WO2000041627A1 - Appareil ct a rayons x, et procede d'imagerie aux rayons x - Google Patents

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WO2000041627A1
WO2000041627A1 PCT/JP2000/000009 JP0000009W WO0041627A1 WO 2000041627 A1 WO2000041627 A1 WO 2000041627A1 JP 0000009 W JP0000009 W JP 0000009W WO 0041627 A1 WO0041627 A1 WO 0041627A1
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WO
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ray
image
center axis
rotation center
dimensional
Prior art date
Application number
PCT/JP2000/000009
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English (en)
French (fr)
Inventor
Hiroyuki Kawai
Kenichi Okajima
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corporation filed Critical Hitachi Medical Corporation
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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/583—Calibration using calibration phantoms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus, and in particular, to a technique which is effective when applied to positioning of a rotation center axis of a scanning mechanism (scanner) of an imaging system in a cone beam X-ray CT apparatus.
  • FIG. 6 is a diagram showing a general configuration of a conventional cone beam X-ray CT apparatus.
  • the conventional cone-beam X-ray CT system was divided into a measurement unit 1 for measurement and a data processing unit 2 for processing the measured image data.
  • the overall control unit 3 controls the entire measurement unit 1 and data processing unit 2.
  • the X-ray source 5 and the two-dimensional detector 6 were placed opposite to each other via the subject.
  • the X-ray source 5 and the two-dimensional detector 6 were arranged in a scanner 4 that is a scanning mechanism that rotates around a subject 7 about a rotation center axis 9 as a rotation center.
  • the scanner 4 rotates at each predetermined angle, and the two-dimensional detector 6 measures the transmission X-ray intensity of the X-ray transmitted through the subject 7 at each rotation angle. I was shooting images. The transmitted X-ray image captured by the two-dimensional detector 6 was converted to digital image data and output to the data processing unit 2.
  • the rotation angle of the scanner 4 is referred to as a projection angle a.
  • the preprocessing means 10 first performed preprocessing such as gamma correction, image distortion correction, logarithmic conversion, and correction of uneven sensitivity of the two-dimensional detector 6. Next, based on all transmitted X-ray images (all projection images) after preprocessing, the three-dimensional X-ray absorption coefficient distribution in the field of view of the subject 7 is calculated. The reconstructed image was being reconstructed.
  • This reconstruction calculation method includes (LA Feldka mpeta 1. Practical conebeamalgor it hm, J. Opt. SoC. Am. A, Vol. 1, No. 6, pp. 6 1 2—6 19, 1984) (Fe) dkamp described in (Reference)) The law is known.
  • the imaging means 12 performs image processing such as volume rendering processing or processing for projecting the maximum value on the three-dimensional reconstructed image, and displays it on the image display means 13 as a two-dimensional image.
  • image processing such as volume rendering processing or processing for projecting the maximum value on the three-dimensional reconstructed image, and displays it on the image display means 13 as a two-dimensional image.
  • the imaging means 12 performed image processing based on parameters such as a viewpoint and a part to be observed, which were input through a pointing device (not shown) such as a keyboard, a mouse, and a track / ball.
  • a scanner 4 equipped with an imaging system consisting of an X-ray source 5 and a two-dimensional detector 6 is rotated, and a transmitted X-ray image of the subject 7 from all directions is taken.
  • the reconstruction calculation means 11 has determined the three-dimensional X-ray absorption coefficient distribution of the subject 7 placed on the stationary coordinate system fixed to the apparatus body.
  • the stationary coordinate system is an imaging system, that is, a plane on which the rotation orbit of the Z axis which is the rotation center axis 9 of the scanner 4 and the X-ray focal point 14 of the X-ray source 5 is placed (hereinafter, referred to as a “middle plane”). It was specified by the above rectangular coordinates, X axis and Y axis.
  • the position of the X-ray beam 8 measured by each detection element of the two-dimensional detector 7 is determined by the angle (X) between the straight line from the X-ray focal point 14 through the origin of the XYZ coordinate system to the two-dimensional detector 6 and the X axis.
  • the coordinate axes used as the basis for reconstructing the three-dimensional X-ray absorption coefficient distribution of the subject 7 were the rotation center axis projection and the midplane projection on the projection plane.
  • the geometry of the measurement system is determined by the distances SOD, SID, sampling pitch DP, the rotation center axis projection on the projection plane 15 and the midplane projection from the X-ray focal point 14 to the rotation center axis 9 and the rotation center axis projection 17. Defined.
  • the rotation center axis projection, midplane projection, and sampling pitch DP are the distances SOD, SID from the X-ray focal point 14 to the rotation center axis 9 and the rotation center axis projection 17.
  • the rotation center axis projection is particularly important, and it is known that even a small error can cause a significant false image in the reconstructed image. ing.
  • the transmission X-ray images for the entire circumference are added.
  • Absorbing material 2 1 Force On the added image 3 4 an elliptical locus 23 was to be drawn.
  • the straight line connecting the centers of the elliptical trajectories 23 is the rotation center axis projection 17, so the position CP of the rotation center axis projection could be identified.
  • the position MP of the midplane projection is the diameter in the direction of the rotation center axis. (The minor axis of the elliptical locus 23) was determined from the change in length.
  • the measured minor axis lengths of the plurality of elliptical trajectories 23 and their positions in the direction of the rotation center axis are graphed and the like, and by estimating the position where the minor axis length becomes zero, The position MP of the midplane projection was determined.
  • the sampling pitch DP is determined as follows. First, as a thin object having a predetermined length on the light receiving surface of the two-dimensional detector 6, ie, the projection surface 15, for example, a metal plate having holes (pinholes) equally spaced, Paste a hole chart, etc., and take one transmission X-ray image. After applying necessary pre-processing such as image distortion correction and sensitivity unevenness correction to the transmitted X-ray image, the size of the image of the thin object or the number of pixels corresponding to the hole is compared with the actual size. Thus, the sampling pitch DP on the projection surface was determined. Disclosure of the invention
  • the present inventor has studied the prior art and found the following problems.
  • estimating the geometry of the measurement system required a lot of manpower and time.
  • the conventional geometry estimation method requires an operation by the operator, which places a burden on the operator.
  • the accuracy obtained by the conventional method for estimating geometry largely depends on the perception of the human operator, and there is a problem that the operator cannot obtain sufficient accuracy. Furthermore, since work such as identification of the center position of the elliptical trajectory 23 is required, it takes a lot of time to estimate the geometry of the measurement system, and there is a problem that the diagnostic efficiency is reduced. .
  • An object of the present invention is to provide a technique capable of determining the position of the rotation center axis projection which contributes greatly to the improvement of the image quality of a reconstructed image, with high accuracy.
  • Technology that can estimate the parameters that define the geometry of the measurement system without using it. Estimate the parameters that define the geometry of the measurement system automatically.
  • the X-ray CT apparatus comprises: an X-ray source for irradiating a subject with radial X-rays; and an imaging means arranged to face the X-ray source and transmitting a transmitted X-ray image of the X-ray transmitted through the subject (phantom);
  • An initial value setting means for setting an initial value of a position of the rotation center axis of the scanner (a position of the rotation center axis projection), and reconstructing by changing a position of the rotation axis center projection set by the initial value setting means.
  • the position of the rotation center axis of the scanner is estimated based on the contrast of the three-dimensional X-ray distribution image, and the X-ray tomographic image of the object or the X-ray tomographic image of the subject is reconstructed using the estimated rotation center axis position.
  • the X-ray imaging method of the present invention is an X-ray imaging method for obtaining an X-ray CT image, wherein the X-ray source generates radial X-rays for irradiating a subject (phantom), and is arranged to face the X-ray source.
  • the three-dimensional X Reconstructing the linear absorption coefficient distribution image Generating an X-ray tomographic image or Z and a three-dimensional X-ray image of the subject from the obtained three-dimensional X-ray absorption coefficient distribution image, and displaying the obtained X-ray tomographic image or image and the three-dimensional X-ray image
  • the position of the rotation center axis projection at which the contrast of the X-ray absorption coefficient distribution image obtained from the transmitted X-ray image of the phantom is maximum or maximum is determined by the rotation center axis on the transmission X-ray image. Estimate by specifying the position of projection.
  • the resulting reconstructed image will have a false image on the arc, and the contrast will be reduced.
  • the position of the rotation center axis projection at which the contrast becomes maximum is the correct rotation center axis projection position.
  • the position of the rotation center axis projection which is a parameter that defines the geometry of the measurement system, can be estimated using the contrast of the reconstructed image, which is independent of the operator's sense. Therefore, the position of the rotation center axis projection, which greatly contributes to improving the image quality of the reconstructed image, can be obtained with high accuracy.
  • the contrast of the reconstructed image as a parameter that defines the geometry of the measurement system, it is possible to define a function of the contrast of the reconstructed image with the projected rotation center axis as a variable.
  • the position of the projected rotation center axis which is a parameter that defines the geometry of the measurement system, can be estimated. As a result, it is possible to shorten the time required for estimating the geometry of the measurement system, that is, the time required for adjusting the X-ray CT apparatus, thereby improving diagnostic efficiency.
  • Setting means for setting the position of a certain rotation center axis projection wherein the rotation center axis projection of the scanner is performed based on the contrast of the reconstructed image reconstructed using the position of the rotation center axis projection set by the setting means. Then, an X-ray tomographic image or Z and X-ray three-dimensional image of the object is generated and displayed from the reconstructed image reconstructed at the estimated position of the rotation center axis projection.
  • three-dimensional X-ray absorption The position of the rotation center axis projection, which greatly contributes to improving the image quality of the coefficient distribution image, can be estimated with high accuracy.
  • FIG. 1 is a view showing a schematic configuration of a cone beam X-ray CT apparatus which is an X-ray CT apparatus according to a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a schematic configuration of a phantom according to a first embodiment of the present invention.
  • Figure 3 illustrates the geometry of the measurement system, which is the relative positional relationship between the X-ray focus, the two-dimensional detector, and the center axis of rotation.
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating a procedure for estimating the geometry of the measurement system using the cone beam X-ray CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a schematic configuration of a position estimating phantom of rotation center axis projection used for estimating the geometry of the measurement system in the cone beam X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • Fig. 6 is a diagram showing the schematic configuration of a conventional cone-beam X-ray CT apparatus.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a schematic configuration of a conventional phantom.
  • Fig. 8 illustrates the procedure for estimating the geometry of the measurement system using a conventional cone-beam X-ray CT apparatus.
  • FIG. 1 is a view showing a schematic configuration of a cone beam X-ray CT apparatus which is an X-ray CT apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • the cone-beam X-ray CT apparatus according to the first embodiment includes a measurement unit 1 that captures a transmission X-ray image of the subject 7 from all directions and a data processing unit 2 that reconstructs an image from the captured X-ray intensity image. , and a geometry estimation unit (estimation means, setting means for setting the position of the rotation center axis projection) 24 for estimating the geometry of the measurement system. It also has an overall control unit 3 that performs overall control of the measurement unit 1, the data processing unit 2, and the geometry estimation unit 24.
  • the measurement unit 1 has the same configuration as the conventional one.
  • An X-ray source 5 that irradiates X-rays in a cone beam shape, a two-dimensional X-ray detector (imaging detector) that measures transmitted X-ray images that have passed through the measured objects 7 and 31 set near the rotation center axis 9 Stage) 6 and a scanner (rotating disk with a hollow center) 4 equipped with an imaging system consisting of an X-ray source 5 arranged opposite to the scanner.
  • the scanner is rotated around the rotation center axis 9 by a rotation means (not shown).
  • the data processing unit 2 is composed of preprocessing means 10, reconstructing means (reconstructing means) 11, imaging means 12, and image display means 13.
  • preprocessing means 10 adds necessary preprocessing such as gamma correction, image distortion correction, logarithmic conversion, and sensitivity unevenness correction to the measured image data during normal reconstruction, as in the conventional preprocessing means.
  • pre-processing such as gamma correction, image distortion correction, logarithmic conversion, and sensitivity non-uniformity correction is applied to the measured image data only in the specified area.
  • the area specified in advance a minimum range required to generate a projection image corresponding to the midplane projection 18 (hereinafter referred to as a “mid-brain area”)
  • the measurement system This makes it possible to reduce the time required for estimating the geometry of an object. The details will be described later.
  • the preprocessing means 10 of the first embodiment includes a first preprocessing means for performing preprocessing over the entire range of the measured image data during a normal reconstruction, and a preprocessing means for automatically estimating the position CP of the rotation center axis projection. Second preprocessing means for preprocessing only the midplane area of the measurement image data.
