JP2010158512A

JP2010158512A - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、医用画像処理装置、及び医用画像処理プログラム

Info

Publication number: JP2010158512A
Application number: JP2009269729A
Authority: JP
Inventors: Satoru Nakanishi; 知中西; Satoshi Saito; 聡齊藤
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2008-12-11
Filing date: 2009-11-27
Publication date: 2010-07-22
Anticipated expiration: 2029-11-27
Also published as: US8964933B2; CN101744632A; US8731265B2; EP2196147A1; JP5537132B2; CN101744632B; US20130308744A1; US20100150421A1

Abstract

【課題】スライス方向における補間を均一化し、アーチファクトを低減することを目的とする。
【解決手段】本発明の一態様にかかるＸ線コンピュータ断層撮影装置は、スライス方向に広がるＸ線を被検体に照射するＸ線源と、前記スライス方向に並列され被検体を透過したＸ線を検出する複数のＸ検出素子を有するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器で得られた収集データを逆投影することにより撮影領域内に規定された複数の画素各々に関する逆投影データを求める逆投影ユニットと、データを補間する補間ユニットとを備え、画像を再構成処理する再構成ユニットと、前記再構成処理における前記撮影領域の複数の画素の中心位置を、前記Ｘ線検出素子の中心に対応する位置から前記スライス方向に外れた位置に設定する設定ユニットと、を備える。
【選択図】図４

Description

本発明は、Ｘ線で被検体をスキャンするＸ線コンピュータ断層撮影装置、医用画像処理装置、及び医用画像処理プログラムに関する。

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置において、ファンビーム状のＸ線束を発生するＸ線源を有するＸ線管と、被検体の回りを回転しながら様々な角度からの投影データを収集する１次元アレイ型Ｘ線検出器を備える第３世代のスキャン方式が知られている。

例えばＸ線管が同一の円軌道を周回するコンベンショナルスキャン方式や、Ｘ線源と１次元アレイ型Ｘ線検出器とが被検体の回りを連続的に回転し、その回転と同期して被検体を載置した寝台が体軸に沿って移動するスキャン方式として定義されるヘリカルスキャン方式がある。

また、円すい状のコーンビームＸ線束を発生するＸ線源と、複数の１次元アレイ型検出器をＺ軸方向にＮ列積み重ねた２次元アレイ型検出器とが組み合わされ、両者が対向した状態を維持したまま被検体の周囲を回転しながら投影データを収集するコーンビームスキャン方式（マルチスライススキャン方式とも呼ばれる）が知られている。

コーンビームスキャン方式の基本スライス厚とは、ある１列の検出器列へ入射するＸ線ビームを考え、そのＸ線ビームが回転中心（Ｚ軸）を通過するときのＺ軸方向の厚みとして定義され、コーンビームスキャン方式の撮影領域ＦＯＶは、Ｚ軸を中心とした半径ωの円筒として定義される。

コーンビームスキャン方式をコンベンショナルスキャン方式で行う場合の再構成処理方法として、Ｆｅｌｄｋａｍｐ（ＦＤＫ）再構成法が知られている。

このＦＤＫ再構成法では、数学的に厳密な再構成法であるファンビーム（２次元平面内）再構成アルゴリズムを、Ｚ軸方向に拡張することによって得られた近似的な３次元再構成アルゴリズムであり、以下の（１）（２）（３）のステップからなる。（１）投影データの重み付け投影データにＺ座標に依存した値を乗算する。（２）（１）のデータと、ファンビームデータと同じ再構成関数とのコンボリューション演算を行う（コンボリューション演算）。（３）（２）のデータを、Ｘ線が通過した（焦点から検出器のチャンネルまでの）パス上に逆投影する（ＢａｃｋＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ（逆投影））。逆投影処理は３６０゜にわたって行われる。

これらの再構成方法において、通常、撮影領域ＦＯＶのボクセルの中心位置は、Ｘ線検出器のＸ検出素子の中心位置に対応して設定される。すなわち、Ｘ線検出素子とＸ線の焦点を結ぶ線上にボクセルの中心が規定される。ここで、Ｘ線ビームはスライス方向において広がるコーンビーム状であるため、この広がりに依存して、スライス方向における検出素子の位置によって補間の度合いが異なる。

