(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数のマーカを設けたステントが挿入された被検体に複数の方向からＸ線を曝射することによって前記被検体から前記複数の方向に対応するＸ線投影データを収集するデータ収集手段と、
前記Ｘ線投影データに対する第１の画像再構成処理によって生成した第１の三次元画像データに基づいて前記複数のマーカのうちの少なくとも１つのマーカの空間位置を求め、前記複数の方向に対応するＸ線投影データのそれぞれについて、前記Ｘ線投影データの投影面への前記マーカの空間位置の投影位置と前記Ｘ線投影データに基づいて求められた対応するマーカの前記投影面上における二次元位置との間におけるシフト量を求め、前記シフト量を用いた補正を伴う前記Ｘ線投影データに対する第２の画像再構成処理によって第２の三次元画像データを生成するデータ処理手段と、
を備えるＸ線診断装置。
【請求項２】
前記データ処理手段は、前記複数のマーカのうち前記投影面上において前記投影位置又は前記二次元位置が近接するマーカの前記投影位置又は前記二次元位置間における距離が閾値よりも大きいマーカに対応する投影位置と二次元位置との間におけるシフト量のみを用いて前記補正を伴う前記第２の画像再構成処理を実行するように構成される請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項３】
前記データ処理手段は、前記第１の三次元画像データに基づいて誤認識されたマーカの候補を前記複数のマーカの幾何学的情報に基づいて除去するエラー処理を実行するように構成される請求項１又は２記載のＸ線診断装置。
【請求項４】
前記データ処理手段は、前記複数のマーカの幾何学的情報として各マーカの大きさ、形状、他のマーカとの距離、前記ステントのストラットの中心からの距離及び前記第１の三次元画像データの中心からの距離の少なくとも１つを用いるように構成される請求項３記載のＸ線診断装置。
【請求項５】
前記データ処理手段は、前記第１の三次元画像データに対する閾値処理によって前記マーカの空間位置を求めるように構成される請求項１乃至４のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
【請求項６】
前記複数のマーカに設けられた発信機から送信される無線信号を受信することによって前記発信機又は前記複数のマーカの位置を検出する位置センサを更に備え、
前記データ処理手段は、前記位置センサにより検出された前記発信機又は前記複数のマーカの位置に基づいて前記マーカの空間位置を求めるように構成される請求項１乃至４のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、Ｘ線診断装置及びＸ線診断用のステントに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線診断装置によるイメージングの一つとして、ステントを併用したイメージングが知られている。ステントは、ワイヤーのような構造を有するストラットを用いて網目の筒状に形成したものである。Ｘ線診断装置とともに用いられる代表的なステントとしては、頭蓋内ステントが挙げられる。
【０００３】
頭蓋内ステントのストラットは非常に細く、Ｘ線診断装置でステント自体を観察することは困難である。具体的には、頭蓋内ステントのストラットの断面径は60μm程度である。そこで、従来のステントには、Ｘ線診断装置によるイメージングによっておおよその位置が把握できるようにマーカが設けられている。具体的には、ステントの一端を形成する同一円上に４つのマーカが均等間隔で設けられ、４つのマーカをステントの長手方向に投影した他端側の位置に別の４つのマーカが設けられる。
【０００４】
一方、Ｘ線診断装置は、Ｘ線CT (computed tomography)装置に比べて空間分解能の高いＸ線検出器を備えている。しかしながら、Ｘ線診断装置を用いた透視画像及び撮影画像ではマーカ以外殆ど観察できない。但し、三次元(3D: three dimensional) イメージングを行うと、ステントのストラットを観察することが可能である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２０１１−１０４３５３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、従来のＸ線診断装置では、Ｘ線検出器及びＸ線管を搭載した回転系の位置決め誤差を100〜150μmに抑えることが困難な場合があった。すなわち、回転系の回転に起因する振動やＸ線管の管球の熱量変化に伴う僅かな焦点ずれ等の要因によってＸ線の投影系の位置は、回転の度に僅かに変化する。このため、100〜150μmの範囲内における回転系の再現性を保証することができない。
【０００７】
これに対して、一般にＸ線診断装置による3Dイメージングにおいて振動などの補正に使用されている、過去に収集された振動テーブルを用いて振動を補正する方法を用いる場合には、微細な構造を有するステントのストラットを描出するために、100〜150μmの回転系の再現性が要求される。特にストラットを明瞭に描出するためには、１pixelの1/4以下に相当する50μm以下の回転再現性が回転系の支持装置に必要と考えられる。
【０００８】
そこで、Ｘ線診断装置の安定性を機構学的に向上させる試みや、回転系の位置の微細な変化を検出し、検出された位置の変化を補正する試みがなされている。しかしながら、これらの試みはＸ線診断装置のコストの増加に繋がるという問題がある。
【０００９】
加えて、患者となる被検体が撮影中に僅かでも動くと、微細な構造を有するステントのストラットを描出することが困難になるという問題がある。この場合、Ｘ線診断装置の安定性を向上させたり、或いは回転系の位置の変化を補正させたとしても、ステントのストラットを明瞭に描出することは困難である。
【００１０】