  • the geometry estimating unit 24 is a means for setting the initial position of the rotation center axis projection (initial value storing means) 25, a midplane reconstructing means (partial reconstructing means) 26, and an evaluation area setting means 27 It consists of an evaluation function calculating means 28 and an optimizing means 29, and estimates the position CP of the rotation center axis projection among the geometries of the measurement system.
  • the initial value setting means 25 for the position of the rotation center axis projection is a means for obtaining the initial value CP0 of the position CP of the rotation center axis projection.
  • the initial value setting means 25 is the initial value C As PO, the coordinate value of the center of the width of the projected image in the rotational tangent direction, that is, the coordinate value of the center of the opening width of the detector 6 is output.
  • the initial value setting means 25 outputs the obtained initial value CP0 to the optimizing means 29.
  • the midplane reconstruction means 26 performs a reconstruction operation using the estimated value of the position CP of the rotation center axis projection specified by the optimization means 29, and obtains a tomographic image on the midplane 16 (hereinafter, “ Mit plane plane image).
  • the midplane reconstructing means 26 does not simply reconstruct the entire surface of the midplane 16 but only the predetermined area or the evaluation area determined by the evaluation area setting means 27. Reconfigure. The procedure for setting the evaluation target area by the evaluation target area setting means 27 will be described later.
  • the mid-plane reconstructing means 26 is configured to obtain a mid-plane cross-sectional image.
  • the present invention is not limited to this. Needless to say, this may be used as the midplane reconstruction means 26.
  • the reconstruction means 11 reconstructs the entire reconstruction area specified by the operator when performing normal reconstruction, and estimates the geometry.
  • the microcomputer reconstructs only the cross-sectional image of the midbrain, the preset area, or the evaluation area determined by the evaluation area setting means 27.
  • the evaluation target area setting means 27 is a means for setting an evaluation target area to be evaluated by the evaluation function when estimating the position CP of the rotation center axis projection.
  • the evaluation target area setting means 27 automatically sets the evaluation target area in order to reduce the burden on the operator and stably perform the automatic estimation of the rotation center axis position.
  • the evaluation target area may be set in advance, or may be specified by the operator based on the initial reconstructed image.
  • the rotation center axis projection position estimation phantom 31 which estimates the projection position of the rotation center axis, only the area around the region where the reconstructed image of the substance with high X-ray absorption of the phantom 31 exists is evaluated. Can be.
  • the initial value CPO of the position of the rotation center axis projection a reconstructed image of the insert 32 with high X-ray absorption of the phantom 31 exists reliably on the entire area of the mid-plane or on the mid-plane cross section. Reconstruct the area within the guaranteed range.
  • the initial value CP 0 is correct Since it is not the position of the center axis projection, the midplane reconstructed image contains a false image, and the contrast is low as a whole. However, there is no practical problem even if it is assumed that the part showing the maximum value in the reconstructed image is near the part where the reconstructed image of the insert 32 with high X-ray absorption of the phantom 31 is located. . Note that the maximum CT value of the reconstructed image can be used as the contrast.
  • the evaluation target area includes the point at which the maximum value is obtained or a predetermined range centered on the point at which the maximum value is obtained.
  • the evaluation function calculating means 28 is a means for evaluating a midplane tomographic image in the evaluation target area and obtaining an evaluation function E (CP).
  • the evaluation function operation means 28 passes the obtained evaluation function E (CP) to the optimization means 29.
  • the evaluation function E (CP) will be described later.
  • the optimization means 29 is a means for controlling the flow of the position CP estimation processing of the rotation center axis projection.
  • the optimization means 29 sets and updates the estimated value of the position CP of the rotation center axis projection, and passes the estimated value of the position CP of the rotation center axis projection to the midplane reconstruction means 26. Further, the optimization means 29 receives the evaluation function value (CP) for the estimated value of the position CP of the rotation center axis projection obtained by the evaluation function calculation means 28.
  • the optimizing means 29 records the change of the evaluation function E (CP) with respect to the change of the estimated value CP of the rotation center axis projection, and based on the trend of the change of the evaluation function E (CP), the position of the rotation center axis projection Judge whether to update the estimated CP value and continue the process of estimating the position CP of the rotation center axis projection, or end the position CP estimation process of the rotation center axis projection. Finally, the position CP of the rotation center axis projection that maximizes the evaluation function E (CP) within a predetermined error range is output as the optimum value CPf and passed to the data processing unit 2. At this stage, the process of estimating the position CP of the rotation center axis projection is completed. Thereafter, the data processing unit 2 performs reconstruction processing using the optimal value C P f of the position CP of the rotation center axis projection.
  • FIG. 2 shows the phantom of the first embodiment.
  • a phantom 31 (hereinafter referred to as a “position estimation phantom of rotation center axis projection”) suitable for automatically estimating the position CP of the rotation center axis projection, or simply "Phantom”).
  • reference numeral 20 denotes a support material
  • 32 denotes an insert
  • 31 denotes a phantom body.
  • phantom 3 1 is also the subject of the present invention.
  • the phantom 31 has a configuration in which an insert 32 made of a substance having a high X-ray absorption is embedded in a support material 20 having a low X-ray absorption.
  • the support material 20 has a small X-ray absorption coefficient, for example, a plastic material such as an acrylic resin, vinyl chloride, or polycarbonate; a polymer resin; It is made of a material with high strength against breakage and is formed in a rod shape.
  • the insert 32 is a columnar body having a predetermined length made of a material having a large X-ray absorption coefficient, such as tungsten, platinum, or an iron-nickel-chromium alloy, and is formed in a wire or rod shape.
  • the phantom 31 is, for example, an iron-nickel formed into a rod shape having a diameter of about 0.5 mm to l mm as an insert 32 in the axial direction of a rod-shaped support material 20 having a diameter of about 1 cm.
  • the one with a chromium alloy embedded is good.
  • the insert 32 When the phantom 31 is installed near the rotation center axis 9, the insert 32 must be set so as to cross the midplane. Therefore, the length of the insert 32 must be at least as large as the naked eye can set. Length is required.
  • the support member 21 is provided to prevent deformation of the insert 32 or to facilitate installation of the phantom 31 in a predetermined position. Therefore, it goes without saying that only the insert 32 may be used as the phantom 31.
  • the phantom 31 of Example 1 since the insert 32 having high X-ray absorption is formed in a wire or rod shape, when the phantom 31 is reconstructed in the midplane cross section, the reconstructed image becomes a dot and the contrast becomes high. Evaluation becomes easy.
  • the phantom 31 When the phantom 31 is set at a predetermined position, the phantom 31 extends in a direction substantially parallel to the rotation center axis 9 with a predetermined length. Even if it is set slightly off, the deviation does not affect the reconstructed image. That is, since the phantom 31 is made of the above-described material and has the above-described shape, measurement and evaluation of contrast are easy.
  • the evaluation target area can be further limited. That is, there is no need to reconstruct the entire area of the midplane cross section where reconstructing operations can be performed. It is sufficient to reconstruct only the vicinity of the region where the reconstructed image of the insert 32 having high X-ray absorption of the phantom 31 exists on the mit-plane cross section. Since the region to be reconstructed is minimized, the portion of the phantom 31 that is inconvenient for evaluating the contrast is not affected. The inconvenient parts are, for example, jigs and screws that support the phantom 31.
  • the evaluation target area is limited, the amount of reconstruction computation can be minimized. As a result, the evaluation of contrast can be performed under more stable conditions. As described above, the use of the phantom 31 when estimating the geometry of the measurement system makes it easy to evaluate the contrast on the reconstructed image.
  • Fig. 3 shows a diagram explaining the relative positional relationship between the X-ray focal point 14, the two-dimensional detector 6, and the rotation center axis 9, that is, the geometry of the measurement system.
  • a virtual plane is placed at the position of the two-dimensional detector 6, and this is referred to as a projection plane 15.
  • the plane on which the rotation trajectory of the X-ray focus 14 is placed is the midplane 16, and the straight line formed by projecting the rotation center axis 9 on the projection plane 15 is the rotation center axis projection 17.
  • the midplane projection 18 is a straight line formed by projecting the midplane onto the projection plane 15, that is, the line of intersection between the midplane 16 and the projection plane 15.
  • the geometry of the measurement system is the distance SID between the X-ray focal point 14 and the projection plane 15, the distance SOD between the X-ray focal point 14 and the rotation center axis 9, the position of the rotation center axis projection on the projection plane 15 CP And the position MP of the midplane projection. Also, in actual measurement, discrete measurement is performed, and therefore, the sampling pitch DP on the projection plane 15 is also required for performing the reconstruction operation.
  • the distance SID between the X-ray focal point 14 and the projection surface 15 and the distance SOD between the X-ray focal point 14 and the rotation center axis 9 are as follows: Even if there is some error, the image quality of the finally obtained reconstructed image will not be significantly reduced. Therefore, it can be measured directly after assembling the device. Alternatively, the distances S ID and S OD can be determined by assembling within the range of the machine error specified at the design stage.
  • the position CP of the rotation center axis projection, the position MP of the midplane projection, and the sampling pitch DP require higher accuracy than the distances SID and SOD.
  • the effective aperture width of the detector 6 is 3 Ocm and the resolution is 512 ⁇ 512 pixels
  • CP, MP, 0 need 0.1 pixels, that is, an accuracy of about 0.05 mm. Required. This is because even if there is a slight error in the position CP of the rotation center axis projection, the position MP of the midplane projection, and the sampling pitch DP, the image quality is degraded in the reconstructed image.
  • the position CP of the rotation center axis projection is particularly important, and even if there is a slight error, a remarkable false image is generated in the reconstructed image.
  • Fig. 4 shows a flow illustrating the procedure for estimating the geometry of the measurement system using the cone-beam X-ray CT apparatus of the first embodiment.
  • the operation of automatically estimating the geometry of the measurement system using the cone-beam X-ray CT apparatus of the first embodiment will be described with reference to the flow shown in FIG.
  • the midplane 16 and the midplane projection 18 are the same as in the past, detailed description is omitted.
  • Step 401 First, the phantom 31 is set at a predetermined position, cone beam measurement is performed, and transmission X-ray images (measurement image data) for the entire circumference are collected.
  • Step 402 Next, the preprocessing means 10 applies necessary preprocessing such as gamma correction, image distortion correction, logarithmic conversion, and sensitivity unevenness correction to the measured image data for the entire circumference to generate a projection image. I do. At this time, preprocessing only needs to be performed within the range necessary to generate a projection image on the midplane projection position.
  • necessary preprocessing such as gamma correction, image distortion correction, logarithmic conversion, and sensitivity unevenness correction
  • the initial value setting means 25 determines the initial value CP0 of the position CP of the rotation center axis projection.
  • the initial value CP 0 is, for example, a coordinate position at the center of the opening width of the detector 6.
  • Step 404 Using the initial value C P0, the mid-brain reconstructing means 26 reconstructs a mid-plane tomographic image or a predetermined area on the mid-plane.
  • Step 405 Evaluation target area setting means 27 Force S, Detects the pixel position showing the maximum value on the midplane tomographic image obtained in Step 404, and includes a predetermined range including that position or centered on that position. Is set as the evaluation target area.
  • Step 406 Repeat the reconstruction of the evaluation target area and the calculation of the evaluation function. Optimization is performed within the range of the error e, and the position CP of the rotation center axis projection is estimated. However, optimization means finding the position CP of the rotation center axis projection that maximizes the evaluation function E (CP), that is, the optimum value CPf. More specifically, the optimization is performed as follows.
  • Step 407 Reconstruct the evaluation target area on the midplane using the estimated value CPk as the position of the rotation center axis projection, and obtain a midplane tomographic image.
  • Step 409 Estimate the position CP of the rotation center axis projection that maximizes the evaluation function E (CP) from the sequence of E0, El, E2, ..., Ek, and use it as CP ⁇ k + 1 ⁇ . .
  • Step 410) When e is a preset error and (Equation 1) is satisfied, k is set to (k + 1) using the estimated value CP ⁇ k + 1 ⁇ , and the processing is repeated from step 407. I CP k — CP ⁇ k + 1 ⁇ I> e ⁇ ⁇ ⁇ (Equation 1) On the other hand, when (Equation 2) is satisfied, the process proceeds to the next step 411.
  • Step 41 1 CP ⁇ k + 1 ⁇ is output as the optimum value C P f.
