JP3907158B2

JP3907158B2 - X-ray CT imaging system

Info

Publication number: JP3907158B2
Application number: JP2001149614A
Authority: JP
Inventors: 正和鈴木
Original assignee: J Morita Manufaturing Corp
Current assignee: J Morita Manufaturing Corp
Priority date: 2001-05-18
Filing date: 2001-05-18
Publication date: 2007-04-18
Anticipated expiration: 2021-05-18
Also published as: JP2002336239A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被写体を固定保持し、この被写体の周りをＸ線発生器と２次元Ｘ線撮像手段とを対向させながら旋回させ、このＸ線発生器から照射され被写体を透過したＸ線を前記２次元Ｘ線撮像手段によって撮像したＸ線画像を再構成して、被写体の３次元的なＸ線吸収係数を算出するＸ線ＣＴ撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）撮影装置においては、被写体の良好なＸ線吸収係数を得るために、従来より、２次元Ｘ線撮像手段によって撮像したＸ線画像をそのまま再構成するのではなく、一定の補正処理を施してから、再構成するようにしている。
【０００３】
この補正処理のうち、補正前のＸ線画像の視野境界でのデータの不連続から生じるアーチファクトを除去するための補正処理を行うＸ線ＣＴ撮影装置として、特開平９−６６０５１号公報では、図１２に示すような装置を提案している。
【０００４】
この図１２では、（ａ）において、このＸ線ＣＴ撮影装置の概要構成を示し、（ｂ）において、Ｘ線画像の視野境界での画像処理の方法を示している。
【０００５】
このＸ線ＣＴ撮影装置は、被写体Ｏを固定保持し、この被写体Ｏの周りをＸ線発生器１０１と２次元Ｘ線撮像手段１０２とを対向させながら旋回させ、Ｘ線発生器１０１から照射され被写体Ｏを透過したＸ線を２次元Ｘ線撮像手段１０２によって撮像したＸ線画像を画像処理部１０６で再構成して、被写体の３次元的なＸ線吸収係数を算出し、画像化するものである。
【０００６】
このため、この装置は、再構成演算を行う前にＸ線画像の補正、例えば画像歪み補正を行い、またこの補正のための画像歪み補正テーブル発生手段などを備えた画像歪み補正テーブル作成部を設けていたが、特に、得られたＸ線画像の視野境界を検出する視野境界検出手段１０６ａと、検出された視野境界について処理を行う外挿演算手段１０６ｂとを備え、図１２（ｂ）に示すような外挿処理を行うことを特徴としていた。
【０００７】
つまり、図１２（ｂ）は、被写体について得られたｋ番目のＸ線画像（２次元データ）をｘｙ座標上に置き、そのｙ軸上の任意の位置：ｊにおいて、ｘ軸方向の位置：ｉを変化させた際の画像データＰ（ｉ，ｊ，ｋ）をグラフ化したもので、図示したように、縦軸に画像データＰ（ｉ，ｊ，ｋ）、横軸にｘ軸方向の位置：ｉを取っている。
【０００８】
この図で、ａ，ｂがこのＸ線画像の視野境界で、これより外は、画像データがゼロになり、そのため、視野境界部分でのアーチファクトが生じていた。
【０００９】
この問題を解決するために、ここでは、ａ′−ａ、ｂ−ｂ′示すような楕円曲線を構成するような画像データを外挿、つまり、視野境界ａ，ｂの外側に付け加え、この外挿後のＸ線画像を再構成することでアーチファクトを除去するようにしていた。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、このような外挿は、それぞれの視野境界ａ，ｂ付近の画像データを考慮して一定の演算が必要であったため、処理が簡単ではなかった。
【００１１】
本発明は、このような問題を解決しようとするもので、非常に簡単な処理によって、視野境界に起因するアーチファクトのない良好な３次元的なＸ線吸収係数を算出することができるＸ線ＣＴ撮影装置を提供することを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置は、被写体を固定保持し、この被写体の周りをＸ線発生器と２次元Ｘ線撮像手段とを対向させながら旋回させ、Ｘ線発生器から照射され被写体を透過したＸ線を２次元Ｘ線撮像手段によって撮像したＸ線画像を再構成し、被写体の３次元的なＸ線吸収係数を算出する前に、Ｘ線画像の視野境界について鏡像処理を行うＸ線ＣＴ撮影装置であって、鏡像処理では、Ｘ線画像の視野境界を中心として、線対称になるようにして、視野境界の内側にある画像データを、視野境界の外側に外挿することを特徴とする。
【００１３】
ここで、鏡像処理とは、視野境界について、視野境界の外側の一定範囲について、その内側にある画像データを視野境界を中心として対称となるように外挿すること、つまり視野境界に鏡を立て、その鏡に映った画像がその視野境界から外側にもあるかのように処理するものである。
【００１４】
この撮影装置は、視野境界の外側についての外挿処理として、鏡像処理を行うもので、この鏡像処理は、上述したように、視野境界から内側へ順に画像データを採取して、これを順に視野境界から外側へ外挿していくだけであるので、処理が非常に簡単であり、一方、このようにして補正されたＸ線画像を再構成すると、視野境界に起因するアーチファクトがない良好な３次元的なＸ線吸収係数を得ることができる。
【００１６】
また、「視野境界を中心として線対称となるように、前記視野境界の内側にある画像データを前記視野境界の外側に外挿する」とは、再構成経路に沿って視野境界からある距離にある外側の画像データの値を、同じ距離だけ内側にある画像データの値とするという意味である。例えば、二次元のＸ線画像をｘｙ座標系に置き、ｙ座標を一定値としながら、ｘ座標を視野境界の内側から外側へ変化させて再構成する場合には、視野境界から外側へΔｘの位置にある点の画像データを視野境界から内側へΔｘの位置にある点の画像データとするものである。
【００１８】
請求項２に記載のＸ線ＣＴ撮影装置は、請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、前記Ｘ線ＣＴ撮影装置は、Ｘ線発生器から前記被写体の一部である撮影すべき局所部位のみを包含するＸ線コーンビームを局所照射しながら、前記Ｘ線発生器と前記２次元Ｘ線撮像手段とを対向させながら前記被写体の周りを旋回させることによって、前記局所部位のＸ線画像を撮像し、このＸ線画像を再構成して、前記局所部位の３次元的なＸ線吸収係数を算出するようにしたことを特徴とする。
【００１９】