本発明は、ステントを用いたイメージングにおいて、より簡易な手法で微細なステントのストラットを描出することが可能なＸ線診断装置及びＸ線診断用のステントを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明の実施形態に係るＸ線診断装置は、データ収集手段及びデータ処理手段を備える。データ収集手段は、複数のマーカを設けたステントが挿入された被検体に複数の方向からＸ線を曝射することによって前記被検体から前記複数の方向に対応するＸ線投影データを収集する。データ処理手段は、前記Ｘ線投影データに対する第１の画像再構成処理によって生成した第１の三次元画像データに基づいて前記複数のマーカのうちの少なくとも１つのマーカの空間位置を求め、前記複数の方向に対応するＸ線投影データのそれぞれについて、前記Ｘ線投影データの投影面への前記マーカの空間位置の投影位置と前記Ｘ線投影データに基づいて求められた対応するマーカの前記投影面上における二次元位置との間におけるシフト量を求め、前記シフト量を用いた補正を伴う前記Ｘ線投影データに対する第２の画像再構成処理によって第２の三次元画像データを生成する。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】本発明の第１の実施形態に係るＸ線診断装置の構成図。
【図２】図１に示すＸ線診断装置とともに使用可能な従来のステントの構造を示す斜視図。
【図３】図１に示すＸ線診断装置とともに使用可能な本発明の実施形態に係るＸ線診断用のステントの構造例を示す斜視図。
【図４】図１に示すＸ線診断装置とともに使用可能な本発明の実施形態に係るＸ線診断用のステントの別の構造例を示す斜視図。
【図５】図１に示すＸ線診断装置により、ステントを挿入した被検体のイメージングを行う際の流れを示すフローチャート。
【図６】図１に示すデータ処理系におけるデータ処理において用いられる座標系及びパラメータの定義を示す図。
【図７】本発明の第２の実施形態に係るＸ線診断装置の構成図。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
本発明の実施形態に係るＸ線診断装置及びＸ線診断用のステントについて添付図面を参照して説明する。
【００１６】
（第１の実施形態）
図１は本発明の第１の実施形態に係るＸ線診断装置の構成図である。
【００１７】
Ｘ線診断装置１は、撮影系２、制御系３、データ処理系４及びコンソール５を備えている。撮影系２は、Ｘ線管６、Ｘ線検出器７、Ｃ型アーム８、土台９及び寝台１０を有する。また、データ処理系４は、A/D (analog to digital)変換器１１、コンピュータ１２、D/A (digital to analog)変換器１３及び表示装置１４を有する。
【００１８】
Ｘ線管６及びＸ線検出器７は、寝台１０を挟んで対向配置するようにＣ型アーム８の両端に固定される。Ｃ型アーム８は、土台９によって保持される。土台９は、モータ９Ａ及び回転機構９Ｂを備え、モータ９Ａ及び回転機構９Ｂの駆動により、Ｃ型アーム８とともにＸ線管６及びＸ線検出器７を所望の位置にプロペラのように高速に回転させることができる。
【００１９】
Ｘ線検出器７としては、平面検出器(FPD: flat panel detector)やイメージインテンシファイアテレビ(I.I.-TV: image intensifier TV)を用いることができる。また、Ｘ線検出器７の出力側は、データ処理系４のA/D変換器１１と接続される。
【００２０】
制御系３は、撮影系２を構成する各構成要素に制御信号を出力することによって撮影系２を駆動制御する装置である。制御系３は入力装置としてのコンソール５と接続され、制御系３への撮像条件等の指示情報は、コンソール５から入力することができる。
【００２１】
そして、撮影系２は、制御系３による制御下において回転可能なＸ線管６から寝台１０にセットされた被検体Ｏに向けて互いに異なる角度でＸ線を順次曝射し、複数の方向から被検体Ｏを透過したＸ線をＸ線検出器７によりＸ線投影データとして順次収集できるように構成される。
【００２２】
特に、Ｘ線診断装置１では、被検体Ｏの撮像部位に挿入されたステントを含む撮像領域のイメージングを実行し、ステントを構成するストラットを描出できるように構成されている。すなわち、撮影系２では、被検体Ｏの撮像部位に挿入されたステントを含む領域からのＸ線投影データを収集することができる。
【００２３】
図２は、図１に示すＸ線診断装置１とともに使用可能な従来のステントの構造を示す斜視図である。
【００２４】
図２に示すように、従来のステント１５は、網目の筒状に形成されたストラット１６の両端にそれぞれ４つのマーカ１７を対称かつ均等配置して構成される。このような構成を有するステント１５は、頭蓋内などの動脈瘤を含む血管内に挿入し、主として血管内の治療をより安全に行うためなどに用いられる。
【００２５】
マーカ１７は、撮像部位周辺に存在する基準物質よりも高いCT値を呈する物質で構成される。例えば、頭蓋内で使用されるステントであれば、骨又は歯のCT値よりも高いCT値を有する材料によってマーカ１７を構成することが実用的である。
【００２６】
このため、ステント１５を含む領域からＸ線投影データを収集すると、マーカ１７に対応する領域が低信号値として描出される画像データを生成することが可能となる。この場合、撮影系２は、複数のマーカ１７を設けたステント１５が挿入された被検体Ｏに複数の方向からＸ線を曝射することによって被検体Ｏから複数の方向に対応するＸ線投影データを収集するデータ収集手段として機能する。但し、同様なデータ収集手段としての機能がＸ線診断装置１に備えられれば、他の構成要素でデータ収集手段を構成してもよい。
【００２７】
図２に示す従来のステント１５では、各端部に４つのマーカ１７が同一円上に均等間隔で配置される。従って、投影方向によっては、複数のマーカ１７が重なる場合がある。例えば、ストラット１６の長手方向となる軸方向Ｌに垂直な方向Ｐ１からＸ線投影データを収集すると、全てのマーカ１７が重なる場合がある。このような場合、Ｘ線投影データから画像データを再構成しても、画像データ上において各マーカ１７を互いに区別することが困難になる恐れがある。
