JP5588697B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明はＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関して，測定した測定投影データとＸ線吸収率分布画像を順投影処理した計算投影データが等しくなるように，前記Ｘ線吸収率分布画像を逐次的に修正する技術である。

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線吸収率を算出し，被写体の断層像（以下，ＣＴ画像とする）を得る画像診断装置の一つである。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。しかし，医師の診断に必要な高い画質の画像を取得するためには，一定量の被曝を伴う。一方，低被曝化を実現するために照射する線量を低くするほど，信号に対するノイズの比率が増加し，誤診断の原因になるライン状のアーチファクトや粒状性のノイズが多く発生する。従って，もし低線量撮影時にアーチファクトやノイズを低減できれば，良質な診断と低被曝化を実現できる。この問題を解決するため，特許文献１の技術では，測定投影データと計算投影データが等しくなるように，ＣＴ画像を逐次的に修正する逐次近似再構成手法が提案されている。

特開２００６−２５８６８

Ｋｅｅｓｉｎｇ，Ｄａｎｉｅｌ Ｂ．，ｅｔ ａｌ．，"Ｍｉｓｓｉｎｇ ｄａｔａ ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｆｏｒ ｆｕｌｌｙ ３Ｄ ｓｐｉｒａｌ ＣＴ ｉｍａｇｅ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ"，Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ ＳＰＩＥ，Ｖｏｌｕｍｅ ６５１０，ｐｐ．６５１０５Ｖ（２００７）．

非特許文献１に記述された通り，Ｘ線ＣＴ装置の画像再構成において，回転計測における一部の角度のＸ線しか計測されない不完全な計測領域では，再構成に必要な条件を満足できないため，画像の定量性が低下する課題がある。このまま前記画像を逐次近似再構成手法の初期値（以下，初期画像とする）として用いると，定量性の低下した画素を含めて投影データの計算および画像の修正を行う為，画質低下の可能性がある。

この課題を解決するため，通常の撮影（以下，本撮影とする）の前または後において，本撮影時に不完全な計測領域へはみ出す領域を完全な計測領域へ移動し撮影する。この撮影をはみ出し補正用撮影とする。このとき，不完全な計測領域にはみ出す対象として，被写体，テーブル，ファントム固定具，カテーテル等が考えられる。次に，はみ出し補正用撮影で取得したＣＴ画像を用いて，本撮影時のＣＴ画像における不完全な計測領域または一部の完全な計測領域を置換することにより，初期画像の定量性を向上させる。この画像を逐次近似再構成手法に用いることにより，定量性の低下を伴わず，計算投影データの計算および画像の修正を行うことができる。そのため高画質なＣＴ画像を取得できる。

具体的には、以下のようなＸ線ＣＴ装置を提供する。

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線発生部と前記Ｘ線検出部を回転させて計測した前記Ｘ線検出部の検出信号から投影データを生成する投影データ計測部と，前記回転計測において，一周分の回転角度のＸ線が計測される完全な計測領域または一部の角度のＸ線が計測される不完全な計測領域に関して，前記投影データからＸ線吸収率の分布である第１ＣＴ画像を計算する画像計算部とを有する。

ここで，前記画像計算部では，被写体の撮影前または後に計測した第２ＣＴ画像を利用して，前記不完全な計測領域または一部の前記完全な計測領域に位置する前記第１ＣＴ画像を補正する機能と，前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を結ぶ経路上における前記補正した第１ＣＴ画像の積分値として投影データを計算する機能と，前記投影データの計算値が計測値と等しくなるように，前記補正した第１ＣＴ画像を逐次的に修正する機能を有する。このように，完全な計測領域に位置する前記第２ＣＴ画像を用いて，不完全な計測領域に位置する前記第１ＣＴ画像を補正することにより，画像の定量性を低下させることなく前記第１ＣＴ画像を逐次的に修正できる。

本発明の第２の態様のＸ線ＣＴ装置において，前記画像計算部は，前記補正した第１ＣＴ画像における一部の領域を計算から除外する機能と，前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を結ぶ経路上における前記除外処理した第１ＣＴ画像の積分値として第１投影データを計算する機能と，前記第１投影データ計算値を計測値から差分して投影データ差分値を作成する機能と，前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を結ぶ経路上における前記一部領域の第１ＣＴ画像の積分値として第２投影データを計算する機能と，前記第２投影データの計算値が前記投影データ差分値と等しくなるように，前記補正した一部領域の第１ＣＴ画像を逐次的に修正する機能を有する。このように，本発明の第２の態様のＸ線ＣＴ装置は，完全な計測領域に位置する前記第２ＣＴ画像を用いて，不完全な計測領域に位置する前記第１ＣＴ画像を補正することにより，画像の定量性を低下させることなく一部領域のＣＴ画像を逐次的に修正できる。

本発明の第３の態様のＸ線ＣＴ装置において，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線発生部と前記Ｘ線検出部を回転させて計測した前記Ｘ線検出部の検出信号から投影データを生成する投影データ計測部と，前記回転計測において，一周分の回転角度のＸ線が計測される完全な計測領域または一部の角度のＸ線が計測される不完全な計測領域に関して，前記投影データからＸ線吸収率の分布である第１ＣＴ画像を計算する画像計算部とを有する。

ここで，前記画像計算部では，前記第１ＣＴ画像の一部領域に被写体の撮影前または後に計測した第２ＣＴ画像の一部領域の位置を合わせる機能と，前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を結ぶ経路上における前記位置合わせ処理した第２ＣＴ画像の積分値として第１投影データを計算する機能と，前記第１投影データ計算値を計測値から差分して第１投影データ差分値を作成する機能と，前記第１投影データ差分値からＸ線吸収率の分布である第３ＣＴ画像を計算する機能と，前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を結ぶ経路上における前記第３ＣＴ画像の積分値として第２投影データを計算する機能と，前記第２投影データの計算値が前記第１投影データ差分値と等しくなるように，前記第３ＣＴ画像を逐次的に修正する機能を有する。このように，本発明の第３の態様のＸ線ＣＴ装置は，投影データ計測値から不完全な計測領域に位置する前記第２ＣＴ画像の投影データ計算値を差分することで，画像の定量性を低下させることなくＣＴ画像を逐次的に修正できる。

