移動型Ｘ線撮影装置
【課題】Ｘ線イメージインテンシファイアを使用した移動型のコーンビームＸ線ＣＴ装置において、装置の撮影位置に依らずに、Ｘ線イメージインテンシファイアの画像の歪みを補正し、解像度低下の無いコーンビームＣＴ像を提供する。
【解決手段】Ｘ線源１１と、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉを用いたＸ線検出器１２と、Ｘ線検出器１２から出力されるＸ線画像データに基づいて被検体の投影画像を生成する画像生成手段（画像再構成手段２００）と、Ｘ線検出器１２の位置を検出して位置情報を出力する位置検出手段（８，３２０，３３０）と、その位置情報に基づいて、Ｘ線検出器１２の位置に対応する幾何学補正量に従って投影画像の幾何学的歪みを補正する歪補正手段２４０と、を備える。
【解決手段】Ｘ線源１１と、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉを用いたＸ線検出器１２と、Ｘ線検出器１２から出力されるＸ線画像データに基づいて被検体の投影画像を生成する画像生成手段（画像再構成手段２００）と、Ｘ線検出器１２の位置を検出して位置情報を出力する位置検出手段（８，３２０，３３０）と、その位置情報に基づいて、Ｘ線検出器１２の位置に対応する幾何学補正量に従って投影画像の幾何学的歪みを補正する歪補正手段２４０と、を備える。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線イメージインテンシファイアを使用した移動型のＸ線撮影装置に係り、特に、Ｘ線撮影を行う場合に、装置の撮影位置に依らずに、Ｘ線イメージインテンシファイアの画像の歪みを補正し、解像度低下の無い投影画像を生成することのできる、移動型Ｘ線撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線イメージインテンシファイアを使用したＸ線撮影では、Ｘ線イメージインテンシファイアのＸ線入射面が曲面であること、そしてＸ線入射面で生成される光電子を加速し増倍する過程で電子の軌道が外部電磁場により曲げられる影響により、Ｘ線イメージインテンシファイアで撮影される２次元Ｘ線画像は図２のような幾何学的歪みを含んだものとなることが知られている。このＸ線イメージインテンシファイアの内部構造と外部電磁場に起因するＸ線画像の幾何学的歪みを、図３のようにホール位置が既知のホールを複数個、格子状に開けた平板（ホールチャート３０）をＸ線イメージインテンシファイアのＸ線入射面の前面に固定して撮影し、ホールチャート３０の撮影画像（図２）からホールの座標を抽出し、幾何学的歪みの無い場合のホールの座標と対応させる座標変換テーブルを生成することにより、補正する方法が下記の特許文献１において開示されている。
【０００３】
また、Ｘ線イメージインテンシファイアを２次元Ｘ線検出器として使用し、その回転撮影データから３次元的ＣＴ像を生成するコーンビームＣＴ再構成演算を行う際に、回転中心軸投影等の撮影幾何学パラメータを較正する方法が、下記の特許文献２において開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特登録３３５６３５６号公報
【特許文献２】特登録３５４８３０６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
上記の外部電磁場は、地磁気と、周辺の電気機械から発生する電磁場、及び電磁場発生源とＸ線イメージインテンシファイア周辺との間に存在する金属などの影響を合成したものとなっている。Ｘ線イメージインテンシファイアは外部電磁場の影響を受ける構造となっているため、その周囲に金属による磁気シールドが施されているが、Ｘ線入射面方向に対しては入射Ｘ線の減衰を抑えるため十分な磁気シールドがされないのが通常である。そのため、Ｘ線イメージインテンシファイアを、移動型のＸ線撮影装置に搭載して使用する場合、Ｘ線イメージインテンシファイアの向きや位置ごとに、外部電磁場の影響が異なり、撮影画像の幾何学的歪みは異なるものとなる。
【０００６】
公知の技術は、撮影装置が移動しない、またはＸ線イメージインテンシファイアの画像の幾何学的歪みが装置の位置により変化しないことを前提としているか、あるいはＸ線イメージインテンシファイアが予め想定された固定位置の回転軌道を動くことを前提としており、固定の軌道上で上記座標変換テーブルを複数枚用意しておくことにより解決していた。
【０００７】
そのため、Ｘ線イメージインテンシファイアを移動型のＸ線撮影装置に搭載する場合における幾何学的歪みの補正については考慮されていなかった。
【０００８】
本発明の目的は、Ｘ線イメージインテンシファイアを使用した移動型のＸ線撮影装置において、装置の撮影位置に依らずに、Ｘ線イメージインテンシファイアの画像の歪みを補正し、解像度低下の無い投影画像を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明は、外部の電磁波信号を受信し、その電磁波信号から装置の位置を計算して、Ｘ線イメージインテンシファイアの画像の歪みを補正し、解像度低下の無い投影画像を生成することのできる、移動型Ｘ線撮影装置を提供する。
【００１０】
より詳しくは、本発明に係る移動型Ｘ線撮影装置は、任意の位置に移動させてＸ線撮影が可能な移動型Ｘ線撮影装置であって、被検体にＸ線を照射するＸ線源と、前記Ｘ線源に対向して配置され、前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出して電気信号に変換するＸ線イメージインテンシファイアを用いたＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置したまま回転移動させる回転手段と、前記Ｘ線検出器から出力されるＸ線画像データに基づいて前記被検体の投影画像を生成する画像生成手段と、前記Ｘ線検出器の位置を検出して位置情報を出力する位置検出手段と、前記位置情報に基づいて、前記Ｘ線検出器の位置に対応する幾何学補正量に従って前記被検体の投影画像の幾何学的歪みを補正する歪補正手段と、を備えることを特徴とする。
【００１１】
前記幾何学補正量は、前記Ｘ線検出器の幾何学的歪みを補正するために撮影するマーカーの投影点と、前記幾何学的歪みを補正した後の投影画像における、前記マーカーの投影点の配列方向と回転中心軸の投影とのずれ角度と、前記幾何学的歪みと前記ずれ角度とを補正した後の投影画像における、前記Ｘ線源が描く円軌道を含む平面の投影座標値と、回転中心軸の投影座標値、とを含んでもよい。
【００１２】
また、前記幾何学補正量は、前記マーカーの投影点に基づいて生成される、前記Ｘ線検出器の幾何学的歪みを補正するための、座標変換テーブルと、前記幾何学的歪みを補正した後の投影画像における、前記マーカーの投影点の配列方向と回転中心軸の投影とのずれ角度と、前記幾何学的歪みと前記ずれ角度とを補正した後の投影画像における、前記Ｘ線源が描く円軌道を含む平面の投影座標値と、回転中心軸の投影座標値、とを含んでもよい。
【００１３】
また、前記幾何学補正量は、前記座標変換テーブルを、前記マーカーの投影点の配列方向と回転中心軸の投影とのずれ角度について、回転補正した座標変換テーブルと、前記幾何学的歪みと前記ずれ角度とを補正した後の投影画像における、前記Ｘ線源が描く円軌道を含む平面の投影座標値と、回転中心軸の投影座標値、とを含んでもよい。
【００１４】
前記幾何学補正量は、前記回転補正した座標変換テーブルを、前記Ｘ線源が描く円軌道を含む平面の投影座標値と、回転中心軸の投影座標値が、前記幾何学的歪みと前記ずれ角度とを補正した後の投影画像の、中心にくるように平行移動したテーブルでもよい。
【００１５】
更に、上記座標変換テーブルは、縦横の画素数を、数分の１に間引いたテーブルとして保存されており、前記歪補正手段時に復元して使用してもよい。
【００１６】
また、上記マーカーの投影点、または上記座標変換テーブルは、投影画像の枚数分、または投影画像の枚数を数分の１に間引いた枚数分だけ、保存してもよい。
【発明の効果】
【００１７】
本発明によれば、Ｘ線イメージインテンシファイアを使用した移動型のＸ線撮影装置において、装置の撮影位置に依らずに、Ｘ線イメージインテンシファイアの画像の歪みを補正し、解像度低下の無い投影画像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】本発明が適用されるコーンビームＣＴ機能を備えた移動型Ｘ線撮影装置を示す概略構成図である。
【図１ａ】本発明が適用されるコーンビームＣＴ機能を備えた移動型Ｘ線撮影装置を示す概略構成図である。
【図２】Ｘ線イメージインテンシファイア固有の幾何学的歪みを表す図である。
【図３】ホールチャート３０を示す図である。
【図４】ホールチャート３０の回転撮影像と、ホールチャート３０の取り付けずれ角度ｂを示す図である。
【図５】ホールチャート３０の取り付けずれ角度ｂを補正した歪補正後の画像を示す図である。
【図６】本発明が適用される移動型Ｘ線撮影装置１のコーンビームＣＴ撮影における動作を示すフローチャートである。
【図６ａ】本発明が適用される移動型Ｘ線撮影装置１のコーンビームＣＴ撮影における動作を示すフローチャートである。
【図６ｂ】本発明が適用される移動型Ｘ線撮影装置１のコーンビームＣＴ撮影における動作を示すフローチャートである。
【図６ｃ】本発明が適用される移動型Ｘ線撮影装置１のコーンビームＣＴ撮影における動作を示すフローチャートである。
【図７】歪補正データ群２３０のデータ形式を示す概略図である。
【図７ａ】歪補正データ群２３０のデータ形式を示す概略図である。
【図７ｂ】歪補正データ群２３０のデータ形式を示す概略図である。
【図７ｃ】歪補正データ群２３０のデータ形式を示す概略図である。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