【００２８】
そこで、複数のマーカ１７を、ある単一の方向に位置を投影した場合に少なくとも１つが重ならないように、ストラット１６の少なくとも一端に配置することが好適である。
【００２９】
図３は、図１に示すＸ線診断装置１とともに使用可能な本発明の実施形態に係るＸ線診断用のステントの構造例を示す斜視図である。
【００３０】
図３に示すステント１５Ａは、網目の筒状に形成されたストラット１６の両端にそれぞれ３つのマーカ１７を対称かつ均等配置して構成した例を示している。図３に示すように、マーカ１７の数を奇数にすれば、少なくともストラット１６の軸方向Ｌと異なる単一の方向Ｐ２に投影した場合において、少なくとも１つが重ならないように複数のマーカ１７を配置することができる。
【００３１】
尚、ストラット１６の一端に設けられるマーカ１７の数を５個以上とすると、ステントの構造及び製造過程が複雑になるといった弊害も考えられることから、実用的には３つのマーカ１７をストラット１６の一端に配置することが適切である。すなわち、ストラット１６の少なくとも一端に３つのマーカ１７を配置すれば、ストラット１６の軸方向Ｌと異なる単一の方向Ｐ２に投影した場合に全てのマーカ１７が重なることを防ぐことができる。
【００３２】
更に、複数のマーカ１７を、ストラット１６の軸方向Ｌに位置を投影した場合において互いに重ならないように、ストラット１６の両端にそれぞれ配置することもできる。
【００３３】
図４は、図１に示すＸ線診断装置１とともに使用可能な本発明の実施形態に係るＸ線診断用のステントの別の構造例を示す斜視図である。
【００３４】
図４に示すステント１５Ｂは、網目の筒状に形成されたストラット１６の両端にそれぞれ４つのマーカ１７を均等配置して構成した例を示している。但し、一旦側に設けられた４つのマーカ１７をストラット１６の軸Ｌに沿って投影すると、他端側に設けられた４つのマーカ１７に対して所定の角度θだけ回転させた位置となる。このため、ストラット１６の軸方向Ｌを含む単一の方向に全てのマーカ１７の位置を平行投影した場合において、全てのマーカ１７が重なることを防ぐことができる。
【００３５】
このように従来のステント１５のストラット１６の一方に設けられた４つのマーカ１７の配置を他方の４つのマーカ１７に対してシフトさせれば、マーカ１７の数を変えなくてもマーカ１７同士の重なりを防止することができる。
【００３６】
尚、マーカ１７同士の重なりの防止効果の向上及び製造方法を容易にする観点からは、ストラット１６の軸方向Ｌに投影した場合に互いに４５度回転させた位置となるようにストラット１６の両端にそれぞれ４つのマーカ１７を配置することが好適である。
【００３７】
もちろん、ストラット１６の両端にそれぞれ３つのマーカ１７を設け、ストラット１６の軸方向Ｌに一端側のマーカ１７の位置を投影した場合に、他端側のマーカ１７の位置と重ならないようにしてもよい。この場合においても、マーカ１７同士の重なりの防止効果の向上及び製造方法を容易にする観点からは、ストラット１６の軸方向Ｌに投影した場合に互いに６０度回転させた位置となるようにストラット１６の両端にそれぞれ３つのマーカ１７を配置することが好適である。この他、ストラット１６の両端にそれぞれ異なる数のマーカ１７を設けることも可能である。
【００３８】
次に、データ処理系４の詳細機能について説明する。
【００３９】
データ処理系４のA/D変換器１１の出力側は、コンピュータ１２の入力側と接続される。一方、コンピュータ１２の出力側には、D/A変換器１３を介して表示装置１４が接続される。また、コンピュータ１２は、コンソール５と接続される。そして、コンピュータ１２には、コンソール５の操作によってデータ処理に必要な指示情報を入力することができる。
【００４０】
更に、コンピュータ１２は、プログラムを読み込むことにより、フィルタリング部１８、第１の画像再構成部１９、3Dマーカ同定部２０、マーカ投影部２１、2Dマーカ同定部２２、第２の画像再構成部２３、3D画像処理部２４、アフィン変換部２５及びLUT （Look Up Table）２６として機能する。但し、これらの機能を得るために回路を用いてデータ処理系４を構成してもよい。
【００４１】
フィルタリング部１８は、Ｘ線検出器７からA/D変換器１１を介してコンピュータ１２に入力されたＸ線投影データやＸ線投影データに基づいて生成されるデータに対して高周波強調フィルタリング等の必要なフィルタ処理を施す機能を有する。
【００４２】
第１の画像再構成部１９は、Ｘ線検出器７からA/D変換器１１を介してコンピュータ１２に入力された複数の方向に対応する複数のＸ線投影データに基づく画像再構成処理を実行することにより、複数の方向に対応するＸ線投影データから第１の3D画像データとしてボリュームデータを再構成する機能を有する。
【００４３】
3Dマーカ同定部２０は、第１の画像再構成部１９において生成された第１の3D画像データに基づいて、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂに設けられた複数のマーカ１７のうちの少なくとも１つのマーカ１７の3D座標系における3D位置を同定する機能を有する。単一又は複数のマーカ１７の空間位置は、第１の3D画像データに対する閾値処理によって求めることができる。すなわち、マーカ１７のCT値は基準となる物質よりも高い。このため、第１の3D画像データのCT値に相当する画素値が閾値よりも大きくなる点又は領域を閾値処理によって特定すれば、第１の3D画像データ上におけるマーカ１７の空間位置を同定することができる。
【００４４】
但し、基準となる物質よりもCT値が高いマーカ１７以外の物質が撮像領域に存在すると、マーカ１７の位置を同定するための閾値処理によって、マーカ１７の位置が誤認識される恐れがある。例えば、歯の治療跡として金属が存在する場合において、歯のCT値よりも高い部位を閾値処理によって抽出すると、金属部分がマーカ１７として誤認識される恐れがある。
【００４５】