この撮影装置は、請求項１に加え、２次元Ｘ線撮像手段で被写体のＸ線画像を得るために、いわゆる局所照射Ｘ線ＣＴ撮影を行うもので、その詳細は、本出願人の出願に係る特開２０００−１３９９０２号公報に記載されており、少ないＸ線被爆量、短い撮影時間でありながら、局所照射された局所部位だけの鮮明なＸ線画像を得ることができるという効果を更に発揮する。
【００２０】
【発明の実施の形態】
本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の実施の形態について、添付図面を参照しながら、説明する。
【００２１】
図１は、本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の一例の基本構成図である。
【００２２】
このＸ線ＣＴ撮影装置２０は、Ｘ線撮影手段Ａ、Ｘ線ビーム調整手段Ｂ、旋回アーム駆動制御手段Ｃ、演算処理手段６、表示モニターＥ、被写体Ｏを固定保持する被写体保持手段４、被写体保持手段４を移動させる被写***置移動手段５、主フレーム１０、操作部１１、操作パネル１０ｅなどを備えている。
【００２３】
Ｘ線撮影手段Ａは旋回アーム３を有しており、この旋回アーム３は、Ｘ線発生器１と２次元Ｘ線撮像手段２とを対向した状態で吊り下げ配置している。
【００２４】
Ｘ線発生器１に備えられたＸ線ビーム調整手段Ｂは、Ｘ線ビーム幅制限手段Ｂ１、Ｘ線ビームコントローラＢ２、出射制御スリットＢ３を有しており、Ｘ線管より発射するＸ線ビームをＸ線ビーム幅制限手段Ｂ１で調整して、所望のビーム幅のＸ線コーンビーム１ａが放射できるようになっている。
【００２５】
一方の２次元Ｘ線撮像手段２は、Ｘ線ＩＩの表面に設けたシンチレータ層に当たったＸ線が可視光に変換され、この可視光を光電変換器により電子に変換し電子増倍してこの電子を蛍光体により可視光に変換しレンズを通して２次元配列されたＣＣＤ(固体撮像素子)カメラで撮影する構成である。
【００２６】
撮像手段としては、これ以外にカドミウムテルル（ＣｄＴｅ）やＭＯＳセンサなどのＸ線２次元撮像手段、シンチレータとグラスファイバとＣＣＤとの組み合わせのＣＣＤ撮像手段などの公知のＸ線２次元撮像手段が使用できる。
【００２７】
旋回アーム３には、ＸＹテーブル３１と昇降制御モータ３２と回転制御モータ３３とが設けられており、Ｘ軸制御モータ３１ａ、Ｙ軸制御モータ３１ｂを制御することによって、その回転中心３ａをＸＹ方向に位置調整可能とし、昇降制御モータ３２を駆動することによって上下に昇降するとともに、撮影時には回転制御モータ３３を等速度で駆動させて旋回アーム３を被写体Ｏの周りに旋回できるようにしている。この昇降制御モータ３２は、旋回アーム３のアーム上下位置調整手段を構成している。
【００２８】
また、旋回アーム３の回転中心３ａ、つまり、旋回軸が鉛直に設けられ、旋回アーム３が水平に回転し、Ｘ線コーンビーム１ａが水平に局所照射されるので、装置を占有床面積の少ない縦型として構成することができる。
【００２９】
この回転制御モータ３３は、旋回アーム３の旋回駆動手段を構成しており、サーボモータなどのように、その回転速度、回転位置を自由に制御することができるモータを用い、また、旋回アーム３の回転中心３ａに軸直結で設置されている。
【００３０】
したがって、旋回アーム３を等速度又は可変速で回転をさせることができるとともに、その回転位置も時間軸に沿って知ることができるので、タイミングを合わせて、２次元Ｘ線撮像手段２でＸ線透過画像を取り出すのに都合がよく、また、芯振れがなく局所照射Ｘ線ＣＴ撮影を有効に実施することができる。
【００３１】
旋回アーム３の回転中心３ａには、中空部３ｂが設けられている。このような中空部３ｂを設けるためには、回転中心３ａ上に有る関連部品に全て、中空孔を設ける必要があるが、例えば、回転制御モータ３３としては、そのために、中空軸を使用したサーボモータを使用することができる。
【００３２】
この中空部３ｂは、旋回アーム３に吊り下げ配置されたＸ線発生器１と２次元Ｘ線撮像手段２と、主フレーム１０側に設けた操作部１１との間の接続線を配置するためのものである。
【００３３】
回転部分に対して、電気配線を接続する場合、その接続線の配置方法が問題になるが、このように、旋回アーム３の回転中心３ａを通して接続線を配置すると、回転による捻じれなどの影響を最小限にすることができるとともに、配線の美観上も好ましい効果を得ることができる。
【００３４】
旋回アーム駆動制御手段Ｃは、この実施例ではＸＹテーブルからなる位置調整手段３１と、昇降制御後モータ３２と、回転制御モータ３３とを組み合わせて構成されるが、このような構成に限られない。最も簡易な構造では、旋回アーム３の中心３ａは、手回しハンドルを操作して、任意の位置に設定できるようにしてもよい。
【００３５】
被写体保持手段４は、被写体（患者）Ｏを座位で保持する椅子４ｂと、この椅子４ｂの背部に設けられた頭部固定手段４ａとを備えている。
【００３６】
被写***置移動手段５は、被写体保持手段４を左右に移動させるＸ軸制御モータ５１、前後移動させるＹ軸制御モータ５２、上下移動手段のＺ軸制御モータ５３を備えている。。
【００３７】
これらのモータ５１〜５４で駆動されるＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸直線移動テーブル（不図示）は、それぞれ周知のクロスローラガイドや、通常のベアリングとガイドを組み合わせたものなどで構成され、正確に直線移動ができるものである。また、モータ５１〜５４による、これらのＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸直線移動テーブルの移動は、ラックとピニオン方式や、ボールネジ方式や、通常のネジ軸を用いる方式などを適用できるが、正確に位置決めできるものが望ましい。
【００３８】
こうして、被写体Ｏを椅子４ｂに座らせ、頭部固定手段４ａで、被写体Ｏの頭部を固定保持し、被写***置移動手段５を用いて、旋回アーム３の回転中心３ａに、被写体Ｏの内部の局所部位の中心に合わせることができる。一方、被写体保持手段４を被写***置移動手段５で移動させる替わりに、ＸＹテーブル３１と昇降制御モータ３２を用いて、旋回アーム３側を移動させて、旋回アーム３の回転中心３ａを、被写体Ｏの内部の局所部位の中心に合わせることも可能である。
【００３９】
この装置２０では、この回転中心３ａの位置合わせ、つまり、Ｘ線撮影位置設置のために、被写体側を移動させる被写***置移動手段５と、照射側である旋回アーム３を移動させるＸＹテーブル３１と昇降制御モータ３２の双方を備えているが、どちらか一方だけ設けてもよい。なお、局所照射Ｘ線ＣＴ撮影の場合には、回転中心３ａのブレのないことが重要なので、旋回アーム３側は、ＣＴ撮影中は旋回だけとし、旋回中心３ａは固定とするのが望ましい。
【００４０】
演算処理手段６は、画像処理解析に高速で作動する演算プロセッサを含んでおり、２次元Ｘ線撮像手段２上に生成されたＸ線透過画像を前処理した後、所定の演算処理を実行することによって、Ｘ線を透過させた物体内部の３次元Ｘ線吸収係数データを算出し、また、このデータの投影面への投影などの演算を行って、外付けの表示手段Ｅに投影画像や、Ｘ線画像を表示させ、また必要な記憶媒体に画像情報として記憶させる。
