発明の実施例１における回転撮影及びスキャノグラム撮影を説明するための図である。図６は、本発明の実施例１における再構成処理部の各部を説明するための図である。図７は、本発明の実施例１における逐次近似再構成の計算手順を説明するためのフローチャートである。図８は、本発明の実施例１におけるシミュレーションに使用したファントムと本発明法の効果を説明するための図であって、図８（ａ）は、従来法による再構成画像を示す図であり、図８（ｂ）は、本発明法による再構成画像を示す図である。
図１は、逐次近似再構成ソフトウェアを搭載したＸ線ＣＴ装置であって、Ｘ線照射条件等の撮影条件や画像再構成の条件を入力する入力手段１０１と、撮影の制御やＸ線の照射および検出を行う撮影手段１０２と、検出した信号に対して補正や画像再構成を行い、画像を出力する画像生成手段１０３より構成される。なお入力手段１０１および画像生成手段１０３は、本装置と一体に構成する必要はなく、例えばネットワークを介して処理を行ってもよい。
入力手段１０１において、撮影条件の入力は例えばキーボード１１１、マウス１１２、ペンタブレット、タッチパネル等により実現できる。前記入力手段１０１により入力したデータは中央処理装置１１４、メモリ１１３、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）装置１１５等において、所定のプログラムを展開・起動することで撮影手段１０２に信号を送る。前記各構成要素はデータバス１０１ａによって接続される。
撮影手段１０２において、撮影の制御は、Ｘ線管１、ガントリー３、テーブル５の動作時にそれぞれＸ線制御器１１７、ガントリー制御器１１６、テーブル制御器１１８より実現できる。次に、Ｘ線の照射および検出は、Ｘ線管１とＸ線検出器２により実現できる。
Ｘ線管１のＸ線発生点とＸ線検出器２のＸ線入力面との距離の代表例は１０００［ｍｍ］である。ガントリー３の中央には被写体６およびテーブル５を配置するための円形の開口部７が設けられている。開口部７の直径の代表例は７００［ｍｍ］である。回転板４の回転の所要時間の代表例は１．０［ｓ］である。Ｘ線検出器２にはシンチレータ及びフォトダイオード等から構成される公知のＸ線検出器２が使用される。Ｘ線検出器２はＸ線管１から等距離である円弧状に図示しない多数の検出素子を有しており、その素子数（以下、チャネル数とする）の代表例は９５０個である。各検出素子のチャネル方向のサイズの代表例は１［ｍｍ］である。撮影手段１０２の１回転における撮影回数の代表例は９００回であり、回転板４が０．４度回転する毎に１回の撮影が行われる。なお前記各仕様はこれらの値に限定されるものはなく、Ｘ線ＣＴ装置の構成に応じて種々変更可能である。
画像生成手段１０３において、前記撮影手段１０２の前記Ｘ線検出器２で検出した信号は、データ収集システム（ＤＡＳ；Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）１１９によって、ディジタル信号に変換される。次に、変換したディジタル信号に対して、補正や画像再構成は、中央処理装置１２１、メモリ１２０において、所定のプログラムを展開・起動することで実現でき、ＨＤＤ装置１２２等により、データの保存や入出力を実現できる。画像再構成したＣＴ画像の表示は、液晶ディスプレイやＣＲＴ等のモニタ１２３により実現できる。なお前記各構成要素はデータバス１０３ａによって接続される。
次に図２に基づいて、実施１の逐次近似再構成ソフトウェアを搭載したＸ線ＣＴ装置の撮影の流れを説明する。図２の本装置において、入力手段１０１は、撮影条件を入力する撮影条件入力部１３１で構成される。撮影手段１０２は、前記撮影条件入力部１３１で入力した撮影条件に基づき撮影を制御する撮影制御部１３２、Ｘ線の照射および検出を行う撮影部１３３で構成される。画像生成手段１０３は、検出した信号をディジタル信号に変換する信号収集部１３４、前記ディジタル信号に対して補正する補正処理部１３５、補正した投影データに対して画像再構成する再構成処理部１３６、再構成したＣＴ画像を出力する画像表示部１３７で構成される。
次に、図２及び図３を用いて撮影の流れを説明する。図３は、本発明の実施例１における撮影条件入力部１３１の画面例を説明するための図であって、より具体的には、図１の入力手段１０１に含まれる図示しないモニタに表示されるモニタ画面であって、撮影条件入力部１３１を構成するモニタ画面１４１の一例を示す図である。操作者はマウス１１２やキーボード１１１等を用いて、撮影部位、管電圧、管電流量、その他の撮影条件を設定する。本画面は撮影部位を選択するための撮影部位選択リスト１４２と、通常の回転によるＣＴ撮影（以下、回転撮影とする）において、照射するＸ線のエネルギー及び出力量に対応する管電圧及び管電流量を設定するためのＸ線条件１４３と、同様にスキャノグラム撮影において、管電圧及び管電流量を設定するためのＸ線条件１４４から構成される。またスキャノグラムデータのＸ線照射領域を決定する項目１４５と、逐次近似再構成手法による画像修正において、ＣＴ画像を計算する領域（図３では、体軸方向とする）を設定する項目１４６と、測定投影データ及びスキャノグラムデータにおいて、一致した心位相のデータの計算を目的とした心電同期の有無を決定する項目１４７から構成される。
操作者は、撮影部位選択リスト１４２から撮影部位を選択する。例えば部位は胸部、腹部、頭部、頚部、脊椎、股関節、四肢等を選択し、また部位に限らず心臓、冠動脈血管等の組織でもよい。本実施例における回転撮影のＸ線条件１４３では、操作者が指定する管電圧値の代表例は１２０［ｋＶ］、管電流量２００［ｍＡｓ］である。また、同様にスキャノグラム撮影のＸ線条件１４４では、管電圧値は１２０［ｋＶ］、管電流量１００［ｍＡｓ］である。本実施例では、１種類のエネルギースペクトルを有するＸ線を想定したが、２種類以上のＸ線を用いるマルチエネルギーＣＴでは、管電圧及び管電流量の項目を追加して同様に行うことができる。またスキャノグラムデータの照射領域に関して、操作者は低線量モード、高画質モード、および手動設定モードの中から一つを選択する。例えば、低線量モードでは、撮影部位選択リスト１４２から選択した撮影部位に対して、スキャノグラムの照射領域を狭めることにより、被曝線量を抑えることができる。一方、高画質モードでは、スキャノグラムの照射領域を広くすることにより、測定した多くの被写体情報を用いて画像を修正できる。手動設定モードにおけるスライス数の数値表記は、数値の入力欄を付加し、数値入力を可能とする。例えば図３は、テーブル５を動かさず固定した状態において、体軸方向にＸ線検出器１６スライス分のデータを撮影することを示している。また図３は、撮影部位、管電圧、管電流量、再構成条件の設定の一例であり、本画面構成に限定することはない。また事前に撮影部位、管電圧、管電流量、再構成条件の設定をＨＤＤ装置１１５に保存した場合、毎回操作者が入力する必要はない。
次に、撮影条件入力部１３１で入力した撮影条件に応じて、Ｘ線撮影を行う。通常、Ｘ線撮影は、被写体の位置合わせを目的としたスキャノグラム撮影、通常の回転撮影の順に行われる。
始めに、スキャノグラム撮影に関して、操作者はマウス１１２やキーボード１１１等を用いて、撮影開始を指示する。撮影開始の指示に伴い、撮影制御部１３２のテーブル制御器１１８によって、テーブル５は被写体６を回転板４に対して略垂直な方向に移動する。ガントリー制御器１１６は撮影部１３３のＸ線管１のＸ線照射タイミング及び撮影部のＸ線検出器２の撮影タイミングを指示し、Ｘ線管１、およびＸ線検出器２を回転させることなく撮影を開始する。
次に、回転撮影に関して、操作者はマウス１１２やキーボード１１１等を用いて、被写体６の撮影位置を指定した後に撮影開始を指示する。撮影開始が指示されると撮影制御部１３２のテーブル制御器１１８によって、テーブル５は被写体６を回転板４に対して略垂直な方向に移動する。そして被写体６の撮影位置が前記指定値と一致した時点で移動を停止し、被写体６の配置を終了する。一方、撮影制御部１３２のガントリー制御器１１６は、撮影開始が指示されると同時に駆動モーターを介して回転板４の回転を開始する。回転板４の回転が定速状態に入り、かつ被写体６の前記配置が終了した時点でガントリー制御器１１６は撮影部のＸ線管１のＸ線照射タイミング及び撮影部のＸ線検出器２の撮影タイミングを指示し、撮影を開始する。本実施例では、例えば操作者が設定したＸ線管１の管電圧および管電流量により、照射するＸ線のエネルギースペクトルと出力量を決定する。