  • the reconstruction operation unit 11 uses the optimal value CP ⁇ of the position CP of the rotation center axis projection estimated by the estimation processing shown in steps 401 to 411. Perform a configuration operation.
  • the procedure for estimating the rotation center axis projection using the transmission X-ray image of the phantom 31 in the X-ray CT apparatus of the first embodiment is as follows.
  • a step of acquiring measurement image data as a transmission X-ray image (step 401), a step of performing pre-processing correction on the measurement image data (step 402), and a step of setting the initial value setting means 25 to the position of the rotation center axis projection.
  • the mid-plane reconstructing means 26 calculates the mid-plane tomographic image of the subject from the measured image data. And the contrast of the midplane tomographic image increase.
  • the step of setting the area around the maximum pixel position as the evaluation target area (Step 4 05), the reconstruction of the evaluation target area, and the calculation of the evaluation function are repeated to optimize the evaluation within the predetermined error e.
  • Estimating the position CP of the rotation center axis projection (Step 406), and X-ray tomographic images and / or from the reconstructed images reconstructed using the estimated position CP of the rotation center axis projection. It consists of the steps of generating an X-ray three-dimensional image and displaying the generated X-ray tomographic image or X-ray three-dimensional image.
  • the subject 7 is fixed to a bed (not shown), and the scanner 4 on which the X-ray source 5 and the detector 6 are mounted rotates.
  • the measurement unit 1 having a configuration other than this is acceptable.
  • a cone beam X-ray CT apparatus fixed with an X-ray source 5, a two-dimensional detector 6, a force, and a support arm (not shown) or the like and having a measurement unit 1 configured to rotate a subject 7 during measurement can be considered. .
  • the automatic estimation of the position of the rotation center axis projection according to the present invention is more effective.
  • the correct position CPp of the rotation center axis projection is calculated by finding the position CP of the rotation center axis projection that maximizes the contrast of the reconstructed image.
  • the rotational center axis position CP is used as a variable, and a reconstructed tomographic image within a predetermined region of interest is reconstructed using the rotational center axis position CP.
  • the evaluation function E (CP) for evaluating the contrast of the reconstructed tomographic image when CP is a variable, the evaluation function E CP that maximizes (CP) is the correct rotation center axis position CP p.
  • the method of finding a variable that maximizes (or in some cases, minimizes) a given function is called “optimization” in the field of numerical computation and is well known. Therefore, the automatic estimation of the position CP of the rotation center axis projection results in the problem of optimizing the evaluation function E (CP). However, it is generally known that optimization with no errors cannot be performed by finite operations. On the other hand, in X-ray imaging, the measured image data itself, which is the source of optimization, contains an error. Therefore, in the present invention, the optimum value CP f is set within a predetermined error e. Find CP p.
  • the simplest optimization method is to perform a reconstruction operation sequentially while changing the position CP of the rotation center axis projection from the initial value CP0 by a small amount of change dCP, and evaluate the evaluation function E for the obtained reconstructed image. (CP) is calculated, and the position CP of the rotation center axis projection that maximizes the value is set as the optimal value CPf.
  • an evaluation function E (CP) can be set that takes the maximum value (or minimum value) when the position CP of the rotation center axis projection becomes a correct value.
  • the evaluation function E (CP) is set, but also the imaging conditions, the imaging target, and the region of interest to be reconstructed are appropriately arranged so that the evaluation function E (CP) can be easily calculated. This makes it possible to reduce the time required for estimating the geometry of the measurement system.
  • the region of interest to be reconstructed and evaluated is referred to as the “evaluation target region”.
  • the maximum value in the evaluation target area obtained by the reconstruction for the position CP of the specific rotation center axis projection is defined as the evaluation function E (CP).
  • the maximum value in the reconstructed image is larger. Therefore, if the maximum value of the evaluation target area is the evaluation function E (CP), it indicates a value that reflects the level of contrast.
  • the standard deviation, average value, and minimum value of the evaluation target area, the value calculated based on them, or the optimum value CP f, the maximum value or the minimum value It goes without saying that any function having is good as the evaluation function E (CP). In addition, false images are detected by image recognition, and the evaluation function E (C Needless to say, P) may be required.
  • the evaluation function E (CP) that is, the contrast of the reconstructed image
  • the evaluation function E (CP) that is, the contrast of the reconstructed image, it is not necessary to reconstruct the entire region where reconstruction can be performed, but it is sufficient to reconstruct only a specific region.
  • the reconstruction operation is performed only for the midplane section, the amount of computation required for the reconstruction operation can be minimized due to the nature of the cone beam reconstruction operation using Fe1dkamp.
  • the necessary preprocessing such as gamma correction, image distortion correction, logarithmic conversion, and sensitivity unevenness correction can be minimized.
  • the time required for estimating the geometry can be greatly reduced, and as a result, the diagnostic efficiency can be improved.
  • “Brent method” is a combination of an arithmetic method called “golden segmentation method” and an arithmetic method called “parabolic interpolation method”. This is an optimization method that can find the CP that maximizes the function E (CP).
  • the golden section method is a method of sequentially narrowing down the range in which the existence of the optimal value is estimated.
  • the parabolic interpolation method a parabola is applied to given three points, a vertex of the parabola is obtained, and a parabola is further fitted using two points of the obtained vertex and the given three points.
  • the optimum value is obtained at high speed by repeating the above procedure.
  • the parabolic interpolation method may not be applicable depending on the force conditions under which the optimum value can be found more quickly than the golden section method.
  • a cone beam reconstruction calculation method using F e 1 dk amp described in 1 is known.
  • the explanation below is based on the geometry of the measurement system shown in Fig. 3.
  • the calculation is performed based on the projection angle a, the coordinates (u, v) on the projection plane, and the coordinates (x, y, z) in the reconstruction space.
  • the correspondence between these coordinates and the projected image obtained from the actually measured image data must be clear. This is because the projection image actually obtained is data that is discretely sampled.
  • the ideal projected image is represented as P (a, u, v) using the projection angle a and the positions u and V on the projection plane.
  • the function Int (x) in (Equation 7) is a function that rounds down the decimal part of x.
  • P (a, u, v) P r ⁇ Int (a / d A), Int ((u + CP) / d U), Int ((v + MP) / d V) ⁇ (Equation 7)
  • the coordinates used for the reconstruction operation and the actual measurement image data are used.
  • the reconstruction operation may use a projection image discretely sampled based on (Equation 7).
  • the reconstruction calculation method from the projected image is not limited to the Fe 1 dkamp reconstruction calculation method described in Ref.
  • the evaluation function calculating means 28 Calculates the evaluation function E (CPO) corresponding to the contrast of the reconstructed image.
  • the optimization means 29 updates the initial value of the position of the rotation center axis projection, and the midplane reconstruction means 26 performs the reconstruction of the reconstructed image based on the updated position of the rotation center axis projection.
  • the evaluation function calculating means 28 calculates an evaluation function E (CP1) corresponding to the contrast of the reconstructed image at the updated position of the rotation center axis projection, and the optimizing means calculates the evaluation function E (CPO) and By repeating the operation of comparing with E (CP 1), the correct position CP p of the rotation center axis projection can be obtained by calculating the position of the rotation center axis projection 17 that maximizes the contrast .
  • the rotation center axis projection 17 which is a parameter that defines the geometry of the measurement system, is automatically estimated independently of the operator's sensation. it can. Therefore, it is possible to reduce the time required for estimating the geometry of the measurement system, that is, the time required for adjusting the X-ray CT device, and to improve diagnostic efficiency.
  • the position of the rotation center axis projection that greatly contributes to the improvement of the image quality of the reconstructed image can be obtained with high accuracy. Can be. (Example 2)
  • FIG. 5 is a diagram showing a measurement system of a cone beam X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a schematic configuration of a phantom used for estimating a metric.
  • the imaging for estimating the position of the midplane projection and the imaging for estimating the position of the rotation center axis projection must be performed separately. won.
  • the second embodiment relates to a phantom for performing imaging for estimating the position of the midplane projection and imaging for estimating the position of the rotation center axis only once.
  • reference numeral 20 denotes a support material
  • 21 denotes a small spherical superabsorbent material
  • 32 denotes an insert
  • 31 denotes a phantom body.
  • the phantom 31 of the second embodiment has a structure in which an insert 32 made of a substance having a high X-ray absorption is embedded in a support material 20 having a low X-ray absorption.
  • the phantom shown in the figure hereinafter referred to as the “first phantom” and a support 20 with low X-ray absorption consist of a substance with high X-ray absorption in the axial direction of the support 20.
  • second phantom 7 in which small spherical superabsorbents 21 having a diameter of about 1 mm to 2 mm are embedded at intervals of about 2 cm is used as a second support. It is fixed with material 22.
  • the phantom 31 shown in FIG. 5 is also claimed by the present invention.
  • the support material 20 has a small X-ray absorption coefficient, for example, a plastic material such as an acrylic resin, vinyl chloride, or polycarbonate.
  • the small spherical superabsorbent material 21 is formed of, for example, tungsten, platinum, or an iron-nickel-chromium alloy having a large X-ray absorption coefficient.
  • the number of small spherical high-absorbing materials 21 must be, for example, two or more.
  • the position of the small spherical high-absorbing material 21 is arbitrary as long as it is in the axial direction of the support material 20.
  • the insert 32 is a columnar body having a predetermined length made of a material having a large X-ray absorption coefficient, such as tungsten, platinum, or an iron-nickel-chromium alloy, and is formed in a wire or rod shape. You.
  • the second support member 22 has the same low X-ray absorption coefficient as the support member 20.
  • plastic material such as acrylic resin, vinyl chloride, polycarbonate, etc. ⁇ Polymer resin, or rod-shaped material that transmits X-ray represented by wood and has high strength against mechanical destruction.
  • the estimation of the position MP of the midplane projection and the estimation of the position CP of the rotation center axis projection are performed by using the second phantom described above. Subsequently, the measurement can be performed from the measurement data obtained by one shooting.
  • the position MP of the midbrain projection is estimated as shown in the conventional method.
  • the cone beam X-ray apparatus uses the phantom 31 shown in FIG. This has the effect that the estimation of the position MP of the midplane projection can be performed following the estimation of the position MP of the midplane projection from the measurement data obtained by the photographing of.
  • a midplane projection storage means 30 may be provided. Since the projection image required for geometry estimation only needs to be the part corresponding to the midplane projection 18, as a storage means capable of high-speed data readout in addition to a storage means for storing the entire projection image, for example, a well-known semiconductor By preparing a storage device using a storage device as the midplane projection storage device 30, midplane reconstruction can be performed at high speed. As a result, the time required for estimating the geometry of the measurement system can be further reduced.
  • an X-ray image 'intensifier-TV camera system' or a two-dimensional X-ray detector in which a photodiode and a TFT switch are arranged two-dimensionally is used.
  • the present invention can be particularly applied to a medical X-ray CT apparatus in which a human body is photographed as a subject.
  • the obtained X-ray tomographic image or three-dimensional X-ray image can be improved in image quality, so that it is easy to find relatively small tumors such as early cancers, and the diagnostic accuracy as well as the diagnostic efficiency are improved. It is possible to make it.
  • the present invention can be applied to a case where a subject other than the human body is the subject, as represented by luggage.
  • the present invention is not limited to the embodiments of the invention, and it is needless to say that various modifications can be made without departing from the gist of the invention.
  • 1... Measurement unit 2... Data processing unit, 3... Overall control unit, 4... Scanner (rotating disk), 5 source, 6... 2D detector, 7... Subject, 8... Line beam, 9... Center axis of rotation, 10: preprocessing means, 1 1: reconstruction operation means, 1 2 ... imaging means, 13 ... image display means, 14-X-ray focal point, 15 ... projection plane, 16 ...