以下、添付図面を用いて本発明に係る移動型Ｘ線撮影装置の実施の形態について詳説する。本発明の実施形態を説明する全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
【００２０】
＜＜第一実施形態＞＞
まず、本発明が適用される移動型Ｘ線撮影装置の概略的な構成について説明する。
【００２１】
図１は、コーンビームＣＴ機能を備えた移動型Ｘ線撮影装置１の概略構成図であり、被検体２に対してＸ線を照射し、被検体２のＸ線透過像を撮影してＸ線画像データを得る撮影部１０と、撮影部１０の各構成要素を制御したり、Ｘ線画像データに基づいて被検体２の３次元的Ｘ線ＣＴ像を再構成したりする制御演算部２０と、画像を表示する表示装置８０とを備える。
【００２２】
図１ａは、図１とは異なる回転動作をする場合の装置構成図である。図１は、紙面に平行な方向に回転中心軸４が有り、Ｘ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２が回転中心軸４を中心に旋回するようになっているのに対し、図１ａに示す移動型Ｘ線撮影装置１は、回転中心軸４が紙面と垂直な方向に存在し、Ｘ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２が紙面と平行な面内をスライド回転するようになっている点が異なっている。
【００２３】
（撮影部１０）
撮影部１０は、寝台１４と、該寝台１４に横臥された被検体２にＸ線を照射するＸ線源１１と、該Ｘ線源１１に対向して設置され被検体２を透過したＸ線を検出することによりＸ線画像データを出力する２次元Ｘ線検出器１２と、散乱Ｘ線を遮断するためのＸ線グリッド５と、Ｘ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２を機械的に接続するＣ型アーム１３と、検査室、手術室に装置を移動するための車輪９と、外部の電磁波信号を受信するための電磁波受信機８とを備える。
【００２４】
Ｘ線源１１は、Ｘ線を発生するＸ線管１１ｔと、Ｘ線管１１ｔからのＸ線の照射視野を円錐または四角錐状に制御するコリメータ１１ｃとを備える。
【００２５】
２次元Ｘ線検出器１２は、Ｘ線透過像を可視光像に変換するＸ線イメージインテンシファイア１２ｉと、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉの像を結像する光学レンズ１２ｄと、光学レンズ１２ｄにより結像されたＸ線イメージインテンシファイア１２ｉの可視光像を撮影するＣＣＤテレビカメラ１２ｃとの、組み合わせからなる。この形態の２次元Ｘ線検出器１２の撮影視野は、通常は円形であるが、コリメータ１１ｃで矩形状にコリメートしたり、多辺形いかなる形状の撮影視野のものであってもよい。
【００２６】
Ｃ型アーム１３は、被検体２の撮影に際して、所定の投影角度毎に回転中心軸４を中心として回転移動する。これにより、上記Ｘ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２とは対向配置したまま、ほぼ同一の平面上にある円軌道を回転移動し、Ｘ線撮影を行う。この回転移動については、画像再構成演算に使用される撮影幾何学パラメータが存在する。撮影幾何学パラメータに、Ｘ線源１１が描く円軌道を含む面である回転軌道面（ミッドプレーン）３と、回転中心軸４、及びＸ線イメージインテンシファイア１２ｉの画像の歪みを補正する座標変換テーブルを生成するためのホールチャート３０を取り付ける際の、ホールの配列方向と回転中心軸４とのずれ角度（図４の角度ｂ。特許文献２では、「座標ねじれ角」と表現されている）がある。
【００２７】
また、上記の電磁波受信機８は、人工衛星６が発信する電波信号や、室内に取り付けられた赤外線発信機７から発射される赤外線を受信できるようになっている。電波信号を発信する人工衛星６として、ＧＰＳ（Global Positioning System）や、ＧＬＯＮＡＳＳ（Global Navigation Satellite System）や、Galileoなどと呼ばれる、複数の衛星から成る人工衛星システムが航行されており、各々人工衛星の位置情報と電波の発信時刻とを発信している。合計４ヶ所以上からの電磁波信号を受信することにより、受信機（Ｘ線イメージインテンシファイア）の位置を計算することができる。
【００２８】
（制御演算部２０）
制御演算部２０は、撮影部１０の各構成要素を制御する撮影部制御手段１００と、撮影部１０が出力するＸ線画像データを収集して格納する画像収集手段１１０と、収集されたＸ線画像データに基づいて３次元的Ｘ線ＣＴ像を再構成する再構成手段２００と、再構成手段２００が生成した３次元的Ｘ線ＣＴ像を表示する画像表示手段１２０と、装置を移動し本発明の特徴である外部の電磁波信号を受信し該電磁波信号に基づいてＸ線イメージインテンシファイアの位置を計算する撮影系位置制御手段３００と、撮影系位置制御手段３００が計算したＸ線イメージインテンシファイアの位置に対応する歪補正データを歪補正データ群２３０から読み込む歪補正データ読込手段２２２と、を備える。
【００２９】
（撮影部制御手段１００）
撮影部制御手段１００は、Ｃ型アーム１３の、回転中心軸４の回りの回転移動を制御する撮影系回転制御手段１０１と、Ｘ線管１１ｔに流す管電流のＯＮ、ＯＦＦ等を制御するＸ線照射制御手段１０２と、寝台１４の位置を制御して被検体２の位置を調整するための寝台制御手段１０３と、２次元Ｘ線検出器１２によるＸ線透過像の撮影を制御する検出系制御手段１０４と、を備える。なお、上記Ｃ型アーム１３の回転方向は、紙面に平行な方向に回転中心軸４が有りＸ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２が回転中心軸４を中心に旋回するようになっていても（図１）、回転中心軸４が紙面と垂直な方向に存在しＸ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２が紙面と平行な面内をスライド回転するようになっていても（図１ａ）、またはその両方の回転動作を備えるものであってもよい。
【００３０】
（再構成手段２００）
再構成手段２００は、前処理手段２１０と、Ｘ線イメージインテンシファイアの位置に対応する歪補正テーブルを生成する歪補正テーブル生成手段２２０と、該歪補正テーブルを使用して幾何学的画像歪みを補正する歪補正手段２４０と、フィルタリング手段２７０と、逆投影手段２８０と、を備える。
【００３１】
前処理手段２１０は、画像収集手段１１０が収集したＸ線透過像を、Ｘ線吸収長の分布像に変換する。本実施の形態では、まず、被検体２及び寝台１４を撮影視野内に配置しない状態で予め撮影した空気のＸ線透過像の各画素データに対して自然対数変換演算を施す。次に、被検体２を寝台１４に載せた状態で撮影したＸ線透過像の各画素データに対して自然対数変換演算を施す。そして、上記２つの自然対数変換演算を施したＸ線透過像の差分を取ることにより、被検体２及び寝台１４のＸ線吸収長の分布像を得る。
【００３２】
歪補正テーブル生成手段２２０は、本発明の特徴である手段であり、後述する撮影系位置計算手段３３０によりＸ線イメージインテンシファイアの撮影位置を計算し、後述する歪補正データ読込手段２２２によりＸ線イメージインテンシファイアの位置に対応する幾何学補正量を読み込み、読み込んだ幾何学補正量に基づいて歪補正テーブルを生成する。
【００３３】
歪補正手段２４０は、歪補正テーブル生成手段２２０が生成した歪補正テーブルに基づいて、上記Ｘ線吸収長の分布像の幾何学的歪みを補正し、幾何学的歪みが補正された投影データ２５０を生成する。投影データ２５０は、以下のＸ線ＣＴ像を生成するための入力データとして使用する他に、幾何学的歪みの無い撮影画像であるので、それ自身患者の投影画像として画像表示手段１２０により表示装置８０に表示したり、例えば患者画像データベース１３０に保存したりする。
【００３４】
フィルタリング手段２７０は、Ｘ線ＣＴ再構成演算におけるフィルタリング処理を行う。
【００３５】
逆投影手段２８０は、フィルタリング処理後の投影データを用いて、３次元コーンビームＣＴ再構成演算を行い、３次元的ＣＴ像（以下「再構成ＣＴ像２９０」という）を生成する。生成した再構成ＣＴ像２９０は、画像表示手段１２０により表示装置８０に表示する。再構成ＣＴ像２９０の出力は、通常はアキシャル断面像を積層したものとして行われ、例えば患者画像データベース１３０に保存される。
【００３６】
（歪補正データ読込手段２２２と歪補正データ群２３０）
歪補正データ読込手段２２２は、後述する撮影系位置計算手段３３０で計算される、Ｘ線イメージインテンシファイアの位置に対応する幾何学補正量を、歪補正データ群２３０の中から、最も位置の近い一つの回転軌道、または位置の近接する複数の回転軌道を選び、読み込む。
【００３７】
歪補正データ群２３０には、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉの各位置における、歪補正データと上記の撮影幾何学パラメータのセットから構成される、幾何学補正量が入っており、図７、図７ａ、図７ｂ、図７ｃに示すように、検査室や手術室等の撮影室の部屋番号を示す部屋Ｎｏと、その部屋の中でのＸ線イメージインテンシファイアの位置を示すＸＹＺ−Ｐｏｓｉｔｉｏｎごとに、データベースで管理されている。
【００３８】
以下、上記の幾何学補正量について、図を用いながら説明する。
【００３９】
図４は、ホールチャート３０の回転撮影像３１を示す。２１（ｖ軸）は回転中心軸４の２次元Ｘ線検出器１２への投影、３（ｕ軸）は回転軌道面、２２（ｖ’軸）はホール配列方向の縦軸、２３（ｕ’軸）はホール配列方向の横軸を表し、ｕ軸とｖ軸、ｕ’軸とｖ’軸はそれぞれ直交している。図４にあるホールチャート３０の回転撮影像３１は、Ｘ線イメージインテンシファイア固有の幾何学的画像歪み（図２）と、ホール配列方向の縦軸２２（ｖ’軸）と回転中心軸の投影２１（ｖ軸）とのずれ角度２６（ｂ）（特許文献２では、「座標ねじれ角」と表現されている）とを、合成したものになっている。まず、特許文献１の方法でホール座標２５を抽出し、Ｘ線イメージインテンシファイア固有の幾何学的画像歪み（図２）を補正するための座標変換テーブルを作成する。そして、例えば特許文献２の方法で、ホールチャート３０を取り付けた際のずれ角度２６（ｂ）（「座標ねじれ角」）と、回転中心軸投影２１、回転軌道面３の、合計３つの撮影幾何学パラメータを計算する。