そこで、3Dマーカ同定部２０には、第１の3D画像データに対する閾値処理によって一旦、マーカ１７の候補を特定し、マーカ１７の候補として誤認識されたマーカ１７以外の点又は領域を除外するエラー処理を実行する機能を設けることができる。第１の3D画像データに基づいて誤認識されたマーカ１７の候補を除去するためのエラー処理は、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂに設けられた複数のマーカ１７の幾何学的情報に基づいて実行することができる。
【００４６】
具体的には、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂに設けられた各マーカ１７の大きさ、形状、他のマーカ１７との間における距離、ストラット１６の中心からの距離及び第１の3D画像データの中心からの距離等の幾何学的情報は既知であるため、既知情報に基づいてマーカ１７の位置となり得ない位置におけるマーカ１７の候補を誤認識された候補として除外することができる。これにより、歯の治療跡として存在する金属領域等をマーカ１７の候補から除外することができる。
【００４７】
マーカ投影部２１は、3Dマーカ同定部２０により求められた第１の3D画像データ上におけるマーカ１７の3D空間位置を、各Ｘ線投影データの投影面にそれぞれ投影した場合における2D投影位置を求める機能を有する。換言すれば、マーカ投影部２１は、マーカ１７の3D空間位置のＸ線投影データの各投影面への投影位置を算出する機能を備えている。この各投影面上におけるマーカ１７の2D投影位置の算出は、各Ｘ線投影データの収集にそれぞれ用いられた投影系の空間座標情報に基づいて行うことができる。
【００４８】
但し、上述したようにＸ線投影データの投影方向によっては、互いに異なるマーカ１７の2D投影位置が重なったり、区別が困難になる恐れがある。特に図２に示すような従来のステント１５を用いる場合には、異なる複数のマーカ１７の2D投影位置の区別が困難になる場合が多い。
【００４９】
そこで、マーカ投影部２１において、投影面上において近接するマーカ１７の2D投影位置間における距離を算出し、算出した距離が閾値以下となる場合には2D投影位置の算出対象から除外するエラー処理を行うようにすることができる。
【００５０】
2Dマーカ同定部２２は、Ｘ線検出器７からコンピュータ１２に入力された複数の方向に対応する複数のＸ線投影データに基づいて、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂに設けられた各マーカ１７の各投影面上における2D位置を同定する機能と、マーカ１７の空間位置のＸ線投影データの投影面への2D投影位置と、同定されたマーカ１７の2D位置との間におけるシフト量を補正データとして求める機能を有する。
【００５１】
尚、2D位置の同定の対象となるマーカ１７は、マーカ投影部２１により算出され、エラー処理によって除外されなかった2D投影位置に対応するマーカ１７とすれば十分である。従って、マーカ投影部２１により算出された2D投影位置近傍の範囲内におけるＸ線投影データから実際のマーカ１７の2D位置を同定すればよい。そのため、2Dマーカ同定部２２は、マーカ投影部２１からマーカ１７の2D投影位置を取得できるように構成される。
【００５２】
Ｘ線投影データ上における実際のマーカ１７の2D位置は、信号の僅かな極小値として現れる。従って、僅かな極小値及び極小値に対応する位置を高精度で検出するための任意の信号処理によってマーカ１７の2D位置を同定することができる。
【００５３】
また、マーカ投影部２１において近接するマーカ１７の2D投影位置間における距離を計算する代わりに、2Dマーカ同定部２２において同定された近接するマーカ１７の実際の2D位置間における距離を計算するようにしてもよい。この場合、2Dマーカ同定部２２は、投影面上において近接するマーカ１７の2D位置間における距離を算出し、算出した距離が閾値以下となる場合には2D投影位置に対する2D位置のシフト量、つまり補正データの算出対象から除外するエラー処理を行うように構成される。
【００５４】
第２の画像再構成部２３は、2Dマーカ同定部２２において求められた補正データを用いた補正を伴って、Ｘ線投影データに対する第２の画像再構成処理を実行することによって第２の3D画像データを生成する機能を有する。
【００５５】
すなわち、マーカ１７の2D投影位置の実際の2D位置からの位置ずれ量は、マーカ１７の位置の再現性の誤差と考えることができる。そこで、このマーカ１７の位置ずれ量をキャンセルさせる補正処理を各投影方向に対応するＸ線投影データに対してそれぞれ実行することによって、撮影系２における位置決め精度の誤差及び被検体Ｏの動きによる撮像部位の微細な位置ずれを補正することができる。そして、微細な位置ずれの補正後におけるＸ線投影データに基づく第２の画像再構成処理によって、より空間分解能の高い第２の3D画像データを生成することができる。
【００５６】
尚、マーカ投影部２１又は2Dマーカ同定部２２において、重なる恐れのあるマーカ１７の2D投影位置又は2D位置を除外するエラー処理が実行される場合には、一部のマーカ１７に対応する補正データを用いて位置の補正処理が実行されることとなる。つまり、複数のマーカ１７のうち2D投影面上において2D投影位置又は実際の2D位置が近接するマーカ１７の2D投影位置間における距離又は実際の2D位置間における距離が閾値よりも大きいマーカ１７に対応する2D投影位置と実際の2D位置間との間におけるシフト量のみを用いて補正を伴う第２の画像再構成処理が実行される。
【００５７】
このように、マーカ投影部２１又は2Dマーカ同定部２２にエラー処理を実行する機能を設けることによって、一部のマーカ１７が重なったとしてもマーカ１７の位置情報に基づく高精度な位置補正処理を実行することができる。特に、図３及び図４に示すステント１５Ａ、１５Ｂを用いれば、一部のマーカ１７が投影面上において重なったとしても、他のマーカ１７の位置情報に基づいて高精度かつ適切な補正処理を行うことができる。
【００５８】