本発明の第４の態様のＸ線ＣＴ装置において，前記画像計算部は，前記第３ＣＴ画像における一部の領域を計算から除外する機能と，前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を結ぶ経路上における前記除外処理した第３ＣＴ画像の積分値として第３投影データを計算する機能と，前記第３投影データ計算値を前記第１投影データ差分値から差分して第２投影データ差分値を作成する機能と，前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を結ぶ経路上における前記一部領域の第３ＣＴ画像の積分値として第４投影データを計算する機能と，前記第４投影データの計算値が前記第２投影データ差分値と等しくなるように，前記第３ＣＴ画像を逐次的に修正する機能を有する。このように，本発明の第４の態様のＸ線ＣＴ装置は，投影データ計測値から不完全な計測領域に位置する前記第２ＣＴ画像の投影データ計算値を差分することで，画像の定量性を低下させることなく一部領域のＣＴ画像を逐次的に修正できる。

本発明の第５の態様のＸ線ＣＴ装置において，被写体を固定するテーブルと，被写体撮影時のテーブル位置を計測する位置計測部を有する。

ここで，前記画像計算部では，前記位置計測部で計測した位置情報を用いて，前記第１ＣＴ画像のテーブル位置に一致するように，前記第２ＣＴ画像から前記第１ＣＴ画像を補正する機能または前記第２ＣＴ画像の位置を合わせる機能を有する。このように，本発明の第５の態様のＸ線ＣＴ装置は，計測したテーブルの位置情報を用いることで，前記補正の誤差または位置合わせの誤差の小さいＣＴ画像を取得できる。

本発明の第６の態様のＸ線ＣＴ装置において，画像計算部では，前記位置計測部で計測した位置情報を用いて，被写体撮影時におけるテーブルの変形量を計算する機能と，前記第１ＣＴ画像のテーブル位置に一致するように，前記テーブルの変形量を利用して前記第２ＣＴ画像から前記第１ＣＴ画像を補正する機能または前記第２ＣＴ画像の位置を合わせる機能を有する。このように，本発明の第６の態様のＸ線ＣＴ装置は，被写体撮影時と同様なテーブルの変形量を前記第２ＣＴ画像に反映させることで，前記補正の誤差または位置合わせの誤差の小さいＣＴ画像を取得できる。

本発明の第７の態様のＸ線ＣＴ装置において，被写体に応じたテーブルの変形量を保存する変形量保存部を有する。

ここで，画像計算部では，撮影する被写体に応じて前記変形量保存部から変形量を読み出し，前記第１ＣＴ画像のテーブル位置に一致するように，前記テーブルの変形量を利用して前記第２ＣＴ画像から前記第１ＣＴ画像を補正する機能または前記第２ＣＴ画像の位置を合わせる機能を有する。このように，本発明の第７の態様のＸ線ＣＴ装置は，予め保存した変形量を用いて，前記補正の誤差または位置合わせの誤差の小さいＣＴ画像を所得できる。

本発明の第８の態様のＸ線ＣＴ装置において，前記第１ＣＴ画像におけるテーブル位置と前記第２ＣＴ画像におけるテーブル位置に関して，位置合わせの評価指標である類似度を計算する類似度計算部を有する。

ここで，画像計算部では，前記類似度計算部で計算した中から，高い類似度を示す前記第２ＣＴ画像のテーブル位置を算出し，算出したテーブル位置を利用して前記第２ＣＴ画像から前記第１ＣＴ画像を補正する機能または前記第２ＣＴ画像の位置を合わせる機能を有する。このように，本発明の第８の態様のＸ線ＣＴ装置は，前記第１ＣＴ画像と高い類似度をもつ前記第２ＣＴ画像のテーブル位置を用いて，前記補正の誤差または位置合わせの誤差の小さいＣＴ画像を修正できる。

本発明の第９の態様のＸ線ＣＴ装置において，画像計算部では，前記第２ＣＴ画像から第１ＣＴ画像を補正する機能または前記第２ＣＴ画像の位置を合わせる機能と，前記第１ＣＴ画像のテーブル位置に一致するように，剛体変換または非剛体変換を用いて前記第２ＣＴ画像を変形させる機能を有する。このように，本発明の第９の態様のＸ線ＣＴ装置は，前記第１ＣＴ画像のテーブル形状に近づくように前記第２ＣＴ画像のテーブルを変形させることで，前記補正の誤差または位置合わせの誤差の小さいＣＴ画像を取得できる。

本発明の第１０の態様のＸ線ＣＴ装置において，前記Ｘ線発生部より複数種類の異なるエネルギースペクトルを有するＸ線を発生させたとき，前記画像計算部より取得した複数種類の異なるエネルギースペクトルのＸ線吸収率分布を保存するＸ線吸収率保存部を有する。

ここで，画像計算部では，被写体撮影時のＸ線エネルギースペクトルに対応するＸ線吸収率を前記Ｘ線吸収率保存部から読み出し，前記第１ＣＴ画像または前記第２ＣＴ画像のＸ線吸収率を補正する機能と，前記第２ＣＴ画像から前記第１ＣＴ画像を補正する機能または前記第２ＣＴ画像の位置を合わせる機能を有する。このように，本発明の第１０の態様のＸ線ＣＴ装置は，予め保存したＸ線エネルギースペクトルに対応するＸ線吸収率を用いることで，前記補正の誤差または位置合わせの誤差の小さいＣＴ画像を取得できる。

本発明の第１１の態様のＸ線ＣＴ装置において，画像計算部は，前記第１ＣＴ画像の完全な計測領域に位置されるＸ線吸収率を用いて，前記第２ＣＴ画像の不完全な計測領域に位置されるＸ線吸収率を補正する機能を有する。このように，本発明の第１１の態様のＸ線ＣＴ装置は，前記第１ＣＴ画像のＸ線吸収率を前記第２ＣＴ画像に用いることで，前記補正の誤差または位置合わせの誤差の小さいＣＴ画像を取得できる。