本実施例では、回転撮影、またはスキャノグラム撮影において、１種類のエネルギースペクトルを有するＸ線を使用したが、１回転毎に管電圧を高速に切り替えて２種類以上のエネルギースペクトルを有するＸ線を照射し、撮影データを取得するマルチエネルギーＣＴにも適用できる。
次に、撮影部１３３のＸ線検出器２では、被写体６を透過したＸ線光子を検出し、信号収集部１３４のＤＡＳ１１９によってディジタル信号に変換する。取得したＸ線検出データは、メモリ１２０に保存される。このデータに対し、補正処理部１３５では、Ｘ線の信号をゼロに較正するオフセット補正や、検出器間の感度を補正する公知のエアキャリブレーション処理等の補正を行い、被写体６の測定投影データを取得する。
次に、前記補正処理部１３５で補正した測定投影データに対して、再構成処理部１３６により、画像再構成手法を用いて被写体のＸ線吸収係数を表すＣＴ画像（被写体のＸ線吸収率分布に相当する）を計算する。例えば前記画像再構成は、公知であるＦｅｌｄｋａｍｐ法等の解析的再構成手法により作成したＣＴ画像を初期画像とし、公知である逐次近似再構成手法を用いて前記初期画像を繰り返し修正する。このとき画像の修正は、回転撮影により得た測定投影データ（以下、単に「測定投影データ」と略記することがある。）及びスキャノグラム撮影により得たスキャノグラム用の測定投影データ（以下、「スキャノグラムデータ」という。）を入力データとして用いる。
本発明の再構成手法について、詳細は後述する。
最後に、計算した前記ＣＴ画像をモニタ１２３に表示し、操作者に情報を提供する。なおネットワークアダプタを用いて、ローカルエリアネットワーク、電話回線、インターネット等のネットワークを介して外部の端末と接続し、前記端末との間で前記ＣＴ画像を送受信することも可能である。
続いて、本発明の再構成手法について、詳細を説明する。
前記逐次近似再構成手法では、画像を修正する為、Ｘ線発生部及びＸ線検出部間の経路を通過するＣＴ画像の積分値を計算する必要がある。図４（ａ）は、回転撮影の概要図であって、Ｘ線の撮影領域に応じたＣＴ画像の範囲を区別するための図である。図４（ａ）のＸ線管１、およびＸ線検出器２の対は、体軸方向ｚの軸１５１を中心として回転して被写体を撮影することを意味し、被写体６が位置する実空間の領域１５９ｓが、ＣＴ画像の再構成領域に相当する。このとき、Ｘ線管１と任意のＣＴ画像の画素ｊを結ぶ経路上において、一周分の回転角度のＸ線が検出される空間を完全撮影領域１５２ｓ（図４では斜線表示）、または一部回転角度のＸ線が検出されない空間を不完全撮影領域１５３ｓ（図４では点表示）、または再構成領域１５９ｓ内で全ての回転角度のＸ線が検出されない空間を非撮影領域１５４ｓとして定義する。また、以下において、ＣＴ画像上で完全撮影領域１５２ｓが撮影された範囲を完全撮影範囲１５２、不完全撮影領域１５３ｓが撮影された範囲が不完全撮影範囲１５３、非撮影領域１５４ｓが撮影された範囲が非撮影範囲１５４と定義する。
図４（ｂ）は、図４（ａ）に示す断層面１５５のＡｘｉａｌ像を表しており、画像の中心は完全撮影範囲１５２、中心以外は不完全撮影範囲１５３を意味する。また図４（ｃ）は、例えば被写体６中心付近のＳａｇｉｔｔａｌ像を表しており、各撮影範囲の定義は図４（ａ）、図４（ｂ）と同様とする。例えば、経路１５６を通過するＣＴ画像の積分値を計算するとき（以下、順投影処理とする）、不完全撮影範囲１５３の画素の影響を含む為、ＣＴ画像の定量性を悪化させる。
この問題を解決するため、通常の回転撮影の測定投影データに加えてスキャノグラム撮影により得たスキャノグラムデータを用いて画像の修正を行う。図５に示すＸ線管１及びＸ線検出器２の対は、体軸方向ｚ１５７に動かしながら回転させずに被写体を撮影し、各位置ｚのスキャノグラムデータＳを取得する。図５において、スキャノグラム撮影の範囲は格子表示１５８とする。スキャノグラムデータを用いることにより、完全撮影範囲１５２だけでなく、不完全撮影範囲１５３、または非撮影範囲１５４のＣＴ画像を修正でき、ＣＴ画像の定量性を向上できる。図５は被写体６を固定したまま、Ｘ線管１、およびＸ線検出器２の対を移動させているが、本実施例に限定されることはなく、前記対を固定したまま、テーブル５を移動して撮影することと等価である。図５は説明の為、回転撮影及びスキャノグラム撮影時のＸ線管１、およびＸ線検出器２の対を別々に記載したが、同じＸ線管１、およびＸ線検出器２を使用しても構わない。
また図４、図５の回転撮影は、テーブル５を動かさず固定して撮影するノーマルスキャン方式を示したが、本方法に限定されることはなく、テーブル動かしながら撮影する螺旋スキャン方式に対しても、完全撮影範囲１５２、不完全撮影範囲１５３、または非撮影範囲１５４の定義は同様である。
以下、図６及び図７を用いて、本装置による再構成処理について説明する。図６は、再構成処理部１３６の各部を説明するための図であり、図７は、逐次近似再構成の計算手順を説明するためのフローチャートである。
始めに解析的再構成処理部１６１は、ステップ１７１において、補正処理部１３５により取得した前記測定投影データＲ（ｉ）に対して、Ｆｅｌｄｋａｍｐ法等による画像再構成を行い、初期画像λｋ＝０（ｊ）を取得する。次に、ステップ１７２において、計算中の更新回数ｋが設定した更新回数Ｋより小さいならば、ステップ１７３〜１７６の回転撮影による測定投影データＲ（ｉ）、またはステップ１７７〜１８０のスキャノグラム撮影によるスキャノグラムデータＳ（ｉ）を用いて画像を修正する。このとき、ステップ１７２では、例えば更新回数ｋ毎にスキャノグラム撮影、回転撮影の順番に更新を切り替える方法がある。また公知であるサブセット法を用いた画像再構成手法では、サブセットによる更新毎にスキャノグラム撮影、回転撮影の順番を切り替える方法がある。
画像を修正するアルゴリズムとして、例えば逐次近似再構成手法の一つであるＡＳＩＲＴ（Ａｄｄｉｔｉｏｎａｌ ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）は、式１で表される。
Figure 2010100996
 λｋ（ｊ）は、計算中の更新回数ｋにおけるＣＴ画像の画素ｊの画素値を表し、Ｊ個の画素で構成されているものとする。ＣＴ画像は、一般的な２次元（ｘ、ｙ方向）の断層像だけでなく、１次元データ（ｘ方向）、体軸方向ｚに像を重ね合わせた３次元データ（ｘ、ｙ、ｚ方向）、または３次元に時間方向ｔを考慮した４次元データ（ｘ、ｙ、ｚ、ｔ）にも適用可能である。Ｒ（ｉ）は測定投影データ、ＲＣｋ（ｉ）は計算中の更新回数ｋにおけるＣＴ画像に対して、順投影処理した計算投影データを表す。このとき、回転撮影の測定投影データを用いた処理フローにおける計算投影データはＲＣｋ（ｉ）、スキャノグラムデータを用いた処理フローにおける計算投影データはＳＣｋ（ｉ）で表す。また検出器は投影方向の区別をつけずに全部でＩ個あるとし、ｐ（i、ｊ）は、画素ｊを通過するＸ線がｉ番目の検出器に検出される確率を表す。ここで、
Figure 2010100996
 とする。
また緩和係数αは、更新回数ｋの画素値λｋ（ｊ）に対して修正する割合を表す。
次に順投影処理部１６２は、ステップ１７３において、式２に示すλｋ（ｊ）を順投影処理し、計算投影データＲＣｋ（ｉ）を取得する。
Figure 2010100996
 次にデータ比較部１６３は、ステップ１７４において、式３に示す計算投影データと測定投影データを比較計算し、更新投影データΔＲｋ（ｉ）を取得する。
Figure 2010100996
 次に逆投影処理部１６４は、ステップ１７５において、式４に示す更新投影データを逆投影処理し、更新画像Δλｋ（ｊ）を取得する。
Figure 2010100996