3D画像処理部２４は、第１の画像再構成部１９において生成された第１の3D画像データ及び第２の画像再構成部２３において生成された第２の3D画像データの一方又は双方に基づく3D画像処理によって表示用の2D画像データを生成する機能と、生成した表示用の2D画像データをD/A変換器１３を介して表示装置１４に表示させる機能を有する。
【００５９】
3D画像処理の例としては、最大値投影(MIP: maximum intensity projection)処理、断面変換(MPR: multi-planar reconstruction)処理、ボリューム・レンダリング(VR: volume rendering)処理、サーフェス・レンダリング(SR: surface rendering)処理等の3D画像データから2D画像データを生成するための様々な処理が挙げられる。これらの画像処理の種類及び画像処理条件については、コンソール５から指示情報を3D画像処理部２４に入力することによって設定することができる。
【００６０】
アフィン変換部２５は、コンソール５から入力された指示情報に基づいて、3D画像処理部２４において生成された2D画像データに対して回転、移動、拡大及び縮小等のアフィン変換処理を実行する機能と、アフィン変換処理後の画像データをD/A変換器１３を介して表示装置１４に出力させる機能を有する。換言すれば、アフィン変換部２５は、入力装置としてのコンソール５から入力された指示情報に従って、表示装置１４に表示されている2D診断画像を回転、移動、拡大及び縮小させる機能を有する。
【００６１】
LUT２６には、画像データの階調変換を行うための階調情報が保存されており、階調情報を参照することにより表示装置１４に表示すべき画像データの階調変換を行う機能が備えられる。
【００６２】
以上の例では、プログラムを読み込ませたコンピュータ１２がＸ線投影データに対する第１の画像再構成処理によって生成した第１の三次元画像データに基づいて複数のマーカ１７のうちの少なくとも１つのマーカ１７の空間位置を求め、Ｘ線投影データの投影面へのマーカ１７の空間位置の投影位置とＸ線投影データに基づいて求められた対応するマーカ１７の二次元位置との間におけるシフト量を用いた補正を伴うＸ線投影データに対する第２の画像再構成処理によって第２の三次元画像データを生成するデータ処理手段として機能している。但し、同様なデータ処理手段としての機能がＸ線診断装置１に備えられれば、他の構成要素でデータ処理手段を構成してもよい。
【００６３】
次にＸ線診断装置１の動作及び作用について説明する。
【００６４】
図５は、図１に示すＸ線診断装置１により、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂを挿入した被検体Ｏのイメージングを行う際の流れを示すフローチャートである。
【００６５】
まずステップＳ１において、制御系３による制御下において撮影系２が駆動する。そして、撮影系２は、複数のマーカ１７を設けたステント１５、１５Ａ、１５Ｂが挿入された被検体Ｏに複数の方向からＸ線を曝射することによって被検体Ｏから複数の方向に対応するＸ線投影データを収集する。
【００６６】
より具体的には、土台９に設けられたモータ９Ａ及び回転機構９Ｂの駆動により、Ｃ型アーム８が所定の角度となるように回転される。そして、寝台１０にセットされた被検体Ｏに向けてＸ線管６からＸ線が曝射される。このため、被検体Ｏを透過したＸ線がＸ線検出器７によりＸ線投影データとして検出される。
【００６７】
このＸ線の曝射及びＸ線投影データの検出は、Ｃ型アーム８の回転によって投影角度を変化させながら繰り返される。例えば、投影角度を１度間隔で変化させ、200度分の透過Ｘ線の強度分布を200パターンのＸ線投影データとして収集することができる。
【００６８】
診断目的によっては、Ｘ線投影データの収集を、造影剤の注入後に行うこともできる。造影剤を注入して被検体Ｏの造影イメージングを行う場合には、Ｘ線投影データの収集に先だって、予め造影剤注入器(Injector) により被検体Ｏに造影剤が注入される。そして、造影剤の注入時から一定時間経過した後に、50度／秒程度の撮影系２の回転速度でＸ線投影データの収集が実行される。
【００６９】
このようにしてＸ線検出器７により収集された200フレーム分程度のＸ線投影データは、データ処理系４に出力される。そして、データ処理系４に入力されたＸ線投影データは、A/D変換器１１でディジタル信号に変換された後、コンピュータ１２に出力される。
【００７０】
次に、ステップＳ２において、ディジタル信号に変換されたＸ線投影データは、第１の画像再構成部１９に転送される。第１の画像再構成部１９では、Ｘ線投影データに対する第１の3D画像再構成処理によって、Ｘ線投影データから第１の3D画像データとして3Dボリューム画像データが再構成される。
【００７１】
画像再構成処理の方法としては様々な方法が知られているが、ここでは、Feldkamp等によって提案されたフィルタードバックプロジェクション法による画像再構成処理を行う場合を例に説明する。もちろん、フィルタードバックプロジェクション法に限らず、逐次近似法等の所望の画像再構成処理法を用いることができる。
【００７２】
図６は、図１に示すデータ処理系４におけるデータ処理において用いられる座標系及びパラメータの定義を示す図である。
【００７３】
図６に示すように3D固定座標系(X, Y, Z)及び固定座標系に対して角度φだけ回転した3D回転座標系(x, y, z)を定義することができる。この場合、ベクトルrは、回転するx軸上のＸ線源であるＸ線管６から曝射されるＸ線のコーンビームにより投影面Sp上において(y, z)を成分とするベクトルVに投影される。
【００７４】
一方、画像再構成領域は、Ｘ線管６の管球から全ての方向に向かうＸ線束に内接する円筒として定義することができる。そして、円筒内は、Ｘ線検出器７に備えられる１つのＸ線検出素子の幅に投影されるＸ線の再構成領域の中心における距離dで離散化される。そして、離散点における画像データが求められる。但し、離散間隔は、距離dに限らず、装置ごとに定義された離散間隔を用いることができる。
【００７５】