特開平９−１９４２５号公報

しかしながら、上述した技術では、次のような問題があった。すなわち、スライス方向における検出素子の位置によって補間が不均一となり、例えば中心位置においてほとんど補間がなされないため、中心位置である回転軸及び検出器の列方向における中心断面であるMid-Plane付近の画像ＳＤが悪化する。これをＭＩＰで表すと、図１２で示すように、中心位置に十字模様のアーチファクトが発生する。

そこで、本発明は、スライス方向における補間を均一化し、アーチファクトを低減することを目的とする。

本発明の一態様にかかるＸ線コンピュータ断層撮影装置は、スライス方向に広がるＸ線を被検体に照射するＸ線源と、前記スライス方向に並列され被検体を透過したＸ線を検出する複数のＸ検出素子を有するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器で得られた収集データを逆投影することにより撮影領域内に規定された複数の画素各々に関する逆投影データを求める逆投影ユニットと、データを補間する補間手段とを備え、画像を再構成処理する再構成ユニットと、前記再構成処理における前記撮影領域の複数の画素の中心位置を、前記Ｘ線検出素子の中心に対応する位置から前記スライス方向に外れた位置に設定する設定ユニットと、を備えたことを特徴とする。

本発明の他の一態様にかかる医用画像処理装置は、Ｘ線ＣＴ装置によって収集された収集データを記憶する記憶ユニットと、前記収集データを逆投影することにより撮影領域内に規定された複数の画素各々に関する逆投影データを求める逆投影手段と、データを補間する補間手段とを備え、画像を再構成処理する再構成ユニットと、前記再構成処理における前記撮影領域の複数の画素の中心位置を、前記Ｘ線ＣＴ装置のＸ線検出素子の中心に対応する位置から前記スライス方向に外れた位置に設定する設定ユニットと、を備えたことを特徴とする。

本発明の他の一態様にかかる医用画像処理プログラムは、コンピュータにＸ線ＣＴ装置によって収集された収集データを逆投影することにより撮影領域内に規定された複数の画素各々に関する逆投影データを取得させ、データを補間させ、画像を再構成処理させる再構成機能と、前記再構成処理における前記撮影領域の複数の画素の中心位置を、前記Ｘ線ＣＴ装置のＸ線検出素子の中心に対応する位置から前記スライス方向に外れた位置に設定させる設定機能と、を備えたことを特徴とする。

本発明によれば、スライス方向における補間を均一化し、アーチファクトを低減することができる。

本発明の第１実施形態にかかるＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示すブロック図。同Ｘ線コンピュータ断層撮影装置のガントリの外観を示す斜視図。同Ｘ線コンピュータ断層撮影装置の２次元アレイ型Ｘ線検出器の説明図。同実施形態に係る再構成処理の手順を示すフローチャート。同再構成処理における画像位置と検出素子との位置関係を示す説明図。同再構成処理におけるＸ線ビームと再構成ボクセルとの関係を示す説明図。同再構成処理におけるＸ線ビームと再構成ボクセルの関係をＺ軸に垂直な方向から見た図。同再構成処理におけるＸ線ビームと再構成ボクセルの関係をＸ方向に垂直な方向から見た図。同実施形態に係る再構成処理によって得られる再構成ボリュームデータのノイズを示すグラフ。同実施形態に係る再構成処理によって得られる再構成ボリュームデータのＭＩＰ画像を示す説明図。再構成ボリュームデータの一例におけるノイズを示すグラフ。再構成ボリュームデータの一例のＭＩＰ画像を示す説明図。再構成ボリュームデータのオフセット量とノイズ差の関係を示すグラフ。本発明の第１実施形態に係る逆投影処理の説明図。

以下本発明による実施の形態について図面を参照して説明する。

［第１の実施の形態］
図１は第１の実施の形態によるＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成図である。図２は図１のガントリの外観図である。図３は図１の２次元アレイ型検出器の斜視図である。