【００４０】
以上をまとめると、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉの画像の歪みを補正し、コーンビームＸ線ＣＴ像を生成するために必要な、幾何学補正量は、上記のホール座標２５と、３つの撮影幾何学パラメータ（回転中心軸投影２１と、回転軌道面３、及びホールチャート３０の取り付けずれ角度２６）となる。これら４つの幾何学補正量を、部屋Ｎｏと、Ｘ線イメージインテンシファイアのＸＹＺ−Ｐｏｓｉｔｉｏｎ、回転方向（旋回／スライド回転）及び回転角度（旋回角度αまたはスライド角度β）ごとにデータベース化し、歪補正データ群２３０に保存する。歪補正データ群２３０のデータ形式の例を図７、図７ａ−７ｃに示す。上記の幾何学補正量のうち、前者のホール座標２５は、Ｘ線イメージインテンシファイアの幾何学的画像歪みが外部電磁場の変化及びＸ線イメージインテンシファイアの向きにより回転軌道の間でも変化する量であるため、回転方向及び回転角度ごとに投影枚数分、存在する。一方、後者の撮影幾何学パラメータは、回転撮影の間、共通の値を持つ。
【００４１】
また、上記の幾何学補正量の保存方法には、以下に示す通り、幾通りかの形態が考えられる。
【００４２】
第１の形態は、座標変換テーブルを生成するための元データであるホール座標２５と、３つの撮影幾何学パラメータという形で、幾何学補正量を保存し、後の歪補正テーブル生成手段２２０の中で歪補正テーブル２２８を生成する（歪補正テーブル２２８を生成する具体的なステップについては、図６を用いて説明する）、形態である。ホールチャート３０に存在するホールの数は高々数百個であるため、この形態が最も保存する幾何学補正量のデータ量を小さくできる。
【００４３】
第２の形態は、座標変換テーブルと３つの撮影幾何学パラメータという形で、幾何学補正量を保存する形態である。
【００４４】
第３の形態は、座標変換テーブルをホールチャート３０の取り付けずれ角度２６（ｂ）を補正する角度−ｂだけ回転し、残り２つの撮影幾何学パラメータ（回転中心軸投影２１と、回転軌道面３）とともに、保存する形態である。
【００４５】
第４の形態は、回転補正した座標変換テーブルを、さらに回転中心軸投影２１と回転軌道面３が投影画像の中心にくるように、平行移動したテーブル（「歪補正テーブル２２８」と呼ぶ。図５、図６参照。）までを生成し、幾何学補正量として保存する形態である。
【００４６】
上記、第２−第４の形態は、後述する図６で説明する歪補正テーブル２２８を生成する演算の一部を、または全部を、予め実行した状態で幾何学補正量を保存することになるため、再構成演算時の演算時間の短縮を期待できる。しかし、上記の座標変換テーブルを、Ｘ線イメージインテンシファイアの各位置ごとに、投影枚数分だけ保存することを考えると、そのデータ量は膨大なものとなる可能性がある。そのような場合に、特に第２−第４の形態において、座標変換テーブルの縦横の画素数を、数分の１に間引いたテーブルに縮小して、歪補正データ群２３０に保存しておき、歪補正手段２４０における歪補正演算実行時に復元する方法を用いる方法をとることで、幾何学補正量のデータ量を小さくすることができる。
【００４７】
また、Ｘ線イメージインテンシファイアの幾何学的画像歪みは、一つの回転撮影の間でも変化するがその変化は穏やかに変化すると考えられるので、第１−第４の形態において、投影方向について数枚束ね、投影枚数を数分の１に間引いた枚数分だけ、ホール投影点２５または座標変換テーブルを保存するようにすることにより、幾何学補正量のデータ量を削減することも可能である。
【００４８】
なお、撮影装置の位置が同じであっても、Ｃ型アーム１３の角度方向、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉが向いている方向により、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉに入り込む外部電磁場が異なり、幾何学的画像歪みは異なるものとなる。しかし、Ｃ型アーム１３の角度方向、及びＸ線イメージインテンシファイア１２ｉの向きは装置の内部情報であるため、撮影部制御手段１００により検知できる。例えば、Ｘ線イメージインテンシファイアの位置を示すＸＹＺ−Ｐｏｓｉｔｉｏｎに加えて、Ｃ型アーム１３の２軸方向の角度情報を追加する事で、補正データを区別する事ができる。
【００４９】
そして、歪補正データ群２３０に入れる幾何学補正量は、装置搬入時に、撮影を行う可能性のある各部屋及び各位置で、予め、ホールチャート３０の回転撮影像３１を撮影しホール座標２５を抽出してから、上記、第１−第４いずれかの形態で保存しておく。以後、装置または周辺機器の配置の変更がある時、及び数ヶ月または一年程度の期間ごとに更新する。
【００５０】
（撮影系位置制御手段３００）
撮影系位置制御手段３００は、本装置を移動するための撮影系移動手段３１０と、人工衛星６が発信する電波信号や、室内に取り付けられた赤外線発信機７から発射される赤外線を受信する電磁波信号受信手段３２０と、該電磁波信号に基づいてＸ線イメージインテンシファイアの位置を計算する撮影系位置計算手段３３０とを備える。
【００５１】
人工衛星６の電波信号を用いて、受信機（Ｘ線イメージインテンシファイア）の位置を計算する方法には、人工衛星６が発信する位置情報と電波の発信時刻情報だけを用いる民生用に広く用いられている方法（単独測位方式）と、人工衛星６からの電波情報に加え地上の基地局からの電波を受信し位置計測精度を補正する方法（ＤＧＰＳ測位方式）、さらに受信した電波の位相差を計測し位置計測精度を向上させる（ＲＴＫ測位方式）など、様々ある。それぞれの測位方式において位置計測精度の誤差は、現在の衛星システムにおいては、単独測位方式で１０ｍ程度、ＤＧＰＳ測位方式で数ｍ程度、ＲＴＫ測位方式で数ｃｍ程度となっているが、位置計測精度に反比例するように、電磁波受信機８は高価なものとなる。
【００５２】
また、室内の四隅に赤外線発信機７を設置し、発射される赤外線を受信して、その赤外線の方向からＸ線イメージインテンシファイアの位置を計算することも可能である。
【００５３】
人工衛星６の電波信号は、位置計測精度の誤差量１０ｍ程度を許容するのであれば民生用の安価な電磁波受信機８を使用できるため、人工衛星６の電波信号は撮影室の同定に使用し、撮影室内でのＸ線イメージインテンシファイアのＸＹＺ−Ｐｏｓｉｔｉｏｎ計測には、室内の四隅に取り付けた赤外線発信機７の信号を使用するのが、一つの効率的な実施形態である。
【００５４】
人工衛星６からの電波信号は、撮影室が地下にあったり、シールドルームに囲まれていたりする場合には、受信できない場合もある。このような場合に、赤外線発信機７の赤外線信号に、部屋Ｎｏを識別する信号を混ぜたり、４つの赤外線発信機７を部屋ごとに異なる位置関係に配置したりする事で、赤外線信号単独で、部屋Ｎｏと、その部屋内のＸ線イメージインテンシファイアのＸＹＺ−Ｐｏｓｉｔｉｏｎの、両方を計測するシステムを構築することも可能である。
【００５５】
上記のコーンビームＣＴ機能を備えた移動型Ｘ線撮影装置１の仕様例は次のとおりである。Ｘ線源１１と回転中心軸４との距離は６００ｍｍ、回転中心軸４とＸ線イメージインテンシファイア１２ｉのＸ線入射面との距離は３００ｍｍ、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉのＸ線入射面は直径３００ｍｍの円形、ＣＣＤテレビカメラ１２ｃの標準走査モードは毎秒６０フレーム、走査線数５１２本、あるいは毎秒３０フレーム、走査線数１０２４本で、光学レンズ１２ｄにより結像されたＸ線イメージインテンシファイア１２ｉの可視光像を撮影する。ＣＣＤテレビカメラ１２ｃが撮影した２次元Ｘ線画像は、ビデオ信号に変換した後にＡ／Ｄ変換され、５１２×５１２あるいは１０２４×１０２４のデジタル画像として画像収集手段１１０に記録される。撮影系回転制御手段１０１は、２次元Ｘ線検出器１２を、被検体２の左手の方向（−１００度）から天井方向（０度）を通過し、被検体２の右手方向（＋１００度）まで移動させる。これにより、２００度の投影角度にわたる被検体２のＸ線透過像１１１を撮影する。Ｃ型アーム１３の回転速度の代表例は１秒当たり４０度で、スキャン時間は例えば５秒である。
【００５６】
次に、図６のフローチャートを用い、本発明の特徴である移動型Ｘ線撮影装置１のコーンビームＣＴ撮影における実際の動作について具体的に説明する。以下、上記の幾何学補正量の保存形態が「第１の」の場合について説明する。なお、幾何学補正量の保存形態が「第２」「第３」及び「第４」の場合は、それぞれ、下記の「ステップＳ２２５」「ステップＳ２２５−ステップＳ２２６」及び「ステップＳ２２５−ステップＳ２２７」を省略することができる。「第２」の場合の処理の流れは図６ａに、「第３」の場合の処理の流れは図６ｂに、「第４」の場合の処理の流れは図６ｃに示す。
【００５７】
移動型Ｘ線撮影装置１におけるコーンビームＣＴ撮影では、撮影に先立ち、ステップＳ２２１が実行される。
【００５８】
（ステップＳ２２１）
電磁波信号受信手段３２０により、人工衛星６や、室内に取り付けられた赤外線発信機７などから、外部の位置情報を有する電磁波信号を受信し、撮影系位置計算手段３３０により、撮影時刻でのＸ線イメージインテンシファイアの位置を計算する。
【００５９】
（ステップＳ２２２）
ステップＳ２２１により計算した、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉの位置に対応する幾何学補正量（ホール座標、ホール配列ずれ角度、回転軌道面、回転中心軸投影）を、歪補正データ群２３０から読み込む。