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Description

明 細 書
X線 C T装置及び X線撮影方法 技術分野
本発明は， X線 CT装置に関し， 特に， コーンビーム X線 CT装置に於ける撮 影系の走査機構 （スキャナ） の回転中心軸の位置決めに適用して有効な技術に関 する。
背景技術
第 6図は従来のコーンビーム X線 CT装置の一般的な構成を示す図である。 従 来のコーンビーム X線 CT装置は， 計測を行なう計測部 1と， 計測された画像デ ータを処理するデータ処理部 2とに分かれていた。 全体制御部 3は， 計測部 1及 びデータ処理部 2に対する全体の制御を行っていた。 計測部 1は， 被写体を介し て X線源 5と二次元検出器 6とが対向配置されていた。 X線源 5と二次元検出器 6とは， 回転中心軸 9を回転中心として被写体 7のまわりを回転する走査機構で あるスキャナ 4に配置されていた。
スキャナ 4は， 予め決められた角度毎に回転し， その回転角毎に二次元検出器 6が被写体 7を透過した X線の透過 X線強度の計測を行うことによって， 被写体 7の透過 X線画像の撮影を行っていた。 二次元検出器 6で撮影された透過 X線画 像はデジタルの画像データに変換され， データ処理部 2に出力されていた。 但し， 以下の説明では， スキャナ 4の回転角を投影角 aと記す。
データ処理部 2では， まず， 前処理手段 1 0に於いてガンマ補正， 画像歪み補 正， 対数変換及び二次元検出器 6の感度むら補正等の前処理を行っていた。 次に， 再構成演算手段 1 1力 前処理後の全ての透過 X線画像 （全投影像） をもとに， 被写体 7の視野領域内の三次元的な X線吸収係数分布である三次元再構成画像を 再構成していた。 この再構成演算方法としては， （L. A. F e l d k a mp e t a 1. P r a c t i c a l c o n e b e a m a l g o r i t hm, J . Op t. S o c. Am. A, Vo l . 1 , N o. 6 , p p 6 1 2— 6 1 9， 1 984) (文献 ] ) に記載の F e 】 d k a m pによるコーンビーム再構成演算 法等が知られている。
最終的には， 三次元再構成画像に対し， 画像化手段 1 2がボリュームレンダリ ング処理あるいは最大値を投影する処理等の画像処理を施し， 画像表示手段 1 3 上に二次元画像として表示していた。 この時， キ一ボード， マウス及びトラック ·ボール等の図示しない指示装置を介して入力された観察したい視点及び部位等 のパラメータに基づいて， 画像化手段 1 2が画像処理を行っていた。
従来のコーンビーム X線 C T装置では， X線源 5と二次元検出器 6とからなる 撮影系を搭載するスキャナ 4を回転させ， 被写体 7の全周方向からの透過 X線画 像を撮影し， 再構成演算手段 1 1が装置本体に固定された静止座標系に置かれる 被写体 7の三次元的な X線吸収係数分布を求めていた。 静止座標系は， 撮影系， 即ち， スキャナ 4の回転中心軸 9である Z軸と， X線源 5の X線焦点 1 4の回転 軌道の載っている平面 （以下， 「ミツドプレーン」 と記す） 上の直交座標， X軸 及び Y軸とによって規定されていた。
二次元検出器 7の各検出素子で計測される X線ビーム 8の位置は， X線焦点 1 4から X Y Z座標系の原点を通り二次元検出器 6に至る直線と X軸とがなす角度 (投影角） aと， 回転中心軸 9が二次元検出器 6の入射面においた仮想的な平面 (投影面） 1 5に投影された 「回転中心軸投影」 と， ミツドプレーンと投影面と の交点が描く直線である 「ミツドプレーン投影」 とによって特定されていた。 即 ち， 被写体 7の三次元的な X線吸収係数分布の再構成を行う場合の基準となる座 標軸は， 投影面上の回転中心軸投影とミッドプレーン投影であった。
現実の透過 X線画像の計測は， 連続的なアナログ計測ではなく離散的なデジタ ル計測を行うこととなるので， 再構成演算を行うにあたっては， 投影面上に於け るサンプリングピッチ D Pも必要であった。 更には， X線焦点 1 4から回転中心 軸 9に至る距離 S O Dと， X線焦点 1 4から回転中心軸投影 1 7に至る距離 S I Dとが必要であった。 以下の説明では， X線焦点 1 4と二次元検出器 6と回転中 心軸 9との相対的な位置関係を 「計測系のジオメ トリ」 と称す。 計測系のジオメ トリは， X線焦点 1 4から回転中心軸 9及び回転中心軸投影 1 7までの距離 S O D， S I D， サンプリングピッチ D P , 投影面 1 5上の回転中心軸投影とミツド プレーン投影によって定義される。 計測系のジオメ トリを決定するパラメータの内で， 回転中心軸投影， ミッドプ レーン投影及びサンプリングピッチ D Pは， X線焦点 1 4から回転中心軸 9及び 回転中心軸投影 1 7までの距離 S O D， S I Dに比較して高い精度が必要とされ ることが周知である。 例えば， 二次元検出器 6の有効開口幅が 3◦ c m， 解像度 が 5 1 2 X 5 1 2画素の場合， 回転中心軸投影及びミッドプレーン投影並びに サンプリングピッチ D Pの精度は， 0 . 1画素， 即ち， 0 . 0 5 mm程度が要求 であった。 これは， 回転中心軸投影及びミツドプレーン投影の位置， サンプリン グピツチ D Pに微少な誤差があっても， 再構成画像に画質低下をもたらすためで めった。
回転中心軸投影及びミッドプレーン投影の位置， サンプリングピッチ D Pの内 でも特に回転中心軸投影は重要であり， 微少な誤差であっても再構成画像に著し い偽像を発生させることが知られている。 一方， 回転中心軸投影及びミツドブレ —ン投影の位置， サンプリングピッチ D Pを直接計測することは困難であった。 回転中心軸投影及びミッドプレーン投影の位置並びにサンプリングピッチ D Pの 値が， 二次元検出器 6の特性や装置の据え付け状態に依存しているためであった。 計測系のジオメ トリを精度よく設定する方法として， 例えば， 同一出願人によ る特開平 9— 1 7 3 3 3 0号公報 （文献 2 ) に記載の 「X線断層撮影装置」 があ つた。 文献 2に記載の X線断層撮影装置では， まず， 第 7図に示す支持材 2 0と 小球状高吸収材 2 1とからなる被写体 （ファントム） 1 9を， 回転中心軸 9の近 傍 （3 c m〜数 c m離れた位置） に配置し全周方向から透過 X線画像を撮影する。 但し， 以下の説明では， 第 7図に示すような， 計測系のジオメ トリの捕正に用い る専用のファントム 1 9を 「ジオメ トリ推定ファントム」 ， 又は単に 「ファント ム」 と記す。
画像歪み補正や感度むら補正等の必要な前処理を行つた後に， 全周分の透過 X 線画像を加算すると， 例えば， 第 8図に示すように， ファントム 1 9上の各小球 状高吸収材 2 1力 加算された画像 3 4上では楕円状の軌跡 2 3を描くこととな つていた。 ジオメ トリ推定ファントム 1 9の撮影条件より， 楕円状軌跡 2 3の中 心を繋いだ直線が回転中心軸投影 1 7となるので， 回転中心軸投影の位置 C Pが 特定できていた。 一方， ミツドプレーン投影の位置 M Pは， 回転中心軸方向の径 (楕円状軌跡 2 3の短径） の長さの変化から求めていた。 即ち， 計測された複数 の楕円状軌跡 2 3の短径の長さと， その回転中心軸方向の位置とをグラフ化等し， 短径の長さががゼロとなる位置を推定することにより， ミツドプレーン投影の位 置 M Pを求めていた。
サンプリングピッチ D Pは， まず， 二次元検出器 6の受光面， 即ち， 投影面 1 5に所定の長さの薄い物体として， 例えば， 等間隔の穴 （ピンホール） をあけた 金属板， 即ち， ホールチャート等を貼り付け， 一枚分の透過 X線画像を撮影する。 この透過 X線画像に対し， 画像歪み補正及び感度むら補正等の必要な前処理を加 えた後に， 薄い物体の像のサイズあるいはホール部分が何画素分に相当するか， 実際のサイズと付き合わせて投影面上のサンプリングピッチ D Pを求めていた。 発明の開示
本発明者は， 従来技術を検討した結果， 以下の問題点を見いだした。 従来の X 線 C T装置では， 前述するように， 計測系のジオメ トリの推定には多くの人手や 時間を要する作業であった。 特に， 回転中心軸投影の位置 C Pに関しては高い精 度が要求されるにも関わらず， 従来のジオメ トリ推定方法では， 操作者による操 作を要し， 操作者に負担をかけるという問題があった。
また， 従来のジオメ トリの推定方法で得られる精度は， 人間である操作者の感 覚に依存する部分が大きく， 操作者によって十分な精度を得られないという問題 があった。 更には， 楕円状軌跡 2 3の中心位置の特定等の作業が必要となるので， 計測系のジオメ トリの推定に多くの時間がかかることとなり， 診断効率が低下し て示すという問題があった。
この問題を解決する方法として， 画像認識処理等を行うことによって， 文献 2 に記載のジオメ トリ推定を自動的に行うことも可能である。 しカゝし， 高精度な推 定を行うためには複雑な画像処理を行う必要があるので， 装置の製造コストが上 昇してしまうという問題があった。
本発明の目的は， 再構成像の高画質化に大きく寄与する回転中心軸投影の位置 を高精度に求めることが可能な技術を提供する提供することにあり， 更に， 操作 者の感覚に依存せず計測系のジオメ トリを定義するパラメータを推定することが 可能な技術， 自動的に計測系のジオメ トリを定義するパラメータを推定すること が可能な技術， 診断効率を向上させることが可能な技術を提供することにある。 本発明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。 本願に於いて開示される発明のうち， 代表的な発明を簡単に説明 すれば， 下記の通りである。
本発明の X線 C T装置は， 放射状の X線を被写体に照射する X線源と X線源に 対向配置され被写体 （ファントム） を透過した X線の透過 X線画像を撮影する撮 像手段とを備える撮影系を搭載するスキャナと， スキャナを被写体の周囲に回転 させる回転手段と， 透過 X線画像から被写体の再構成像を再構成する再構成手段 と， 透過 X線画像上に投影されるスキャナの回転中心軸の位置 （回転中心軸投影 の位置） の初期値を設定する初期値設定手段とを具備し， 初期値設定手段が設定 した回転軸中心投影の位置を変化させて再構成した三次元 X線分布像のコントラ ストに基づいて， スキャナの回転中心軸位置を推定し， 推定された回転中心軸位 置を利用して再構成された再構成像から被写体の X線断層像又はノ及び X線 3次 元像を生成し表示する。
また， 本発明の X線撮影方法は， X線 C T像を得るための X線撮影方法であり， 被写体 （ファントム） に照射する放射状の X線を発生する X線源と X線源に対向 配置される撮影手段とを具備する撮影系を搭載するスキャナにより， 被写体を透 過した透過 X線画像を収集する工程と， スキャナの回転中心軸を撮影手段を構成 する二次元検出器の検出面に投影した位置である回転中心軸投影ノ位置を予め設 定する工程と， この回転中心軸投影の位置に基づいて， 上記透過 X線画像から被 写体の X線吸収係数分布像を再構成する工程と， 得られた X線吸収係数分布像か ら回転中心軸投影の位置を推定する工程と， 推定された回転中心軸投影の位置に 基づいて， 上記透過 X線画像から被写体の三次元 X線吸収係数分布像を再構成す る工程と， 得られた三次元 X線吸収係数分布像から被写体の X線断層像又は Z及 び 3次元の X線像を生成する工程と， 得られた X線断層像又はノ及び 3次元の X 線像を表示する工程とを有する。 回転中心軸投影の位置の推定は， ファントムの 透過 X線画像から得た X線吸収係数分布像のコントラストが最大又は極大となる 回転中心軸投影の位置を， 透過 X線画像上の回転中心軸投影の位置として指定し て推定する。 投影された回転中心軸の位置がずれた状態で再構成演算を行うと， 得られる再 構成画像には円弧上の偽像が生じるために， コントラストが低下するという性質 を利用し， 再構成像のコントラストが最大となる回転中心軸投影の位置を， 正し い回転中心軸投影の位置とする。 その結果， 再構成像のコントラストという操作 者の感覚に依存しない値を用いて計測系のジオメ トリを定義するパラメータであ る回転中心軸投影の位置を推定できる。 従って， 再構成像の高画質化に大きく寄 与する回転中心軸投影の位置を高精度に求めることができる。