投影データ測定系としてのガントリ（架台）１は、検出器の複数列にＸ線が照射されるように、列方向に広がりを持った角錐状のＸ線ビームを発生するＸ線源３と、複数の検出素子を２次元状に配列してなる２次元アレイ型Ｘ線検出器５とを収容する。

Ｘ線源３と２次元アレイ型Ｘ線検出器５とは、寝台６のスライド天板に載置された被検体を挟んで対向した状態で回転リング２に装備される。

２次元アレイ型Ｘ線検出器５としては、複数の検出素子５ａが１次元に配列されてなる１次元アレイ型検出器が複数列積み重ねられた状態で回転リング２に実装される。ここで、１つの検出素子５ａは１チャンネルに相当するものと定義する。Ｘ線源３からのＸ線はＸ線フィルタ４を介して被検体に照射される。被検体を通過したＸ線は２次元アレイ型Ｘ線検出器５で電気信号として検出される。

Ｘ線制御器８は高圧発生器７にトリガ信号を供給する。高圧発生器７はトリガ信号を受けたタイミングでＸ線源３に高電圧を印加する。これによりＸ線源３からはＸ線がばく射される。

架台寝台制御器９は、ガントリ１の回転リング２の回転と、寝台６のスライド天板のスライドとを制御する。システム全体の制御中枢としてのシステム制御器１０は、円軌道スキャンと寝台６の体軸方向の移動を繰り返すように、Ｘ線制御器８と架台寝台制御器９を制御する。すなわち、回転リング２が一定の角速度で回転しＸ線源３から間欠的にＸ線がばく射される円軌道スキャンと、スライド天板が一定の速度で移動する体軸方向移動とを繰り返して広範囲のスキャンを行う。

２次元アレイ型Ｘ線検出器５の出力信号はチャンネル毎にデータ収集部１１で増幅され、ディジタル信号に変換される。データ収集部１１から出力される投影データは、再構成処理部１２に取り込まれる。

再構成処理部１２は、記憶部１２ａ（記憶ユニット）、逆投影処理部（逆投影ユニット）１３、補間処理部（補間ユニット）１４、判定処理部１５、設定部（設定ユニット）１６、を備え、投影データに基づいてボクセルＶ毎にＸ線吸収率を反映した逆投影データを求める逆投影処理、逆投影データを補間する補間処理を含み、Ｘ線ビームのコーン角を考慮した逆投影処理を行ってＣＴ画像を生成するコーンビーム再構成方法（Ｆｅｌｄｋａｍｐ（ＦＤＫ）再構成法）により、再構成処理を行う。再構成処理部１２は、医用画像処理装置として機能する。

逆投影処理部１３は、得られた収集データを逆投影することにより撮影領域内に規定された複数の画素各々に関する逆投影データを求める。補間処理部１４は、データを補間する。判定処理部１５は、取得した画像間隔ｄＺと検出器収集列幅ＳＷとが等しいか否かを判定する。設定ユニット１６は、判定結果に基づいて再構成処理における撮影領域の複数の画素の中心位置を設定する。

本実施の形態の画像構成方法について図４乃至図８を参照して説明する。図４は本実施形態の再構成処理の手順を示すフローチャートである。図５は、再構成処理における画像位置と検出素子との位置関係を示す説明図である。図６は計算上のＸ線パスの説明図、図７及び図８は外挿補間処理の説明図である。

図４のフローチャートに示すように、まず、ＳＴ１において、画像間隔（画素のピッチ）ｄＺの情報を取得する。この画像間隔ｄＺはここでは、基本スライス幅Ｔと同じであり、例えばユーザによる入力装置１７への入力操作により指定される。

ＳＴ２において、検出器収集列幅（検出素子のピッチ）ＳＷの情報を取得する。ここでは、例えば0.5ｍｍとする。

ついで、ＳＴ３において、上記ＳＴ１及びＳＴ２でそれぞれ取得した画像間隔ｄＺと検出器収集列幅ＳＷとが等しいか否かを判定する判定処理が成される。

ＳＴ４では、設定部１６にて、上述のＳＴ３において画像間隔ｄＺと検出器収集列幅ＳＷが等しいと判定した場合には、（ＳＴ３のＹｅｓ）、Mid-Plane（検出器の列方向における中心断面）の位置をＺ＝０とした場合に、画像位置情報を１／４＊ｄＺ＋ｎ＊ｄＺと設定する。