本発明の第１２の態様のＸ線ＣＴ装置において，画像計算部は，前記類似度計算部で計算した類似度が閾値に達しない場合，前記補正または位置合わせ処理を適用できないことを表示する機能を有する。このように，本発明の第１２の態様のＸ線ＣＴ装置は，計算した類似度に基づいて補正または位置合わせ処理の可否を通知できる。

本発明はＸ線ＣＴ装置に関し，通常の撮影前または後に撮影した補正用のＣＴ画像を用いて，通常のＣＴ画像の不完全な計測領域または一部の完全な計測領域を補正する。これにより，補正したＣＴ画像を逐次近似再構成手法の初期画像に適用することで，画像の定量性を低下させることなくＣＴ画像を逐次的に修正できる。

本発明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。（実施例１） 本発明における撮影の流れを説明するための図。（実施例１） 本発明における撮影条件入力部の画面例を説明するための図。（実施例１） 本発明における再構成処理部の各機能を説明するための図。（実施例１） 本発明における逐次近似再構成手法の計算手順を説明するための図。（実施例１） 本発明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。（実施例１） 本発明におけるはみ出し補正を説明するための図。（実施例１） 本発明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。（実施例１） 本発明における再構成処理部の各機能を説明するための図。（実施例２） 本発明における局所投影データ作成機能の計算手順を説明するための図。（実施例２） 本発明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。（実施例２） 本発明における再構成処理部の各機能を説明するための図。（実施例３） 本発明におけるはみ出し補正機能および投影データ差分機能の計算手順を説明するための図。（実施例３） 本発明における再構成処理部の各機能を説明するための図。（実施例４） 本発明におけるテーブル変化量（ｘ−ｙ方向）の計測方法を説明するための図。（実施例５） 本発明におけるテーブル変化量（ｚ方向）の計測方法を説明するための図。（実施例５） 本発明におけるはみ出し補正機能の計算手順を説明するための図。（実施例６） 本発明における類似度計算をするための構造物を説明するための図。（実施例６） 本発明における位置合わせ処理を説明するための図。（実施例７） 本発明におけるアラート機能を説明するための図。（実施例８）

本実施例では，図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。図１では，実施例１の逐次近似再構成ソフトウェアを搭載したＸ線ＣＴ装置を実現するハードウェア構成について述べる。

図１の装置は，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遠隔地に設置した装置に構成してもよい。

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に信号として送信される。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する。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。

図２は，実施例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ための図である。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を用いて撮影の流れを説明する。図３は，図２に示した撮影条件入力部１３１のモニタ画面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，撮影領域，Ｘ線条件，その他の撮影条件を設定する。本画面は撮影領域を選択するための撮影領域選択リスト１４２と，本撮影において，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，同様にはみ出し補正用の撮影において，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。また本画面は，はみ出し補正用の撮影において，Ｘ線の照射領域を決定する項目１４５と，補正する対象を選択するための補正対象リスト１４６から構成される。

操作者は，撮影領域選択リスト１４２から撮影部位，または手動設定モードによる再構成画像の視野［ｍｍ］（以下，ＦＯＶとする）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。

本実施例における本撮影の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，同様にはみ出し補正用撮影のＸ線条件１４４では，管電圧値は１２０［ｋＶ］，管電流量３００［ｍＡｓ］である。このとき，例えばテーブル等に代表される補正対象が被曝の影響を伴わない場合，管電流量を高く設定しＳ／Ｎの良い条件で行うことが望まれる。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，はみ出し補正用撮影の照射領域１４５に関して，操作者は高画質モード，高速撮影モード，または手動設定モードの中から一つを選択する。例えば，高画質モードでは，補正対象リスト１４６から選択した撮影対象に対して，照射領域を狭めることで，公知であるＦｅｌｄｋａｍｐ法等の解析的再構成手法により生じるコーンビームアーチファクト等を抑制できる。一方，高速撮影モードでは，照射領域を広くすることで，はみ出し補正用撮影に要する撮影時間を短縮できる。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，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。また操作者は，はみ出し補正用撮影の補正対象リスト１４６から選択する。例えば被写体，テーブル，カテーテル等を選択する。このとき被写体に限らず，胸部等の部位や心臓等の組織を選択してもよい。

図３は，撮影領域，Ｘ線条件，その他の撮影条件の一例であり，本画面構成に限定することはない。また事前に撮影領域，Ｘ線条件，その他の撮影条件の設定を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，本撮影，はみ出し補正用撮影の順に行われる。

始めに，本撮影に関して，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，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，公知のオフセット補正や，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。オフセット補正とは，Ｘ線を発生せずに計測したＸ線の信号値を差分し，Ｘ線が検出されない時の信号値をゼロに較正する方法である。

次に，再構成処理部１３６は図４に示す機能を構成し，図５の処理フローを用いて説明する。前記補正処理部１３５で補正した測定投影データＲ（ｉ）に対して，解析的再構成機能１５１は，ステップ１６１において，公知であるＦｅｌｄｋａｍｐ法等の解析的再構成手法を用いて被写体のＸ線吸収率を表すＣＴ画像λ^ｋ＝０（ｊ）を計算する。ｉ，ｊはそれぞれ検出器番号，画素番号を示す。このとき公知である逐次近似再構成手法を用いて，ＣＴ画像λ^ｋ＝０（ｊ）を繰り返し修正してもよい。