【００６０】
なおこのときに、読み込む幾何学補正量は、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉの位置との距離が最も近い幾何学補正量を１セット読み込む場合と、撮影装置（Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉ）と同じ撮影室内にある幾何学補正量を複数セット読み込み、以下のステップＳ２２５−ステップＳ２２７において、測定点との距離に反比例する重みを掛算する高精度化処理を付加し、歪補正テーブル２２８を生成する方法とが考えられるが、そのどちらにするかは装置の初期設定により設定する。
【００６１】
（ステップＳ２２３）
撮影系回転制御手段１０１はＣ型アーム１３の回転を開始する。回転加速期間を経たのち、Ｘ線照射制御手段１０２はＸ線管１１ｔからＸ線を照射し、検出系制御手段１０４は２次元Ｘ線検出器１２による撮像を開始する。Ｘ線管１１ｔから照射されたＸ線は、被検体２を透過した後、２次元Ｘ線検出器１２に取り込まれる。ＣＣＤテレビカメラ１２ｃを標準走査モード、毎秒３０フレームで撮影する場合は、投影角度間隔１．３３度で、５秒間に１５０枚のＸ線透過像を取得する。２００度の回転撮影が完了すると、Ｘ線照射制御手段１０２はＸ線管１１ｔのＸ線照射を終了し、撮影系回転制御手段１０１は回転減速期間を経たのち回転を停止する。
【００６２】
再構成手段２００は、以上のような撮影に並行し、あるいは撮影終了後に画像収集手段１１０からＸ線透過像１１１を読み出す。
【００６３】
（ステップＳ２２４）
前処理手段２１０は、Ｘ線透過像１１１と、予め撮影された空気のＸ線透過像とに基づいて、被検体２及び寝台１４のＸ線吸収長分布像２２１を生成する。
【００６４】
（ステップＳ２２５）
ステップＳ２２２が読み込んだ、ホールチャート３０の回転撮影像３１上のホール座標２５から、座標変換テーブルを生成する。
【００６５】
（ステップＳ２２６）
ステップＳ２２５が生成した座標変換テーブルを、ホール配列ずれ角度２６だけ回転し、補正する。
【００６６】
（ステップＳ２２７）
ステップＳ２２６により回転補正した座標変換テーブルを、回転軌道面３及び回転中心軸投影２１の、投影画像中心からの変位だけ平行移動し、歪補正テーブル２２８を生成する。
【００６７】
（ステップＳ２４０）
歪補正手段２４０が、ステップＳ２２５−ステップＳ２２７により生成した歪補正テーブル２２８に基づいて、Ｘ線吸収長分布像２２１の幾何学的歪みを補正し、投影データ２５０を生成する。生成した投影データ２５０は、患者画像データベース１３０に保存する。
【００６８】
保存した投影データ２５０は、画像表示手段１２０により表示したり、以下のステップＳ２７０−ステップＳ２８０において、フィルタリングパラメータと、逆投影領域を変化させて、再構成ＣＴ像２９０を生成する（「オフライン再構成処理」と呼ばれる）の演算を行う際に、用いられる。
【００６９】
（ステップＳ２７０）
フィルタリング手段２７０により、Ｘ線ＣＴ再構成におけるフィルタリング処理を行う。
【００７０】
（ステップＳ２８０）
逆投影手段２８０により、逆投影演算を行い、被検体２の再構成ＣＴ像２９０を生成する。生成した再構成ＣＴ像２９０は、画像表示手段１２０により表示したり、患者画像データベース１３０に保存する。
【００７１】
患者画像データベース１３０に保存した画像は、３次元表示装置（図示しない）に送られ、任意断面表示や、３次元陰影表示するために使用される。
【００７２】
なお、上記のステップＳ２２６−ステップＳ２２７の時点で、回転軌道面３と回転中心軸投影２１の変位の平行移動、あるいはホール配列ずれ角度の補正及び回転軌道面３と回転中心軸投影２１の変位補正の両方、を行わずに、ステップＳ２８０の逆投影演算において参照する投影データ２５０の座標原点を変更、あるいは回転することにより行うことも可能である。
【００７３】
以上、本発明を実施例を用い説明してきたが、これまでの各実施例で説明した構成はあくまで一例であり、本発明は、技術思想を逸脱しない範囲内で適宜変更が可能である。
【００７４】
また、本実施形態では、移動型Ｘ線ＣＴ装置を例に説明をしたが、Ｘ線ＣＴ装置に限らず、Ｘ線イメージインテンシファイアを用いた投影像（透視／撮影）を生成するための移動型Ｘ線撮影装置においても同様に適用することができる。移動型Ｘ線撮影装置の場合においても、Ｘ線イメージインテンシファイアの開口面（Ｘ線の入射面）の向きによって投影像に現れる歪み量が異なるため、位置情報に加え、開口面の向きにも幾何学的補正量を対応付けて管理、保存するとより好ましい。
【００７５】
また、上記実施形態では、Ｘ線イメージインテンシファイアを用いることに起因した歪補正を行う移動型Ｘ線ＣＴ装置について説明したが、Ｘ線イメージインテンシファイアを用いていないＸ線検出器であっても地磁気や周辺電磁場の影響により投影画像に歪みが生じる移動型Ｘ線撮影装置に対し、本発明を適用することにより撮影位置の位置情報に基づいて歪補正を行うことができる。
【産業上の利用可能性】
【００７６】
本発明によれば、Ｘ線イメージインテンシファイアを使用した移動型のＸ線撮影装置において、装置の撮影位置に依らずに、Ｘ線イメージインテンシファイアの画像の歪みを補正し、幾何学的歪みの無い撮影画像を生成することができる。特に、コーンビームＸ線ＣＴ撮影を行う場合に、解像度低下の無いコーンビームＸ線ＣＴ像を提供することができ、頭部、腹部等の造影撮影、並びに歯顎、腰椎、四肢の整形外科撮影の診断性能を向上させることが期待できる。
【符号の説明】
【００７７】
１…コーンビームＣＴ機能を備えた移動型Ｘ線撮影装置、２…被検体、３…回転軌道面（ミッドプレーン）、４…回転中心軸、５…Ｘ線グリッド、６…人工衛星、７…赤外線発信機、８…電磁波受信機、９…車輪、１０…撮影部、１１…Ｘ線源、１１ｔ…Ｘ線管、１１ｃ…コリメータ、１２…２次元Ｘ線検出器、１２ｉ…Ｘ線イメージインテンシファイア、１２ｄ…光学レンズ、１２ｃ…ＣＣＤテレビカメラ、１３…Ｃ型アーム、１４…寝台、２０…制御演算部、２１…回転中心軸投影、２２…ホール配列方向の縦軸、２３…ホール配列方向の横軸、２５…ホール座標、２６…ホール配列ずれ角度、２７…回転軌道面３と回転中心軸投影２１、３０…ホールチャート、３１…ホールチャートの回転撮影像、３２…Ｘ線イメージインテンシファイア固有の幾何学的画像歪み、３３…ホール配列ずれ角度２６を補正した歪補正後の画像、８０…表示装置、１００…撮影部制御手段、１０１…撮影系回転制御手段、１０２…Ｘ線照射制御手段、１０３…寝台制御手段、１０４…検出系制御手段、１１０…画像収集手段、１１１…Ｘ線透過像、１２０…画像表示手段、１３０…患者画像データベース、２００…再構成手段、２１０…前処理手段、２１１…Ｘ線吸収長分布像、２２０…歪補正テーブル生成手段、２２２…歪補正データ読込手段、２３０…歪補正データ群、２４０…歪補正手段、２５０…投影データ、２７０…フィルタリング手段、２８０…逆投影手段、２９０…再構成ＣＴ像、３００…撮影系位置制御手段、３１０…撮影系移動手段、３２０…電磁波信号受信手段、３３０…撮影系位置計算手段
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線イメージインテンシファイアを使用した移動型のＸ線撮影装置に係り、特に、Ｘ線撮影を行う場合に、装置の撮影位置に依らずに、Ｘ線イメージインテンシファイアの画像の歪みを補正し、解像度低下の無い投影画像を生成することのできる、移動型Ｘ線撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線イメージインテンシファイアを使用したＸ線撮影では、Ｘ線イメージインテンシファイアのＸ線入射面が曲面であること、そしてＸ線入射面で生成される光電子を加速し増倍する過程で電子の軌道が外部電磁場により曲げられる影響により、Ｘ線イメージインテンシファイアで撮影される２次元Ｘ線画像は図２のような幾何学的歪みを含んだものとなることが知られている。このＸ線イメージインテンシファイアの内部構造と外部電磁場に起因するＸ線画像の幾何学的歪みを、図３のようにホール位置が既知のホールを複数個、格子状に開けた平板（ホールチャート３０）をＸ線イメージインテンシファイアのＸ線入射面の前面に固定して撮影し、ホールチャート３０の撮影画像（図２）からホールの座標を抽出し、幾何学的歪みの無い場合のホールの座標と対応させる座標変換テーブルを生成することにより、補正する方法が下記の特許文献１において開示されている。
【０００３】
また、Ｘ線イメージインテンシファイアを２次元Ｘ線検出器として使用し、その回転撮影データから３次元的ＣＴ像を生成するコーンビームＣＴ再構成演算を行う際に、回転中心軸投影等の撮影幾何学パラメータを較正する方法が、下記の特許文献２において開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特登録３３５６３５６号公報
【特許文献２】特登録３５４８３０６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
上記の外部電磁場は、地磁気と、周辺の電気機械から発生する電磁場、及び電磁場発生源とＸ線イメージインテンシファイア周辺との間に存在する金属などの影響を合成したものとなっている。Ｘ線イメージインテンシファイアは外部電磁場の影響を受ける構造となっているため、その周囲に金属による磁気シールドが施されているが、Ｘ線入射面方向に対しては入射Ｘ線の減衰を抑えるため十分な磁気シールドがされないのが通常である。そのため、Ｘ線イメージインテンシファイアを、移動型のＸ線撮影装置に搭載して使用する場合、Ｘ線イメージインテンシファイアの向きや位置ごとに、外部電磁場の影響が異なり、撮影画像の幾何学的歪みは異なるものとなる。
【０００６】