すなわち、図６に破線で示すように、逆投影データの規定される撮影領域における夫々のボクセルＶの中心Ｖｃの位置を、スライス方向において、夫々のＸ線検出素子５ａの中心ＣとＸ線の焦点Ｆとを通る線分上であって、回転軸Ｚと交差する位置から、画像間隔ｄＺの１／４倍（基本スライス厚の1/4倍）、スライス方向にずれた位置に規定する。

一方、ＳＴ５では、上述のＳＴ３において画像間隔ｄＺと検出器収集列幅ＳＷが異なると判定した場合には（ＳＴ３のＮｏ）、設定部１６にて、図５に示すように、Mid-Planeの位置をＺ＝０とした場合に、画像位置情報を１／２＊ｄＺ＋ｎ＊ｄＺと設定する。すなわち、図６に実線で示すように、夫々のＸ線検出素子５ａの中心とＸ線の焦点Ｆとを通る線分上であって、回転軸Ｚと交差する位置にボクセルＶの中心Ｖｃ（画素の中心）位置を設定する。図５においては、ＳＴ５の、画像位置情報を１／２＊ｄＺ＋ｎ＊ｄＺとする場合（後述する式６におけるｏｆｆｓｅｔ＝０とした場合に相当）と、ＳＴ４の、画像位置情報を１／４＊ｄＺ＋ｎ＊ｄＺとする場合（式６のｏｆｆｓｅｔ＝０．２５とした場合に相当）の、検出素子との位置関係を示す。さらに、図５において、オフセット量を変更した場合の実施例として、式６におけるｏｆｆｓｅｔ＝−０．２５として画像位置情報を、３／４＊ｄＺ＋ｎ＊ｄＺとする場合と、式６におけるｏｆｆｓｅｔ＝０．５として画像位置情報をｎ＊ｄＺとする場合についての検出素子との位置関係を示す。

ついで、ＳＴ６において、規定されたボクセルＶの位置情報すなわち画像位置情報を再構成処理部１２に送付する。

ＳＴ７において、Ｘ線ビームのコーン角を考慮した逆投影処理を行ってＣＴ画像を生成するコーンビーム再構成方法（Ｆｅｌｄｋａｍｐ（ＦＤＫ）再構成法）により再構成処理を行う。ＦＤＫ再構成方法においては、まず、投影データの重み付け投影データにＺ座標に依存した値を乗算し、このデータと、ファンビームデータと同じ再構成関数とのコンボリューション演算を行う（コンボリューション演算）。さらに、コンボリューション演算で得られたデータを、Ｘ線が通過した（焦点から検出器のチャンネルまでの）パスから、画素間隔ｄＺ（基本スライス厚）の１／４倍ずらした位置に逆投影する逆投影処理が成される。

逆投影処理の具体例について図６乃至図８及び図１４を参照して説明する。図６は、あるビューＩ（例えば頂点位置を０°としたときのＸ線源３の回転角度）におけるＸ線ビームと再構成ボクセルとの関係を示す模式図である。図７はある位相（あるビューＩ）におけるＸ線ビームと再構成ボクセルの関係をＺ軸に垂直な方向から見た図、図８はＸ方向に垂直な方向から見た図である。

なお、本実施の形態のような角錐状のＸ線を用いたスキャン方式では、その撮影領域（有効視野）は回転中心軸を中心として半径ωの円筒形状を成し、再構成処理部１２はこの撮影領域に複数のボクセルＶ（立体画素、画素）を規定し、ボクセルＶ毎に逆投影データを求める。なお、ここで規定される複数のボクセルＶの中心位置Ｖｃを画像位置とし、ボクセルＶの位置情報を画像位置情報とする。