【００４１】
この撮影装置では、この演算処理手段６に、後述する鏡像処理を行う鏡像処理手段６ａを備えていることを特徴とし、以下、この鏡像処理について詳しく説明する。
【００４２】
図２は、本発明で用いる鏡像処理の概念説明図である。
【００４３】
この図は、２次元Ｘ線撮像手段２で撮像され、再構成をする前のＸ線画像（２次元データ）をｘｙ座標上に置き、そのｙ軸上の任意の位置において、ｘ軸方向の位置を変化させた際の画像データＰをグラフ化したもので、図示したように、縦軸に画像データＰ、横軸にｘ軸方向の位置を取り、ここでは、Ｘ線画像の左端の部分を示している。
【００４４】
また、この図において、符号Ａは、視野境界を示し、符号Ａ′は、鏡像処理をして外挿した画像データＰの端部を示している。また、「◆」で示したデータは、２次元Ｘ線撮像手段２で撮像して得られた実データであり、「◇」で示したデータは、鏡像処理によって、外挿された鏡像データである。
【００４５】
この図から解るように、鏡像処理とは、視野境界Ａについて、境界Ａの外側の一定範囲、この例では、端部Ａ′までの範囲について、その内側にある画像データを視野境界Ａを中心として線対称となるように外挿すること、つまり視野境界に鏡を立て、その鏡に映った画像がその視野境界から外側にもあるかのように処理するものである。より、具体的には、図の矢印のように、視野境界Ａから内側へ順に画像データを採取して、これを順に視野境界Ａから外側へ外挿していくだけであるので、処理が非常に簡単である。
【００４６】
一方、このようにして補正されたＸ線画像を再構成すると、後述するように、視野境界に起因するアーチファクトがない良好な３次元的なＸ線吸収係数を得ることができる。
【００４７】
図３は、このような鏡像処理の実例を示す図であり、図において、符号Ｂ−Ｂは、視野境界Ａ−Ａと反対側の視野境界、符号Ｂ′−Ｂ′は、この視野境界Ｂ−Ｂに対応する鏡像処理による外挿の端部である。
【００４８】
この例では、従来例について図１２（ｂ）で示した画像部分（ａからｂ）をちょうど、境界Ａ−Ａ，Ｂ−Ｂで折り返したような画像データＰ（点線で示す。）がそれぞれの境界Ａ−Ａ，Ｂ−Ｂの外側に外挿されている。
【００４９】
図１２（ｂ）と、図２、３の比較から解るように、図２、３の鏡像処理による外挿は、図１２（ｂ）のような楕円曲線による外挿に比べ、処理が非常に簡単である。
【００５０】
ここで、このような鏡像処理による外挿の必要性について説明する。
【００５１】
図４は、本発明で用いる再構成関数の概念説明図、図５は、鏡像処理を行わない場合の再構成データの概念説明図である。
【００５２】
図４に示す再構成関数は、一般的にＸ線ＣＴ（Computed Tomography）撮影において、２次元Ｘ線撮像手段２で撮像された多数の二次元Ｘ線画像を逆射影して、被写体の３次元的なＸ線吸収係数、つまり、被写体の内部構成のデータを算出するために一般的に用いられるものである。
【００５３】
このような再構成関数を、図１の鏡像処理のないＸ線画像に適用すると、本来視野境界付近では、再構成データはゼロになるべき所、図５に示すような視野境界Ａに特に高い数値を示すような再構成データが得られ、また、この図で境界Ａの右側となる被写体の内側部分についても、わずかではあるが小さい数値を示すような再構成データが得られることとなる。このような現象を視野境界によるアーチファクトと呼ぶ。
【００５４】
このようなアーチファクトが発生すると、この視野境界部分での正しいＸ線吸収係数が得られず、明瞭な逆射影画像が得られない。また、視野境界以外の部分でも、本来無いはずの画像データが発生し、本来の画像のコントラストを悪化させることとなる。
【００５５】
このようなアーチファクトを実際の実験データに基づいて説明する。
【００５６】
図６は、鏡像処理をしない再構成データ（（ａ），（ｃ），（ｅ））と鏡像処理をした後の再構成データ（（ｂ），（ｄ），（ｆ））の実例を示す図、図７は、鏡像処理をしない再構成データ（（ａ），（ｃ），（ｅ））と鏡像処理をした後の再構成データ（（ｂ），（ｄ），（ｆ））の他の実例を示す図、図８は、図６、７の再構成データについての説明図である。
【００５７】
図６、図７は、被写体Ｏとして、直径の非常に小さい鋼球を選び、この鋼球をＸ線ＣＴ撮影装置２０の局所部位の視野範囲の境界付近に設置して、局所照射Ｘ線ＣＴ撮影を行い、その再構成データを鏡像処理をしない場合（左側）と鏡像処理をした場合と（右側）を比較したもので、図８に示すように、被写体Ｏの内のＸ線コーンビーム１ａによる局所照射の対象とした局所部位Ｑを図の矢視Ｘ方向（旋回中心３ａの方向と一致する。）から見た再構成データである。
【００５８】
また、図６、７のそれぞれで、上段（（ａ）、（ｂ））は被写体Ｏを丁度、視野境界上に設置した場合、中段（（ｃ）、（ｄ））は被写体Ｏを視野境界の少し内側、視野範囲の半径の９９％の位置に設置した場合、下段（（ｅ）、（ｆ））は被写体Ｏを視野境界の更に内側、視野範囲の半径の９５％の位置に設置した場合の再構成データである。このように被写体Ｏを視野範囲の視野境界付近に設置したのは、視野境界によるアーチファクトを検証するためであり、更に、この視野境界付近の位置を３通りに分けたのは、その位置によるアーチファクトの相違を比較するためである。
【００５９】
また、図６と７は、図６は、再構成した局所部位の内側のみを表示したものであるのに対し、図７は、視野範囲の外側まで結果を表示したものである点で相違している。
【００６０】
この図６、７の左側と右側の再構成データ（再構成画像）を比較すると、鏡像処理をしなかった場合（左側）では、いずれも被写体Ｏの画像以外に、アーチファクトに起因する画像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４，Ｐ５，Ｐ６が視野範囲の全体に渡って白濁する（この図では、白黒逆転表示している。）という形で現れており、これらは、特に視野境界内側近傍で濃く、一方、それ以外の内側では、だいたい均一に一定の濃度で分散しており、図５のグラフに対応しているのが解る。
【００６１】
この画像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４，Ｐ５，Ｐ６の白濁は、本来、有るはずのないものであり、これらが、本来ある画像に対するノイズあるいは不要成分として付加され、画像のコントラストを低下させたり、本来の画像が見えなくさせている。
【００６２】
一方、鏡像処理を行った場合（右側）では、このようなアーチファクトによる画像は現れていない。
【００６３】
しかしながら、鏡像処理を行った場合、図７の偽像Ｐ７、Ｐ８、Ｐ９がわずかではあるが現れているが、この偽像Ｐ７、Ｐ８、Ｐ９は、視野境界付近に設置された被写体Ｏの画像を比較すると解るように、視野境界の外側に現れるもので、再構成領域内には影響がない。
【００６４】