次に本撮影後，はみ出し補正用撮影に関して，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。

まず，はみ出し補正機能１５２では，ステップ１６２において，本撮影で取得したＣＴ画像に基づいて，不完全な計測領域に位置される補正対象のはみ出し有無を判定する。図６（ａ）は，断層方向において，Ｘ線の計測領域を区別するための図である。図６（ａ）のＸ線管１，およびＸ線検出器２の対は，体軸方向ｚ１８１を軸として被写体を回転撮影する。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線が検出される領域を完全な計測領域１８２（図６では斜線表示），また一部回転角度のＸ線が検出されない領域を不完全な計測領域１８３（図６では点表示）として定義する。本実施例において，矢印１８４で示すテーブル５が不完全な計測領域にはみ出したことを意味する。図６（ｂ）は，体軸方向ｚ１８５を表しており，図６（ａ）と同様に計測領域を定義する。このとき，Ｘ線源１と比較して検出器２は体軸方向に厚みをもつ為，Ｘ線源１から３次元に広がるビーム（以下，コーンビームとする）を検出する。この影響により，Ｘ線源１の位置する中心スライス１８６から離れるほど，不完全な計測領域１８３は増加する。

ステップ１６２において，はみ出しの判定は，モニタ１２３による操作者の視覚的判断，公知であるレーザや位置センサによる計測手段，領域抽出等の画像処理技術を利用する。
例えば，レーザによる計測手段では，任意の回転角度を想定したＸ線管の位置にレーザを設置し，対向するＣＴ検出器両端の位置にレーザ検出器を設置する。次に，両端のレーザ検出器にレーザを照射し，レーザを検出可能な場合をはみ出し無し，検出不可能な場合をはみ出し有りとする。このとき回転角度は，例えばガントリー上部のＸ線管，かつ下部に検出器を想定した場合が考えられるが，他の角度または複数の角度の情報を取得してもよい。

例えば，画像処理技術を利用した手段では，本撮影で取得したＣＴ画像を利用する。ＣＴ画像の一部または全ての画素を走査し，画像端部において，撮影対象の有無を判定する。このとき，閾値処理を利用して，例えば画素値−９００[ＨＵ]以下を空気と判定しても構わない。他の方法として，既存の画像処理技術を利用して，ＣＴ画像から被写体，テーブル等領域抽出を行ってもよい。これにより，抽出した領域に対して，過去のデータベース等を利用して形状等を比較し，はみ出し有無を判定する。

はみ出し有の判定の場合，テーブル制御器１１８は，完全な計測領域１８２に補正対象を満たすように補正対象の位置を手動または自動で制御し撮影する。例えば，本実施例では補正対象をテーブル５とする。このとき，完全な計測領域１８２にテーブル５を満たすことができない場合，はみ出し補正不可の結果をモニタ１２３に表示する。はみ出し補正用撮影は本撮影と同様に，図２の撮影条件入力部１３１，撮影制御部１３２，撮影部１３３，信号収集部１３４，補正処理部１３５，再構成処理部１３６の構成の順番に行われ，ＣＴ画像を取得する。

次に，ステップ１６３において，本撮影で取得したＣＴ画像の不完全な計測領域１８３または一部の完全な計測領域１８２に対して，はみ出し補正用撮影で取得したＣＴ画像を用いて補正する。図７（ａ）に示すＣＴ画像は，テーブル５に被写体６を載せて本撮影した結果であり，テーブル５の端部が完全な計測領域１８２に満たされず，一部欠損している。次に図７（ｂ）は，本撮影後，完全な計測領域１８２にテーブル５を満たすように上方向に移動し，はみ出し補正用撮影を行った結果である。図７（ｃ）は，図７（ｂ）に示すテーブル位置を図７（ａ）のテーブル位置に一致させ，不完全な計測領域１８３のテーブル５を置換した画像である。本実施例では，不完全な計測領域１８３のみ置換したが，不完全な計測領域１８３に加えて完全な計測領域１８２のテーブル５を置換してもよい。

本実施例では，テーブル５のはみ出し補正を想定したが，被写体６，ファントム固定具，カテーテル等のはみ出しに補正を適用してもよい。なおテーブル５は枕，ヘッドレスト等を含めて考えても構わない。

本実施例では，本撮影の後にはみ出し補正用撮影を行ったが，本撮影の前に行っても同様である。その場合，前述したレーザによる計測手段や画像処理技術を用いて，まず不完全な計測領域１８３に位置される補正対象のはみ出しを判定する。その判定結果に応じて，テーブル制御器１１８は，完全な計測領域１８２に補正対象を満たすように位置を手動または自動で制御し撮影する。

次に，補正したＣＴ画像を逐次近似再構成手法の初期画像とし，逐次的に修正する。ステップ１６４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１６５〜１６８の回転撮影による測定投影データＲ（ｉ）を用いて画像を修正する。

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。

λ^ｋ（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，ＲＣ^ｋ（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。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。また緩和係数αは，更新回数ｋの画素値λ^ｋ（ｊ）に対して修正する割合を表す。
次に順投影機能１５３は，ステップ１６５において，式２に示すλ^ｋ（ｊ）を順投影処理し，計算投影データＲＣ^ｋ（ｉ）を取得する。

次にデータ比較機能１５４は，ステップ１６６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ΔＲ^ｋ（ｉ）を取得する。

次に逆投影処理機能１５５は，ステップ１６７において，式４に示す更新投影データを式５に示すように逆投影処理し，更新画像Δλ^ｋ（ｊ）を取得する。

次に画像更新機能１５６は，ステップ１６８において，式４に示す更新画像を用い，式５に示すように修正したＣＴ画像λ^ｋ＋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。

以上のように，ステップ１６５〜１６８を終了後，ステップ１６９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１６４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１７０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１６４〜１７０では，逐次近似再構成手法の計算手順を示した。

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ＳＰＳ，ＯＳ−ＳＰＳ，ＰＷＬＳ，ＯＳ−ＰＷＬＳ，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。

最後に，画像表示部１３７では，計算した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ＣＴ画像を送受信することも可能である。

本実施例では，一周分の回転から取得した測定投影データを用いて，ＣＴ画像を再構成したが，一周に限定することはなく，公知であるハーフ再構成にも適用可能である。このとき完全な計測領域は，ハーフ再構成において完全収集条件を満たす回転角度を取得した領域とする。