 次に画像更新部１６５は、ステップ１７６において、初期画像であるＣＴ画像λｋ＝０（ｊ）に対し、式５に示す更新画像を用いて修正したＣＴ画像λｋ＋１（ｊ）を取得する。例として、α＝１．０を設定することとし、早く収束させるならば１．０以上、遅く収束させるならば１．０未満の緩和係数αを用いる。
Figure 2010100996
以上のように、ステップ１７３〜１７６を終了後、ステップ１８１において、更新回数ｋはｋ＋１にインクリメントされ、ステップ１７２に戻ることによりループ処理が行われる。このとき、インクリメント後の更新回数ｋは、設定した更新回数Ｋより大きければ更新終了となり、ステップ１８２において、画像表示部１３７はＣＴ画像を出力する。
以上、ステップ１７３〜１７６では、回転撮影における逐次近似再構成手法の計算手順を示した。同様にスキャノグラム撮影では、ステップ１７７〜１８０において、式６〜式１０に示すように、測定投影データをＲ（ｉ）からＳ（ｉ）に変更、計算投影データをＲＣｋ（ｉ）からＳＣｋ（ｉ）に変更、更新投影データをΔＲｋ（ｉ）からΔＳｋ（ｉ）に変更、緩和係数をαからβに変更することで、ＣＴ画像を修正できる。
Figure 2010100996
 緩和係数βは、更新回数ｋの画素値λｋ（ｊ）に対して修正する割合を表す。例として、β＝１．０を設定することとし、早く収束させるならば１．０以上、遅く収束させるならば１．０未満の緩和係数βを用いる。また緩和係数α及びβは一致させる必要はなく、収束速度を考慮して更新回数毎に動的に変更してもよい。
実施例１の式１で示した逐次近似再構成手法は一例であり、公知であるＭＳＩＲＴ、ＧＲＡＤＹ、ＣＯＮＧＲ、ＡＲＴ、ＳＡＲＴ、ＭＬ−ＥＭ、ＯＳ−ＥＭ、ＦＩＲＡ、ＲＡＭＬＡ、ＤＲＡＭＡ等、他の手法に適用しても構わない。
本実施例では、例としてテーブル５を動かさないノーマルスキャン方式を想定したが、テーブル５の動作、停止の順番に一定間隔で繰り返し、ノーマルスキャンを行うステップアンドシュート方式や、テーブル動かしながら撮影する螺旋スキャン方式に本発明を適用しても良いことは言うまでもない。
本実施例では、一例として生体用のＸ線ＣＴ装置を示したが、爆発物検査や製品検査等の非破壊検査を目的としたＸ線ＣＴ装置に本発明を適用しても良いことは言うまでもない。
また本実施例は一例として公知の第３世代のマルチスライスＸ線ＣＴ装置を示したが、公知の第１、第２、第４世代のＸ線ＣＴ装置にも適用でき、公知のシングルスライスＸ線ＣＴ装置やエレクトロンビームＣＴにも適用できる。
本発明の有効性を検証するため、シミュレーション実験を行った。今回、シミュレーション条件として、異なる再構成手法による画質を評価する為、量子ノイズや回路等のシステムノイズを考慮していない。ファントムは人体頭部を想定しており、図８（ａ）の画像１９１に示すような楕円形状を有すると共に、生体組織に近い吸収率を有する構造を成している。
シミュレーションの結果を、図８（ａ）の従来法による再構成画像１９１と、図８（ｂ）の本発明による再構成画像１９２と、を用いて示す。本実施例では、公知であるサブセット法を用いたＳＩＲＴによる画像再構成を行い、更新回数＝２回、サブセット＝１０番目、回転撮影の緩和係数α＝１．０、スキャノグラム撮影の緩和係数β＝１．０の画像を表示する。定量性を評価する為、破線１９３内の完全撮影領域１９４と破線１９３外の不完全撮影領域１９５において、それぞれ関心領域１９６を設置し、平均値を測定した。シミュレーション条件において、上記関心領域内のＣＴ値は、５０［ＨＵ］を一様に設定する。
本発明法による完全撮影範囲１９４内の関心領域１９６の平均値は４９．４となり、従来法による４４．３と比較して真値である５０［ＨＵ］に近い。また、本発明法による不完全撮影範囲１９５内の関心領域１９６の平均値は５０．３となり、従来法による４６．６と比較して真値である５０［ＨＵ］に近い。これにより、本発明法は従来の逐次近似再構成手法と比較して、定量性を向上させることができる。
＜実施例２＞
以下、本実施例では実施例１に加えて、回転撮影による測定投影データ及びスキャノグラムデータ撮影時の心位相が一致するとき、Ｘ線を照射する機能を有するＸ線ＣＴ装置について述べる。以下、図９乃至１０を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。図９は、本発明の実施例２における回転撮影のＰｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ−ｔｒｉｇｇｅｒｅｄ ｓｃａｎを説明するための図である。図１０は、本発明の実施例２における回転撮影及びスキャノグラム撮影のＰｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ−ｔｒｉｇｇｅｒｅｄ ｓｃａｎを説明するための図である。
例えば、被写体における心臓の電気信号を記録する手段として、心電計による心電図データ（Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）を用いる。本実施例では、通常のＣＴ撮影において公知であるＰｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ−ｔｒｉｇｇｅｒｅｄ ｓｃａｎを挙げる。本方法は、図９の回転撮影に示すように、心電図２０１上のある特徴的な波に同期したときにＣＴ装置によってＸ線の照射を制御して目的の時相のＣＴ画像を取得する方法である。
例えば、心電図２０１において隣り合うＲ波２０２の時間間隔であるＲ−Ｒ間隔が一定という条件下で、Ｒ波がトリガー信号となり、一定の時間間隔ｔ（％）でＸ線を照射する。このとき、ｔはＲ−Ｒ間隔を１００％として、Ｒ波から経過した時間の割合である。また図９の収集角度２０３は、３６０度スキャンの回転撮影を想定したとき、Ｘ線照射中に収集した角度φ［°］を示している。心電図２０１におけるＸ線照射中は、斜線表示２０４、または点表示２０５で表され、下図に示す収集角度の表示にそれぞれ対応する。図９は、２回のＸ線照射の例を挙げたが、画像再構成に必要な角度を収集するまで撮影を続ける。
本実施例では図９の従来法と比較して、図１０に示すように、一定の時間間隔ｔ（％）においてスキャノグラム撮影、回転撮影の順に行われる。始めに、Ｘ線管１、およびＸ線検出器２を回転させずにＸ線を照射し、一部の回転角度（図１０ではφ＝０°とする）においてスキャノグラムデータ２０６を取得する。次に、図９の回転撮影と同様にして、時間間隔ｔ（％）のとき撮影が行われる。心電図２０１におけるＸ線照射中は、スキャノグラム撮影は格子表示２０７、回転撮影は斜線表示２０４、または点表示２０５で表され、下図に示す収集角度の表示にそれぞれ対応する。また図１０では、例として１方向のみのスキャノグラム撮影を挙げたが、２方向以上のスキャノグラム撮影においても同様である。
また図１０では、スキャノグラム撮影は回転撮影以前に行われたが、本方法に限られることはなく、回転撮影の間、または回転撮影の後でも構わない。
本方法を用いることにより、心位相が一致した回転撮影による測定投影データ及びスキャノグラムデータに対して、実施例１の逐次近似再構成手法を適用できるため、心拍の影響によるＣＴ画像の画質劣化が小さい。
また本実施例では、心電図データによる周期的な波形を用いた心電同期を例に挙げたが、本方法に限定されることはなく、不整脈等の非周期的な波形にも適用可能である。例えば、計測中、または計測後の心電図データを解析して、現在以降における波形の周期性を予測する方法がある。
＜実施例３＞
以下、本実施例では実施例１に加えて、回転撮影により得た測定投影データ及びスキャノグラムデータから、心位相が一致する時間のデータを選択して、ＣＴ画像を計算するＸ線ＣＴ装置について述べる。以下、図１１乃至１２を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。図１１は、本発明の実施例３における回転撮影のＲｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ−ｇａｔｅｄ ｓｃａｎを説明するための図である。図１２は、本発明の実施例３における回転撮影及びスキャノグラム撮影のＲｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ−ｇａｔｅｄ ｓｃａｎを説明するための図である。