公知の技術は、撮影装置が移動しない、またはＸ線イメージインテンシファイアの画像の幾何学的歪みが装置の位置により変化しないことを前提としているか、あるいはＸ線イメージインテンシファイアが予め想定された固定位置の回転軌道を動くことを前提としており、固定の軌道上で上記座標変換テーブルを複数枚用意しておくことにより解決していた。
【０００７】
そのため、Ｘ線イメージインテンシファイアを移動型のＸ線撮影装置に搭載する場合における幾何学的歪みの補正については考慮されていなかった。
【０００８】
本発明の目的は、Ｘ線イメージインテンシファイアを使用した移動型のＸ線撮影装置において、装置の撮影位置に依らずに、Ｘ線イメージインテンシファイアの画像の歪みを補正し、解像度低下の無い投影画像を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明は、外部の電磁波信号を受信し、その電磁波信号から装置の位置を計算して、Ｘ線イメージインテンシファイアの画像の歪みを補正し、解像度低下の無い投影画像を生成することのできる、移動型Ｘ線撮影装置を提供する。
【００１０】
より詳しくは、本発明に係る移動型Ｘ線撮影装置は、任意の位置に移動させてＸ線撮影が可能な移動型Ｘ線撮影装置であって、被検体にＸ線を照射するＸ線源と、前記Ｘ線源に対向して配置され、前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出して電気信号に変換するＸ線イメージインテンシファイアを用いたＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置したまま回転移動させる回転手段と、前記Ｘ線検出器から出力されるＸ線画像データに基づいて前記被検体の投影画像を生成する画像生成手段と、前記Ｘ線検出器の位置を検出して位置情報を出力する位置検出手段と、前記位置情報に基づいて、前記Ｘ線検出器の位置に対応する幾何学補正量に従って前記被検体の投影画像の幾何学的歪みを補正する歪補正手段と、を備えることを特徴とする。
【００１１】
前記幾何学補正量は、前記Ｘ線検出器の幾何学的歪みを補正するために撮影するマーカーの投影点と、前記幾何学的歪みを補正した後の投影画像における、前記マーカーの投影点の配列方向と回転中心軸の投影とのずれ角度と、前記幾何学的歪みと前記ずれ角度とを補正した後の投影画像における、前記Ｘ線源が描く円軌道を含む平面の投影座標値と、回転中心軸の投影座標値、とを含んでもよい。
【００１２】
また、前記幾何学補正量は、前記マーカーの投影点に基づいて生成される、前記Ｘ線検出器の幾何学的歪みを補正するための、座標変換テーブルと、前記幾何学的歪みを補正した後の投影画像における、前記マーカーの投影点の配列方向と回転中心軸の投影とのずれ角度と、前記幾何学的歪みと前記ずれ角度とを補正した後の投影画像における、前記Ｘ線源が描く円軌道を含む平面の投影座標値と、回転中心軸の投影座標値、とを含んでもよい。
【００１３】
また、前記幾何学補正量は、前記座標変換テーブルを、前記マーカーの投影点の配列方向と回転中心軸の投影とのずれ角度について、回転補正した座標変換テーブルと、前記幾何学的歪みと前記ずれ角度とを補正した後の投影画像における、前記Ｘ線源が描く円軌道を含む平面の投影座標値と、回転中心軸の投影座標値、とを含んでもよい。
【００１４】
前記幾何学補正量は、前記回転補正した座標変換テーブルを、前記Ｘ線源が描く円軌道を含む平面の投影座標値と、回転中心軸の投影座標値が、前記幾何学的歪みと前記ずれ角度とを補正した後の投影画像の、中心にくるように平行移動したテーブルでもよい。
【００１５】
更に、上記座標変換テーブルは、縦横の画素数を、数分の１に間引いたテーブルとして保存されており、前記歪補正手段時に復元して使用してもよい。
【００１６】
また、上記マーカーの投影点、または上記座標変換テーブルは、投影画像の枚数分、または投影画像の枚数を数分の１に間引いた枚数分だけ、保存してもよい。
【発明の効果】
【００１７】
本発明によれば、Ｘ線イメージインテンシファイアを使用した移動型のＸ線撮影装置において、装置の撮影位置に依らずに、Ｘ線イメージインテンシファイアの画像の歪みを補正し、解像度低下の無い投影画像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】本発明が適用されるコーンビームＣＴ機能を備えた移動型Ｘ線撮影装置を示す概略構成図である。
【図１ａ】本発明が適用されるコーンビームＣＴ機能を備えた移動型Ｘ線撮影装置を示す概略構成図である。
【図２】Ｘ線イメージインテンシファイア固有の幾何学的歪みを表す図である。
【図３】ホールチャート３０を示す図である。
【図４】ホールチャート３０の回転撮影像と、ホールチャート３０の取り付けずれ角度ｂを示す図である。
【図５】ホールチャート３０の取り付けずれ角度ｂを補正した歪補正後の画像を示す図である。
【図６】本発明が適用される移動型Ｘ線撮影装置１のコーンビームＣＴ撮影における動作を示すフローチャートである。
【図６ａ】本発明が適用される移動型Ｘ線撮影装置１のコーンビームＣＴ撮影における動作を示すフローチャートである。
【図６ｂ】本発明が適用される移動型Ｘ線撮影装置１のコーンビームＣＴ撮影における動作を示すフローチャートである。
【図６ｃ】本発明が適用される移動型Ｘ線撮影装置１のコーンビームＣＴ撮影における動作を示すフローチャートである。
【図７】歪補正データ群２３０のデータ形式を示す概略図である。
【図７ａ】歪補正データ群２３０のデータ形式を示す概略図である。
【図７ｂ】歪補正データ群２３０のデータ形式を示す概略図である。
【図７ｃ】歪補正データ群２３０のデータ形式を示す概略図である。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
以下、添付図面を用いて本発明に係る移動型Ｘ線撮影装置の実施の形態について詳説する。本発明の実施形態を説明する全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
【００２０】
＜＜第一実施形態＞＞
まず、本発明が適用される移動型Ｘ線撮影装置の概略的な構成について説明する。
【００２１】
図１は、コーンビームＣＴ機能を備えた移動型Ｘ線撮影装置１の概略構成図であり、被検体２に対してＸ線を照射し、被検体２のＸ線透過像を撮影してＸ線画像データを得る撮影部１０と、撮影部１０の各構成要素を制御したり、Ｘ線画像データに基づいて被検体２の３次元的Ｘ線ＣＴ像を再構成したりする制御演算部２０と、画像を表示する表示装置８０とを備える。
【００２２】
図１ａは、図１とは異なる回転動作をする場合の装置構成図である。図１は、紙面に平行な方向に回転中心軸４が有り、Ｘ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２が回転中心軸４を中心に旋回するようになっているのに対し、図１ａに示す移動型Ｘ線撮影装置１は、回転中心軸４が紙面と垂直な方向に存在し、Ｘ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２が紙面と平行な面内をスライド回転するようになっている点が異なっている。
【００２３】
（撮影部１０）
撮影部１０は、寝台１４と、該寝台１４に横臥された被検体２にＸ線を照射するＸ線源１１と、該Ｘ線源１１に対向して設置され被検体２を透過したＸ線を検出することによりＸ線画像データを出力する２次元Ｘ線検出器１２と、散乱Ｘ線を遮断するためのＸ線グリッド５と、Ｘ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２を機械的に接続するＣ型アーム１３と、検査室、手術室に装置を移動するための車輪９と、外部の電磁波信号を受信するための電磁波受信機８とを備える。
【００２４】
Ｘ線源１１は、Ｘ線を発生するＸ線管１１ｔと、Ｘ線管１１ｔからのＸ線の照射視野を円錐または四角錐状に制御するコリメータ１１ｃとを備える。
【００２５】
２次元Ｘ線検出器１２は、Ｘ線透過像を可視光像に変換するＸ線イメージインテンシファイア１２ｉと、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉの像を結像する光学レンズ１２ｄと、光学レンズ１２ｄにより結像されたＸ線イメージインテンシファイア１２ｉの可視光像を撮影するＣＣＤテレビカメラ１２ｃとの、組み合わせからなる。この形態の２次元Ｘ線検出器１２の撮影視野は、通常は円形であるが、コリメータ１１ｃで矩形状にコリメートしたり、多辺形いかなる形状の撮影視野のものであってもよい。
【００２６】
Ｃ型アーム１３は、被検体２の撮影に際して、所定の投影角度毎に回転中心軸４を中心として回転移動する。これにより、上記Ｘ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２とは対向配置したまま、ほぼ同一の平面上にある円軌道を回転移動し、Ｘ線撮影を行う。この回転移動については、画像再構成演算に使用される撮影幾何学パラメータが存在する。撮影幾何学パラメータに、Ｘ線源１１が描く円軌道を含む面である回転軌道面（ミッドプレーン）３と、回転中心軸４、及びＸ線イメージインテンシファイア１２ｉの画像の歪みを補正する座標変換テーブルを生成するためのホールチャート３０を取り付ける際の、ホールの配列方向と回転中心軸４とのずれ角度（図４の角度ｂ。特許文献２では、「座標ねじれ角」と表現されている）がある。
【００２７】
また、上記の電磁波受信機８は、人工衛星６が発信する電波信号や、室内に取り付けられた赤外線発信機７から発射される赤外線を受信できるようになっている。電波信号を発信する人工衛星６として、ＧＰＳ（Global Positioning System）や、ＧＬＯＮＡＳＳ（Global Navigation Satellite System）や、Galileoなどと呼ばれる、複数の衛星から成る人工衛星システムが航行されており、各々人工衛星の位置情報と電波の発信時刻とを発信している。合計４ヶ所以上からの電磁波信号を受信することにより、受信機（Ｘ線イメージインテンシファイア）の位置を計算することができる。