本実施例では，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対しても，完全な計測領域１８２，不完全な撮影領域１８３の定義は同様であり，本発明を適用しても良いことは言うまでも無い。

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，量子ノイズおよび回路等のシステムノイズを考慮したシミュレーション実験を行った。撮影するファントムは楕円形状の人体腹部とテーブルを想定しており，テーブルは一部不完全な計測領域１８３に位置するように下方向へ設定した。人体腹部のファントムは，生体組織に近いＸ線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，図８（ａ）は従来の初期画像を逐次的に修正したＣＴ画像，図８（ｂ）は本発明によるはみ出し補正後の初期画像を逐次的に修正したＣＴ画像を示す。本実施例では，公知であるサブセット法を用いたＡＳＩＲＴによる画像再構成を行い，更新回数＝１０回，サブセット数＝４０，回転撮影の緩和係数α＝１．０の画像を表示する。
評価の結果，図８（ａ）の従来法では，テーブルの端部に関してＣＴ値の増減が見られるが，図８（ｂ）の本発明により，ＣＴ値増減の影響を抑制できた。これにより，本発明は従来の逐次近似再構成手法と比較して，ＣＴ画像の定量性を向上できる。

本実施例では実施例１に加えて，局所領域のみを対象とする逐次再構成（以下，ＲＯＩ逐次近似再構成手法とする）に関して，はみ出し補正を適用したときのハードウェア構成について述べる。以下，図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。

以下，図９は再構成処理部１３６を構成する各機能を示し，図１０の処理フローを用いて説明する。図９の解析的再構成機能１９１およびはみ出し補正機能１９２では，実施例１と同様な処理が行われる。次に，局所投影データ作成機能１９３は，図１０のステップ２０１において，撮影領域選択リスト１４２から選択した撮影部位や画像ＦＯＶに含まれる領域をＣＴ画像から除外する。次に，ステップ２０２において，一部の領域を除外してＣＴ画像を順投影処理する。このとき除外とは，順投影処理を計算する対象に含めないことを意味する。また本実施例では除外処理を用いたが，本方法に限定されることはなく，領域内の画素値を０に置換後，除外せずに順投影処理しても同等な意味である。

次にステップ２０３では，測定投影データから計算投影データを差分し，式６に示す局所投影データを作成する。

ステップ２０３以降は，測定投影データを局所投影データに置換し，順投影機能１９４，データ比較機能１９５，逆投影機能１９６，画像更新機能１９７の順番に通常の逐次近似再構成手法の計算が行われ，ＣＴ画像を出力する。

本発明の有効性を検証するため，実施例１と同様のシミュレーション条件を用いて検証した。画像のＦＯＶは画像中心を基準とした正方形とし，通常の再構成手法を５１２ｍｍ，ＲＯＩ逐次近似再構成手法を１２８ｍｍとした。

シミュレーションの結果，図１１（ａ）は従来の初期画像を逐次的に修正したＣＴ画像，図１１（ｂ）は本発明によるはみ出し補正後の初期画像を逐次的に修正したＣＴ画像を示す。

本実施例では，公知であるサブセット法を用いたＡＳＩＲＴによる画像再構成を行い，更新回数＝１０回，サブセット数＝４０，回転撮影の緩和係数α＝１．０の画像を表示する。

定量性を評価する為，図１１（ｂ）に示す関心領域２１１を設置し，ＣＴ値の誤差を測定した。誤差の評価には，｜関心領域内の平均値−真値｜を用いた。その結果，従来法の４．７［ＨＵ］と比較して，本発明より０．７［ＨＵ］まで誤差を低減できた。また図１１（ａ）に示す従来法では，矢印２１２に示すＣＴ値増減が見られるのに対し，図１１（ｂ）に示す本発明により，ＣＴ値増減の影響を抑制できる。以上より，本発明は従来のＲＯＩ逐次近似再構成手法と比較して，ＣＴ画像の定量性を向上できる。

本実施例では，測定投影データから不完全な計測領域に位置する補正対象の計算投影データを差分することで，画像の定量性を低下させることなくＣＴ画像を逐次的に修正する方法を挙げる。本実施例では，実施例１と同様に逐次近似再構成ソフトウェアを搭載したＸ線ＣＴ装置を実現するハードウェア構成である。以下，図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。

以下，図１２は再構成処理部１３６を構成する各機能を示す。図１２の解析的再構成機能２２１では，実施例１と同様な処理が行われる。次に，はみ出し補正機能２２２，投影データ差分機能２２３に関して，図１３の処理フローを用いて説明する。

始めに，はみ出し補正機能２２２では，ステップ２３１において，実施例１と同様にはみ出し有無の判定を行う。

次に，ステップ２３２において，本撮影で取得したＣＴ画像の補正対象に対して，はみ出し補正用撮影で取得したＣＴ画像の補正対象を位置合わせする。例えば，本実施例では補正対象をテーブル５とする。このとき位置合わせとは，本撮影で取得したＣＴ画像のテーブル位置に一致するように，はみ出し補正用撮影で取得したＣＴ画像のテーブル位置を移動させたものであり，実施例１とは異なって置換処理をしない。

次に，投影データ差分機能２２３は，ステップ２３３において，ステップ２３２で位置合わせしたＣＴ画像を順投影処理し，テーブル５に限定した計測投影データを取得する。次に，ステップ２３４において，測定投影データからテーブル５に限定した計算投影データを差分し，測定投影データからテーブル５を除外した投影データを取得する。ステップ２３５以降は，測定投影データをテーブル除外後の投影データに置換し，ステップ２３５において，テーブル除外後の投影データを再構成し，ＣＴ画像を取得する。

次に，順投影機能２２４以降は，データ比較機能２２５，逆投影機能２２６，画像更新機能２２７の順番で，実施例１と同様に通常の逐次近似再構成手法の計算が行われ，ＣＴ画像を出力する。