ここで斜線で示すボクセルＶに対するこのビューの投影データの逆投影を考える。Ｘ線焦点ＦとボクセルＶの中心とを結んだ直線を延長し、検出器面に交差する点を点Ｃとする。

点Ｃはチャンネル方向にはｎチャンネルとｎ＋１チャンネル、Ｚ軸方向には１列目の上に存在する。点Ｃは最上端検出器列の中心Ｚ座標より上側になる。

式１にしたがって、第１列と第２列のｎチャンネルとｎ＋１チャンネルの４データを距離の逆比で外挿補間して逆投影データＢａｃｋ（Ｉ）を得る。

式１において、Ｚ（１），Ｚ（２）は、ｍ，ｍ+1列のチャンネル中心から点CまでのＺ軸方向の距離であり、Ｌ（ｎ），Ｌ（ｎ+1）は、ｎ，ｎ+1チャンネルの中心から点CまでのＸＹ平面上の距離である。

交点が検出器の最下列のチャンネル中心より下側の場合も同様に外挿し、式１でＺ（１）→Ｚ（Ｎ），Ｚ（２）→Ｚ（Ｎ−１）にそれぞれ置換すれば良い。

逆投影処理は３６０゜にわたって行われ、これらの逆投影データから再構成ボリュームデータが生成される。ＳＴ８において、再構成処理された３次元画像データ又は断層像データは表示装置１８に送られ３次元画像又は断層像として表示される。

上記の逆投影処理において、どのＺ位置のデータが逆投影に使われるかは、数式２により算出される。図１４に示すように、Mid-Planeからｚ、さらに回転中心からｒ離れた位置のボクセルを逆投影する場合、Ｘ線源とボクセルを結ぶ延長線上が検出器と交差する点のＺ位置Ｚ_Ｄは、式２で計算できる。

次に、式２の結果を用い、「Ｚ_Ｄは近傍素子からどの程度離れているか？」について、式３を用いて計算する。この値が０や１に近いほどＺ方向の補間の影響が無く、０．５に近いほど補間の影響が強くなる。検出器収集スライス幅（＝検出器素子ピッチ幅）をＳＷとする。

ついで、１８０度反対側からの逆投影とのキャンセルの影響を考え、式４にて算出する。

なお、線量は画像ノイズの自乗の逆比に比例することから、便宜上、ボクセルの持つノイズ量Noise(r,z)を下記式５のように定義する。

式５を使ってノイズ量をグラフ化したものを図９に示す。横軸にｚ、縦軸にノイズ量を示す。ここでは、ＦＣＤ＝６００、ＳＷ＝０．５とした。

図９は、（２）としてＳＷ＝０．５であるときにｄＺを０．２５ｍｍ間隔とした場合、及び（３）として上記ＳＷ＝０．５であるときに０．５ｍｍ間隔であって、１／４ｄｚずらした場合のノイズをそれぞれ示している。これらの場合にはノイズは２程度に収まっている。

図１１には比較例（１）として、ＳＷ＝０．５であるときに０．５ｍｍ間隔とし、画素の中心位置を、Ｘ線検出素子の中心に対応する位置に設定した場合のノイズを示す。この場合のノイズは最大１１程度にまで増加している。図１１に示すように、ＳＷ＝０．５であるときに０．５ｍｍ間隔とした場合のノイズは、ｚがゼロに近づくにつれて、急速にノイズ量が悪化していることが分かる。これは式３で定義したように、ｚがゼロに近づくにつれ、Ｚ方向の補間の影響が急速に少なくなるからである。

一方、図９に示すように、本実施形態の再構成画像についてはそのような影響は見られない。すなわち、０．５ｍｍ間隔の場合には画素の中心位置をＸ線検出素子の中心に対応する位置から１／４倍ずらしたことにより、ノイズを防止することが出来ることがわかる。

以上により得られた再構成ボリュームデータをＭＩＰで表した場合の画像を図１０に示す。このＭＩＰ画像においては全体が均一に補間されるため、中心位置にアーチファクトは見られない。

なお、比較例として、Ｘ線が通過した（焦点から検出器のチャンネルまでの）パスに逆投影した場合に得られる再構成ボリュームデータのＭＩＰ画像を図１２に示す。この再構成においては、スライス方向の中心位置の検出素子に対応する逆投影データに対しての補間がほとんどなされないため、中心位置である回転軸及びMid-Plane付近の画像ＳＤが悪化する。これをＭＩＰで表すと、図１２に示すように、回転軸及びMid-Plane付近に対応する中心位置に十字模様のアーチファクトが形成される。なお、このアーチファクトは、スライス方向（Ｚ方向）から見ると円形を成し、矢印Ｘ，Ｙ方向から見た場合には図１２に示すような十字状を夫々成す。