例えば、実施例２と同様に、被写体における心臓の電気信号を記録する手段として、心電計による心電図データを用いる。本実施例では、通常のＣＴ撮影において公知であるＲｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ＥＣＧ−ｇａｔｅｄ ｓｃａｎを挙げる。本方法は、図１１の回転撮影に示すように、撮影した全ての測定投影データ２１１から一定間隔の心位相のデータを選択し、ＣＴ画像を計算する。例えば図１１では、心電図２１２において隣り合うＲ波２１３の時間間隔であるＲ−Ｒ間隔が一定という条件下で、Ｒ波がトリガー信号となり、一定の時間間隔ｔ（％）のデータを選択する。このとき、ｔはＲ−Ｒ間隔を１００％として、Ｒ波から経過した時間の割合である。また図１１の収集角度２１４は、３６０度スキャンの回転撮影を想定したとき、Ｘ線照射中に収集した角度φ［°］を示している。心電図２１２におけるＸ線照射中は、斜線表示２１５、または点表示２１６で表され、下図に示す収集角度の表示にそれぞれ対応する。図１１は、周期的な心電波形２周分において、測定投影データを選択する例を挙げたが、画像再構成に必要な角度を収集するまで撮影を続ける。
本実施例では図１１の従来法と比較して、図１２に示すように、回転撮影及びスキャノグラム撮影後の全ての測定投影データ２１１から、一定の時間間隔ｔ（％）の心位相のデータを選択する。始めに、Ｘ線管１及びＸ線検出器２を回転させずにＸ線を照射し、一部の回転角度（図１２ではφ＝０°とする）においてスキャノグラムデータ２１７を取得する。次に、図１１の回転撮影と同様にして、スキャノグラム撮影と等しい時間間隔であるｔ（％）でデータを選択する。心電図２１２において選択したデータは、スキャノグラム撮影は格子表示２１８、回転撮影は斜線表示２１５、または点表示２１６で表され、下図に示す収集角度の表示にそれぞれ対応する。また図１２では、例として１方向のみのスキャノグラム撮影を挙げたが、２方向以上のスキャノグラム撮影においても同様である。また図１２では、スキャノグラム撮影は回転撮影以前に行われたが、本方法に限られることはなく、回転撮影の間、または回転撮影の後でも構わない。
本方法を用いることにより、心位相が一致した回転撮影による測定投影データ及びスキャノグラムデータに対して、実施例１の逐次近似再構成手法を適用できるため、心拍の影響によるＣＴ画像の画質劣化が小さい。
また本実施例では、心電図データによる周期的な波形を用いた心電同期を例に挙げたが、本方法に限定されることはなく、不整脈等の非周期的な波形にも適用可能である。例えば、計測後の心電図データを解析して、周期的な波形におけるデータだけを選択する方法がある。
＜実施例４＞
以下、本実施例では、実施例２、３の心電図データを利用した心電同期による撮影と同様の方法を用いて、呼吸等の被写体の動きによる画質劣化の影響を軽減させる方法を挙げる。以下、図１３乃至１４を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。図１３は、本発明の実施例４における呼吸同期を説明するための図であって、図１３（ａ）は、通常時における被写体６を示す図であり、図１３（ｂ）は、吸気時における被写体６を示す図である。図１４は、本発明の実施例４における呼吸同期を用いたＣＴ撮影を説明するための図である。
本実施例では、例えばＣＴ撮影時、装置の外部からビデオカメラ等の撮影手段を用いて、呼吸時の胸部や腹部の収縮、または拡張の度合いを計測し、回転撮影及びスキャノグラム撮影時における被写体の位置が一致するように、Ｘ線を照射する。例えば、図１３（ａ）に示す通常時の胸部と比較して、図１３（ｂ）に示す吸気時の胸部は、肺野２２１の広がりの影響により、胸部、または腹部が矢印方向２２２に拡張する。図１３（ｂ）に示す矢印を拡張ベクトルと定義し、長さは拡張した量（以下、拡張量とする）を示す。
呼吸同期による撮影を実現する方法として、図１４に示す横軸を時間、縦軸を拡張量とする拡張量データ２２３を用いる。前記データは拡張量の変化を示しており、吸気、呼気に従い、拡張（図１４では正の値）、収縮（図１４では負の値）を繰り返す。ここでは、回転撮影及びスキャノグラムデータの拡張量が一致するようにＸ線を照射する。例えば吸気時の拡張量データ２２３におけるＸ線照射中は、スキャノグラム撮影を格子表示２２４、回転撮影を斜線表示２２５、または点表示２２６で表し、下図に示す収集角度２２７の表示にそれぞれ対応する。
本方法により、呼吸同期を行った測定投影データ及びスキャノグラムデータに対して、実施例１の逐次近似再構成手法を適用できるため、呼吸等の被写体の動きによる画質劣化の影響が小さい。
今回、被写体の呼吸時のタイミングを予測して、Ｘ線を照射する方法を例に挙げたが、本方法に限定されることはなく、撮影した全ての測定投影データから、呼吸時のタイミングが一致したデータを選択するＲｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ｓｃａｎに対しても同様に適用できる。
また本実施例では、ビデオカメラ等の画像により拡張量を計測したが、本方法に限定することはなく、被写体表面に設置した圧力センサの圧力値から呼気、または吸気時に撮影するタイミングを推定する方法や、呼吸機能検査装置を用いて呼気、吸気をモニタリングすることにより、Ｘ線を照射するタイミングを推定する方法等が考えられる。
また本実施例では、図１３、図１４に示すように、吸気時を例に挙げたが、本方法に限定されることはなく、通常時、または呼気時の収縮量を利用しても実現できる。
また本実施例では、呼吸同期を例に挙げたが、本方法に限定されることはなく、呼吸以外の不規則な被写体の動き等にも適用可能である。例えば、Ｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ｓｃａｎでは、計測中、または計測後の被写体の動きを解析して、現在以降における被写体の動きを予測する方法がある。また、呼吸時のタイミングが一致したデータを選択するＲｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ｓｃａｎでは、計測中の被写体の動きを解析して、周期的な被写体の動きにおけるデータだけを選択する方法がある。
＜実施例５＞
以下、本実施例では実施例１に加えて、不完全撮影領域１５３ｓまたは非撮影領域１５４ｓに対し、回転撮影による測定投影データやスキャノグラムデータを予め外挿してＣＴ画像を計算するＸ線ＣＴ装置について、図１５を参照して述べる。図１５は、本発明の実施例５における測定投影データの外挿を説明するための図である。
例えば、解析的再構成処理部１６１により初期画像を作成するとき、一部回転角度においてＸ線が検出されない測定投影データ、またはスキャノグラムデータを予め外挿し、画像再構成する。ここでは、図１５に示すように、Ｘ線管１とＣＴ画像の画素ｊ２３１を結ぶ経路２３２の延長上にＸ線検出器２が存在しない場合、最短距離の測定投影データ２３３を外挿する。また図１５は測定投影データを用いたが、スキャノグラムデータを用いて同様に外挿してもよい。
例として、式１１に示す距離ｄｄは、前記測定投影データ間の距離を意味する。Ｒx、Ｒｙ、Ｒｚは、Ｘ線が検出されないＸ線検出器２の仮想的な三次元位置を示し、ｉx、ｉｙ、ｉｚは、Ｘ線が検出される全てのＸ線検出器２の三次元位置を示す。以上式１１により、算出した最短距離の測定投影データを外挿し、画像再構成する。
Figure 2010100996
本発明により、測定投影データの欠損を含めて再構成したＣＴ画像と比較して、不完全撮影領域１５３ｓ、または非撮影領域１５４ｓにおけるＣＴ画像の定量性を向上させることができる。このように、逐次近似再構成手法に入力する初期画像をできるだけ被写体の情報に近づけることで、画像の収束を早める効果がある。
また本実施例では、最短距離の測定投影データを用いたが、本方法に限定されることはなく、例えば過去の症例等、既知の被写体情報や、人体モデルに基づき近似した被写体の測定投影データを利用してもよい。