【００２８】
（制御演算部２０）
制御演算部２０は、撮影部１０の各構成要素を制御する撮影部制御手段１００と、撮影部１０が出力するＸ線画像データを収集して格納する画像収集手段１１０と、収集されたＸ線画像データに基づいて３次元的Ｘ線ＣＴ像を再構成する再構成手段２００と、再構成手段２００が生成した３次元的Ｘ線ＣＴ像を表示する画像表示手段１２０と、装置を移動し本発明の特徴である外部の電磁波信号を受信し該電磁波信号に基づいてＸ線イメージインテンシファイアの位置を計算する撮影系位置制御手段３００と、撮影系位置制御手段３００が計算したＸ線イメージインテンシファイアの位置に対応する歪補正データを歪補正データ群２３０から読み込む歪補正データ読込手段２２２と、を備える。
【００２９】
（撮影部制御手段１００）
撮影部制御手段１００は、Ｃ型アーム１３の、回転中心軸４の回りの回転移動を制御する撮影系回転制御手段１０１と、Ｘ線管１１ｔに流す管電流のＯＮ、ＯＦＦ等を制御するＸ線照射制御手段１０２と、寝台１４の位置を制御して被検体２の位置を調整するための寝台制御手段１０３と、２次元Ｘ線検出器１２によるＸ線透過像の撮影を制御する検出系制御手段１０４と、を備える。なお、上記Ｃ型アーム１３の回転方向は、紙面に平行な方向に回転中心軸４が有りＸ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２が回転中心軸４を中心に旋回するようになっていても（図１）、回転中心軸４が紙面と垂直な方向に存在しＸ線源１１と２次元Ｘ線検出器１２が紙面と平行な面内をスライド回転するようになっていても（図１ａ）、またはその両方の回転動作を備えるものであってもよい。
【００３０】
（再構成手段２００）
再構成手段２００は、前処理手段２１０と、Ｘ線イメージインテンシファイアの位置に対応する歪補正テーブルを生成する歪補正テーブル生成手段２２０と、該歪補正テーブルを使用して幾何学的画像歪みを補正する歪補正手段２４０と、フィルタリング手段２７０と、逆投影手段２８０と、を備える。
【００３１】
前処理手段２１０は、画像収集手段１１０が収集したＸ線透過像を、Ｘ線吸収長の分布像に変換する。本実施の形態では、まず、被検体２及び寝台１４を撮影視野内に配置しない状態で予め撮影した空気のＸ線透過像の各画素データに対して自然対数変換演算を施す。次に、被検体２を寝台１４に載せた状態で撮影したＸ線透過像の各画素データに対して自然対数変換演算を施す。そして、上記２つの自然対数変換演算を施したＸ線透過像の差分を取ることにより、被検体２及び寝台１４のＸ線吸収長の分布像を得る。
【００３２】
歪補正テーブル生成手段２２０は、本発明の特徴である手段であり、後述する撮影系位置計算手段３３０によりＸ線イメージインテンシファイアの撮影位置を計算し、後述する歪補正データ読込手段２２２によりＸ線イメージインテンシファイアの位置に対応する幾何学補正量を読み込み、読み込んだ幾何学補正量に基づいて歪補正テーブルを生成する。
【００３３】
歪補正手段２４０は、歪補正テーブル生成手段２２０が生成した歪補正テーブルに基づいて、上記Ｘ線吸収長の分布像の幾何学的歪みを補正し、幾何学的歪みが補正された投影データ２５０を生成する。投影データ２５０は、以下のＸ線ＣＴ像を生成するための入力データとして使用する他に、幾何学的歪みの無い撮影画像であるので、それ自身患者の投影画像として画像表示手段１２０により表示装置８０に表示したり、例えば患者画像データベース１３０に保存したりする。
【００３４】
フィルタリング手段２７０は、Ｘ線ＣＴ再構成演算におけるフィルタリング処理を行う。
【００３５】
逆投影手段２８０は、フィルタリング処理後の投影データを用いて、３次元コーンビームＣＴ再構成演算を行い、３次元的ＣＴ像（以下「再構成ＣＴ像２９０」という）を生成する。生成した再構成ＣＴ像２９０は、画像表示手段１２０により表示装置８０に表示する。再構成ＣＴ像２９０の出力は、通常はアキシャル断面像を積層したものとして行われ、例えば患者画像データベース１３０に保存される。
【００３６】
（歪補正データ読込手段２２２と歪補正データ群２３０）
歪補正データ読込手段２２２は、後述する撮影系位置計算手段３３０で計算される、Ｘ線イメージインテンシファイアの位置に対応する幾何学補正量を、歪補正データ群２３０の中から、最も位置の近い一つの回転軌道、または位置の近接する複数の回転軌道を選び、読み込む。
【００３７】
歪補正データ群２３０には、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉの各位置における、歪補正データと上記の撮影幾何学パラメータのセットから構成される、幾何学補正量が入っており、図７、図７ａ、図７ｂ、図７ｃに示すように、検査室や手術室等の撮影室の部屋番号を示す部屋Ｎｏと、その部屋の中でのＸ線イメージインテンシファイアの位置を示すＸＹＺ−Ｐｏｓｉｔｉｏｎごとに、データベースで管理されている。
【００３８】
以下、上記の幾何学補正量について、図を用いながら説明する。
【００３９】
図４は、ホールチャート３０の回転撮影像３１を示す。２１（ｖ軸）は回転中心軸４の２次元Ｘ線検出器１２への投影、３（ｕ軸）は回転軌道面、２２（ｖ’軸）はホール配列方向の縦軸、２３（ｕ’軸）はホール配列方向の横軸を表し、ｕ軸とｖ軸、ｕ’軸とｖ’軸はそれぞれ直交している。図４にあるホールチャート３０の回転撮影像３１は、Ｘ線イメージインテンシファイア固有の幾何学的画像歪み（図２）と、ホール配列方向の縦軸２２（ｖ’軸）と回転中心軸の投影２１（ｖ軸）とのずれ角度２６（ｂ）（特許文献２では、「座標ねじれ角」と表現されている）とを、合成したものになっている。まず、特許文献１の方法でホール座標２５を抽出し、Ｘ線イメージインテンシファイア固有の幾何学的画像歪み（図２）を補正するための座標変換テーブルを作成する。そして、例えば特許文献２の方法で、ホールチャート３０を取り付けた際のずれ角度２６（ｂ）（「座標ねじれ角」）と、回転中心軸投影２１、回転軌道面３の、合計３つの撮影幾何学パラメータを計算する。
【００４０】
以上をまとめると、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉの画像の歪みを補正し、コーンビームＸ線ＣＴ像を生成するために必要な、幾何学補正量は、上記のホール座標２５と、３つの撮影幾何学パラメータ（回転中心軸投影２１と、回転軌道面３、及びホールチャート３０の取り付けずれ角度２６）となる。これら４つの幾何学補正量を、部屋Ｎｏと、Ｘ線イメージインテンシファイアのＸＹＺ−Ｐｏｓｉｔｉｏｎ、回転方向（旋回／スライド回転）及び回転角度（旋回角度αまたはスライド角度β）ごとにデータベース化し、歪補正データ群２３０に保存する。歪補正データ群２３０のデータ形式の例を図７、図７ａ−７ｃに示す。上記の幾何学補正量のうち、前者のホール座標２５は、Ｘ線イメージインテンシファイアの幾何学的画像歪みが外部電磁場の変化及びＸ線イメージインテンシファイアの向きにより回転軌道の間でも変化する量であるため、回転方向及び回転角度ごとに投影枚数分、存在する。一方、後者の撮影幾何学パラメータは、回転撮影の間、共通の値を持つ。
【００４１】
また、上記の幾何学補正量の保存方法には、以下に示す通り、幾通りかの形態が考えられる。
【００４２】
第１の形態は、座標変換テーブルを生成するための元データであるホール座標２５と、３つの撮影幾何学パラメータという形で、幾何学補正量を保存し、後の歪補正テーブル生成手段２２０の中で歪補正テーブル２２８を生成する（歪補正テーブル２２８を生成する具体的なステップについては、図６を用いて説明する）、形態である。ホールチャート３０に存在するホールの数は高々数百個であるため、この形態が最も保存する幾何学補正量のデータ量を小さくできる。
【００４３】
第２の形態は、座標変換テーブルと３つの撮影幾何学パラメータという形で、幾何学補正量を保存する形態である。
【００４４】
第３の形態は、座標変換テーブルをホールチャート３０の取り付けずれ角度２６（ｂ）を補正する角度−ｂだけ回転し、残り２つの撮影幾何学パラメータ（回転中心軸投影２１と、回転軌道面３）とともに、保存する形態である。
【００４５】
第４の形態は、回転補正した座標変換テーブルを、さらに回転中心軸投影２１と回転軌道面３が投影画像の中心にくるように、平行移動したテーブル（「歪補正テーブル２２８」と呼ぶ。図５、図６参照。）までを生成し、幾何学補正量として保存する形態である。
【００４６】
上記、第２−第４の形態は、後述する図６で説明する歪補正テーブル２２８を生成する演算の一部を、または全部を、予め実行した状態で幾何学補正量を保存することになるため、再構成演算時の演算時間の短縮を期待できる。しかし、上記の座標変換テーブルを、Ｘ線イメージインテンシファイアの各位置ごとに、投影枚数分だけ保存することを考えると、そのデータ量は膨大なものとなる可能性がある。そのような場合に、特に第２−第４の形態において、座標変換テーブルの縦横の画素数を、数分の１に間引いたテーブルに縮小して、歪補正データ群２３０に保存しておき、歪補正手段２４０における歪補正演算実行時に復元する方法を用いる方法をとることで、幾何学補正量のデータ量を小さくすることができる。
【００４７】
また、Ｘ線イメージインテンシファイアの幾何学的画像歪みは、一つの回転撮影の間でも変化するがその変化は穏やかに変化すると考えられるので、第１−第４の形態において、投影方向について数枚束ね、投影枚数を数分の１に間引いた枚数分だけ、ホール投影点２５または座標変換テーブルを保存するようにすることにより、幾何学補正量のデータ量を削減することも可能である。
【００４８】