また， 再構成像のコントラストを計測系のジオメ トリを定義するパラメータと することによって， 投影された回転中心軸を変数とする再構成像のコントラスト の関数を定義することが可能となるので， 自動的に計測系のジオメ トリを定義す るパラメータである投影された回転中心軸位置を推定できる。 その結果， 計測系 のジオメ トリの推定に要する時間， 即ち， X線 C T装置の調整に要する時間を短 縮することが可能となり， 診断効率を向上できる。
本願に於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， 次の通りである。 （1 ) 三次元 X線吸収係数分布像の高画質化に 大きく寄与する回転中心軸投影の位置を高精度に求めることができる。 （2 ) 操 作者の感覚に依存せず計測系のジオメ トリを定義するパラメ一タを推定できる。
( 3 ) 自動的に計測系のジオメ トリを定義するパラメータを推定できる。 （4 ) 診断効率を向上できる。
本発明の代表的な構成を第 1図を参照して要約すると次の通りである。 放射状 の X線を被写体に照射する X線源と X線源に対向配置され被写体を透過した透過 X線画像を撮影する撮像手段とを備える撮影系を搭載するスキャナと， スキャナ を被写体の周囲に回転させる回転手段と， 透過 X線画像から被写体の再構成像を 再構成する再構成手段と， スキヤナの回転中心軸を撮像手段を構成する二次元 X 線検出器の検出面に投影した位置である回転中心軸投影の位置を設定する設定手 段とを具備し， 設定手段が設定した回転中心軸投影の位置を用いて再構成した再 構成像のコントラストに基づいて， スキャナの回転中心軸投影の位置を推定し， 推定された回転中心軸投影の位置で再構成された再構成像から被写体の X線断層 像又は Z及び X線 3次元像を生成し表示する。 本発明によれば， 三次元 X線吸収 係数分布像の高画質化に大きく寄与する回転中心軸投影の位置が高精度に推定可 能となる。
図面の簡単な説明
第 1図は， 本発明の実施例 1の X線 C T装置であるコ一ンビーム X線 C T装置 の概略構成を示す図である。
第 2図は， 本発明の実施例 1のファントムの概略構成を説明する図である。 第 3図は， X線焦点， 二次元検出器及び回転中心軸間の相対的な位置関係であ る計測系のジオメ トリを説明する図である。
第 4図は， 実施例 1のコーンビ一ム X線 C T装置による計測系のジオメ トリの 推定手順を説明するフローである。
第 5図は， 本発明の実施例 2のコーンビーム X線 C T装置に於ける計測系のジ オメ トリの推定に用いる回転中心軸投影の位置推定ファントムの概略構成を説明 する図である。
第 6図は， 従来のコーンビーム X線 C T装置の概略構成を示す図である。
第 7図は， 従来のファントムの概略構成を説明する図である。
第 8図は， 従来のコーンビーム X線 C T装置による計測系のジオメ トリの推定 手順を説明する図である。
発明を実施するための最良の形態
以下， 本発明について， 発明の実施例とともに図面を参照して詳細に説明する。 なお， 発明の実施例を説明する全図に於いて， 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。
(実施例 1 )
第 1図は本発明の実施例 1の X線 C T装置であるコーンビーム X線 C T装置の 概略構成を示す図である。 実施例 1のコーンビーム X線 C T装置は， 被写体 7の 全周方向からの透過 X線画像の撮影を行う計測部 1， 撮影された X線強度画像か ら画像再構成を行うデータ処理部 2， 及び， 計測系のジオメ トリを推定するジォ メ トリ推定部 （推定手段， 回転中心軸投影の位置を設定する設定手段） 2 4から 構成される。 また， 計測部 1， データ処理部 2及びジオメ トリ推定部 2 4の全体 制御を行う全体制御部 3を有する。 但し， 計測部 1は， 従来と同じ構成であり， コーンビーム状に X線を照射する X線源 5， 回転中心軸 9付近に設定された被計 測物体 7， 3 1を透過した透過 X線画像を計測する二次元 X線検出器 （撮像手 段） 6， 及び， 対向配置された X線源 5とからなる撮影系を搭載するスキャナ (中心部が中空の回転円板） 4から構成される。 スキャナは， 図示しない回転手 段により， 回転中心軸 9の周囲に回転させられる。 次に， 第 1図に基づいて， 各 構成手段に於いて行われる処理， 及び， 各構成手段間でやり取りされるデータの 流れに関して説明する。 伹し， 個々の処理の詳細については， 後述する。
データ処理部 2は， 前処理手段 1 0， 再構成演算手段 （再構成手段） 1 1， 画 像化手段 1 2及び画像表示手段 1 3から構成される。 但し， 前処理手段 1 0を除 く再構成演算手段 1 1， 画像化手段 1 2及び画像表示手段 1 3は， 従来のコーン ビーム X線 C T装置と同様の構成となるので， 詳細な説明は省略する。 前処理手 段 1 0は， 通常の再構成時には， 従来の前処理手段と同様， 計測画像データに対 するガンマ補正， 画像歪み補正， 対数変換及び感度むら補正等の必要な前処理を 加える。 一方， 計測系のジオメ トリ推定時には， 予め指定された領域のみに， 計 測画像データに対するガンマ補正， 画像歪み補正， 対数変換及び感度むら補正等 前の処理を加える。 予め指定された領域としては， 例えば， ミッドプレーン投影 1 8にあたる投影像を生成するために必要な最小限の範囲 （以下， 「ミッ ドブレ ーン領域」 と記す） に設定することによって， 計測系のジオメ トリの推定に要す る時間を短縮することが可能となる。 なお， その詳細については後述する。 実施例 1の前処理手段 1 0は， 通常の再構成時には， 計測画像データの全範囲 に渡って前処理を加える第 1の前処理手段と， 回転中心軸投影の位置 C Pの自動 推定時には， 計測画像データのミツドプレーン領域のみに前処理を加える第 2の 前処理手段とによつて構成可能である。
ジオメ トリ推定部 2 4は， 回転中心軸投影の位置の初期値設定手段 （初期値格 納手段） 2 5， ミツドプレーン再構成手段 （部分再構成手段） 2 6， 評価対象領 域設定手段 2 7， 評価関数演算手段 2 8， 及び， 最適化手段 2 9から構成され， 計測系のジオメ トリの内で， 特に回転中心軸投影の位置 C Pの推定を行う。 回転中心軸投影の位置の初期値設定手段 2 5は， 回転中心軸投影の位置 C Pの 初期値 C P 0を求める手段である。 実施例 1の初期値設定手段 2 5は， 初期値 C P Oとして， 投影像の回転接線方向の幅の中心の座標値， 即ち， 検出器 6の開口 幅の中心の座標値を出力する。 初期値設定手段 2 5は， 求めた初期値 C P 0を最 適化手段 2 9に出力する。
ミッドプレーン再構成手段 2 6は， 最適化手段 2 9で指定された回転中心軸投 影の位置 C Pの推定値を用いて再構成演算を行い， ミッドプレーン 1 6上の断層 像 （以下， 「ミツドプレーン断面像」 と記す） を求める演算手段である。 実施例 1では， ミッドプレーン再構成手段 2 6は， 単にミツドブレ一ン 1 6全面を再構 成するのでなく， 予め設定された領域あるいは評価対象領域設定手段 2 7が定め た評価対象領域のみを再構成する。 評価対象領域設定手段 2 7による評価対象領 域の設定手順については， 後述する。
実施例 1では， ミッドプレーン再構成手段 2 6が， ミッドプレーン断面像を求 める構成としたが， これに限定されることはなく， 例えば， 通常の再構成演算を 行う再構成手段 1 1をミツドプレーン再構成手段 2 6として用いても良いことは 言うまでもない。 再構成手段 1 1をミツドプレーン再構成手段 2 6として用いる 場合， 再構成手段 1 1は， 通常の再構成を行う際には操作者の指定する再構成領 域全域を再構成し， ジオメ トリ推定処理を行う際にはミツドブレ一ン断面像， 予 め設定された領域あるいは評価対象領域設定手段 2 7が定めた評価対象領域のみ を再構成する。
評価対象領域設定手段 2 7は， 回転中心軸投影の位置 C Pの推定処理を行う際， 評価関数の評価の対象になる評価対象領域を設定する手段である。 実施例 1では， 操作者の負担を減らし， 回転中心軸位置の自動推定を安定に行うために， 評価対 象領域設定手段 2 7が評価対象領域の自動設定を行う。 但し， 評価対象領域は， 予め設定しておいても良いし， 初期再構成画像をもとに操作者が指定しても良い。 回転中心軸の投影位置を推定する回転中心軸投影位置推定フアントム 3 1を利 用する時には， ファントム 3 1の X線の吸収の高い物質の再構成像が存在する部 位周辺のみを評価対象領域にできる。 そこで， 回転中心軸投影の位置の初期値 C P Oをもとに， ミツドブレ一ン断面全域， あるいはミツドプレーン断面上でファ ントム 3 1の X線の吸収の高いインサート 3 2の再構成像が確実に存在すること が保証される範囲内の領域を再構成する。 この段階では初期値 C P 0は正しい回 転中心軸投影の位置ではないので， ミツドプレーン再構成像には偽像が含まれ， 全体にコントラス トは低い。 し力 し， 再構成画像中で最大値を示す部位は， ファ ントム 31の X線の吸収の高いィンサート 32の再構成像がある部位の近傍であ ると仮定しても実際上問題はない。 なお， コントラストとしては， 再構成像の C T値の最大値を使用できる。
従って， 実施例 1では， 初期値 CP 0を用いて再構成したミツドプレーン断面 像のうち， 最大値を取る点を含む， あるいはこの最大値を取る点を中心とする所 定の範囲を評価対象領域として， 以降の最適化演算を進めることができる。
評価関数演算手段 28は， 評価対象領域にあるミッドプレーン断層像を評価し， 評価関数 E (CP) を求める手段である。 評価関数演算手段 28は， 求めた評価 関数 E (CP) を最適化手段 29に渡す。 但し， 評価関数 E (CP) については， 後述する。
最適化手段 29は， 回転中心軸投影の位置 C P推定処理の流れを制御する手段 である。 最適化手段 29は， 回転中心軸投影の位置 CPの推定値の設定と更新を 行い， 回転中心軸投影の位置 C Pの推定値をミッドプレーン再構成手段 26に渡 す。 また， 最適化手段 29は， 評価関数演算手段 28が求めた回転中心軸投影の 位置 CPの推定値に対する評価関数値 （CP) を受け取る。 最適化手段 29は回 転中心軸投影の位置 CPの推定値変化に対する評価関数 E (CP) の変化を記録 し， 評価関数 E (CP) の変化の動向を元に， 回転中心軸投影の位置 CPの推定 値を更新し回転中心軸投影の位置 CP推定処理を継続するか， あるいは， 回転中 心軸投影の位置 CP推定処理を終了させるかを判断する。 最終的に評価関数 E (CP) を所定の誤差の範囲内で最大にする回転中心軸投影の位置 C Pを最適値 CP f として出力し， データ処理部 2に渡す。 この段階で回転中心軸投影の位置 CP推定処理は終了である。 データ処理部 2では以降， この回転中心軸投影の位 置 CPの最適値 C P f を用いて再構成処理を行う。
第 2図は実施例 1のファントムであり， 特に， 回転中心軸投影の位置 CPの自 動推定に適した専用のファントム 3 1 (以下， 「回転中心軸投影の位置推定ファ ントム」 ， 又は単に 「ファントム」 と記す） である。 第 2図に於いて， 20は支 持材， 32はインサート， 3 1はファントムの本体を示す。 但し， ファントム 3 1も本発明の請求するところである。 ファントム 3 1は， X線の吸収の低い支持 材 2 0の中に X線の吸収の高い物質からなるインサ一ト 3 2が埋め込まれた構成 である。 支持材 2 0は， X線吸収係数の小さい， 例えば， アクリル樹脂， 塩化ビ ニル， ポリカーボネ一ト等のプラスチック材料 '高分子樹脂， あるいは， 木材に 代表される X線を透過すると共に， 機械的破壊に対する強度が強い材料で棒状に 形成される。 インサート 3 2は， タングステン， 白金， あるいは， 鉄一ニッケル 一クロム合金等の X線吸収係数の大きな材料からなる所定の長さを持つた柱状体 であり， 針金状あるいは棒状に形成される。
ファントム 3 1としては， 例えば， 直径 1 c m程度の棒状の支持材 2 0の軸方 向に， インサート 3 2として， 直径が 0 . 5 mm〜l mm程度の棒状に成形され た鉄—ニッケル一クロム合金を埋め込んだものが良い。 また， インサート 3 2は， ファントム 3 1を回転中心軸 9付近に設置する際に， ミッドプレーンを横切るよ うに設定する必要があるので， インサート 3 2の長さは， 肉眼で設定できる程度 以上の長さが必要である。 但し， 支持材 2 0及びインサート 3 2の素材に関して は， 所望のコントラストを得られるならば， 上記以外の素材でも良いことは言う までもない。 更には， 支持材 2 1はインサート 3 2の変形等を防止する， あるい は， ファントム 3 1の所定位置への設置を容易にするために設けたものである。 従って， ファントム 3 1としては， インサート 3 2のみでも良いことはいうまで もない。