＜実施例６＞
以下、本実施例では実施例１に加えて、不完全撮影範囲１５３、または非撮影範囲１５４のＣＴ画像を予め外挿し計算するＸ線ＣＴ装置について、図１６を参照して述べる。図１６は、本発明の実施例６におけるＣＴ画像の外挿を説明するための図である。
例えば、解析的再構成処理部１６１により初期画像を作成するとき、一部回転角度においてＸ線が検出されない不完全撮影範囲１５３、または非撮影範囲１５４のＣＴ画像に対して、完全撮影範囲１５２のＣＴ画像を用いて予め外挿する。ここでは、図１６に示すように、ＣＴ画像２３４の画素Ｊ２３５が不完全撮影範囲１５３に含まれる場合、完全撮影範囲１５２に含まれる最短距離の画素２３６を外挿する。例として、式１２に示す距離ｖｄは、前記画素間の距離を意味する。Ｊx、Ｊｙ、Ｊｚは、外挿される対象画素Ｊ２３５の三次元位置を示し、ｊx、ｊｙ、ｊｚは、完全撮影範囲１５２に含まれる画素ｊ２３６の三次元位置を示す。以上式１２により、算出した最短距離の画素ｊを外挿する。
Figure 2010100996
本発明により、測定投影データの欠損を含めて再構成したＣＴ画像と比較して、不完全撮影範囲１５３、または非撮影範囲１５４におけるＣＴ画像の定量性を向上させることができる。このように、逐次近似再構成手法に入力する初期画像をできるだけ被写体の情報に近づけることで、画像の収束を早める効果がある。
また本実施例では、最短距離の画素ｊを用いたが、本方法に限定されることはなく、例えば過去の症例等、既知の被写体情報や、人体モデルに基づき近似した被写体の情報を利用してもよい。
＜実施例７＞
以下、本実施例では実施例１に加えて、不完全撮影範囲１５３、または非撮影範囲１５４のＣＴ画像を予め外挿し計算するＸ線ＣＴ装置について、図１７を参照して述べる。図１７は、本発明の実施例７におけるスキャノグラムデータを用いた楕円近似を説明するための図であって、図１７（ａ）は、スキャノグラム撮影時におけるスキャノグラムデータを示す図であり、図１７（ｂ）は、楕円近似におけるスキャノグラムデータを示す図である。
例えば、解析的再構成処理部１６１により初期画像を作成するとき、一部回転角度においてＸ線が検出されない不完全撮影領域１５３ｓ、または非撮影領域１５４ｓのＣＴ画像に対して、測定投影データ、またはスキャノグラムデータを用いて推定する。ここでは、図１７（ａ）に示すように、ＣＴ画像の断層面２４１が不完全撮影領域１５３ｓ、または非撮影領域１５４ｓに含まれる場合を考える。例として、図１７では２方向（投影角度φ＝０°及び９０°）からスキャノグラムを撮影し、それぞれスキャノグラムデータ２４２を取得する。本実施例では、図１７（ｂ）に示すように、異なる投影角度φにおけるスキャノグラムデータ２４２におけるＸ線検出器２方向の径Ａ及び径Ｂと、被写体６の中心位置２４３に基づき、被写体６を楕円近似する。このとき、通常ＣＴ装置はファンビームの為、Ｘ線管１からＸ線検出器２までの距離（以下、ＳＩＤとする）、Ｘ線管１から被写体６の中心位置２４３までの距離（以下、ＳＯＤとする）を用いて、式１３、式１４に示す長径ａ、短径ｂを計算する。
Figure 2010100996
本実施例において、楕円近似したＣＴ画像の画素値は、各投影角度のスキャノグラムデータ２４２の面積分（図１７では点表示２４２）と、楕円の総面積（図１７では斜線表示２４４）を一致させるように、均等に各画素値を決定する。また本実施例では均等に各画素値を決定したが、本方法に限定されることはなく、被写体内に骨などの内部組織を想定する場合、組織毎に重みをつけて各画素値を決定してもよい。また本実施例では、一様な楕円近似を仮定したが、本方法に限定されることはなく、他の関数を用いて被写体を近似してもよい。
本発明により、測定投影データの欠損を含めて再構成したＣＴ画像と比較して、不完全撮影領域１５３ｓ、または非撮影領域１５４ｓにおけるＣＴ画像の定量性を向上させることができる。このように、逐次近似再構成手法に入力する初期画像を被写体の情報に近づけることにより、画像の収束を早める効果がある。
本実施例では、２方向からスキャノグラムを撮影しているが、投影角度φ、方向数を限定することはなく、１方向、または３方向以上でも構わない。
＜実施例８＞
以下、本実施例では実施例１に加えて、逐次近似再構成手法による更新時、測定投影データ、または前記スキャノグラムデータに合わせるように、ＣＴ画像を計算するＸ線ＣＴ装置について、図１８乃至１９を参照して述べる。図１８は、本発明の実施例８における測定投影データを用いたＣＴ画像の縮小処理を説明するための図であって、図１８（ａ）は、測定投影データと計算投影データの比較を示す図であり、図１８（ｂ）は、ＣＴ画像の縮小処理を示す図である。図１９は、本発明の実施例８における測定投影データを用いたＣＴ画像の拡大処理を説明するための図であって、図１９（ａ）は、測定投影データと計算投影データの比較を示す図であり、図１９（ｂ）は、ＣＴ画像の拡大処理を示す図である。
例えば、不完全撮影領域１５３ｓ、または非撮影領域１５４ｓの初期画像として入力された初期画像を順投影処理した計算投影データの径と、測定投影データ、またはスキャノグラムデータの径が異なる場合、測定投影データの径に一致させるように、初期画像を修正する。図１８（ａ）は、初期画像２５１の計算投影データ（図１８では斜線表示２５２）の径Ｃが測定投影データ（図１８では点表示２５３）の径Ｄより大きい場合を示す。このとき、図１８（ｂ）は、計算投影データ２５２の径を測定投影データ２５３の径に一致させるように初期画像２５１を縮小処理し、修正したＣＴ画像２５４を取得する。
また図１９（ａ）は、初期画像２５５の計算投影データ（図１９では斜線表示２５６）の径Ｃが測定投影データ（図１９では点表示２５７）の径Ｄより小さい場合を示す。このとき、図１９（ｂ）は、計算投影データ２５６の径を測定投影データ２５７の径に一致させるように初期画像２５５を拡大処理し、修正したＣＴ画像２５８を取得する。
本実施例では、ＣＴ画像の拡大、または縮小処理を公知であるアフィン変換（線形処理）を用いて計算しているが、本方法に限定することはなく、非線形処理を用いて実現可能である。
本発明では、不完全撮影領域１５３ｓ、または非撮影領域１５４ｓにおけるＣＴ画像の定量性を劣化させることなく、入力された初期画像を被写体の情報に近づけることにより逐次近似再構成手法の収束を早める効果がある。
本実施例では、１方向からスキャノグラムを撮影しているが、投影角度φ、方向数を限定することはなく、２方向以上でも構わない。また、完全撮影領域の初期画像として入力された初期画像についても本実施例を適用してもよい。
＜実施例９＞
以下、本実施例では実施例１に加えて、逐次近似再構成手法による更新時、測定投影データ、または前記スキャノグラムデータに合わせるように、ＣＴ画像を計算するＸ線ＣＴ装置について、図２０を参照して述べる。図２０は、本発明の実施例９におけるスキャノグラムデータを用いたＣＴ画像の画素値修正を説明するための図であって、図２０（ａ）は、スキャノグラムデータを示す図であり、図２０（ｂ）は、計算投影データを示す図である。
例えば、不完全撮影領域１５３ｓ、または非撮影領域１５４ｓの初期画像として入力された初期画像を順投影処理した計算投影データにおける検出器方向の合計値と、測定投影データ、またはスキャノグラムデータにおける検出器方向の合計値が異なる場合、測定投影データ、またはスキャノグラムデータの合計値に一致させるように、初期画像の画素値を修正する。
図２０（ａ）、（ｂ）は、それぞれスキャノグラムデータ（図２０では点表示２５９）、初期画像２６０の計算投影データ（図２０では斜線表示２６１）を示す。本実施例では、式１５に示すＩＳはスキャノグラムデータ２５９の面積分値、式１６に示すＩＳＣは計算投影データ２６１の面積分値を定義する。これらの面積分値を用いて式１７に示す修正係数ｂｉａｓを計算し、式１８に示すＣＴ画像の画素値ｊを修正する。図２０は、計算投影データ２６１の面積分値ＩＳＣがスキャノグラムデータ２５９の面積分値ＩＳより大きい場合を示す。このとき、スキャノグラムデータ２５９の面積分値ＩＳに一致させるように、初期画像２６０の画素値を下げ、修正したＣＴ画像２６０を取得する。反対に、計算投影データ２６１の面積分値ＩＳＣがスキャノグラムデータ２５９の面積分値ＩＳより小さい場合、初期画像２６０の画素値を上げ、修正したＣＴ画像２６０を取得する。