なお、撮影装置の位置が同じであっても、Ｃ型アーム１３の角度方向、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉが向いている方向により、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉに入り込む外部電磁場が異なり、幾何学的画像歪みは異なるものとなる。しかし、Ｃ型アーム１３の角度方向、及びＸ線イメージインテンシファイア１２ｉの向きは装置の内部情報であるため、撮影部制御手段１００により検知できる。例えば、Ｘ線イメージインテンシファイアの位置を示すＸＹＺ−Ｐｏｓｉｔｉｏｎに加えて、Ｃ型アーム１３の２軸方向の角度情報を追加する事で、補正データを区別する事ができる。
【００４９】
そして、歪補正データ群２３０に入れる幾何学補正量は、装置搬入時に、撮影を行う可能性のある各部屋及び各位置で、予め、ホールチャート３０の回転撮影像３１を撮影しホール座標２５を抽出してから、上記、第１−第４いずれかの形態で保存しておく。以後、装置または周辺機器の配置の変更がある時、及び数ヶ月または一年程度の期間ごとに更新する。
【００５０】
（撮影系位置制御手段３００）
撮影系位置制御手段３００は、本装置を移動するための撮影系移動手段３１０と、人工衛星６が発信する電波信号や、室内に取り付けられた赤外線発信機７から発射される赤外線を受信する電磁波信号受信手段３２０と、該電磁波信号に基づいてＸ線イメージインテンシファイアの位置を計算する撮影系位置計算手段３３０とを備える。
【００５１】
人工衛星６の電波信号を用いて、受信機（Ｘ線イメージインテンシファイア）の位置を計算する方法には、人工衛星６が発信する位置情報と電波の発信時刻情報だけを用いる民生用に広く用いられている方法（単独測位方式）と、人工衛星６からの電波情報に加え地上の基地局からの電波を受信し位置計測精度を補正する方法（ＤＧＰＳ測位方式）、さらに受信した電波の位相差を計測し位置計測精度を向上させる（ＲＴＫ測位方式）など、様々ある。それぞれの測位方式において位置計測精度の誤差は、現在の衛星システムにおいては、単独測位方式で１０ｍ程度、ＤＧＰＳ測位方式で数ｍ程度、ＲＴＫ測位方式で数ｃｍ程度となっているが、位置計測精度に反比例するように、電磁波受信機８は高価なものとなる。
【００５２】
また、室内の四隅に赤外線発信機７を設置し、発射される赤外線を受信して、その赤外線の方向からＸ線イメージインテンシファイアの位置を計算することも可能である。
【００５３】
人工衛星６の電波信号は、位置計測精度の誤差量１０ｍ程度を許容するのであれば民生用の安価な電磁波受信機８を使用できるため、人工衛星６の電波信号は撮影室の同定に使用し、撮影室内でのＸ線イメージインテンシファイアのＸＹＺ−Ｐｏｓｉｔｉｏｎ計測には、室内の四隅に取り付けた赤外線発信機７の信号を使用するのが、一つの効率的な実施形態である。
【００５４】
人工衛星６からの電波信号は、撮影室が地下にあったり、シールドルームに囲まれていたりする場合には、受信できない場合もある。このような場合に、赤外線発信機７の赤外線信号に、部屋Ｎｏを識別する信号を混ぜたり、４つの赤外線発信機７を部屋ごとに異なる位置関係に配置したりする事で、赤外線信号単独で、部屋Ｎｏと、その部屋内のＸ線イメージインテンシファイアのＸＹＺ−Ｐｏｓｉｔｉｏｎの、両方を計測するシステムを構築することも可能である。
【００５５】
上記のコーンビームＣＴ機能を備えた移動型Ｘ線撮影装置１の仕様例は次のとおりである。Ｘ線源１１と回転中心軸４との距離は６００ｍｍ、回転中心軸４とＸ線イメージインテンシファイア１２ｉのＸ線入射面との距離は３００ｍｍ、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉのＸ線入射面は直径３００ｍｍの円形、ＣＣＤテレビカメラ１２ｃの標準走査モードは毎秒６０フレーム、走査線数５１２本、あるいは毎秒３０フレーム、走査線数１０２４本で、光学レンズ１２ｄにより結像されたＸ線イメージインテンシファイア１２ｉの可視光像を撮影する。ＣＣＤテレビカメラ１２ｃが撮影した２次元Ｘ線画像は、ビデオ信号に変換した後にＡ／Ｄ変換され、５１２×５１２あるいは１０２４×１０２４のデジタル画像として画像収集手段１１０に記録される。撮影系回転制御手段１０１は、２次元Ｘ線検出器１２を、被検体２の左手の方向（−１００度）から天井方向（０度）を通過し、被検体２の右手方向（＋１００度）まで移動させる。これにより、２００度の投影角度にわたる被検体２のＸ線透過像１１１を撮影する。Ｃ型アーム１３の回転速度の代表例は１秒当たり４０度で、スキャン時間は例えば５秒である。
【００５６】
次に、図６のフローチャートを用い、本発明の特徴である移動型Ｘ線撮影装置１のコーンビームＣＴ撮影における実際の動作について具体的に説明する。以下、上記の幾何学補正量の保存形態が「第１の」の場合について説明する。なお、幾何学補正量の保存形態が「第２」「第３」及び「第４」の場合は、それぞれ、下記の「ステップＳ２２５」「ステップＳ２２５−ステップＳ２２６」及び「ステップＳ２２５−ステップＳ２２７」を省略することができる。「第２」の場合の処理の流れは図６ａに、「第３」の場合の処理の流れは図６ｂに、「第４」の場合の処理の流れは図６ｃに示す。
【００５７】
移動型Ｘ線撮影装置１におけるコーンビームＣＴ撮影では、撮影に先立ち、ステップＳ２２１が実行される。
【００５８】
（ステップＳ２２１）
電磁波信号受信手段３２０により、人工衛星６や、室内に取り付けられた赤外線発信機７などから、外部の位置情報を有する電磁波信号を受信し、撮影系位置計算手段３３０により、撮影時刻でのＸ線イメージインテンシファイアの位置を計算する。
【００５９】
（ステップＳ２２２）
ステップＳ２２１により計算した、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉの位置に対応する幾何学補正量（ホール座標、ホール配列ずれ角度、回転軌道面、回転中心軸投影）を、歪補正データ群２３０から読み込む。
【００６０】
なおこのときに、読み込む幾何学補正量は、Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉの位置との距離が最も近い幾何学補正量を１セット読み込む場合と、撮影装置（Ｘ線イメージインテンシファイア１２ｉ）と同じ撮影室内にある幾何学補正量を複数セット読み込み、以下のステップＳ２２５−ステップＳ２２７において、測定点との距離に反比例する重みを掛算する高精度化処理を付加し、歪補正テーブル２２８を生成する方法とが考えられるが、そのどちらにするかは装置の初期設定により設定する。
【００６１】
（ステップＳ２２３）
撮影系回転制御手段１０１はＣ型アーム１３の回転を開始する。回転加速期間を経たのち、Ｘ線照射制御手段１０２はＸ線管１１ｔからＸ線を照射し、検出系制御手段１０４は２次元Ｘ線検出器１２による撮像を開始する。Ｘ線管１１ｔから照射されたＸ線は、被検体２を透過した後、２次元Ｘ線検出器１２に取り込まれる。ＣＣＤテレビカメラ１２ｃを標準走査モード、毎秒３０フレームで撮影する場合は、投影角度間隔１．３３度で、５秒間に１５０枚のＸ線透過像を取得する。２００度の回転撮影が完了すると、Ｘ線照射制御手段１０２はＸ線管１１ｔのＸ線照射を終了し、撮影系回転制御手段１０１は回転減速期間を経たのち回転を停止する。
【００６２】
再構成手段２００は、以上のような撮影に並行し、あるいは撮影終了後に画像収集手段１１０からＸ線透過像１１１を読み出す。
【００６３】
（ステップＳ２２４）
前処理手段２１０は、Ｘ線透過像１１１と、予め撮影された空気のＸ線透過像とに基づいて、被検体２及び寝台１４のＸ線吸収長分布像２２１を生成する。
【００６４】
（ステップＳ２２５）
ステップＳ２２２が読み込んだ、ホールチャート３０の回転撮影像３１上のホール座標２５から、座標変換テーブルを生成する。
【００６５】
（ステップＳ２２６）
ステップＳ２２５が生成した座標変換テーブルを、ホール配列ずれ角度２６だけ回転し、補正する。
【００６６】
（ステップＳ２２７）
ステップＳ２２６により回転補正した座標変換テーブルを、回転軌道面３及び回転中心軸投影２１の、投影画像中心からの変位だけ平行移動し、歪補正テーブル２２８を生成する。
【００６７】
（ステップＳ２４０）
歪補正手段２４０が、ステップＳ２２５−ステップＳ２２７により生成した歪補正テーブル２２８に基づいて、Ｘ線吸収長分布像２２１の幾何学的歪みを補正し、投影データ２５０を生成する。生成した投影データ２５０は、患者画像データベース１３０に保存する。
【００６８】
保存した投影データ２５０は、画像表示手段１２０により表示したり、以下のステップＳ２７０−ステップＳ２８０において、フィルタリングパラメータと、逆投影領域を変化させて、再構成ＣＴ像２９０を生成する（「オフライン再構成処理」と呼ばれる）の演算を行う際に、用いられる。
【００６９】
（ステップＳ２７０）
フィルタリング手段２７０により、Ｘ線ＣＴ再構成におけるフィルタリング処理を行う。
【００７０】
（ステップＳ２８０）
逆投影手段２８０により、逆投影演算を行い、被検体２の再構成ＣＴ像２９０を生成する。生成した再構成ＣＴ像２９０は、画像表示手段１２０により表示したり、患者画像データベース１３０に保存する。
【００７１】
患者画像データベース１３０に保存した画像は、３次元表示装置（図示しない）に送られ、任意断面表示や、３次元陰影表示するために使用される。
【００７２】
なお、上記のステップＳ２２６−ステップＳ２２７の時点で、回転軌道面３と回転中心軸投影２１の変位の平行移動、あるいはホール配列ずれ角度の補正及び回転軌道面３と回転中心軸投影２１の変位補正の両方、を行わずに、ステップＳ２８０の逆投影演算において参照する投影データ２５０の座標原点を変更、あるいは回転することにより行うことも可能である。
【００７３】
以上、本発明を実施例を用い説明してきたが、これまでの各実施例で説明した構成はあくまで一例であり、本発明は、技術思想を逸脱しない範囲内で適宜変更が可能である。
【００７４】