図９は、本発明の画像処理の過程で発生する偽像Ｐ７、Ｐ８、Ｐ９についての概念説明図である。
【００６５】
この図は、視野境界Ｚ付近に、注目点である被写体Ｏがある場合に、再構成を行うと、その再構成の逆射影の方向Ｄに関連して、被写体Ｏの外側の軌跡ＰＬが定まり、これの包絡線として、被写体Ｏの偽像Ｐ′が生成される状態を示している。
【００６６】
このような偽像は、上述したように、鏡像処理を行い外挿されたＸ線画像データに対して、その視野境界の外側まで、再構成を行うことで、生ずるものであるが、再構成領域には生じないので、その影響はない。
【００６７】
図１０（ａ）は本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の一例の外観正面図、（ｂ）は側面図である。
【００６８】
Ｘ線ＣＴ撮影装置２０は、門型の非常に剛性の高い構造体である主フレーム１０を全体の支持体として構成されている。
【００６９】
この主フレーム１０は、Ｘ線発生器１と２次元Ｘ線撮像手段２とを対向した状態で吊り下げ配置した旋回アーム３を回転可能に支持するアーム１０ａ、このアーム１０ａの基端部を固定保持している１対の横ビーム１０ｂ、この横ビーム１０ｂを支えている一対の縦ビーム１０ｃ、一対の縦ビーム１０ｃが固定載置され、この装置２０全体の基礎となっているベース１０ｄから構成されている。
【００７０】
この主フレーム１０を構成する部材は、それぞれ、剛性の高い鋼鉄材が用いられ、また、適宜、筋交いや、角補強部材が設けられて変形に強いものとなっており、回転時に、旋回アーム３の回転中心３ａが変動しないようになっている。
【００７１】
このように主フレーム１０は、旋回アーム３の旋回振れが生じないような構造体としているので、特に、旋回振れがないことが要求されるＸ線ＣＴ撮影装置として、ふさわしい。
【００７２】
操作パネル１０ｅは、主フレーム１０の一方の縦ビーム１０ｃの表面で、術者が、立位で操作がし易いような位置に設けられている。被写体保持手段４の椅子４ｂを載置しているのは、図１で説明した被写***置移動手段５であり、椅子４ｂをＸ，Ｙ，Ｚ方向に、つまり、前後左右上下方向に移動させ、また、椅子４ｂの背板４ｂａを傾動させて、被写体Ｏの頭部を傾動保持させることができる。
【００７３】
図１１は、本発明のＸ線ＣＴ撮影装置で行われる局所照射Ｘ線ＣＴ撮影方法の概念説明図である。
【００７４】
局所照射Ｘ線ＣＴ撮影をする場合、図に示すように、両端にＸ線発生器１と２次元Ｘ線撮像手段２を備えた旋回アーム３の回転中心３ａを、照射対象とする歯列弓Ｓの局所部位Ｑ（この例では、３本程度の前歯）の中心に一致させ、Ｘ線コーンビーム１ａは、この局所部位Ｑを丁度包含するようにして、旋回アーム３を等速で旋回させる。
【００７５】
Ｘ線発生器１は、旋回アーム３の旋回に伴って、Ｘ線コーンビーム１ａを放射しながら、そのＸ線コーンビーム１ａによって２次元Ｘ線撮像手段２上に歯列弓ＳのＸ線画像を順次生成しており、このようにして２次元Ｘ線撮像手段２上に順次生成されたＸ線画像を再構成して、歯列弓Ｓを含む局所部位Ｇの３次元的なＸ線吸収係数を得る。
【００７６】
こうして、Ｘ線照射の時間を短くし、また、従来のＣＴの１／５０以下程度にＸ線被爆量を少なくしながら、従来と比較して遜色のない３次元Ｘ線吸収係数データを得ることができ、上述の鏡像処理を合わせ用いることで、相乗的にそれぞれの効果を発揮する。
【００７７】
【発明の効果】
請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置によれば、視野境界の外側についての外挿処理として、鏡像処理を行うもので、この鏡像処理では、Ｘ線画像の視野境界を中心にして、線対称になるようして、視野境界から内側へ順に画像データを採取して、これを順に視野境界から外側へ外挿していくだけであるので、処理が非常に簡単であり、一方、このようにして補正されたＸ線画像を再構成すると、視野境界に起因するアーチファクトがない良好な３次元的なＸ線吸収係数を得ることができる。
【００７９】
請求項２に記載のＸ線ＣＴ撮影装置によれば、請求項１の効果に加え、いわゆるＸ線コーンビームを用いた局所照射Ｘ線ＣＴ撮影を行うので、少ないＸ線被爆量、短い撮影時間でありながら、局所照射された局所部位だけの鮮明なＸ線画像を得ることができるという効果を更に発揮する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の一例の基本構成図
【図２】本発明で用いる鏡像処理の概念説明図
【図３】本発明で用いる鏡像処理の実例を示す図
【図４】本発明で用いる再構成関数の概念説明図
【図５】鏡像処理を行わない場合の再構成データの概念説明図
【図６】鏡像処理をしない再構成データ（（ａ），（ｃ），（ｅ））と鏡像処理をした後の再構成データ（（ｂ），（ｄ），（ｆ））の実例を示す図
【図７】鏡像処理をしない再構成データ（（ａ），（ｃ），（ｅ））と鏡像処理をした後の再構成データ（（ｂ），（ｄ），（ｆ））の他の実例を示す図
【図８】図６、７の再構成データについての説明図
【図９】本発明の画像処理の過程で発生する偽像についての概念説明図
【図１０】（ａ）本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の一例の外観正面図、（ｂ）側面図
【図１１】本発明のＸ線ＣＴ撮影装置で行われる局所照射Ｘ線ＣＴ撮影方法の概念説明図
【図１２】（ａ）従来のＸ線ＣＴ撮影装置の構成図、（ｂ）画像処理の概念説明図
【符号の説明】
１Ｘ線発生器
１ａＸ線コーンビーム
２２次元Ｘ線撮像手段
３旋回アーム
４椅子（被写体保持手段）
４ａ被写体保持具
４ｂ背板
６画像処理手段
６ａ鏡像処理手段
２０Ｘ線ＣＴ撮影装置
Ｑ局所部位[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
According to the present invention, an object is fixedly held, and the X-ray generator and the two-dimensional X-ray imaging unit are swung around the object while facing each other, and the X-rays emitted from the X-ray generator and transmitted through the object are The present invention relates to an X-ray CT imaging apparatus that reconstructs an X-ray image captured by a two-dimensional X-ray imaging unit and calculates a three-dimensional X-ray absorption coefficient of a subject.