Figure 2010100996
 Ｓ（ｉ）は、Ｘ線検出器ｉで取得したスキャノグラムデータを示し、Ｓｋ（ｉ）は計算中の更新回数ｋのＣＴ画像に対して、順投影処理した計算投影データを表す。またＸ線検出器ｉは投影方向の区別をつけずに全Ｉ個で構成されているものとする。
本発明により、スキャノグラムデータの面積分値と計算投影データの面積分値を一致させるように、ＣＴ画像の画素値が修正される。これにより、Ｆｅｌｄｋａｍｐ法等の完全性を近似した再構成手法において問題となるコーンビームアーチファクトを抑制できる。
本発明では、不完全撮影領域１５３ｓ、または非撮影領域１５４ｓにおけるＣＴ画像の定量性を劣化させることなく、入力された初期画像を被写体の情報に近づけることにより逐次近似再構成手法の収束を早める効果がある。
本実施例では、１方向からスキャノグラムを撮影しているが、投影角度φ、方向数を限定することはなく、２方向以上でも構わない。また、完全撮影領域の初期画像として入力された初期画像についても本実施例を適用してもよい。
また本実施例ではスキャノグラムデータを対象にしているが、本方法に限定することはなく、回転撮影により取得した測定投影データを用いても実現可能である。その場合、回転撮影では、式１８〜式２１に示すように、スキャノグラムデータをＳ（ｉ）から測定投影データＲ（ｉ）に変更、計算投影データをＳＣｋ（ｉ）から回転撮影における計算投影データＲＣｋ（ｉ）に変更、スキャノグラムデータの面積分値をＩＳから測定投影データの面積分値ＩＲに変更、計算投影データの面積分値をＩＳＣｋから回転撮影における計算投影データの面積分値ＩＲＣｋに変更することで、ＣＴ画像を修正できる。
Figure 2010100996
＜実施例１０＞
以下、本実施例では実施例１に加えて、逐次近似再構成手法による更新時、不完全撮影範囲、または非撮影範囲のＣＴ画像に対して、完全撮影範囲のＣＴ画像から計算し、画像を修正するＸ線ＣＴ装置について、図２１を参照して述べる。図２１は、本発明の実施例１０における完全撮影範囲のＣＴ画像による修正を説明するための図である。
例として図２１では、初期画像２７１の任意の断面であるＳａｇｉｔｔａｌ像を示し、被写体６が画像化されている。ここでは、実施例１と同様に、初期画像２７１において一周分の回転角度のＸ線が検出される範囲を完全撮影範囲１５２、または一部回転角度のＸ線が検出されない範囲を不完全撮影範囲１５３、または全ての回転角度のＸ線が検出されない範囲を非撮影範囲１５４として定義する。次に、図２１に示す完全撮影範囲１５２内において、被写体６の輪郭となる曲線２７２（図２１では実線）から近似関数を用いることにより、不完全撮影範囲１５３、または非撮影範囲１５４の被写体６の輪郭２７３を計算する。このとき、近似関数は多項式、指数関数、ローレンツ関数等で近似することができ、近似に使用する関数の種類に制限はない。次に、完全撮影範囲１５２の初期画像２７１を輪郭２７３に合うように、拡大、または縮小処理を行い、修正した初期画像２７１を取得する。本実施例では、初期画像の拡大、または縮小処理を公知であるアフィン変換（線形処理）を用いて計算しているが、本方法に限定することはなく、非線形処理を用いて実現可能である。
本発明では、不完全撮影範囲１５３、または非撮影範囲１５４におけるＣＴ画像の定量性を劣化させることなく、入力された初期画像を被写体の情報に近づけることにより逐次近似再構成手法の収束を早める効果がある。
＜実施例１１＞
以下、本実施例でＣＴ画像の不完全な計測領域をスキャノグラムデータに合わせるように修正する画像修正プログラムの構成について、図２２を参照して述べる。図２２は、本発明の実施例１１における画像修正プログラムの構成を示すブロック図である。
図２２は、画像修正プログラム２８０の構成を示すブロック図である。図２２の画像修正プログラムは、修正処理の対象となるＣＴ画像と、そのＣＴ画像を修正するために必要なスキャノグラムデータとを取得するデータ取得部２８１と、データ取得部２８１から得たＣＴ画像を、スキャノグラムデータを用いて修正する画像修正部２８２とにより構成される。画像修正部２８２は、コンピュータ上の仮想的なＸ線発生部とＸ線検出器とを結ぶ経路上に、データ取得部２８１から得たＣＴ画像を設定し、そのＣＴ画像のＸ線吸収率の積分値を示す計算投影データを算出する順投影処理部１６２ａと、計算投影データとスキャノグラムデータとを比較計算し、更新投影データを算出するデータ比較部１６３ａと、更新投影データを逆投影処理して更新画像を生成する逆投影処理部１６４ａと、更新画像を用いてデータ取得部２８１から得たＣＴ画像を修正する画像更新部１６５ａと、を備える。
データ取得部２８１と画像修正部２８２とは、コンピュータにインストールされてロードされることにより、コンピュータに各部の機能を実行させることができる。
また、順投影処理部１６２ａ、データ比較部１６３ａ、逆投影処理部１６４ａ、及び画像更新部１６５ａは、上記実施例１から実施例１０までにおいて説明した順投影処理部１６２、データ比較部１６３、逆投影処理部１６４、及び画像更新部１６５と同一の機能を、コンピュータに実行させることができる。
データ取得部２８１は、解析的再構成処理部や逐次近似的再構成手法など、任意の画像再構成アルゴリズムを用いて再構成された被写体のＣＴ画像を取得し、そのＣＴ画像を画像修正部２８２に出力して画像修正してもよい。
また、データ取得部２８１と画像修正部２８２との間に、任意の画像再構成アルゴリズムを適用した画像再構成部を備え、データ取得部２８１が回転計測により得た測定投影データを取得し、その測定投影データを画像再構成部に出力してＣＴ画像を再構成し、この再構成画像を画像修正部２８２に出力するように構成してもよい。
画像修正プログラム２８０は、Ｘ線ＣＴ装置とは直接接続されないコンピュータにインストールし、既存のＣＴ画像を画像修正する装置として機能させてもよい。これにより、既存のＣＴ画像の不完全な計測領域に対し、スキャノグラムデータを用いて修正をすることができ、欠損データを含んで再構成された既存のＣＴ画像よりも定量性をより向上させることができる。
また、Ｘ線ＣＴ装置に画像修正プログラム２８０をインストールし、そのＸ線ＣＴ装置で再構成したＣＴ画像（解析的画像再構成部、逐次再構成処理部で作成されたＣＴ画像など、再構成に適用されたアルゴリズムは問わない。）を修正するように構成してもよい。これにより、不完全撮影領域から得た測定データを基に再構成したＣＴ画像や、ＣＴ画像に含まれる不完全撮影範囲に対し、スキャノグラムデータを用いて修正をすることができ、欠損データを含んでＣＴ画像よりも定量性をより向上させたＣＴ画像を再構成することができる。特に、逐次再構成処理部を備えたＸ線ＣＴ装置においては、逐次再構成処理部に画像修正プログラム２８０の処理を実行させるように構成してもよい。これにより、逐次近似的再構成手法の工程に画像修正プログラムによる処理を組み込むことができる。そして、初期画像（初期Ｘ線吸収率分布）に対して画像処理プログラム２８０による修正を行うことで、初期画像を被写体の情報に近づけるための修正が可能となり、逐次近似的再構成手法における画像の収束を早める効果がある。