また、本実施形態では、移動型Ｘ線ＣＴ装置を例に説明をしたが、Ｘ線ＣＴ装置に限らず、Ｘ線イメージインテンシファイアを用いた投影像（透視／撮影）を生成するための移動型Ｘ線撮影装置においても同様に適用することができる。移動型Ｘ線撮影装置の場合においても、Ｘ線イメージインテンシファイアの開口面（Ｘ線の入射面）の向きによって投影像に現れる歪み量が異なるため、位置情報に加え、開口面の向きにも幾何学的補正量を対応付けて管理、保存するとより好ましい。
【００７５】
また、上記実施形態では、Ｘ線イメージインテンシファイアを用いることに起因した歪補正を行う移動型Ｘ線ＣＴ装置について説明したが、Ｘ線イメージインテンシファイアを用いていないＸ線検出器であっても地磁気や周辺電磁場の影響により投影画像に歪みが生じる移動型Ｘ線撮影装置に対し、本発明を適用することにより撮影位置の位置情報に基づいて歪補正を行うことができる。
【産業上の利用可能性】
【００７６】
本発明によれば、Ｘ線イメージインテンシファイアを使用した移動型のＸ線撮影装置において、装置の撮影位置に依らずに、Ｘ線イメージインテンシファイアの画像の歪みを補正し、幾何学的歪みの無い撮影画像を生成することができる。特に、コーンビームＸ線ＣＴ撮影を行う場合に、解像度低下の無いコーンビームＸ線ＣＴ像を提供することができ、頭部、腹部等の造影撮影、並びに歯顎、腰椎、四肢の整形外科撮影の診断性能を向上させることが期待できる。
【符号の説明】
【００７７】
１…コーンビームＣＴ機能を備えた移動型Ｘ線撮影装置、２…被検体、３…回転軌道面（ミッドプレーン）、４…回転中心軸、５…Ｘ線グリッド、６…人工衛星、７…赤外線発信機、８…電磁波受信機、９…車輪、１０…撮影部、１１…Ｘ線源、１１ｔ…Ｘ線管、１１ｃ…コリメータ、１２…２次元Ｘ線検出器、１２ｉ…Ｘ線イメージインテンシファイア、１２ｄ…光学レンズ、１２ｃ…ＣＣＤテレビカメラ、１３…Ｃ型アーム、１４…寝台、２０…制御演算部、２１…回転中心軸投影、２２…ホール配列方向の縦軸、２３…ホール配列方向の横軸、２５…ホール座標、２６…ホール配列ずれ角度、２７…回転軌道面３と回転中心軸投影２１、３０…ホールチャート、３１…ホールチャートの回転撮影像、３２…Ｘ線イメージインテンシファイア固有の幾何学的画像歪み、３３…ホール配列ずれ角度２６を補正した歪補正後の画像、８０…表示装置、１００…撮影部制御手段、１０１…撮影系回転制御手段、１０２…Ｘ線照射制御手段、１０３…寝台制御手段、１０４…検出系制御手段、１１０…画像収集手段、１１１…Ｘ線透過像、１２０…画像表示手段、１３０…患者画像データベース、２００…再構成手段、２１０…前処理手段、２１１…Ｘ線吸収長分布像、２２０…歪補正テーブル生成手段、２２２…歪補正データ読込手段、２３０…歪補正データ群、２４０…歪補正手段、２５０…投影データ、２７０…フィルタリング手段、２８０…逆投影手段、２９０…再構成ＣＴ像、３００…撮影系位置制御手段、３１０…撮影系移動手段、３２０…電磁波信号受信手段、３３０…撮影系位置計算手段
【特許請求の範囲】
【請求項１】
任意の位置に移動させてＸ線撮影が可能な移動型Ｘ線撮影装置であって、
被検体にＸ線を照射するＸ線源と、
前記Ｘ線源に対向して配置され、前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出して電気信号に変換するＸ線イメージインテンシファイアを用いたＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器から出力されるＸ線画像データに基づいて前記被検体の投影画像を生成する画像生成手段と、
前記Ｘ線検出器の位置を検出して位置情報を出力する位置検出手段と、
前記位置情報に基づいて、前記Ｘ線検出器の位置に対応する幾何学補正量に従って前記被検体の投影画像の幾何学的歪みを補正する歪補正手段と、
を備えることを特徴とする移動型Ｘ線撮影装置。
【請求項２】
Ｘ線撮影を行う撮影室内の複数の測定点において得た前記歪補正データを、その歪補正データの測定点の位置情報に対応づけて保存する歪補正データ保存手段と、
前記Ｘ線検出器の位置情報に基づいて、前記Ｘ線検出器からの距離が最も近い測定点で得られた前記歪補正データを、前記歪補正データ保存手段から読み込む歪補正データ読込手段と、を更に備え、
前記歪補正手段は、前記歪補正データ読込手段が読み込んだ歪補正データに基づいて補正を行う、
ことを特徴とする請求項１に記載の移動型Ｘ線撮影装置。
【請求項３】
Ｘ線撮影を行う撮影室内の複数の測定点において得た前記歪補正データを、その歪補正データの測定点の位置情報に対応づけて保存する歪補正データ保存手段と、
前記Ｘ線検出器の位置情報に基づいて、前記Ｘ線検出器からの距離が近い順に少なくとも２つの測定点で得られた歪補正データを、前記歪補正データ保存手段から読み込む歪補正データ読込手段と、を更に備え、
前記歪補正手段は、前記歪補正データ読込手段が読み込んだ各歪補正データに対し、前記Ｘ線検出器から各測定点までの距離に反比例する重みを掛け算した歪補正データに基づいて補正を行う、
ことを特徴とする請求項１に記載の移動型Ｘ線撮影装置。
【請求項４】
前記幾何学補正量は、前記移動型Ｘ線撮影装置が撮影を行う撮影室を表す識別子と、前記撮影室内での前記Ｘ線検出器の位置と、に対応づけられる、
ことを特徴とする請求項１に記載の移動型Ｘ線撮影装置。
【請求項５】
前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置したまま回転させる回転手段と、
前記被検体の投影画像に基づいて再構成演算を行い、前記被検体のＸ線ＣＴ像を再構成する画像再構成手段と、を更に備え、
前記幾何学補正量は、前記移動型Ｘ線撮影装置が撮影を行う撮影室を表す識別子と、前記撮影室内での前記Ｘ線検出器の位置、回転軸、及び回転角度に対応づけられる、
ことを特徴とする請求項１に記載の移動型Ｘ線撮影装置。
【請求項１】
任意の位置に移動させてＸ線撮影が可能な移動型Ｘ線撮影装置であって、
被検体にＸ線を照射するＸ線源と、
前記Ｘ線源に対向して配置され、前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出して電気信号に変換するＸ線イメージインテンシファイアを用いたＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器から出力されるＸ線画像データに基づいて前記被検体の投影画像を生成する画像生成手段と、
前記Ｘ線検出器の位置を検出して位置情報を出力する位置検出手段と、
前記位置情報に基づいて、前記Ｘ線検出器の位置に対応する幾何学補正量に従って前記被検体の投影画像の幾何学的歪みを補正する歪補正手段と、
を備えることを特徴とする移動型Ｘ線撮影装置。
【請求項２】
Ｘ線撮影を行う撮影室内の複数の測定点において得た前記歪補正データを、その歪補正データの測定点の位置情報に対応づけて保存する歪補正データ保存手段と、
前記Ｘ線検出器の位置情報に基づいて、前記Ｘ線検出器からの距離が最も近い測定点で得られた前記歪補正データを、前記歪補正データ保存手段から読み込む歪補正データ読込手段と、を更に備え、
前記歪補正手段は、前記歪補正データ読込手段が読み込んだ歪補正データに基づいて補正を行う、
ことを特徴とする請求項１に記載の移動型Ｘ線撮影装置。
【請求項３】
Ｘ線撮影を行う撮影室内の複数の測定点において得た前記歪補正データを、その歪補正データの測定点の位置情報に対応づけて保存する歪補正データ保存手段と、
前記Ｘ線検出器の位置情報に基づいて、前記Ｘ線検出器からの距離が近い順に少なくとも２つの測定点で得られた歪補正データを、前記歪補正データ保存手段から読み込む歪補正データ読込手段と、を更に備え、
前記歪補正手段は、前記歪補正データ読込手段が読み込んだ各歪補正データに対し、前記Ｘ線検出器から各測定点までの距離に反比例する重みを掛け算した歪補正データに基づいて補正を行う、
ことを特徴とする請求項１に記載の移動型Ｘ線撮影装置。
【請求項４】
前記幾何学補正量は、前記移動型Ｘ線撮影装置が撮影を行う撮影室を表す識別子と、前記撮影室内での前記Ｘ線検出器の位置と、に対応づけられる、
ことを特徴とする請求項１に記載の移動型Ｘ線撮影装置。
【請求項５】
前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置したまま回転させる回転手段と、
前記被検体の投影画像に基づいて再構成演算を行い、前記被検体のＸ線ＣＴ像を再構成する画像再構成手段と、を更に備え、
前記幾何学補正量は、前記移動型Ｘ線撮影装置が撮影を行う撮影室を表す識別子と、前記撮影室内での前記Ｘ線検出器の位置、回転軸、及び回転角度に対応づけられる、
ことを特徴とする請求項１に記載の移動型Ｘ線撮影装置。
【図１】
【図１ａ】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図６ａ】
【図６ｂ】
【図６ｃ】
【図７】
【図７ａ】
【図７ｂ】
【図７ｃ】
【図１ａ】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図６ａ】
【図６ｂ】
【図６ｃ】
【図７】
【図７ａ】
【図７ｂ】
【図７ｃ】
【公開番号】特開２０１０−１７８９１４（Ｐ２０１０−１７８９１４Ａ）
【公開日】平成２２年８月１９日（２０１０．８．１９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−２５１５４（Ｐ２００９−２５１５４）
【出願日】平成２１年２月５日（２００９．２．５）
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２２年８月１９日（２０１０．８．１９）
【国際特許分類】
【出願日】平成２１年２月５日（２００９．２．５）
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【Ｆターム（参考）】
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