本実施形態によれば以下のような効果が得られる。すなわち、逆投影する撮影領域のボクセルＶの位置を、Ｘ線のパスから画素間隔（スライス厚）の１／４倍ずらすことにより、複数並列した検出素子の位置の違いによる補間の度合いの不均一を低減することができる。このため、ＭＩＰ画像において発生するアーチファクトを消去あるいは減弱できる。さらに、ずらす距離をスライス厚の１／４とすることによりアーチファクト低減効果を最大化できるという効果が得られる。

次に、他の実施形態として、Ｘ線検出素子の中心に対応する位置からずらすオフセット量を変更した場合のノイズ変化を検討する。ここでは再構成処理における撮影領域の複数の画素の中心位置の設定式として下記（式６）を考える。

式６中のＳＷ・ｏｆｆｓｅｔはオフセット量である。画像間隔ｄＺと検出器収集列幅ＳＷが等しいのでＳＷはｄＺに置き換えられる。なお、対称性を考慮してｏｆｆｓｅｔの値を０〜０．５の範囲で設定した。

図５に、式６中のｏｆｆｓｅｔの値を０、０．２５、−０．２５、及び０．５に、それぞれ設定した場合の画像位置と検出素子との位置関係を示している。

再構成処理における撮影領域の複数の画素の中心位置を、Ｘ線検出素子の中心に対応する位置であるＳＷ／２に設定する（オフセットしない）場合には、ｏｆｆｓｅｔが０であり、図１１の（１）と等価となる。一方、Ｘ線検出素子の中心からｄｚ／４ずらす場合には、ｏｆｆｓｅｔが０．２５であり、図９の（３）と等価となる。画素の中心位置をＸ線検出素子の中心に対応する位置からｄｚ／２ずらした場合には、ｏｆｆｓｅｔが０．５となる。なお、オフセット方向はどちらでもよいが、ここではマイナスとした場合を例示する。

画像間隔ｄＺと検出器収集列幅ＳＷをいずれも０．５ｍｍ間隔として、式６を用いて算出されたＮｏｉｓｅ（）に対し、区間［−１０，１０］における最大値と最小値を計算し、その比を算出したものを図１３のグラフに示す。図１３は再構成処理によって得られる再構成ボリュームデータのｏｆｆｓｅｔとノイズ差との関係を示す。この値が小さければ小さいほど、Ｚ方向におけるノイズ差が小さく、アーチファクトが小さくなることを意味している。図１３のグラフから、ｏｆｆｓｅｔ＝０の時が最もノイズ差が大きく、ｏｆｆｓｅｔ＝０．２５の時が最もノイズ差が小さい、ｏｆｆｓｅｔ＝０．５の時はｏｆｆｓｅｔ＝０．２５に比べてノイズ差が大きいがｏｆｆｓｅｔ＝０に比べれば小さい、ということがわかる。

従って、正規の画像位置に対して画像間隔ｄｚの１／４倍ずらすことが理想であるが、画素間隔ｄｚの１／４倍〜１／２倍の間でずらしても、同様の効果が得られると言える。

なお本発明を実施するにあたり、各種部材の形態をはじめとして、具体的な形状など、本発明の構成要素を発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変更して実施できることは言うまでもない。角錐状のコーンビームＸ線を例示したが、円錐状のＸ線に対しても適用できる。

また、再構成処理に用いるアルゴリズムや補間方法は上記に限られるものではない。

上記実施形態においては、特に効果の高い例として、ＳＷ＝ｄＺである場合に画像間隔ｄｚの１／４倍オフセットする場合を例示したが、これに限られるものではない。例えば各種条件に応じて、オフセット量を変更可能であり、図４のＳＴ４における画像位置情報の設定値を各種条件に応じて変更可能である。この場合にも、再構成処理における撮影領域の複数の画素の中心位置を、Ｘ線検出素子の中心に対応する位置からスライス方向に外れた位置に設定する設定ことにより、複数並列した検出素子の位置の違いによる補間の度合いの不均一を低減することができ、ＭＩＰ画像において発生するアーチファクトを消去あるいは減弱できる。