１…Ｘ線管、２…Ｘ線検出器、３…ガントリー、４…回転板、５…テーブル、６…被写体、７…円形の開口部、１１…ノイズ成分、１２…Ｘ線検出データのフィルタ適用範囲、１３…投影データのフィルタ適用範囲、１４…第２境界投影データの中央部、１５…アダプティブフィルタの適用範囲、１０１…入力手段、１０２…撮影手段、１０３…画像生成手段、１１１…キーボード、１１２…マウス、１１３…メモリ、１１４…中央処理装置、１１５…ＨＤＤ装置、１１６…ガントリー制御器、１１７…Ｘ線制御部、１１８…テーブル制御器、１１９…ＤＡＳ、１２０…メモリ、１２１…中央処理装置、１２２…ＨＤＤ装置、１２３…モニタ、１３１…撮影条件入力部、１３２…撮影制御部、１３３…撮影部、１３４…信号収集部、１３５…補正処理部、１３６…再構成処理部、１３７…画像表示部、１４１…モニタ画面、１４２…撮影部位選択リスト、１４３…回転撮影のＸ線条件、１４４…スキャノグラム撮影のＸ線条件、１４５…スキャノグラムデータの照射領域、１４６…逐次近似再構成手法による体軸方向の計算領域、１４７…心電同期の適用有無、１５１…体軸方向ｚ（回転撮影）、１５２…完全撮影範囲、１５３…不完全撮影範囲、１５４…非撮影範囲、１５５…断層面、１５６…順投影処理の経路、１５７…体軸方向ｚ（スキャノグラム撮影）、１５８…スキャノグラム撮影の照射領域、１６１…解析的再構成処理部、１６２…順投影処理部、１６３…データ比較部、１６４…逆投影処理部、１６５…画像更新部、１７１〜１８２…本発明による逐次近似再構成手法の計算ステップ、１９１…従来法による再構成画像、１９２…本発明法による再構成画像、１９３…完全撮影領域及び不完全撮影領域の境界、１９４…完全撮影領域、１９５…不完全撮影領域、１９６…関心領域、２０１…心電図、２０２…Ｒ波、２０３…撮影による収集角度、２０４…Ｘ線照射時間（回転撮影１周期目）、２０５…Ｘ線照射時間（回転撮影２周期目）、２０６…スキャノグラム撮影による収集角度、２０７…Ｘ線照射時間（スキャノグラム撮影）、２１１…測定投影データ、２１２…心電図、２１３…Ｒ波、２１４…収集角度、２１５…データ選択時間（回転撮影１周期目）、２１６…データ選択時間（回転撮影２周期目）、２１７…収集角度（スキャノグラム撮影）、２１８…データ選択時間（スキャノグラム撮影）、２２１…肺野領域、２２２…拡張ベクトル、２２３…拡張量データ、２２４…Ｘ線照射時間（スキャノグラム撮影）、２２５…Ｘ線照射時間（回転撮影１周期目）、２２６…Ｘ線照射時間（回転撮影２周期目）、２２７…収集角度、２３１…画素ｊ、２３２…Ｘ線管１と画素ｊを延長する経路、２３３…最短距離の測定投影データ、２３４…ＣＴ画像、２３５…画素Ｊ、２３６…最短距離の画素ｊ、２４１…ＣＴ画像の断層面、２４２…スキャノグラムデータ、２４３…被写体の中心位置、２４４…近似による楕円、２５１…初期画像、２５２…計算投影データ、２５３…測定投影データ、２５４…縮小処理後のＣＴ画像、２５５…初期画像、２５６…計算投影データ、２５７…測定投影データ、２５８…拡大処理後のＣＴ画像、２５９…スキャノグラムデータ、２６０…初期画像、２６１…計算投影データ、２７１…初期画像、２７２…完全撮影範囲における被写体の輪郭、２７３…推定した被写体の輪郭、２８０…画像修正プログラム、２８１…データ取得部、２８２…画像修正部

Claims (14)

  1. Ｘ線を発生するＸ線発生部と、
    被写体透過後の前記Ｘ線を検出するＸ線検出部と、
    前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を回転させながら、前記被写体の回転撮影による測定投影データを計測する回転計測部と、
    前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を回転せずに、前記被写体のスキャノグラム撮影による測定投影データを計測するスキャノグラム計測部と、
    前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出器とを結ぶ経路上に、逐次修正処理の対象となる対象Ｘ線吸収率分布を設定し、前記経路上における前記Ｘ線吸収率の積分値を示す計算投影データを算出し、前記回転撮影による測定投影データと前記計算投影データとの差がより小さくなるように前記対象Ｘ線吸収率分布を逐次修正する処理を所定回数繰り返すことにより、前記被写体のＸ線吸収率分布を再構成する逐次再構成処理部と、を備え、
    前記回転撮影において前記再構成に必要な全ての回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を完全撮影領域とし、前記回転撮影において一部の回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を不完全撮影領域とし、前記逐次再構成処理部は、前記完全撮影領域及び前記不完全撮影領域のみを通過する前記Ｘ線を計測して得られた前記スキャノグラム撮影による測定投影データと、前記計算投影データとの差もより小さくなるように、前記対象Ｘ線吸収率分布を修正する、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  2. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    前記被写体のＸ線吸収率分布において再構成された空間である再構成領域の中で、前記完全撮影領域と前記不完全撮影領域とを除く空間を非撮影領域とし、
    前記逐次再構成処理部は、前記完全撮影領域及び前記不完全撮影領域のみを通過する前記Ｘ線を計測して得られた前記スキャノグラム撮影による測定投影データに加え、前記非撮影領域の内部を通過する前記Ｘ線を計測して得られた前記スキャノグラム撮影による測定投影データと、前記計算投影データとの差もより小さくなるように、前記対象Ｘ線吸収率分布を修正する、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  3. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    前記被写体の動きを検出する体動検出部を更に有し、
    前記Ｘ線発生部は、前記回転撮影及び前記スキャノグラム撮影において前記被写体の位置が略一致する時点においてのみ、前記Ｘ線を発生する、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  4. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    前記被写体の動きを検出する体動検出部を更に有し、
    前記逐次再構成処理部は、前記回転撮影による測定投影データ及び前記スキャノグラム撮影による測定投影データから、前記被写体の位置が略一致する時間に相当する前記回転撮影による測定投影データ及び前記スキャノグラム撮影による測定投影データを選択して前記被写体のＸ線吸収率分布を再構成する、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  5. Ｘ線を発生するＸ線発生部と、
    被写体透過後の前記Ｘ線を検出するＸ線検出部と、
    前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を回転させながら、前記被写体の回転撮影による測定投影データを計測する回転計測部と、
    前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を回転せずに、前記被写体のスキャノグラム撮影による測定投影データを計測するスキャノグラム計測部と、
    前記被写体の回転撮影による測定投影データに基づいて再構成演算を行い、前記被写体のＸ線吸収率分布を計算する再構成処理部と、
    前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部とを結ぶ経路上における前記被写体のＸ線吸収率の積分値を示す計算投影データを算出し、前記回転撮影において前記再構成に必要な全ての回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を完全撮影領域とし、前記回転撮影において一部の回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を不完全撮影領域とし、前記完全撮影領域及び不完全撮影領域の内部を通過する前記Ｘ線を計測して得られた前記スキャノグラム撮影による測定投影データと、前記計算投影データと、の差がより小さくなるように、前記被写体のＸ線吸収率分布を修正する画像修正部と、