このように，測定投影データから補正対象の計算投影データを差分することで，不完全な計測領域１８３に存在する誤差の影響を除外でき，画像の定量性を低下させることなくＣＴ画像を逐次的に修正できる。

本実施例では実施例３に加えて，局所領域のみを対象とするＲＯＩ逐次近似再構成ソフトウェアを搭載したＸ線ＣＴ装置を実現するハードウェア構成について述べる。以下，図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。

以下，図１４は再構成処理部１３６を構成する各機能を示す。図１４の解析的再構成機能２４１，はみ出し補正機能２４２，投影データ差分機能２４３は，実施例３と同様な処理である。次に，局所データ作成機能２４４は，実施例２と同様な処理である。順投影機能２４５以降は，データ比較機能２４６，逆投影機能２４７，画像更新機能２４８の順番で，実施例１と同様に通常の逐次近似再構成手法の計算が行われ，ＣＴ画像を出力する。

このように，測定投影データから補正対象の計算投影データを差分することで，不完全な計測領域１８３に存在する誤差の影響を除外でき，画像の定量性を低下させることなくＣＴ画像を逐次的に修正できる。

本実施例では，実施例１または実施例３に加えて，本撮影時の被写体６やテーブル５等の位置を計測することにより，はみ出し補正の誤差または位置合わせの誤差の小さいＣＴ画像を取得する方法を挙げる。本実施例では，実施例１または実施例３と同様に逐次近似再構成ソフトウェアを搭載したＸ線ＣＴ装置を実現するハードウェア構成に加えて，本撮影時の被写体６やテーブル５等の位置を計測するためのセンサを付属する。このとき付属するセンサの位置は，本装置と一体に構成する必要はない。

例えば，センサは公知である光，レーザ，カメラを利用して，センサからテーブル５までの距離またはテーブル位置を計測する。

またセンサを用いて，被写体６の荷重によるテーブル５等の変形量を計測できる。例えば，図１５は断面方向を示しており，被写体６の荷重前後では，レーザ２５１を用いて計測した距離が異なることを利用して，テーブル５の変形量を推定する。例えば，図１５では，荷重前の距離Ｌ_前と荷重後の距離Ｌ_後の差を利用する。次に，推定した変形量を用いて，ＣＴ画像のテーブル５の形状を線形または非線形に変換することにより，補正または位置合わせの誤差の小さいＣＴ画像を取得できる。図１６は同様に体軸方向ｚ２５２を示しており，テーブル５の変形量によって，断面方向のテーブル断面の厚みｄが異なる。図１５と同様に，荷重前の距離をＬ_前，荷重後の距離をＬ_後とすると，式７よりテーブル５の支点２５３と計測点２５４の距離ｌから荷重によるテーブル５の撓み角θ２５５を計算できる。

例えば，テーブル断面の厚みｄ，荷重によるテーブル５の撓み角θを５度に仮定した場合，式８より変形後のテーブル断面の厚みｄ’は，変形前と比較して約０．４％増加する。

本実施例では，レーザ２５１等による距離や位置より変形量を計算したが，本方法に限定することはなく，ひずみゲージや圧力センサ等によるテーブル５の変位を計測して変形量を計算してもよい。

本実施例では，本撮影またははみ出し補正用撮影において，Ｘ線の照射前後に限ることなく，撮影中にリアルタイム計測することが可能である。

本実施例では，事前にファントムや臨床データ等で計測した結果を計算テーブルとして保存し，補正または位置合わせの処理に用いることが可能である。例えば，計算テーブルは，ファントムの大きさおよび荷重に対応して，断面方向および体軸方向のテーブル変形量［ｍｍ］が保存されている。まず，本撮影の前または後に計測した被写体の大きさや荷重に対応して，保存された計算テーブルからテーブル変形量を読み出す。次に，読み出したテーブル変形量を補正または位置合わせ処理に用いることで，補正または位置合わせの誤差の小さいＣＴ画像を取得できる。本方法を用いることにより，毎回本撮影時にテーブル変形量を計測する作業を省略できるため，計算時間の短縮および計算量の低減に繋がる。

本実施例では，実施例１または実施例３に加えて，本撮影におけるＣＴ画像の補正対象に対して，はみ出し補正用ＣＴ画像の位置を合わせる指標となる類似度を計算し，高い類似度を示す補正対象の位置にはみ出し補正用のＣＴ画像を移動させ，本撮影のＣＴ画像を補正または位置合わせ処理する。

以下，例えば図１７はテーブル５を補正対象とする場合，図４のはみ出し補正機能１５２の処理フローを示す。始めに，はみ出し補正用のＣＴ画像からテーブル情報だけを抽出するため，ステップ２６１において，閾値処理より，テーブル５のＣＴ値周辺以外を全て空気とする。例えば本実施例では，テーブル５のＣＴ値を０［ＨＵ］と想定したため，ノイズ成分を含めて−２００［ＨＵ］以下の全画素を空気−１０００［ＨＵ］とした。次に，ステップ２６２において，空気以外の領域をテーブル５と仮定し，テーブルの位置する座標と，ｘ方向の範囲Ａおよびｙ方向の範囲Ｂを算出する。次に，ステップ２６３において，本撮影のＣＴ画像とはみ出し補正用のＣＴ画像の類似度を計算する。例えば，本実施例では，式９に示す２つの画像間の差分を用いて類似度を計算する。

このとき，本撮影のＣＴ画像λorgの開始点を（ｘ，ｙ）とし，はみ出し補正用におけるＣＴ画像λestの開始点の座標を（ｘ’，ｙ’）とする。開始点とは，はみ出し補正用撮影のＣＴ画像から抽出したテーブル内で左上に位置する座標を指す。ｘ方向の範囲Ａおよびｙ方向の範囲Ｂの画素に関して，画素毎の差分値を積分する。

次に，ステップ２６４では，本撮影で取得したＣＴ画像の範囲Ｘ，Ｙにおける各座標（ｘ，ｙ）に関して，式９に示す差分値Δλを計算し，式１０に示す最小の差分値Δλ（ｘ’’，ｙ’’）を類似度最大のテーブル位置とする。