[0002]
[Prior art]
In an X-ray CT (Computed Tomography) imaging apparatus, in order to obtain a good X-ray absorption coefficient of a subject, an X-ray image captured by a two-dimensional X-ray imaging means is not reconstructed as it is, After performing the correction process, reconfiguration is performed.
[0003]
In this correction processing, as an X-ray CT imaging apparatus for performing correction processing for removing artifacts resulting from data discontinuity at the visual field boundary of the X-ray image before correction, in Japanese Patent Laid-Open No. 9-66051, FIG. 12 has been proposed.
[0004]
In FIG. 12, (a) shows a schematic configuration of the X-ray CT imaging apparatus, and (b) shows an image processing method at the visual field boundary of the X-ray image.
[0005]
This X-ray CT imaging apparatus holds a subject O fixedly, turns around the subject O while the X-ray generator 101 and the two-dimensional X-ray imaging means 102 face each other, and is irradiated from the X-ray generator 101. An image processing unit 106 reconstructs an X-ray image obtained by capturing X-rays transmitted through the subject O by the two-dimensional X-ray imaging unit 102, and calculates and images a three-dimensional X-ray absorption coefficient of the subject. It is.
[0006]
For this reason, this apparatus performs an X-ray image correction, for example, an image distortion correction, before performing the reconstruction calculation, and an image distortion correction table generating unit including an image distortion correction table generating means for the correction. Although provided, in particular, a visual field boundary detecting means 106a for detecting the visual field boundary of the obtained X-ray image and an extrapolation calculating means 106b for performing processing on the detected visual field boundary are provided, as shown in FIG. It was characterized by performing extrapolation processing as shown.
[0007]
That is, in FIG. 12B, the k-th X-ray image (two-dimensional data) obtained for the subject is placed on the xy coordinates, and at an arbitrary position: j on the y-axis, the position in the x-axis direction: This is a graph of image data P (i, j, k) when i is changed. As shown in the figure, the vertical axis represents the image data P (i, j, k), and the horizontal axis represents the x-axis direction. Position: i is taken.
[0008]
In this figure, a and b are the visual field boundaries of the X-ray image, and the image data is zero outside this, and therefore, artifacts occur at the visual field boundary part.
[0009]
In order to solve this problem, here, extrapolation of image data that forms elliptic curves as shown by a′-a and bb ′ is performed, that is, outside the field boundaries a and b. Artifacts are removed by reconstructing the X-ray image after insertion.
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
However, such extrapolation requires a certain calculation in consideration of the image data in the vicinity of the visual field boundaries a and b, so that the processing is not easy.
[0011]
The present invention is intended to solve such a problem, and an X-ray CT capable of calculating a good three-dimensional X-ray absorption coefficient free from artifacts caused by a visual field boundary by a very simple process. An object is to provide a photographing apparatus.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
The X-ray CT imaging apparatus according to claim 1 holds a subject fixedly, rotates the X-ray generator and the two-dimensional X-ray imaging unit while facing each other, and is irradiated from the X-ray generator. Before reconstructing the X-ray image obtained by capturing the X-rays transmitted through the subject by the two-dimensional X-ray imaging means and calculating the three-dimensional X-ray absorption coefficient of the subject, mirror image processing is performed on the field boundary of the X-ray image. An X-ray CT imaging apparatus for performing mirror image processing in which image data inside a visual field boundary is extrapolated outside the visual field boundary so as to be line-symmetrical with respect to the visual field boundary of the X-ray image. It is characterized by that.
[0013]
Here, mirror image processing refers to extrapolating image data inside a certain range outside the field boundary with respect to the field boundary so as to be symmetric about the field boundary. The image reflected in the mirror is processed as if it is also outside the field boundary.
[0014]
This imaging apparatus performs mirror image processing as extrapolation processing outside the field boundary, and as described above, this mirror image processing sequentially collects image data from the field boundary inward, and sequentially collects the image data in the field vision. The processing is very simple because it is only extrapolated from the boundary to the outside. On the other hand, when the X-ray image corrected in this way is reconstructed, there is no artifact caused by the visual field boundary. An X-ray absorption coefficient can be obtained.
[0016]
In addition, “extrapolate image data inside the visual field boundary to the outside of the visual field boundary so as to be line symmetric about the visual field boundary” means that a certain distance from the visual field boundary along the reconstruction path. This means that the value of some outside image data is the value of the image data that is inside by the same distance. For example, when a two-dimensional X-ray image is placed in the xy coordinate system and the x coordinate is changed from the inner side to the outer side of the field boundary while the y coordinate is set to a constant value, the reconstruction of Δx from the field boundary to the outer side is performed. The image data of the point at the position is used as the image data of the point at the position of Δx inward from the visual field boundary.
[0018]
The X-ray CT imaging apparatus according to claim 2 is the X-ray CT imaging apparatus according to claim 1 , wherein the X-ray CT imaging apparatus is a part of the subject to be imaged from an X-ray generator. An X-ray image of the local region is obtained by rotating around the subject while facing the X-ray generator and the two-dimensional X-ray imaging unit while locally irradiating an X-ray cone beam including only the region. The X-ray image is reconstructed, and the three-dimensional X-ray absorption coefficient of the local part is calculated.
[0019]
The imaging apparatus, in addition to claim 1, in order to obtain an X-ray image of the object in the two-dimensional X-ray imaging means, and performs so-called X-ray CT, the details of which the present applicant filed JP-A-2000-139902 describes the effect of being able to obtain a clear X-ray image of only a locally irradiated local portion while having a small X-ray exposure amount and a short imaging time. To do.
[0020]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of an X-ray CT imaging apparatus according to the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
[0021]
FIG. 1 is a basic configuration diagram of an example of the X-ray CT imaging apparatus of the present invention.
[0022]
The X-ray CT imaging apparatus 20 includes an X-ray imaging unit A, an X-ray beam adjusting unit B, a turning arm drive control unit C, an arithmetic processing unit 6, a display monitor E, a subject holding unit 4 that holds the subject O fixedly, a subject A subject position moving unit 5 for moving the holding unit 4, a main frame 10, an operation unit 11, an operation panel 10 e and the like are provided.