実施例 1のファントム 3 1は， X線の吸収の高いインサート 3 2が針金状ある いは棒状に形成されているので， ミツドプレーン断面で再構成した時， その再構 成像は点になり， コントラストの評価が容易になる。 また， ファントム 3 1は， 所定位置に設定した時に， 回転中心軸 9とほぼ平行な方向に所定の長さを持って 延びることとなるので， 計測の際に， ファントム 3 1が回転中心軸方向に多少ず れて設置されていたとしても， ずれが再構成像に影響を与えない。 即ち， ファン トム 3 1が上記の素材より成り， 上記の形状をしているので， 計測及びコントラ ストの評価が容易となる。
また， 実施例 1のファントム 3 1を利用すれば， 評価対象領域を更に限定でき る。 即ち， 再構成演算の可能なミツドプレーン断面全域を再構成する必要はなく， ミツドプレーン断面上でファントム 3 1の X線の吸収の高いィンサート 3 2の再 構成像が存在する部位周辺のみを再構成すれば十分である。 再構成する領域が最 小限で済むため， ファントム 3 1を構成する部分のうちコントラストの評価に不 都合な部位の影響を受けずに済む。 不都合な部位とは， 例えば， ファントム 3 1 を支持する治具ゃネジ等である。 また， 評価対象領域を限定すれば再構成演算量 も必要最小限で良いことになる。 結果として， コントラストの評価をより安定し た条件のもとに実行できる。 以上説明したように， 計測系のジオメ トリの推定時 に， ファントム 3 1を利用することによって， 再構成像上でコントラストの評価 が容易になる。
次に， 第 3図に X線焦点 1 4， 二次元検出器 6及び回転中心軸 9間の相対的な 位置関係即ち計測系のジオメ トリを説明する図を示し， 以下， 第 3図に基づいて， 計測系のジオメ トリについて説明する。 但し， 以下の説明では， 計測系の構成要 素を抽象化し， 二次元検出器 6の位置に仮想的な平面を置き， これを投影面 1 5 と記す。 X線焦点 1 4の回転軌道の載っている平面がミッドプレーン 1 6であり， 回転中心軸 9が投影面 1 5上に投影されて作る直線が回転中心軸投影 1 7である。 ミッドプレーンが投影面 1 5上に投影されてつくる直線， 即ち， ミツドブレ一ン 1 6と投影面 1 5の交線がミッドプレーン投影 1 8である。
計測系のジオメ トリは， X線焦点 1 4と投影面 1 5との距離 S I D, X線焦点 1 4と回転中心軸 9との距離 S O D， 投影面 1 5上の回転中心軸投影の位置 C P とミツドプレーン投影の位置 M Pとによって定義される。 また， 現実の計測では 離散的な計測を行うことになるので， 再構成演算を行うにあたっては， 投影面 1 5上のサンプリングピッチ D Pも必要となる。 前述するように， ジオメ トリを決 定するパラメータの中で， X線焦点 1 4と投影面 1 5との距離 S I D， 及び， X 線焦点 1 4と回転中心軸 9との距離 S O Dに関しては， 多少誤差を含んでいたと しても最終的に得られる再構成画像の画質を著しく低下させることはない。 よつ て， 装置の組み立て後に直接計測できる。 あるいは， 設計段階で指定した機械誤 差の範囲内で組み立てることによって， 距離 S I D， S O Dを決定できる。
—方， 回転中心軸投影の位置 C P， ミツドプレーン投影の位置 M P及びサンプ リングピッチ D Pに関しては， 距離 S I D， S O Dに比べて高い精度が要求され る。 例えば， 検出器 6の有効開口幅を 3 O c m, 解像度を 5 1 2 X 5 1 2画素 とすると， CP， MP, 0 は0. 1画素， 即ち， 0. 0 5 mm程度の精度が要 求される。 これは， 回転中心軸投影の位置 CP， ミツドプレーン投影の位置 MP 及びサンプリングピッチ D Pに微少な誤差があっても， 再構成画像に画質低下を もたらすためである。 計測系のジオメ トリの内で， 特に回転中心軸投影の位置 C Pは重要であり， 微少な誤差があっても再構成画像に著しい偽像を発生させる。 しかし， これらの値を直接計測することは困難である。 これは， 回転中心軸投影 の位置 CP, ミッドプレーン投影の位置 MP及びサンプリングピッチ DPの値が， 検出器 6の特性や， 装置の据え付け状態に依存しているためである。
次に， 第 4図に実施例 1のコーンビーム X線 CT装置による計測系のジオメ ト リの推定手順を説明するフローを示す。 以下， 第 4図に示すフローに基づいて， 実施例 1のコーンビーム X線 C T装置による計測系のジオメ トリの自動推定動作 を説明する。 但し， ミッドプレーン 1 6及びミッドプレーン投影 1 8について， 従来と同様となるので， 詳細な説明は省略する。
(工程 40 1) ：まず， ファントム 3 1を所定の位置に設置し， コーンビーム 計測を行い， 全周分の透過 X線画像 （計測画像データ） を収集する。
(工程 402) ：次に， 全周分の計測画像データに対し， 前処理手段 1 0がガ ンマ補正や画像歪み補正， 対数変換， 感度むら補正等必要な前処理を加え， 投影 像を生成する。 この時， 前処理を加えるのはミツドプレーン投影の位置上の投影 像を生成するのに必要な範囲内だけで良い。
(工程 403) ：初期値設定手段 25が， 回転中心軸投影の位置 C Pの初期値 CP 0を定める。 初期値 CP 0としては， 例えば， 検出器 6の開口幅の中心の座 標位置とする。
(工程 404) ：初期値 C P 0を利用して， ミツドブレーン再構成手段 26力 ミッドブレ一ン断層像あるいはミッドプレーン上の所定領域を再構成する。
(工程 405) ：評価対象領域設定手段 2 7力 S， 工程 404で求めたミツドプ レーン断層像上で最大値を示す画素位置を検出し， その位置を含むあるいはその 位置を中心とする所定の範囲内を評価対象領域と設定する。
(工程 406) ：評価対象領域の再構成， 評価関数の計算を繰り返し， 所定の 誤差 eの範囲内で最適化を行い， 回転中心軸投影の位置 CPを推定する。 但し， 最適化とは， 評価関数 E (CP) を最大にする回転中心軸投影の位置 CP， 即ち， 最適値 CP f を求めることである。 より詳しく説明すると最適化は次のように行 われる。
(工程 407) ：推定値 C P kを回転中心軸投影の位置としてミツドプレーン 上の評価対象領域を再構成し， ミッドプレーン断層像を得る。
(工程 408) ：工程 407で得たミッドプレーン断層像に対し， 評価関数 E k =E (C P k) を求める。
(工程 409) ： E0， E l， E 2, …， E kの系列から， 評価関数 E (C P) を最大にする回転中心軸投影の位置 CPを推定し， CP {k + 1 } とする。
(工程 41 0) ： eを予め設定した誤差として， （式 1) を満足する時， 推定 値 CP {k + 1 } を用いて， kを （k+ 1) として， 工程 407から繰り返す。 I CP k— CP {k + 1 } I > e ·■· (式 1) 一方， （式 2) を満足する時， 次の工程 41 1へ進む。
I C P k -C P {k + 1 } I≤ e ··· (式 2)
(工程 41 1) ： CP { k + 1 } を最適値 C P f として出力する。
以上が， 本発明の典型的な実施例である実施例 1のコーンビーム X線 CT装置 を利用した回転中心軸投影の位置 C Pの自動推定の処理の流れである。
実施例 1のコーンビーム X線 CT装置では， 工程 401〜工程 41 1で示す推 定処理によって推定した回転中心軸投影の位置 CPの最適値 CP ίを用いて， 再 構成演算部 1 1で再構成演算を行う。 実施例 1の X線 CT装置に於ける， ファン トム 31の透過 X線画像を用いる回転中心軸投影の推定手順は， 以下のようにな る。
透過 X線画像である計測画像データを収集する工程 （工程 401) と， 計測画 像データに前処理補正を行う工程 （工程 402) と， 初期値設定手段 25が， 回 転中心軸投影の位置 CPの初期値 CP 0を定める工程 （工程 403) と， 初期値 設定手段 25によって予め設定された回転中心軸位置に基づいて， ミッドプレー ン再構成手段 26が計測画像データから被写体のミツドプレーン断層像を再構成 する工程 （工程 404) と， ミツドプレーン断層像のコントラストが大きくなる 位置を透過 X線画像上に投影される撮影系の回転中心軸位置 （即ち， スキャナの 回転中心軸位置） に指定する工程と， 評価対象領域設定手段 2 7が最大値画素位 置を含むあるいは最大値画素位置を中心とする範囲内を評価対象領域と設定する 工程 （工程 4 0 5 ) と， 評価対象領域の再構成， 評価関数の計算を繰り返し， 所 定の誤差 eの範囲内で最適化を行い， 回転中心軸投影の位置 C Pを推定する工程 (工程 4 0 6 ) と， 推定された回転中心軸投影の位置 C Pを用いて再構成した再 構成像から X線断層像又は/及び X線 3次元像を生成する工程と， 生成された X 線断層像又は 及び X線 3次元像を表示する工程とからなる。
また， 実施例 1のコーンビーム X線 C T装置の計測部 1では， 被写体 7が図示 しない寝台に固定され， X線源 5と検出器 6が搭載されたスキャナ 4がその周り を回転する構成を取っていたが， これ以外の構成を持った計測部 1であっても良 レ、。 例えば， X線源 5と二次元検出器 6と力 図示しない支持アーム等によって 固定されており， 計測時には被写体 7が回転するような構成の計測部 1を有する コーンビーム X線 C T装置が考えられる。 この場合， 計測系のジオメ トリを容易 に変更することが可能になるため， 本発明による回転中心軸投影の位置の自動推 定はより効果的である。
(回転中心軸投影の位置 C Pの推定演算）
次に， 実施例 1のコーンビーム X線 C T装置に用いる回転中心軸投影の位置 C Pの推定演算について説明する。 まず， はじめに， 本願発明によって実現される 回転中心軸位置 C Pの自動推定の基本原理を説明する。 一般に， 回転中心軸投影 の位置 C Pがずれた状態で再構成演算を行うと， 得られる再構成画像には円弧上 の偽像が生じ， またコントラストが低下することが知られている。 即ち， 正しい 回転中心軸投影の位置 C P pを用いて再構成演算を行った場合には， 再構成画像 のコントラストは最大になる。
従って， 本願発明では， 再構成画像のコントラス トが最大となる回転中心軸投 影の位置 C Pを求めることによって， 正しい回転中心軸投影の位置 C P pを計算 する。 具体的には， 回転中心軸位置 C Pを変数とし， 回転中心軸位置 C Pを用い て所定の関心領域内の再構成断層像を再構成する。 再構成断層像のコントラスト を評価する評価関数 E ( C P ) を考えると， C Pを変数とした時， 評価関数 E (CP) を最大にする CPが正しい回転中心軸位置 CP pとなる。
所定の関数を最大 （あるいは場合によっては最小） にする変数を求める方法は， 数値計算の分野で 「最適化」 と称され， 周知である。 従って， 回転中心軸投影の 位置 CPの自動推定とは， 評価関数 E (CP) の最適化の問題に帰着する。 伹し， 一般的には， 有限の演算によって誤差のまったくない最適化を行うことができな いということが知られている。 一方， X線撮影では， 最適化のもととなる計測画 像データ自体に誤差が含まれていることから， 本願発明では， 予め設定された所 定の誤差 eの範囲内で最適値 CP f CP pを求める。
以上の定式化を行うと， 次に問題となるのは最適化の方法と評価関数 E (C P) の計算方法とである。 最適化の方法としては， 数値計算の分野で既に様々な 方法が提案されている。 従って， 以下の説明では， 周知の最適化方法及び評価関 数を本願発明に適用させる方法について説明する。
最も単純な最適化方法は， 回転中心軸投影の位置 C Pを初期値 C P 0から微少 量の変化量 d CPずつ変化させながら順次再構成演算を行い， 得られた再構成画 像に対する評価関数 E (CP) を計算し， その値が最大となる回転中心軸投影の 位置 CPを最適値 CP f とする方法である。