フィルタードバックプロジェクション法による画像再構成処理を行う場合、画像再構成処理によって生成される3D画像データfは、図６に示す座標系及びパラメータを用いて式(1)で示される。
【数１】
0005921119.tif 000002
但し、式(1)においてW2は式(2)で表される重み関数である。
【数２】
0005921119.tif 000003
【００７６】
また、式(1)における(y, z)は、ベクトルrがＸ線のコーンビームにより投影される点を示しており、式(3)のように表される。
【数３】
0005921119.tif 000004
【数４】
0005921119.tif 000005
【００７７】
但し、式(4)において*はコンボリューション演算子、Pφ(y, z)はＸ線投影データから得られるサブトラクションデータ、W1(y,z)は重み関数、g(y)はフィルタ関数である。フィルタ関数g(y)は逆投影演算に因るボケを補正するための高周波強調フィルタである。フィルタ関数g(y)の具体例としては、Shepp-LoganフィルタやRamachandran フィルタ等のコンボリューションフィルタが代表的である。
【００７８】
一方、式(4)における重み関数W1(y,z)は、式(5)のように表される。
【数５】
0005921119.tif 000006
【００７９】
すなわち、画像再構成処理は、式(1)から式(5)で示される。具体的には、まず200フレーム分程度のＸ線投影データは、濃度ムラの補正用の画像データとの間でサブトラクション処理される。次に、式(4)に示すように、サブトラクションによって生成された200フレーム分程度のサブトラクションデータPφ(y, z)は、重み関数W1(y,z)で重み付けされた後、コンボリューションフィルタg(y)がかけられる。
【００８０】
更に、コンボリューション演算によって生成されたデータに式(1)で示すような逆投影演算を行うことにより画像再構成後の3Dボリューム画像データfを得ることができる。
【００８１】
次に、ステップＳ３において、第１の3Dボリューム画像データは、3Dマーカ同定部２０に送られる。3Dマーカ同定部２０では、第１の3Dボリューム画像データに基づいて、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂに設けられた各マーカ１７の3D座標系における3D位置が同定される。
【００８２】
そのために、まず3Dボリューム画像データに対する閾値処理によって骨等の基準となる物質よりもCT値が高い部位が抽出される。例えば、閾値を3000として画素値が3000以上となる領域が抽出される。
【００８３】
閾値を3000として抽出される領域は金属である。従って、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂに設けられたマーカ１７の他、歯科治療用の金属等がマーカ１７の候補として抽出される場合がある。
【００８４】
そこで、3Dマーカ同定部２０は、抽出されたマーカ１７の候補から誤認識されたマーカ１７の候補を除外するエラー処理を実行する。エラー処理は、既知情報であるマーカ１７の幾何学情報を参照した閾値処理によって行うことができる。
【００８５】
例えば、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂは通常撮影視野の中心付近に存在する。従って、撮影視野の中心から一定距離以内にあるマーカ１７の候補をマーカ１７の位置として選択することができる。これにより、歯科治療用の金属を除外することができる。
【００８６】
或いは、マーカ１７の候補の体積を用いてエラー処理を実行することも可能である。すなわち、マーカ１７の体積は0.1mm3以下であるのに対して歯科治療用の金属の体積は小さくても100mm3である。従って、領域の体積が閾値以下となるマーカ１７の候補をマーカ１７の位置として選択することによって、歯科治療用の金属を除外することができる。
【００８７】
更に別の例としてマーカ１７の数を利用したエラー処理も可能である。例えば、マーカ１７の数が８個である場合にマーカ１７の候補が１０個抽出された場合には、２個のマーカ１７の候補が除外すべきマーカ１７の候補である。そこで、各マーカ１７の候補間における相対距離を算出し、相対距離が長い順に２つのマーカ１７の候補を除外することができる。
【００８８】
次に、3Dマーカ同定部２０は、同定された８個のマーカ１７の重心を計算する。
【００８９】
次に、ステップＳ４において、同定された各マーカ１７の3D重心位置は、マーカ投影部２１に送られる。マーカ投影部２１では、マーカ１７の3D空間位置を各Ｘ線投影データの投影面にそれぞれ投影した場合における2D投影位置が算出される。2D投影位置は、Ｘ線投影データを収集した各投影方向に対応する投影系に基づいて幾何学的に算出することができる。
【００９０】
次にマーカ投影部２１は、複数のマーカ１７の2D投影位置間における距離を計算する。そして、2D投影位置間における距離が閾値以下となるマーカ１７の2D投影位置を除外する。これにより、投影面上において重なっている可能性のあるマーカ１７の2D投影位置をデータ処理から除外することができる。
【００９１】
次に、ステップＳ５において、算出されたマーカ１７の2D投影位置は、2Dマーカ同定部２２に送られる。また、2Dマーカ同定部２２は、Ｘ線投影データを取得する。そして、2Dマーカ同定部２２は、複数の方向に対応するＸ線投影データに基づいて、マーカ１７の各投影面上における2D位置を同定する。
【００９２】
具体的には、2Dマーカ同定部２２は、まずＸ線投影データ上におけるマーカ１７の2D投影位置の周辺の一定の範囲について最小となる画素値を探索する。尚、最小画素値の探索対象となる範囲は、撮影系２の不安定性の程度に応じて経験的に或いはシミュレーションなどによってマーカ１７の2D位置が検出される可能性のある範囲に予め決定することができる。
【００９３】