[0023]
The X-ray imaging means A has a swivel arm 3, and the swivel arm 3 is suspended from the X-ray generator 1 and the two-dimensional X-ray imaging means 2.
[0024]
The X-ray beam adjusting means B provided in the X-ray generator 1 has an X-ray beam width limiting means B1, an X-ray beam controller B2, and an emission control slit B3, and the X-ray beam emitted from the X-ray tube Is adjusted by the X-ray beam width limiting means B1, so that an X-ray cone beam 1a having a desired beam width can be emitted.
[0025]
One two-dimensional X-ray imaging means 2 converts X-rays hitting a scintillator layer provided on the surface of X-ray II into visible light, converts the visible light into electrons by a photoelectric converter, and multiplies the electrons. This electron is converted into visible light by a phosphor and photographed with a CCD (solid-state imaging device) camera arranged two-dimensionally through a lens.
[0026]
In addition to this, known X-ray two-dimensional imaging means such as an X-ray two-dimensional imaging means such as cadmium tellurium (CdTe) or a MOS sensor, or a CCD imaging means using a combination of a scintillator, a glass fiber, and a CCD are used. it can.
[0027]
The revolving arm 3 is provided with an XY table 31, an elevation control motor 32, and a rotation control motor 33. By controlling the X-axis control motor 31a and the Y-axis control motor 31b, the rotation center 3a is set in the XY direction. The position of the revolving arm 3 can be moved up and down by driving the elevating control motor 32 and the revolving arm 3 can be rotated around the subject O by driving the rotation control motor 33 at a constant speed during photographing. The lift control motor 32 constitutes an arm vertical position adjusting means for the swing arm 3.
[0028]
Further, the rotation center 3a of the swivel arm 3, that is, the swivel axis is provided vertically, the swivel arm 3 rotates horizontally, and the X-ray cone beam 1a is locally irradiated horizontally, so that the apparatus occupies a small floor space. It can be configured as a vertical type.
[0029]
This rotation control motor 33 constitutes a turning drive means for the turning arm 3, and uses a motor that can freely control its rotation speed and rotation position, such as a servo motor. The shaft is directly connected to the rotation center 3a.
[0030]
Therefore, the swivel arm 3 can be rotated at a constant speed or a variable speed, and the rotation position can be known along the time axis. It is convenient for taking out a transmission image, and local irradiation X-ray CT imaging can be effectively carried out with no center shake.
[0031]
A hollow portion 3 b is provided at the rotation center 3 a of the turning arm 3. In order to provide such a hollow portion 3b, it is necessary to provide a hollow hole in all the related parts on the rotation center 3a. For example, the rotation control motor 33 is a servo using a hollow shaft. A motor can be used.
[0032]
The hollow portion 3b is used for arranging a connection line between the X-ray generator 1 and the two-dimensional X-ray imaging means 2 suspended from the swivel arm 3 and the operation unit 11 provided on the main frame 10 side. belongs to.
[0033]
When electrical wiring is connected to the rotating portion, the arrangement method of the connecting wire becomes a problem. However, if the connecting wire is arranged through the rotation center 3a of the swivel arm 3 as described above, the influence of twisting due to rotation, etc. Can be minimized, and a favorable effect can be obtained from the aesthetics of the wiring.
[0034]
In this embodiment, the swing arm drive control means C is configured by combining the position adjusting means 31 composed of an XY table, the motor 32 after lift control, and the rotation control motor 33, but is not limited to such a configuration. . In the simplest structure, the center 3a of the swivel arm 3 may be set at an arbitrary position by operating a handwheel handle.
[0035]
The subject holding means 4 includes a chair 4b that holds the subject (patient) O in a sitting position, and a head fixing means 4a provided on the back of the chair 4b.
[0036]
The subject position moving unit 5 includes an X-axis control motor 51 that moves the subject holding unit 4 left and right, a Y-axis control motor 52 that moves back and forth, and a Z-axis control motor 53 that moves up and down. .
[0037]
The X-axis, Y-axis, and Z-axis linear movement tables (not shown) driven by these motors 51 to 54 are each composed of a well-known cross roller guide or a combination of ordinary bearings and guides. Can be moved linearly. Moreover, the movement of these X-axis, Y-axis, and Z-axis linear movement tables by the motors 51 to 54 can be applied with a rack and pinion method, a ball screw method, a method using a normal screw shaft, or the like. What can be positioned is desirable.
[0038]
In this way, the subject O is seated on the chair 4 b, the head of the subject O is fixedly held by the head fixing means 4 a, and the subject position moving means 5 is used to bring the inside of the subject O into the rotation center 3 a of the swivel arm 3. It can be adjusted to the center of the local site. On the other hand, instead of moving the subject holding means 4 by the subject position moving means 5, the rotation arm 3 side is moved using the XY table 31 and the lifting control motor 32, and the rotation center 3 a of the turning arm 3 is moved to the subject O It is also possible to match with the center of the local site inside.
[0039]
In this apparatus 20, in order to align the rotation center 3a, that is, to set the X-ray imaging position, the subject position moving means 5 for moving the subject side, and the XY table 31 for moving the swivel arm 3 on the irradiation side, Although both the lift control motors 32 are provided, only one of them may be provided. In the case of local irradiation X-ray CT imaging, since it is important that there is no blurring of the rotation center 3a, it is desirable that the turning arm 3 side is only turned during CT imaging, and the turning center 3a is fixed.
[0040]
The arithmetic processing means 6 includes an arithmetic processor that operates at high speed for image processing analysis, and after pre-processing the X-ray transmission image generated on the two-dimensional X-ray imaging means 2, executes predetermined arithmetic processing. Thus, the three-dimensional X-ray absorption coefficient data inside the object through which X-rays are transmitted are calculated, and calculation such as projection of this data on the projection surface is performed, and the projection image or The X-ray image is displayed and stored as image information in a necessary storage medium.
[0041]
This photographing apparatus is characterized in that the arithmetic processing means 6 is provided with a mirror image processing means 6a for performing a mirror image process to be described later. This mirror image processing will be described in detail below.
[0042]
FIG. 2 is a conceptual explanatory diagram of mirror image processing used in the present invention.
[0043]
In this figure, an X-ray image (two-dimensional data) that has been imaged by the two-dimensional X-ray imaging means 2 and is not reconstructed is placed on the xy coordinates, and at any position on the y-axis, This is a graph of the image data P when the position is changed. As shown in the figure, the vertical axis indicates the image data P, the horizontal axis indicates the position in the x-axis direction, and here, the leftmost portion of the X-ray image. Is shown.
[0044]
Further, in this figure, symbol A indicates the field boundary, and symbol A ′ indicates the end of the image data P extrapolated by mirror image processing. The data indicated by “♦” is actual data obtained by imaging with the two-dimensional X-ray imaging means 2, and the data indicated by “◇” is mirror image data extrapolated by mirror image processing. is there.