即ち， 任意の回転中心軸投影の位置を CP i とし， その評価関数を E i とする と， 任意の回転中心軸投影の位置を C P iは， i ==0， 1， ·'·ηとして， （式 3) となる。
CP i =CPO+ i XdCP … （式 3) 従って， 各 i =0， 1, ·'·ηに対する評価関数 E i =E (CP i ) を求め， E iが最大となる CP iを求めることによって， 回転中心軸投影の位置の最適値 C P f となる。 この場合， 変化量 d CPより高い精度で回転中心軸投影の位置 CP を推定することができない。 そこで， 一旦， 上記の手順で変化量 d CPに対する 回転中心軸投影の位置の最適値 CP f を推定する。 次に， あらたに回転中心軸投 影の位置 CPの変化量を （式 4) とし， 初期値を （式 5) とする。
d C P' = d C P/n ··· (式 4)
C P 0 ' =CP i -d CP' X n/2 ··· (式 5) この後に， 前述の過程と同様にして， 回転中心軸投影の位置 CPを初期値 CP 0， 力 ら微少量の変化量 dCP， ずつ変化させていき （ （式 6) ) ， 評価関数 E (CP i ' ) が最大になる回転中心軸投影の位置 CP i， を求め， 得られた回転 中心軸投影の位置 CP i ' を新しい最適値 CP f ' とする。
CP i， =CP0， + i X d CP， ··· (式 6) 回転中心軸投影の位置 C Pの微少変化量が所望の誤差内に収まる程度まで同様 の処理を繰り返すことによって， 所望の精度の回転中心軸投影の位置の最適値 C P f を求めることができる。 伹し， 一般的には， 再構成演算は計算コストが高く， 即ち， 演算に相当の時間を要することとなるので， 再構成演算を行う回数は少な い方が良い。 従って， 実験等によって， 再構成演算を行う回数の最適を見つける 必要がある。
(評価関数）
次に評価関数 E (CP) の計算方法について説明する。 前述のように回転中心 軸投影の位置 CPがずれている場合， 再構成画像には円弧上の偽像が発生し， コ ントラストが低下するという影響が現れる。 この性質を利用して， 回転中心軸投 影の位置 CPが正しい値になった時に最大値 （あるいは最小値） をとるような評 価関数 E (CP) を設定できる。 実用的には単に評価関数 E (CP) を設定する だけでなく， 評価関数 E (CP) の計算が容易になるように， 撮影条件， 撮影対 象， 及び再構成する関心領域を適切に整えることによって， 計測系のジオメ トリ の推定に要する時間を短縮することが可能となる。 但し， 以下の説明では， 再構 成し， 評価を行う対象となる関心領域を， 特に， 「評価対象領域」 と記す。 また， 本願発明では， 特定の回転中心軸投影の位置 CPに対して， 再構成によって得ら れる評価対象領域中の最大値を評価関数 E (CP) とする。
一般にコントラストが高い再構成画像では， 再構成画像中の最大値がより大き くなる。 従って， 評価対象領域の最大値を評価関数 E (CP) とすれば， それは コントラストの高低を反映した値を示すこととなる。 但し， 本願発明の請求する 範囲内に於いては， 評価対象領域の標準偏差， 平均値， 最小値， それらに基づい て計算される値， あるいは最適値 CP f に於いて， 最大値あるいは最小値を持つ いかなる関数を評価関数 E (CP) として良いことはいうまでもない。 また， 画 像認識による偽像の検出等を行い， この検出結果に基づいて， 評価関数 E (C P) を求めても良いことはいうまでもない。
評価関数 E (CP) 即ち再構成画像のコントラス トを計算するためには， 再構 成演算の可能な全領域を再構成する必要はなく， 後述する条件を満たす特定の領 域のみを再構成するだけで十分である。 従って， 本願発明では再構成演算の可能 な全領域を評価対象領域とせず， ミツドプレーン断面のみを評価対象領域とする。 評価関数 E (CP) 即ち再構成画像のコントラストを計算するためには， 再構成 演算の可能な全領域を再構成する必要はなく， 特定の領域のみを再構成するだけ で十分である。 この時， ミツドプレーン断面のみの再構成演算で済ませば， F e 1 d k a mpによるコーンビーム再構成演算の性質上， 再構成演算に要する 演算量が最小限で済む。 また， 必要な投影像も， ミツドプレーン投影上の投影像 だけで済むため， ガンマ補正や画像歪み補正， 対数変換， 感度むら補正等必要な 前処理も最小限で済むこととなるので， 計測系のジオメ トリの推定に要する時間 を大きく低減させることが可能となり， その結果， 診断効率を向上させることが 可能となる。
(回転中心軸投影の位置 C Pの他の推定演算）
より効率よく最適な回転中心軸投影の位置 CPを求める最適化方法として， 周 知の 「B r e n tの方法」 と称される演算法を使用できる。 「B r e n tの方 法」 は， 「黄金分割法」 と称される演算法と， 「放物線補間法」 と称される演算 法とを組み合わせたもので， 少ない演算量で最適値， 即ち， 評価関数 E (CP) を最大にする CPを求めることができる最適化法である。 黄金分割法は， 最適値 の存在が推定される範囲を順次確実に絞り込んでいく方法である。 一方， 放物線 補間法は， 与えられた 3点に放物線を当てはめ， その放物線の頂点を求め， 得ら れた頂点と与えられた 3点との内の 2点を用いて， 更に放物線を当てはめるとい う作業を繰り返しおこない， 高速に最適値を求める方法である。 放物線補間法は， 黄金分割法よりすみやかに最適値を探し出すことができる力 条件によっては適 用できないことがある。
B r e n tの方法は両者を組み合わせた実用的な方法である。 B r e n tの方 法に関する詳細は， 例えば， W i l l i a m H. P r e s s e t a 1. Num e r i c a l R e c i p e s i n C，，， C a mb r i d g e Un i v e r s i t y P r e s s, S e c o n d E d i t i o n, p p 40 2-405 (1 992) (日本語訳 「ニューメリカルレシピ 'イン 'シー」 技術 評論社， p p 289— 292 (1 993) ) 等を参照されたい。 もちろん， 最適 値 CP f を求めるために， 前述した以外の最適化法を利用できることは言うまで もない。
(三次元 X線吸収係数分布像の再構成手順）
次に， 以上のようにして推定された回転中心軸投影の位置 CPを利用して， X 線吸収係数分布像即ち再構成像を得る手順を説明する。 まず， この段階で必要な 前処理， 即ち， 計測画像データに対するガンマ補正， 画像歪み補正， 対数変換及 び感度むら補正は行われ， 全ての投影像が得られるものとする。 この全投影像を もとに再構成演算を行い， 再構成象を得る。 この再構成演算処理としては， 文献
1に記載の F e 1 d k ampによるコーンビーム再構成演算方が知られている。 以下， 第 3図に示す計測系のジオメ トリを元に説明する。 文献 1に記載の再構 成演算に於いては， 投影角 aと投影面上の座標 （u， v) ， 及ぴ再構成空間中の 座標 (x, y， z) に基づいて演算を行うが， これら座標と実際に計測された計 測画像データから求めた投影像との対応関係が明かでなければならなレ、。 何故な ら， 実際に求まる上記投影像は離散的にサンプリングされたデータだからである。 理想的な投影像を投影角 a， 投影面上の位置 u， Vを用いて P (a, u, v) と表す。 一方， 実際に得られた投影像を P r { i， j , k} とする。 後者の投影 像は， 離散的にサンプリングされているので， インデックスお j， kは， それ ぞれ i =0， 1， '··Ν— 1， j = 0, 1, ·'·Μ- 1， k = 0, 1， …し一 1とレヽ う整数値をとる。 また， Nは投影数， M， Nはそれぞれ u， V方向の解像度を意 味する。 この投影像は， 実際には， インデックス i， j， kで指定されるメモリ 上の特定位置に保存されるデータに対応している。 この時， P (a， u， V ) と P r { i , j , k) との間には， 下記の （式 7) の関係が成立する。 但し， （式 7) に於ける関数 I n t (x) は， xの小数点以下を切り捨てる関数である。 P (a， u, v) =P r { I n t (a/d A) , I n t ( (u+CP) / d U) , I n t ( (v+MP) /d V) } ··· (式 7) この （式 7) により， 再構成演算に用いる座標と， 実際の計測画像データから 得られた離散的サンプリングされた投影像との対応関係がついた。 再構成演算は， (式 7 ) に基づいて離散的サンプリングされた投影像を利用すれば良い。 もちろ ん， 投影像からの再構成演算方は， 文献 1に記載の F e 1 d k a m pの再構成演 算方のみに限定されることはない。 しかし， どのような再構成演算方を用いるに せよ， 計測系のジオメ トリは演算の根幹であり， （式 7 ) によって実際の計測画 像データから得られた投影像と， 再構成演算に於ける座標との対応関係がつくこ とに変わりはない。
以上説明したように， 実施例 1のコーンビーム X線 C T装置では， 投影面 1 5 に投影された回転中心軸投影 1 7の位置がずれた状態で再構成演算を行うと， 得 られる再構成画像には円弧上の偽像が生じるために， コントラストが低下すると いうことを利用する。 即ち， 初期値設定手段 2 5によって設定された値を回転中 心軸投影の位置の初期値として， まず， ミツドプレーン再構成手段 2 6が再構成 像の再構成を行い， 評価関数演算手段 2 8が再構成像のコントラストに対応する 評価関数 E ( C P O ) を計算する。 次に， 最適化手段 2 9が回転中心軸投影の位 置の初期値を更新し， ミツドプレーン再構成手段 2 6が更新された回転中心軸投 影の位置に基づいた再構成像の再構成を行い， 評価関数演算手段 2 8が更新され た回転中心軸投影の位置での再構成像のコントラストに対応する評価関数 E ( C P 1 ) を計算し， 最適化手段が評価関数 E ( C P O ) と E ( C P 1 ) との比較を 行うという動作を繰り返すことによって， コントラストが最大となる回転中心軸 投影 1 7の位置を計算することによって， 正しい回転中心軸投影の位置 C P pを 求めることができる。 その結果， 再構成像のコントラストという操作者の感覚に 依存しない値を用いて計測系のジオメ トリを定義するパラメータである回転中心 軸投影 1 7を操作者の感覚に依存せず自動的に推定できる。 従って， 計測系のジ オメ トリの推定に要する時間， 即ち， X線 C T装置の調整に要する時間を短縮す ることが可能となり， 診断効率を向上できる。 また， 操作者の感覚に依存せずに 計測系のジオメ トリを定義するパラメータ自動的に推定できるので， 再構成像の 高画質化に大きく寄与する回転中心軸投影の位置を高精度に求めることができる。 (実施例 2 )
第 5図は本発明の実施例 2のコーンビーム X線 C T装置に於ける計測系のジォ メ トリの推定に用いるファントムの概略構成を説明する図である。 第 2図に示す ファントム 3 1を用いた実施例 1では， ミッドプレーン投影の位置の推定のため の撮影と， 回転中心軸投影の位置の推定のための撮影とを別々に行わなければな らかった。 これに対して， 実施例 2は， ミツドプレーン投影の位置の推定のため の撮影と， 回転中心軸投影の位置の推定のための撮影とを 1回で済ませるための ファントムに関する。
第 5図に於いて， 2 0は支持材， 2 1は小球状高吸収材， 3 2はィンサート， 3 1はファントムの本体を示す。 第 5図に示すように， 実施例 2のファントム 3 1は， X線の吸収の低い支持材 2 0の中に X線の吸収の高い物質からなるインサ ート 3 2が埋め込まれた第 2図に示すファントム （以下， 「第 1のファントム」 と記す） と， X線の吸収の低い支持材 2 0の中に， この支持材 2 0の軸方向に X 線の吸収の高い物質からなる直径が 1 mm〜 2 mm程度の小球状高吸収材 2 1を 2 c m程度の間隔で埋め込んだ第 7図に示すファントム （以下， 「第 2のファン トム」 と記す） とを第 2の支持材 2 2で固定したものである。 但し， 第 5図に示 すファントム 3 1も本発明の請求するところである。