一例として、マーカ１７の2D投影位置を中心とする300μm以内の初期範囲を設定し、初期範囲内において最小値が存在する可能性のあるより詳細な範囲を公知の粗い探索方法で最小画素位置の探索範囲として特定するようにしてもよい。逆に、初期範囲を設定せずにマーカ１７の2D投影位置を中心とする300μm以内を最小画素位置の探索範囲としてもよい。
【００９４】
2Dマーカ同定部２２において最小画素位置の探索範囲が設定されると、設定された探索範囲について最小画素位置の探索処理が実行される。最小となる画素値は、極めて幅が狭い負のピークとして現れる。そこで、高精度でピークを検出するための信号処理が行われる。
【００９５】
最小画素位置の探索対象となるＸ線投影データには、撮像部位からの信号、つまりマーカ１７の背景信号とマーカ１７からの信号が重畳している。そこで、まず最小画素位置の探索範囲におけるＸ線投影データにローパスフィルタをかけて高周波成分を除去した低周波データを作成し、低周波データとフィルタ処理前におけるＸ線投影データとのサブトラクションデータを取得することが望ましい。これにより、マーカ１７の背景信号をキャンセルしたデータを得ることができる。
【００９６】
次に、サブトラクションデータ上の2D投影位置周辺における探索範囲についてピーク位置の探索が実行される。そして、検出されたピークに対応する画素を中心としてＸ線投影データ又はサブトラクションデータの重心位置を計算することによって、高精度にマーカ１７の実際の2D位置を同定することができる。
【００９７】
尚、上述したピークの検出処理は一例であり、他の手法によってＸ線投影データ上におけるマーカ１７の実際の2D位置を同定するようにしてもよい。
【００９８】
次に、2Dマーカ同定部２２は、マーカ投影部２１によって算出されたマーカ１７の2D投影位置と、Ｘ線投影データに基づいて同定されたマーカ１７の実際の2D位置との間におけるシフト量を補正データとして求める。補正データ(Δy, Δz)は、i番目のマーカ１７の2D投影位置を(Pyi,Pzi)とし、i番目のマーカ１７の同定された実際の2D位置を(Qyi,Qzi)とすると、式(6)で求めることができる。
【数６】
0005921119.tif 000007
【００９９】
但し、式(6)においてNは、投影面上において重なったマーカ１７を除外するエラー処理によって除外されなかったマーカ１７の個数である。従って、例えば８つのマーカ１７がステント１５、１５Ｂに設けられており、マーカ投影部２１におけるエラー処理によって２つのマーカ１７が2Dマーカ同定部２２における2D位置の同定処理から除外された場合には、N=6となる。
【０１００】
次に、ステップＳ６において、マーカ１７の位置のシフト量として求められた補正データ(Δy, Δz)は、第２の画像再構成部２３に転送される。第２の画像再構成部２３では、第１の画像再構成部１９で実行された画像再構成処理法と同等な画像再構成処理法でＸ線投影データに対する第２の3D画像再構成処理が実行される。
【０１０１】
但し、補正データ(Δy, Δz)を用いてベクトルrの投影点における位置(y, z)のずれが補正される。そして、位置補正後の投影点の位置(y', z')を用いて3D画像再構成処理が実行される。画像再構成処理法が、フィルタードバックプロジェクション法である場合には、式(3)の代わりに式(7)で求められた位置補正後の投影点の位置(y', z')を用いて第２の3D画像再構成処理が実行される。
【数７】
0005921119.tif 000008
【０１０２】
そして、第２の3D画像再構成処理によってＸ線投影データから第２の3D画像データが生成される。このようにして生成された第２の3D画像データは、3Dボリューム画像データに基づいて求められたマーカ１７の2D投影位置と実際のマーカ１７の2D位置とのシフト量に基づいて高精度に位置補正されたデータとなる。従って、微細なステント１５、１５Ａ、１５Ｂのストラット１６であっても描出することができる。
【０１０３】
次に、ステップＳ７において、第２の3D画像データを表示装置１４に表示させるための2D化処理を含む各種の処理が実行された後、表示用の2D画像が表示装置１４に表示される。すなわち、3D画像処理部２４において、第２の3D画像データから表示用の2D画像データを生成するための3D画像処理が実行される。また、アフィン変換部２５では、表示装置１４に表示されている2D診断画像の回転、移動、拡大及び縮小等のアフィン変換処理が実行される。更に、LUT２６では、2D診断画像の階調変換が行われる。
【０１０４】
このため、Ｘ線診断装置１のユーザは、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂのストラット１６が明瞭に描出された被検体Ｏの頭部等の撮像部位におけるＸ線診断画像を観察することができる。
【０１０５】
つまり以上のようなＸ線診断装置１は、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂのストラット１６に設けられたマーカ１７の位置を指標として微細な位置のずれを補正したＸ線診断画像を再構成できるようにしたものである。すなわち、第１の画像再構成処理によって生成されたボリューム画像データ上においてマーカ１７の空間位置を同定し、同定した空間位置の投影面への投影位置と投影位置付近において探索したＸ線投影データ上における実際のマーカ１７の位置との間における位置ずれ量を位置補正データとして第２の画像再構成処理を実行することができる。
【０１０６】
一方、図３及び図４に示すステント１５Ａ、１５Ｂは、任意の投影面上において全てのマーカ１７が重ならないように複数のマーカ１７を設けたものである。
【０１０７】
このため、Ｘ線診断装置１によれば、撮影系２の回転再現性を常に50μm以下にすることができなくても、或いは患者が微小に動いたとしても、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂのストラット１６を従来よりも明瞭に描出することができる。このため、ユーザは、ストラット１６と血管との関係を把握することが可能となる。
【０１０８】