[0045]
Center As seen from this figure, the mirror image processing, the field of view boundary A, a range of the outer boundary A, in this example, the range up to the end A ', the field boundaries A image data in the inside Is extrapolated so as to be line- symmetric, that is, a mirror is set up at the field boundary, and the image reflected on the mirror is processed as if it is outside the field boundary. More specifically, as indicated by the arrows in the figure, the image data is collected in order from the field boundary A inward, and is simply extrapolated from the field boundary A to the outside in order, so the processing is very simple. It is.
[0046]
On the other hand, when the X-ray image corrected in this way is reconstructed, as will be described later, a good three-dimensional X-ray absorption coefficient free from artifacts due to the visual field boundary can be obtained.
[0047]
FIG. 3 is a diagram showing an example of such mirror image processing. In the figure, reference numeral BB denotes a visual field boundary opposite to the visual field boundary A-A, and reference numeral B′-B ′ denotes the visual field boundary B. It is an end of extrapolation by mirror image processing corresponding to -B.
[0048]
In this example, image data P (shown by dotted lines ) in which the image portion (a to b) shown in FIG. 12B in the conventional example is just folded at the boundaries AA and BB is shown. Extrapolated outside the boundaries AA and BB.
[0049]
As can be seen from the comparison between FIG. 12B and FIGS. 2 and 3, the extrapolation by the mirror image processing of FIGS. 2 and 3 is much more processing than the extrapolation by the elliptic curve as shown in FIG. Simple.
[0050]
Here, the necessity of extrapolation by such mirror image processing will be described.
[0051]
4 is a conceptual explanatory diagram of a reconstruction function used in the present invention, and FIG. 5 is a conceptual explanatory diagram of reconstruction data when mirror image processing is not performed.
[0052]
The reconstruction function shown in FIG. 4 is generally a three-dimensional image of an object by back projecting a number of two-dimensional X-ray images captured by the two-dimensional X-ray imaging means 2 in X-ray CT (Computed Tomography) imaging. This is generally used to calculate a typical X-ray absorption coefficient, that is, data of the internal structure of the subject.
[0053]
When such a reconstruction function is applied to the X-ray image without mirror image processing in FIG. 1, the reconstruction data should be zero in the vicinity of the visual field boundary, and is particularly high at the visual field boundary A as shown in FIG. Reconstruction data indicating numerical values is obtained, and reconstruction data indicating a small but small numerical value is also obtained for the inner portion of the subject on the right side of the boundary A in this figure. Such a phenomenon is called an artifact caused by a visual field boundary.
[0054]
When such an artifact occurs, a correct X-ray absorption coefficient cannot be obtained at the visual field boundary portion, and a clear reverse projection image cannot be obtained. In addition, image data that should not originally exist is generated at portions other than the visual field boundary, and the contrast of the original image is deteriorated.
[0055]
Such artifacts will be described based on actual experimental data.
[0056]
FIG. 6 shows an example of reconstruction data ((a), (c), (e)) without mirror image processing and reconstruction data ((b), (d), (f)) after mirror image processing. FIGS. 7A and 7B show reconstruction data without mirror image processing ((a), (c), (e)) and reconstruction data after mirror image processing ((b), (d), (f)). FIG. 8 is a diagram illustrating another example, and FIG. 8 is an explanatory diagram of the reconstructed data of FIGS.
[0057]
6 and 7, a steel ball having a very small diameter is selected as the subject O, and this steel ball is installed in the vicinity of the boundary of the visual field range of the local part of the X-ray CT imaging apparatus 20, and the locally irradiated X-ray CT. FIG. 8 is a comparison between the case where the image is taken and the reconstruction data is not subjected to the mirror image processing (left side) and the case where the mirror image processing is performed (right side), and as shown in FIG. This is reconstructed data as viewed from the X direction (corresponding to the direction of the turning center 3a) of the local site Q that is the target of local irradiation.
[0058]
6 and 7, in the upper stage ((a), (b)), when the subject O is installed on the field boundary, the middle stage ((c), (d)) shows the object O as the field boundary. In the lower stage ((e), (f)), the subject O is placed further inside the field boundary and at a position 95% of the radius of the field of view. Reconstruction data for the case. The reason why the subject O is set near the visual field boundary of the visual field range is to verify the artifact due to the visual field boundary. Further, the reason why the position near the visual field boundary is divided into three ways is the artifact by the position. This is to compare the differences.
[0059]
FIGS. 6 and 7 are different in that FIG. 6 shows only the inside of the reconstructed local part, whereas FIG. 7 shows the result up to the outside of the visual field range. ing.
[0060]
When the left and right reconstruction data (reconstructed images) in FIGS. 6 and 7 are compared, in the case where the mirror image processing is not performed (left side), in addition to the image of the subject O, the images P1 and P1 caused by artifacts are all present. P2, P3, P4, P5, and P6 appear in the form of white turbidity over the entire visual field range (in this figure, black and white are reversed), which are particularly dark near the inside of the visual field boundary. On the other hand, on the other side, it is almost uniformly distributed at a constant density, which corresponds to the graph of FIG.
[0061]
The cloudiness of the images P1, P2, P3, P4, P5, and P6 is not supposed to be present, and these are added as noise or unnecessary components to the original image to reduce the contrast of the image, The original image is made invisible.
[0062]
On the other hand, when mirror image processing is performed (on the right side), no image due to such artifacts appears.
[0063]
However, when the mirror image processing is performed, the false images P7, P8, and P9 in FIG. As can be seen from the comparison, these appear outside the visual field boundary and do not affect the reconstruction area.
[0064]
FIG. 9 is a conceptual explanatory diagram of the false images P7, P8, and P9 generated in the image processing process of the present invention.
[0065]
In this figure, when the subject O, which is an attention point, is present in the vicinity of the visual field boundary Z, when reconstruction is performed, the locus PL outside the subject O is determined in relation to the reverse projection direction D of the reconstruction. As an envelope of this, a state where a false image P ′ of the subject O is generated is shown.
[0066]
As described above, such a false image is generated by reconstructing X-ray image data extrapolated by performing mirror image processing to the outside of the visual field boundary. Since it does not occur in the area, it has no effect.
[0067]
FIG. 10A is an external front view of an example of the X-ray CT imaging apparatus of the present invention, and FIG.
[0068]
The X-ray CT imaging apparatus 20 is configured with a main frame 10 that is a portal-type extremely rigid structure as an overall support.
[0069]
The main frame 10 has an arm 10a for rotatably supporting a swing arm 3 suspended from the X-ray generator 1 and the two-dimensional X-ray imaging means 2, and a base end portion of the arm 10a is fixed. A pair of horizontal beams 10b that are held, a pair of vertical beams 10c that support the horizontal beams 10b, and a pair of vertical beams 10c are fixedly mounted, and are composed of a base 10d that forms the basis of the entire apparatus 20. Has been.