支持材 2 0は， X線吸収係数の小さい， 例えば， アクリル樹脂， 塩化ビニル， ポリカーボネート等のプラスチック材料 .高分子樹脂， あるいは， 木材に代表さ れる X線を透過すると共に， 機械的破壊に対する強度が強い材料で棒状に形成さ れる。 小球状高吸収材 2 1は， X線吸収係数の大きい， 例えば， タングステン， 白金， あるいは， 鉄一ニッケル一クロム合金等で形成される。 小球状高吸収材 2 1の個数は， 例えば， 2個以上必要である。 また， 小球状高吸収材 2 1の位置は， 支持材 2 0の軸方向であれば任意であるが， 少なくともィンサ一ト 3 2がミツド プレーン 1 6を横切るようにファントム 3 1を設置した時に， 少なくとも 2個の 小球状高吸収材 2 1がミッドプレーン 1 6を挟むように配置されるように， 小球 状高吸収材 2 1を配置することによって， 全周方向からの 1回の透過 X線画像の 撮影で計測系のジオメ トリの推定を行うことが可能となる。 インサート 3 2は， タングステン， 白金， あるいは， 鉄一ニッケル一クロム合金等の X線吸収係数の 大きな材料から構成される所定の長さを持った柱状体であり， 針金状あるいは棒 状に形成される。 第 2の支持材 2 2は， 支持材 2 0と同様に， X線吸収係数の小 さい， 例えば， アクリル樹脂， 塩化ビニル， ポリカーボネート等のプラスチック 材料 ·高分子樹脂， あるいは， 木材に代表される X線を透過すると共に， 機械的 破壊に対する強度が強い材料で棒状に形成される。 実施例 2に於けるコーンビー ム X線 C T装置に於いては， 前述する第 2のファントムを用いることにより， ミ ッドプレーン投影の位置 M Pの推定と， 回転中心軸投影の位置 C Pの推定とを連 続して， 1回の撮影による計測データから行うことができる。 ミツドブレーン投 影の位置 M Pの推定は， 従来法に示した通りである。
以上説明したように， 実施例 2のコーンビーム X線装置では， 第 5図に示すフ アントム 3 1を用いた全周方向からの透過 X線画像を撮影することによって， 1 回の同一のファントムの撮影による計測データからミツドプレーン投影の位置 M Pの推定に続けて， 回転中心軸投影の位置 C Pの推定を実行できるという効果が ある。
実施例 1， 2の X線 C T装置に於いて， 前処理手段 1 0によって処理を加えら れた一部の投影像をジオメ トリ推定処理の間， 保管しておく記憶手段 （一時保持 手段） として， ミツドプレーン投影記憶手段 3 0を有していても良い。 ジオメ ト リ推定に必要な投影像はミツドプレーン投影 1 8にあたる部分だけで良いので， 投影像全体を記憶しておく記憶手段とは別に高速なデータ読み出しが可能な記憶 手段として， 例えば， 周知の半導体記憶装置を用いた記憶手段をミツドプレーン 投影記憶手段 3 0として用意することによって， ミッドプレーン再構成を高速に 実行できる。 その結果， 計測系のジオメ トリの推定に要する時間を更に低減でき る。
二次元検出器 6としては， X線イメージ 'インテンシファイア一 T Vカメラ系， あるいはフォトダイォードと T F Tスィツチ等とを二次元的に配置した二次元 X 線検出器を使用する。 また， 本願発明は， 被写体として人体を撮影対象とする医 療用の X線 C T装置に適用して特にその効果を得ることができる。 この場合には， 得られる X線断層像又は 及び三次元 X線像を高画質化できるので， 早期癌等の 比較的小さい腫瘍等の発見も容易となり， 診断効率のみならず診断精度も向上さ せることが可能となる。 但し， 荷物に代表されるように， 人体以外を被写体とし た場合にも， 本願発明を適用可能なことはいうまでもない。 以上， 本発明は， 発明の実施例に限定されるものではなく， その要旨を逸脱し ない範囲に於いて種々変更可能であることは勿論である。
図の説明に使用している参照番号は以下の意味である。
1…計測部， 2…データ処理部， 3…全体制御部， 4…スキャナ （回転円板） ， 5— 線源， 6…二次元検出器， 7…被検体， 8… 線ビーム， 9…回転中心軸， 10…前処理手段， 1 1…再構成演算手段， 1 2…画像化手段， 13…画像表示 手段， 14—X線焦点， 1 5…投影面， 1 6…ミツドプレーン， 1 7…回転中心 軸投影， 1 8…ミツドプレーン投影， 1 9···ジオメ トリ推定ファントム， 20··· 支持体， 21…小球状高吸収材， 22…第 2の支持材， 23…楕円状の軌跡， 2 4…ジオメトリ推定部， 25…初期値設定手段， 26…ミツドプレーン再構成演 算手段， 27…評価対象領域設定手段， 28…評価関数演算手段， 29…最適化 手段， 30…ミツドプレーン投影記憶手段， 3 1…ファントム， 32…インサ一 ト， 34…加算された画像。

Claims

請 求 の 範 囲
1. 被写体 （7， 31) に照射する放射状の X線を発生する X線源 （5) と前 記 X線源に対向配置され前記被写体を透過した透過 X線画像を撮影する撮影手段 (6) とを具備する撮影系を搭載するスキャナ （4) と， 前記スキャナを前記被 写体の周囲に回転させる回転手段と， 前記透過 X線画像から前記被写体の三次元 X線吸収係数分布像を再構成する再構成手段 （1 1) と， 前記スキャナの回転中 心軸を前記撮影手段を構成する二次元検出器の検出面に投影した位置である回転 中心軸投影位置を設定する設定手段 （24) とを具備し， 前記設定手段が設定し た前記回転中心軸投影位置を用いて再構成した X線吸収係数分布像のコントラス 卜に基づいて， 前記回転中心軸投影位置を推定し， 推定された前記回転中心軸投 影位置で， 前記再構成手段により再構成された前記三次元 X線吸収係数分布像か ら前記被写体の X線断層像又は Z及び 3次元の X線像を生成し， 前記被写体の X 線断層像又は Z及び 3次元の X線像を表示す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装置に於いて， 前記透過 X線画像は， ファントム (3 1) を前記スキャナの回転中心軸近傍に設置して撮影した画像であり， 前記 ファントムは， 前記スキャナの回転中心軸方向とほぼ同じ方向に軸方向をもつ柱 状体 （32) と， 柱状形に形成された前記柱状体を保持する支持部材 （20) と からなり， 前記柱状体の X線吸収係数が前記支持部材の X線吸収係数より大きい ことを特徴とする X線 CT装置。
3. 被写体 （7， 31) に照射する放射状の X線を発生する X線源 （5) と前 記 X線源に対向配置され前記被写体を透過した透過 X線画像を撮影する撮影手段 (6) とを具備する撮影系を搭載するスキャナ （4) と， 前記スキャナを前記被 写体の周囲に回転させる回転手段と， 前記透過 X線画像から前記被写体の三次元 X線吸収係数分布像を再構成する再構成手段 （1 1) と， 前記撮影手段を構成す る二次元検出器の検出面に投影される前記スキャナの回転中心軸の位置である回 転中心軸投影位置を変化させて再構成した X線吸収係数分布像に基づいて， 前記 回転中心軸投影位置を推定する推定手段 （24) と有することを特徴とする X線 CT装置。
4. 請求項 3記載の X線 CT装置に於いて， 前記推定手段は， 前記回転中心軸 投影位置の初期値を設定する初期値設定手段 （25) と， 前記初期値設定手段に 設定された前記回転中心軸投影位置に基づいて， 前記 X線吸収係数分布像の一部 を再構成する部分再構成手段 （26) と， 前記部分再構成手段により再構成され た前記 X線吸収係数分布像のコントラストを評価して評価関数の値を求める評価 関数演算手段 （28) と， 前記回転中心軸投影位置を変化させて得られた前記評 価関数の値に基づいて， 前記回転中心軸投影位置を推定する最適化手段 （29) とを有することを特徴とする X線 C T装置。
5. 請求項 4記載の X線 CT装置に於いて， 前記初期値設定手段は， 前記スキ ャナの回転接線方向となる， 前記撮影手段を構成する二次元検出器の開口幅の中 心位置を前記初期値として設定することを特徴とする X線 CT装置。
6. 請求項 4記載の X線 CT装置に於いて， 前記部分再構成手段は， 前記透過 X線画像から前記 X線源の回転軌道面上の前記 X線吸収係数分布像を再構成する ことを特徴とする X線 CT装置。
7. 請求項 4記載の X線 CT装置に於いて， 前記評価関数は， 前記 X線吸収係 数分布像の所定の領域内での c T値の最大値であり， 前記評価関数が最大となる 前記回転中心軸投影位置で再構成した前記三次元 X線吸収係数分布像から前記被 写体の X線断層像又は/及び 3次元の X線像を生成する画像化手段 （1 2) と， 前記被写体の X線断層像又は 及び 3次元の X線像を表示する表示手段 （1 3) とを有することを特徴とする X線 CT装置。
8. 請求項 4記載の X線 CT装置に於いて， 前記評価関数は， 前記 X線吸収係 数分布像の所定の領域内での CT値の最大値と最小値の差であり， 前記評価関数 が最大となる前記回転中心軸投影位置で再構成した前記三次元 X線吸収係数分布 像から前記被写体の X線断層像又は Z及び 3次元の X線像を生成する画像化手段 (1 2) と， 前記被写体の X線断層像又は/及び 3次元の X線像を表示する表示 手段 （1 3) とを有することを特徴とする X線 CT装置。
9. 請求項 4記載の X線 CT装置に於いて， 前記部分再構成手段により再構成 された前記 X線吸収係数分布像に於ける C T値が最大又は極大となる画素位置を 特定する評価対象領域設定手段 （27) を有し， 前記最適化手段は， 前記画素位 置を含む領域から前記回転中心軸投影位置を推定することを特徴とする X線 CT
10. 請求項 4記載の X線 CT装置に於いて， 前記 X線源の回転軌道面上の前 記透過 X線画像に対して， 前処理を行なう前処理手段 （10) と， 前記前処理手 段により前処理された前記透過 X線画像を， 前記回転中心軸投影位置の推定期間 中保持する一時保持手段とを有することを特徴とする X線 C T装置。
1 1. 請求項 1から請求項 10の何れかに記載の X線 CT装置に使用されるフ アントムであり， 前記スキャナの回転中心軸方向とほぼ同じ方向に軸方向をもつ 柱状体と， 柱状形に形成された前記柱状体を保持する支持部材とからなり， 前記 柱状体の X線吸収係数が前記支持部材の X線吸収係数より大きいことを特徴とす るファントム。
1 2. 被写体 （7， 3 1) に照射する放射状の X線を発生する X線源 （5) と 前記 X線源に対向配置される撮影手段 （6) とを具備する撮影系を搭載するスキ ャナ （4) により， 前記被写体を透過した透過 X線画像を収集する工程と， 前記 スキャナの回転中心軸を前記撮影手段を構成する二次元検出器の検出面に投影し た位置である回転中心軸投影位置を予め設定する工程 （403) と， 前記回転中 心軸投影位置に基づいて， 前記透過 X線画像から前記被写体の X線吸収係数分布 像を再構成する工程 （404) と， 前記 X線吸収係数分布像のコントラストが最 大又は極大となる前記回転中心軸投影位置を， 前記透過 X線画像上の前記回転中 心軸投影位置に指定する工程 （406) と， 前記指定された前記回転中心軸投影 位置に基づいて， 前記透過 X線画像から前記被写体の三次元 X線吸収係数分布像 を再構成する工程と， 前記三次元 X線吸収係数分布像から前記被写体の X線断層 像又は Z及び 3次元の X線像を生成する工程と， 前記被写体の X線断層像又は Z 及ぴ 3次元の X線像を表示する工程とを有すること特徴とする X線撮影方法。
13. 被写体 （7， 3 1) に照射する放射状の X線を発生する X線源 （5) と 前記 X線源に対向配置される撮影手段 （6) とを具備する撮影系を搭載するスキ ャナ （4) により， 前記被写体を透過した透過 X線画像を収集する工程と， 前記 スキャナの回転中心軸を前記撮影手段を構成する二次元検出器の検出面に投影し た位置である回転中心軸投影位置を予め設定する工程 （403) と， 前記回転中 心軸投影位置に基づいて， 前記透過 X線画像から前記被写体の X線吸収係数分布 像を再構成する工程 （4 0 4 ) と， 前記 X線吸収係数分布像から前記回転中心軸 投影位置を推定する工程 （4 0 6 ) と， 前記推定された前記回転中心軸投影位置 に基づいて， 前記透過 X線画像から前記被写体の三次元 X線吸収係数分布像を再 構成する工程と， 前記三次元 X線吸収係数分布像から前記被写体の X線断層像又 はノ及び 3次元の X線像を生成する工程と， 前記被写体の X線断層像又は 及び 3次元の X線像を表示する工程とを有すること特徴とする X線撮影方法。
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