例えば，画像の範囲Ｘ，Ｙは，完全な計測領域１８２のみで類似度を計算する場合や，それに加えて不完全な計測領域１８３を計算しても構わない。

次に，ステップ２６５では，ＣＴ画像λorg（ｘ’’＋ａ，ｙ’’＋ｂ）に対して，公知のアフィン変換等を用いてＣＴ画像λest（ｘ’＋ａ，ｙ’＋ｂ）を平行移動し，置換する。

本実施例では，類似度の評価に差分値の積分を用いたが，差分値の絶対値を積分する方法や，自乗誤差を計算する方法，最小二乗法，相関係数を計算する方法等を用いても構わない。

また計算する画像範囲Ｘ，Ｙを大きくするほど，計算時間を要する。事前に本撮影のテーブル位置を特定することで画像範囲Ｘ，Ｙを限定できるため，計算時間の短縮に繋がる。

また本実施例では，ステップ２６２において，抽出したテーブル５の全領域を範囲Ａ，Ｂとして扱ったが，テーブルの表面等の一部領域だけに限定し，類似度を計算しても構わない。例えば，図１８（ａ）に示すように，テーブル５の一部領域に特徴的な形状の構造物２７１を埋め込む。本方法を用いることにより，一部領域の構造物２７１だけ撮影することで補正または位置合わせを適用可能なため，はみ出す領域が大きい場合に対しても有効である。

また図１８（ｂ）の断面方向では，三角２７２と円２７３の構造物に限定して類似度を計算できる。また体軸方向ｚに対して，丸２７２と四角２７３の幅ｗが異なる構造物２７１を埋め込むことにより，本撮影で取得したＣＴ画像の幅ｗからはみ出し補正用撮影のＣＴ画像のｚ位置を特定でき，補正または位置合わせの誤差を低減できる。

本実施例では，実施例６に加えて，はみ出し補正用撮影のＣＴ画像を位置合わせした結果からテーブルの変形量を計算し，それに応じてはみ出し補正用撮影のＣＴ画像を修正する方法を挙げる。

以下，図１９を用いて本実施例を説明する。図１９（ａ）は，本実施例における本撮影のＣＴ画像である。始めに，実施例６と同様に公知のアフィン変換２８１等による平行移動を行い，本撮影のＣＴ画像に対してはみ出し補正用撮影におけるＣＴ画像のテーブル位置を合わせる。次に，公知である剛体変換および非剛体変換２８２を用いて，図１９（ａ）の本撮影のＣＴ画像に一致させるように，図１９（ｂ）に示すはみ出し補正用撮影のＣＴ画像におけるテーブル５を変形させる。このとき図１９（ａ）に示すＣＴ画像は，変形後のテーブル５を置換することで不完全な計測領域１８３を補正できる。本方法を用いることにより，テーブル５の変形による補正誤差または位置合わせの誤差を低減でき，画質を向上できる。

本実施例では，実施例６に加えて，補正対象に対する類似度が小さい場合，はみ出し補正不可のアラートを表示する。図２０は，撮影条件入力部１３１のモニタ画面１４１の一例を示す図である。始めに補正対象リスト２９１から選択した補正対象に対して，類似度を計算する。このとき計算した類似度が指定する閾値に達しない場合，はみ出し補正を適用不可と判定し，画像表示画面２９２に画像出力と共にアラートを表示する。また閾値は任意に設定可能であり，補正対象に応じて変更してもよい。

本実施例では，実施例５に加えて，照射または透過したＸ線エネルギースペクトルに応じて，はみ出し補正用ＣＴ画像における補正対象のＣＴ値を修正する方法を挙げる。

始めに，はみ出し補正用撮影のＣＴ画像におけるテーブル位置を合わせた後，本撮影のＣＴ画像におけるテーブル領域のＣＴ値を平均し，十分にノイズを低減させたテーブルの代表的なＣＴ値を取得する。次に，はみ出し補正用撮影おけるテーブルのＣＴ値に対して，取得したＣＴ値を置換することで，Ｓ／Ｎの高い本撮影のＣＴ画像を取得できる。

また通常，照射および透過したＸ線エネルギースペクトルに応じて，テーブル５のＣＴ値が変化する。このため事前に複数種類のエネルギースペクトルを有するＸ線によりテーブル５を撮影し，テーブル５のＣＴ値を保存した計算テーブルを作成する。これにより，Ｘ線エネルギースペクトル毎にテーブル５の撮影を省略でき，撮影時間を短縮できる。このときテーブル５に加えて，撮影部位等を模擬したファントムや臨床データ等を用いることで，被写体６を透過したＸ線のエネルギースペクトルを考慮でき，ＣＴ値の誤差をより低減できる。

また，撮影した１種類のＸ線エネルギースペクトルのテーブルＣＴ値に対して，比例係数を乗算することで，他のＸ線エネルギースペクトルによるＣＴ値に換算できる。本方法を用いることにより，１種類のＸ線エネルギースペクトルによる計算テーブルと，他のＸ線エネルギースペクトルにおける比例係数を予め求めておけば，計算テーブルを作成する時間を短縮できる。