[0070]
The members constituting the main frame 10 are each made of a steel material having high rigidity, and are appropriately provided with braces or corner reinforcing members to be resistant to deformation. The rotation center 3a is not changed.
[0071]
As described above, the main frame 10 has a structure that prevents the swing arm 3 from swinging. Therefore, the main frame 10 is particularly suitable as an X-ray CT imaging apparatus that requires no swing swing.
[0072]
The operation panel 10e is provided on the surface of one vertical beam 10c of the main frame 10 at a position where the operator can easily operate in a standing position. The chair 4b of the subject holding means 4 is placed on the subject position moving means 5 described in FIG. 1, and the chair 4b is moved in the X, Y, and Z directions, that is, in the front and rear, right and left, up and down directions. Further, the back plate 4ba of the chair 4b can be tilted to hold the head of the subject O tilted.
[0073]
FIG. 11 is a conceptual explanatory diagram of a local irradiation X-ray CT imaging method performed by the X-ray CT imaging apparatus of the present invention.
[0074]
When performing local irradiation X-ray CT imaging, as shown in the figure, the rotation arch 3a of the swivel arm 3 provided with the X-ray generator 1 and the two-dimensional X-ray imaging means 2 at both ends is used as an irradiation target dental arch. The X-ray cone beam 1a is made to coincide with the center of the local portion Q of S (in this example, about three front teeth), and the swivel arm 3 is swung at a constant speed so as to encompass the local portion Q. .
[0075]
The X-ray generator 1 emits an X-ray cone beam 1a as the turning arm 3 turns, and the X-ray image of the dental arch S on the two-dimensional X-ray imaging means 2 by the X-ray cone beam 1a. Are sequentially generated. In this way, the X-ray images sequentially generated on the two-dimensional X-ray imaging means 2 are reconstructed, and the three-dimensional X-ray absorption of the local site G including the dental arch S is performed. Get the coefficient.
[0076]
In this way, the X-ray irradiation time is shortened, and the amount of X-ray exposure is reduced to about 1/50 or less of the conventional CT, while obtaining three-dimensional X-ray absorption coefficient data that is comparable to the conventional one. By combining and using the above-described mirror image processing, each effect is synergistically exhibited.
[0077]
【The invention's effect】
According to the X-ray CT imaging apparatus of the first aspect, mirror image processing is performed as extrapolation processing on the outside of the visual field boundary. In this mirror image processing, the line is focused on the visual field boundary of the X-ray image. Since the image data is collected in order from the visual field boundary in order to be symmetric, and only extrapolated from the visual field boundary to the outside in this order, the process is very simple. When the corrected X-ray image is reconstructed, a good three-dimensional X-ray absorption coefficient free from artifacts due to the visual field boundary can be obtained.
[0079]
According to the X-ray CT imaging apparatus of the second aspect , in addition to the effect of the first aspect , since the local irradiation X-ray CT imaging using a so-called X-ray cone beam is performed, a small X-ray exposure amount and a short imaging time are obtained. However, the effect of being able to obtain a clear X-ray image of only the locally irradiated local part is further exhibited.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a basic configuration diagram of an example of an X-ray CT imaging apparatus of the present invention. FIG. 2 is a conceptual explanatory diagram of mirror image processing used in the present invention. FIG. 3 is a diagram illustrating an example of mirror image processing used in the present invention. FIG. 5 is a conceptual explanatory diagram of reconstruction data when no mirror image processing is performed. FIG. 6 is a conceptual diagram of reconstruction data without mirror image processing ((a), (c), FIG. 7E is a diagram showing an example of reconstruction data ((b), (d), and (f)) after mirror image processing. FIG. 7 shows reconstruction data ((a), (c) without mirror image processing. ), (E)) and other examples of reconstruction data ((b), (d), (f)) after mirror image processing. Explanatory diagram FIG. 9 is a conceptual explanatory diagram of a false image generated in the image processing process of the present invention. FIG. FIG. 11 is a conceptual front view of a local irradiation X-ray CT imaging method performed by the X-ray CT imaging apparatus of the present invention. FIG. Configuration diagram, (b) Image processing concept illustration [Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 X-ray generator 1a X-ray cone beam 2 Two-dimensional X-ray imaging means 3 Turning arm 4 Chair (Subject holding means)
4a Object holder 4b Back plate 6 Image processing means 6a Mirror image processing means 20 X-ray CT imaging device Q Local site

Claims

被写体を固定保持し、この被写体の周りをＸ線発生器と２次元Ｘ線撮像手段とを対向させながら旋回させ、前記Ｘ線発生器から照射され前記被写体を透過したＸ線を前記２次元Ｘ線撮像手段によって撮像したＸ線画像を再構成し、前記被写体の３次元的なＸ線吸収係数を算出する前に、前記Ｘ線画像の視野境界について鏡像処理を行うＸ線ＣＴ撮影装置であって、
前記鏡像処理では、前記Ｘ線画像の視野境界を中心として、線対称になるようにして、前記視野境界の内側にある画像データを、前記視野境界の外側に外挿することを特徴とするＸ線ＣＴ撮影装置。The subject is fixedly held, and the X-ray generator and the two-dimensional X-ray imaging means are turned around the subject while facing each other, and the two-dimensional X-rays emitted from the X-ray generator and transmitted through the subject are rotated. An X-ray CT imaging apparatus that reconstructs an X-ray image captured by a line imaging unit and performs mirror image processing on a visual field boundary of the X-ray image before calculating a three-dimensional X-ray absorption coefficient of the subject. And
In the mirror image processing, image data inside the field boundary is extrapolated to the outside of the field boundary so as to be line symmetric about the field boundary of the X-ray image. Line CT imaging device.

請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、
前記Ｘ線ＣＴ撮影装置は、Ｘ線発生器から前記被写体の一部である撮影すべき局所部位のみを包含するＸ線コーンビームを局所照射しながら、前記Ｘ線発生器と前記２次元Ｘ線撮像手段とを対向させながら前記被写体の周りを旋回させることによって、前記局所部位のＸ線画像を撮像し、このＸ線画像を再構成して、前記局所部位の３次元的なＸ線吸収係数を算出するようにしたことを特徴とするＸ線ＣＴ撮影装置。The X-ray CT imaging apparatus according to claim 1,
The X-ray CT imaging apparatus and the two-dimensional X-ray while locally irradiating an X-ray cone beam including only a local region to be imaged that is a part of the subject from the X-ray generator. By rotating around the subject while facing the imaging means, an X-ray image of the local part is imaged, and the X-ray image is reconstructed to obtain a three-dimensional X-ray absorption coefficient of the local part. An X-ray CT imaging apparatus characterized by calculating the above .