更に、図３及び図４に示すようなステント１５Ａ、１５Ｂを使用することによって、投影角度に依らず確実にマーカ１７の位置を指標とした微細な位置のずれを補正することができる。
【０１０９】
（第２の実施形態）
図７は本発明の第２の実施形態に係るＸ線診断装置の構成図である。
【０１１０】
図７に示されたＸ線診断装置１Ａでは、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂのマーカ１７に付属する発信機３０の位置センサ３１を設けた点及び3Dマーカ同定部２０の詳細機能が図１に示すＸ線診断装置１と相違する。他の構成および作用については図１に示すＸ線診断装置１と実質的に異ならないため同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０１１１】
すなわちＸ線診断装置１Ａの寝台１０には、複数のマーカ１７を設けたステント１５、１５Ａ、１５Ｂが挿入された被検体Ｏがセットされる。但し、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂの各マーカ１７には、それぞれ発信機３０が取り付けられている。
【０１１２】
一方、撮影系２には、位置センサ３１が設けられる。位置センサ３１は、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂの複数のマーカ１７にそれぞれ設けられた発信機３０から発信される無線信号を受信する機能と、受信した無線信号に基づいて発信機３０又はマーカ１７の空間的な位置を検出する機能を備えている。位置の検出のためのアルゴリズムについては、公知のものを用いることができる。
【０１１３】
従って、位置センサ３１は、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂの発信機３０から送信される信号を十分な精度で受信することが可能な所望の位置に設置される。位置センサ３１の出力側は、データ処理系４のコンピュータ１２と接続される。そして、位置センサ３１における発信機３０又はマーカ１７の空間位置の検出結果は、ディジタルデータとしてコンピュータ１２に出力できるように構成されている。
【０１１４】
一方、コンピュータ１２の3Dマーカ同定部２０は、位置センサ３１から出力された発信機３０又はマーカ１７の空間位置の検出結果を取得する機能と、取得した発信機３０又はマーカ１７の空間位置の検出結果に基づいて、3D座標系におけるマーカ１７の空間位置を求める機能を有する。
【０１１５】
そして、マーカ投影部２１は、3Dマーカ同定部２０により求められたマーカ１７の3D空間位置を、各Ｘ線投影データの投影面にそれぞれ投影した場合における2D投影位置を求めるように構成される。
【０１１６】
このような構成を有するＸ線診断装置１Ａでは、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂの発信機３０から送信される信号に基づいて位置センサ３１により発信機３０又はマーカ１７の空間位置が検出される。そして、3Dマーカ同定部２０では、位置センサ３１により検出された発信機３０又はマーカ１７の空間位置に基づいてマーカ１７の3D空間位置が同定される。
【０１１７】
つまりＸ線診断装置１Ａは、図１に示すＸ線診断装置１のように第１の画像再構成処理によって生成される3Dボリューム画像データからマーカ１７の空間位置を同定する代わりに、マーカ１７に発信機３０を取り付けるとともに位置センサ３１で検知した発信機３０又はマーカ１７の空間位置に基づいてマーカ１７の3D空間位置を同定するようにしたものである。
【０１１８】
このため、図７に示すＸ線診断装置１Ａによれば、図１に示すＸ線診断装置１のように２回に亘る画像再構成処理などの複雑なデータ処理を行うことなく、マーカ１７の位置を指標として高精度に位置補正されたＸ線診断画像データを生成することができる。この結果、図１に示すＸ線診断装置１と同様にステント１５、１５Ａ、１５Ｂのストラット１６が従来よりも明瞭に描出されたＸ線診断画像を得ることができる。
【０１１９】
（他の実施形態）
以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。
【０１２０】
例えば、上述した実施形態では、Ｘ線診断装置１、１Ａによりステント１５、１５Ａ、１５Ｂを挿入した被検体Ｏのイメージングを行う場合の例を示したが、X線CT装置を用いたイメージングにおいても、十分な空間分解能を有するＸ線検出器をX線CT装置に搭載すれば、同様な画像再構成処理によってステント１５、１５Ａ、１５Ｂの描出が可能である。すなわち、画像再構成法に応じたアルゴリズムによって、マーカ１７を指標とした高精度な位置の補正処理を実行することができる。そして、２回の画像再構成処理によって、ステント１５、１５Ａ、１５Ｂの描出に必要な空間分解能を有するX線CT画像データを生成することができる。
【符号の説明】
【０１２１】
１、１Ａ  Ｘ線診断装置
２  撮影系
３  制御系
４  データ処理系
５  コンソール
６  Ｘ線管
７  Ｘ線検出器
８  Ｃ型アーム
９  土台
９Ａ  モータ
９Ｂ  回転機構
１０  寝台
１１  A/D変換器
１２  コンピュータ
１３  D/A変換器
１４  表示装置
１５、１５Ａ、１５Ｂ  ステント
１６  ストラット
１７  マーカ
１８  フィルタリング部
１９  第１の画像再構成部
２０  3Dマーカ同定部
２１  マーカ投影部
２２  2Dマーカ同定部
２３  第２の画像再構成部
２４  3D画像処理部
２５  アフィン変換部
２６  LUT
３０  発信機
３１  位置センサ
Ｏ  被検体
【図１】
0005921119.tif 000009
【図２】
0005921119.tif 000010
【図３】
0005921119.tif 000011
【図４】
0005921119.tif 000012
【図５】
0005921119.tif 000013
【図６】
0005921119.tif 000014
【図７】
0005921119.tif 000015