(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線源から射出され、被写体を透過した放射線を検出して前記被写体の放射線画像を表す放射線画像信号を出力する放射線画像検出器および前記放射線源のうちの少なくとも一方を前記被写体の周りを周回させるとともに、所定の撮影角度毎の前記放射線の前記被写体への照射によって前記放射線画像検出器から出力された前記撮影角度毎の前記放射線画像信号を取得し、該撮影角度毎の放射線画像信号に基づいて再構成を行って前記被写体の断層画像を生成する放射線画像撮影方法において、
一部の前記撮影角度において第１の線量の放射線が射出されるように前記放射線源を制御するとともに、前記一部以外の撮影角度において前記第１の線量よりも低い第２の線量の放射線が射出されるように前記放射線源を制御し、
前記第１の線量の放射線の照射によって前記放射線画像検出器から出力された第１の放射線画像信号と前記第２の線量の放射線の照射によって前記放射線画像検出器から出力された第２の放射線画像信号とに基づいて、解析学に基づく解法である解析的手法を用いて再構成を行って初期再構成画像を生成し、該初期再構成画像と前記第１の放射線画像信号とに基づいて、前記解析的手法とは異なる統計学に基づく解法である統計学的手法を用いて再構成を行って前記被写体の断層画像を生成することを特徴とする放射線画像撮影方法。
【請求項２】
放射線を射出する放射線源と、該放射線源から射出され、被写体を透過した放射線を検出して前記被写体の放射線画像を表す放射線画像信号を出力する放射線画像検出器と、前記放射線源および前記放射線画像検出器のうちの少なくとも一方を前記被写体の周りを周回させる回転駆動部と、所定の撮影角度毎の前記放射線の前記被写体への照射によって前記放射線画像検出器から出力された前記撮影角度毎の前記放射線画像信号を取得し、該撮影角度毎の放射線画像信号に基づいて再構成を行って前記被写体の断層画像を生成する再構成部とを備えた放射線画像撮影装置において、
一部の前記撮影角度において第１の線量の放射線が射出されるように前記放射線源を制御するとともに、前記一部以外の撮影角度において前記第１の線量よりも低い第２の線量の放射線が射出されるように前記放射線源を制御する放射線源制御部を備え、
前記再構成部が、前記第１の線量の放射線の照射によって前記放射線画像検出器から出力された第１の放射線画像信号と前記第２の線量の放射線の照射によって前記放射線画像検出器から出力された第２の放射線画像信号とに基づいて、解析学に基づく解法である解析的手法を用いて再構成を行って初期再構成画像を生成し、該初期再構成画像と前記第１の放射線画像信号とに基づいて、前記解析的手法とは異なる統計学に基づく解法である統計学的手法を用いて再構成を行って前記被写体の断層画像を生成するものであることを特徴とする放射線画像撮影装置。
【請求項３】
前記再構成部が、前記解析的手法としてＦＢＰ（Filtered Back Projection）法、ＦＦＴ（Fast Fourier Transform）法またはコンボリューション法を用いることを特徴とする請求項２記載の放射線画像撮影装置。
【請求項４】
前記再構成部が、前記統計学的手法として逐次近似法または反復法を用いることを特徴とする請求項２または３記載の放射線画像撮影装置。
【請求項５】
前記初期再構成画像または前記第１の放射線画像信号および前記第２の放射線画像信号に対して、高周波成分を除去する処理を施す高周波除去部を備えたことを特徴とする請求項２から４いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項６】
前記第１の放射線画像信号および前記第２の放射線画像信号に縮小処理を施す縮小処理部を備えたことを特徴とする請求項２から４いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項７】
前記縮小処理の施された前記第１の放射線画像信号と前記第２の放射線画像信号とに基づいて生成された初期再構成画像に対して拡大処理を施す拡大処理部を備えたことを特徴とする請求項６記載の放射線画像撮影装置。
【請求項８】
前記放射線画像検出器が多数の画素から構成されるものであり、
前記第２の放射線画像信号を前記放射線画像検出器から読み出す際、複数の前記画素の電荷信号を加算して読み出すビニング読出しを行う読出制御部と、
前記第１の放射線画像信号に縮小処理を施す縮小処理部とを備えたことを特徴とする請求項２から４いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項９】
前記縮小処理の施された第１の放射線画像信号と、前記ビニング読出しによって前記放射線画像検出器から出力された前記第２の放射線画像信号とに基づいて生成された初期再構成画像に対して拡大処理を施す拡大処理部を備えたことを特徴とする請求項８記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１０】
前記縮小処理が、ビニング処理であることを特徴とする請求項６から９いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１１】