この他、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実施可能であるのは勿論である。

ＦＯＶ…撮影領域、Ｖ…ボクセル（画素）、Ｖｃ…ボクセル（画素）中心、ｄＺ…画像間隔、Ｃ…検出素子中心、Ｆ…焦点、Ｚ…回転軸、１…ガントリ、２…回転リング、
３…Ｘ線源、４…Ｘ線フィルタ、５…Ｘ線検出器、５ａ…Ｘ線検出素子、６…寝台、
７…高圧発生器、８…Ｘ線制御器、９…架台寝台制御器、１０…システム制御器、
１１…データ収集部、１２…再構成処理部、１３…逆投影処理部、１４…補間処理部、
１５…判定処理部、１６…設定部、１７…入力装置、１８…表示装置。

Claims

スライス方向に広がるＸ線を被検体に照射するＸ線源と、
前記スライス方向に並列され被検体を透過したＸ線を検出する複数のＸ検出素子を有するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器で得られた収集データを逆投影することにより撮影領域内に規定された複数の画素各々に関する逆投影データを求める逆投影ユニットと、データを補間する補間ユニットとを備え、画像を再構成処理する再構成ユニットと、
前記再構成処理における前記撮影領域の複数の画素の中心位置を、前記Ｘ線検出素子の中心に対応する位置から前記スライス方向に外れた位置に設定する設定ユニットと、
を備えたことを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
前記スライス方向における前記Ｘ検出素子のピッチと、前記スライス方向における前記画素のピッチとが同じ場合に、前記撮影領域のそれぞれの前記画素の中心位置を、前記Ｘ検出素子の中心に対応する位置から前記スライス方向にずらし、
前記スライス方向における前記Ｘ検出素子のピッチと、前記スライス方向における前記画素のピッチとが異なる場合に、前記撮影領域のそれぞれの前記画素の中心位置を、前記Ｘ検出素子の中心に対応する位置に設定することを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
前記撮影領域のそれぞれの画素の中心位置を、前記Ｘ線検出素子の中心に対応する位置から、前記スライス方向に、前記スライス方向における画素のピッチの１／４倍外れた位置に設定することを特徴とする請求項１または２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
前記Ｘ線検出素子の中心に対応する位置は、前記Ｘ検出素子の中心及びＸ線の焦点を結ぶ線分とＸ線源及びＸ線検出器の回転軸とが交差する位置であることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
前記Ｘ線源は前記被検体から見て相対的に円軌道に沿って移動し、
前記Ｘ線検出器は、複数のＸ検出素子が２次元状に配列されてなる２次元アレイ型Ｘ線検出器であることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
前記撮影領域のそれぞれの画素の中心位置を、前記Ｘ線検出素子の中心に対応する位置から、前記スライス方向に、前記スライス方向における画素のピッチの１／４倍〜１／２倍外れた位置に設定することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
Ｘ線ＣＴ装置によって収集された収集データを記憶する記憶ユニットと、
前記収集データを逆投影することにより撮影領域内に規定された複数の画素各々に関する逆投影データを求める逆投影ユニットと、データを補間する補間ユニットとを備え、画像を再構成処理する再構成ユニットと、
前記再構成処理における前記撮影領域の複数の画素の中心位置を、前記Ｘ線ＣＴ装置のＸ線検出素子の中心に対応する位置から前記スライス方向に外れた位置に設定する設定ユニットと、
を備えたことを特徴とする医用画像処理装置。
コンピュータにＸ線ＣＴ装置によって収集された収集データを逆投影することにより撮影領域内に規定された複数の画素各々に関する逆投影データを取得させ、データを補間させ、画像を再構成処理させる再構成機能と、
前記再構成処理における前記撮影領域の複数の画素の中心位置を、前記Ｘ線ＣＴ装置のＸ線検出素子の中心に対応する位置から前記スライス方向に外れた位置に設定させる設定機能と、
を備えたことを特徴とする医用画像処理プログラム。