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，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…撮影領域選択リスト，１４３…本撮影のＸ線条件，１４４…はみ出し補正用撮影のＸ線条件，１４５…はみ出し補正用撮影のＸ線照射領域，１４６…はみ出し補正用撮影の補正対象リスト，１５１…解析的再構成機能，１５２…はみ出し補正機能，１５３…順投影機能，１５４…データ比較機能，１５５…逆投影機能，１５６…画像更新機能，１６１〜１７０…本発明による逐次近似再構成手法の計算ステップ，１８１…体軸方向ｚ（断面方向），１８２…完全な計測領域，１８３…不完全な計測領域，１８４…不完全な計測領域内のテーブル，１８５…体軸方向ｚ（体軸方向），１８６…中心スライス，１９１…解析的再構成機能，１９２…はみ出し補正機能，１９３…局所投影データ作成機能，１９４…順投影機能，１９５…データ比較機能，１９６…逆投影機能，１９７…画像更新機能，２０１〜２０３…本発明による局所投影データ作成機能の計算ステップ，２１１…関心領域，２１２…ＣＴ値増減の表示，２２１…解析的再構成機能，２２２…はみ出し補正機能，２２３…投影データ差分機能，２２４…順投影機能，２２５…データ比較機能，２２６…逆投影機能，２２７…画像更新機能，２３１〜２３５…本発明によるはみ出し補正機能および投影データ差分機能の計算ステップ，２４１…解析的再構成機能，２４２…はみ出し補正機能，２４３…投影データ差分機能，２４４…局所投影データ作成機能，２４５…順投影機能，２４６…データ比較機能，２４７…逆投影機能，２４８…画像更新機能，２５１…レーザ，２５２…体軸方向ｚ，２５３…テーブルの支点，２５４…テーブルの計測点，２５５…テーブル５の撓み角θ，２６１〜２６５…本発明によるはみ出し補正機能の計算ステップ，２７１…構造物，２７２…構造物（三角），２７３…構造物（円），２８１…アフィン変換による平行移動，２８２…剛体変換または非剛体変換による移動，２９１…はみ出し補正用撮影の補正対象リスト，２９２…画像表示画面

Claims (9)

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線発生部と前記X線検出部を回転させて計測した前記X線検出部の検出信号から計測投影データを生成する投影データ計測部と、
   前記回転計測において、一周分の回転角度のX線が計測される完全な計測領域と、一部の角度のX線が計測される不完全な計測領域に関して、前記計測投影データからX線吸収率の分布である第1CT画像を計算する画像計算部とを有し、
   前記画像計算部は、前記第1CT画像の撮影前または後に計測した第2CT画像を利用して、前記第1CT画像の不完全な計測領域を補正し、第1CT補正画像を作成する機能と、
   前記第１CT補正画像における一部の領域を計算から除外する機能と、
   前記X線発生部と前記X線検出部を結ぶ経路上における前記除外処理した第1CT補正画像の積分値として第1計算投影データを取得する機能と、
   前記第1計算投影データの値を計測投影データから差分して投影データ差分値を作成する機能と、
   前記X線発生部と前記X線検出部を結ぶ経路上における前記一部領域の第1CT補正画像の積分値として第2計算投影データを取得する機能と、
   前記第2計算投影データの値が前記投影データ差分値と等しくなるように、前記一部領域の第1CT補正画像を逐次的に修正する機能を具備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，被写体を固定するテーブルと，被写体撮影時のテーブル位置を計測する位置計測部を有し，
   前記画像計算部では，前記位置計測部で計測した位置情報を用いて，前記第１ＣＴ画像のテーブル位置に一致するように，前記第２ＣＴ画像から前記第１ＣＴ画像を補正する機能または前記第２ＣＴ画像の位置を合わせる機能を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
3. 請求項２のＸ線ＣＴ装置において，前記画像計算部では，前記位置計測部で計測した位置情報を用いて，被写体撮影時におけるテーブルの変形量を計算する機能と，前記第１ＣＴ画像のテーブル位置に一致するように，前記テーブルの変形量を利用して前記第２ＣＴ画像から前記第１ＣＴ画像を補正する機能または前記第２ＣＴ画像の位置を合わせる機能を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
4. 請求項３のＸ線ＣＴ装置において，被写体に応じたテーブルの変形量を保存する変形量保存部を有し，
   前記画像計算部では，撮影する被写体に応じて前記変形量保存部から変形量を読み出し，前記第１ＣＴ画像のテーブル位置に一致するように，前記テーブルの変形量を利用して前記第２ＣＴ画像から前記第１ＣＴ画像を補正する機能または前記第２ＣＴ画像の位置を合わせる機能を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
5. 請求項２乃至４のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において，前記第１ＣＴ画像におけるテーブル位置と前記第２ＣＴ画像におけるテーブル位置に関して，位置合わせの評価指標である類似度を計算する類似度計算部を有し，
   画像計算部では，前記類似度計算部で計算した中から，高い類似度を示す前記第２ＣＴ画像のテーブル位置を算出し，算出したテーブル位置を利用して前記第２ＣＴ画像から前記第１ＣＴ画像を補正する機能または前記第２ＣＴ画像の位置を合わせる機能を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
6. 請求項２乃至５のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において，前記画像計算部では，前記第２ＣＴ画像から前記第１ＣＴ画像を補正する機能または前記第２ＣＴ画像の位置を合わせる機能と，前記第１ＣＴ画像のテーブル位置に一致するように，剛体変換または非剛体変換を利用して前記補正した第２ＣＴ補正画像または前記位置合わせした第２ＣＴ位置合わせ画像を変形させる機能を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
7. 請求項２乃至６のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において，前記Ｘ線発生部より複数種類の異なるエネルギースペクトルを有するＸ線を発生させたとき，前記画像計算部より取得した複数種類の異なるエネルギースペクトルのＸ線吸収率分布を保存するＸ線吸収率保存部を有し，
   前記画像計算部では，被写体撮影時のＸ線エネルギースペクトルに対応するＸ線吸収率を前記Ｘ線吸収率保存部から読み出し，前記第１ＣＴ画像または２ＣＴ画像のＸ線吸収率を修正する機能と，前記第２ＣＴ修正画像から前記第１ＣＴ修正画像を補正する機能または前記第２ＣＴ修正画像の位置を合わせる機能を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
8. 請求項２乃至７のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置において，前記画像計算部は，前記第１ＣＴ画像の完全な計測領域に位置されるＸ線吸収率を用いて，前記補正した第２ＣＴ補正画像の不完全な計測領域に位置されるＸ線吸収率を修正する機能を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
9. 請求項５のＸ線ＣＴ装置において，前記画像計算部は，前記類似度計算部で計算した類似度が閾値に達しない場合，前記補正または位置合わせ処理を適用できないことを表示する機能を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。