    を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  6. 請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    前記再構成処理部は、解析的再構成アルゴリズムを用いて前記被写体のＸ線吸収率分布を再構成する、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  7. Ｘ線を発生するＸ線発生部と、
    被写体透過後の前記Ｘ線を検出するＸ線検出部と、
    前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を回転させながら前記被写体の回転撮影による測定投影データを計測する回転計測部と、
    前記回転撮影による測定投影データに基づき、前記被写体のＸ線吸収率分布を計算する吸収率分布計算部と、
    前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を結ぶ経路上に、前記被写体のＸ線吸収率分布を初期画像として設定し、前記経路上における前記初期画像のＸ線吸収率の積分値を示す計算投影データを算出し、前記回転撮影による測定投影データと前記計算投影データとの差がより小さくなるように前記初期画像を逐次修正する処理を所定回数繰り返すことにより、前記被写体のＸ線吸収率分布を再構成する逐次再構成処理部と、を備え、
    前記回転撮影において前記再構成に必要な全ての回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を完全撮影領域とし、前記回転撮影において一部の回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を不完全撮影領域とし、前記被写体のＸ線吸収率分布上に再構成された空間である再構成領域の中で、前記完全撮影領域と前記不完全撮影領域とを除く空間を非撮影領域とし、
    前記回転撮影による測定投影データ、又は前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出器とを回転せずに計測して得たスキャノグラム撮影による測定投影データ、若しくは前記初期画像の中で前記完全撮影領域が撮影された完全撮影範囲の画素値、のうちの少なくとも一つを用いて前記初期画像における前記不完全撮影領域が撮影された不完全撮影範囲及び前記非撮影領域が撮影された非撮影範囲に対して修正が行われ、
    前記逐次再構成処理部は前記修正後の初期画像を用いて前記被写体のＸ線吸収率分布を再構成する、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  8. 請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    前記吸収率分布計算部は、前記回転撮影による測定投影データに対し、前記非撮影領域と、前記不完全撮影領域において一部の回転角度の前記Ｘ線が計測されない領域と、のそれぞれの位置から略近傍距離にある前記回転撮影による測定投影データ又は前記スキャノグラム撮影による測定投影データを予め外挿した後に前記被写体のＸ線吸収率分布を計算する、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  9. 請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    前記吸収率分布計算部は、前記被写体のＸ線吸収率分布の中の前記不完全撮影範囲と前記非撮影範囲とに対し、前記不完全撮影範囲及び前記非撮影範囲のそれぞれの位置から略近傍距離にある前記完全撮影範囲の画素値を外挿する、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  10. 請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    前記吸収率分布計算部は、前記不完全撮影領域及び前記非撮影領域を通過した前記Ｘ線を計測して得られた前記回転撮影による測定投影データに基づき計算される前記被写体のＸ線吸収率分布の画素値を、前記被写体のＸ線吸収率分布を近似する関数と、前記回転撮影による測定投影データ又は前記スキャノグラム用の測定データと、に基づき推定する、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  11. 請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    前記逐次再構成処理部は、前記不完全撮影領域及び前記非撮影領域を通過した前記Ｘ線を計測して得られた前記回転撮影による測定投影データに基づき計算された前記初期画像に対して、その初期画像から算出された計算投影データの前記Ｘ線検出器方向の径と、前記回転撮影による測定投影データの前記Ｘ線検出器方向の径又は前記スキャノグラム撮影による測定投影データの前記Ｘ線検出器方向の径と、が等しくなるように、前記初期画像を拡大又は縮小する修正を行う、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  12. 請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    前記逐次再構成処理部は、前記不完全撮影領域及び前記非撮影領域を通過した前記Ｘ線を計測して得られた前記回転撮影による測定投影データに基づき計算された前記初期画像に対して、その初期画像から算出された計算投影データと、前記回転撮影による測定投影データ又は前記スキャノグラム撮影による測定投影データと、を検出器方向にそれぞれ積分し、前記計算投影データの積分値と前記回転撮影による測定投影データの積分値又は前記スキャノグラム撮影による測定投影データの積分値と、が等しくなるように、前記初期画像の画素値を修正する、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  13. 請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    前記吸収率分布計算部は、前記不完全撮影領域及び前記非撮影領域を通過した前記Ｘ線を計測して得られた前記回転撮影による測定投影データに基づき計算された前記Ｘ線吸収率分布に対して、そのＸ線吸収率分布の中の前記完全撮影範囲内で前記被写体が撮影された領域の輪郭領域を抽出し、その輪郭領域に近似関数を適用することにより、前記Ｘ線吸収率分布の中の前記不完全撮影範囲及び前記非撮影範囲内の前記被写体の輪郭領域を補間する、
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  14. Ｘ線ＣＴ装置が被写体を回転撮影して得た測定投影データを再構成して得られた前記被写体のＸ線吸収率分布と、前記Ｘ線ＣＴ装置に備えられたＸ線発生部とＸ線検出器とを回転せずに、前記被写体を撮影して得たスキャノグラム撮影による測定投影データと、を取得するステップと、
    前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部を結ぶ経路上における前記被写体のＸ線吸収率の積分値を示す計算投影データを算出するステップと、
    前記回転撮影において前記再構成に必要な全ての回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を完全撮影領域とし、前記回転撮影において一部の回転角度の前記Ｘ線が計測される空間を不完全撮影領域とし、前記完全撮影領域と前記不完全撮影領域とを通過する前記Ｘ線を計測して得られた前記スキャノグラム撮影による測定投影データと、前記計算投影データと、の差がより小さくなるように、前記被写体のＸ線吸収率分布を修正するステップと、
    をコンピュータに実行させることを特徴とする画像修正プログラム。
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