前記放射線源制御部が、前記第１の線量の放射線が射出される撮影角度の数の方が前記第２の線量の放射線が射出される撮影角度の数よりも少なくなるように前記放射線源を制御するものであることを特徴とする請求項２から１０いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１２】
前記第１の線量の放射線が射出される撮影角度の数が前記第２の線量の放射線が射出される撮影角度の１/５以上１/３以下であることを特徴とする請求項１１記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１３】
前記第２の線量が前記第１の線量の１/８以上１/４以下であることを特徴とする請求項２から１２いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線画像検出器を被写体の周りを周回させることによって、所定の撮影角度毎の放射線画像信号を取得し、その撮影角度毎の放射線画像信号に基づいて再構成処理を行って被写体の断層画像を生成する放射線画像撮影方法および装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
従来、放射線源と放射線画像検出器とを被写体を中心として対向させて配置し、これらの組を被写体を中心として周回させて、様々な角度から放射線を照射して放射線画像を撮像し、その各角度の放射線画像を用いて断層画像を再構成して任意断面を表示する放射線ＣＴ画像撮影システムが臨床で広く利用されている。
【０００３】
ここで、上述した放射線ＣＴ画像撮影システムにおける再構成法としては、大別すると解析的な解法（たとえばＦＢＰ（Filtered Back Projection）法など）と、断層の線吸収係数を行列でモデル化し、統計学的な考え方を用いて解く方法（たとえばＭＬ-ＥＭ（Maximum Likelihood - Expectation Maximization）法など）とに分けられる。前者を解析的手法、後者を代数的または統計学的手法などと呼ぶ。なお、本明細書においては、後者をまとめて統計学的手法と呼ぶことにする。そして、統計学的手法としては、反復計算を行う逐次近似法や反復法などがある。
【０００４】
そして、逐次近似法は、ＦＢＰ法と比較すると、一般的にＳ/Ｎが高く、高コントラスト部からストリークアーチファクトが発生しないという利点があるが、反復計算を行うため再構成処理に時間がかかるという欠点がある。
【０００５】
したがって、これまでは再構成時間の問題のため、実際の診断装置に用いられることはほとんどなかった．しかし、Ｓ/Ｎが高いという性質から、近年再び注目を集め始めている。
【０００６】
ここで、ＦＢＰ法と逐次近似法のノイズ特性について説明する。放射線画像検出器の分解能がｎ倍になった場合を考える。検出器素子面積は、おおよそ素子ピッチの２乗に比例するので、分解能がｎ倍になると素子面積は１/ｎ２になる。そうすると同一のＸ線量で撮影した場合には１素子が受光する線量も１/ｎ２になることになる。
【０００７】
そして、放射線画像検出器のノイズ要因としては、Ｘ線量子ノイズ、構造ノイズ、検出ノイズ、エリアシングノイズ、電気ノイズなどがあるが、これらの中でも多くの場合に支配的となるのが、Ｘ線量子ノイズである．Ｘ線量子ノイズは、単位面積当たりに降り注ぐ光子数の確率的なバラつきによって生じ、単位面積当たりの光子数の平均値（線量）の平方根によって求められる。これは、光子の存在確率がポアソン分布に従うことによる。つまり、単位面積当たり平均してＮ個の光子が照射された場合、各単位格子で観測された実際の光子数のバラつき（標準偏差）を求めるとＮ１/２となる。したがって、Ｓ/Ｎは、Ｎ÷Ｎ１/２=Ｎ１/２となる。
【０００８】
そして、分解能がｎ倍になった場合の説明に戻ると、１素子が受光する線量が１/ｎ２になるということはＸ線量子ノイズ起因のＳ/Ｎが１/ｎになるということになる。これが放射線画像検出器によって検出される２次元の放射線画像のノイズ特性である。そして、３次元の断層画像も、２次元の投影像の影響を受けるため、分解能がｎ倍になればＳ/Ｎは１/ｎになると考えられるが、ＦＢＰ法ではそうはならない。すなわちＦＢＰ法の場合は、Ｓ/Ｎは１/ｎ２になる。これはＦＢＰ法の再構成で用いられる再構成フィルタ関数が原因である。再構成フィルタ関数は、高周波ほど大きく増幅する性質があり、これによって高周波のノイズ成分が増幅されてしまうため、画像の分解能が高くなるほど、Ｓ/Ｎが悪化してしまう。
【０００９】
一方で、ＭＬ-ＥＭ法を始めとする逐次近似法は、再構成フィルタ関数のように高周波を一様に増幅することがないため、２次元の放射線画像の場合と同じく、Ｓ/Ｎは１/ｎになるだけで済む。
【００１０】
そして、分解能を高くしてもＳ/Ｎを一定に保つためには、照射線量を増やして１素子当たりの線量を一定に保てば良いが、分解能がｎ倍になった場合、ＦＢＰ法ではｎ４倍の線量が必要となり、逐次近似法の場合はｎ２倍の線量が必要となる。つまり、高分解能になればなるほど、逐次近似法の方がＳ/Ｎの観点で有利になる。
【００１１】
近年のＸ線ＣＴ装置の分解能は、一般用で250μm、血管造影用で200μm、歯科用で100μm程度であるが、これ以上の高分解能化を実現しようとすると、ＦＢＰ法では被爆線量が増えすぎるため、逐次近似法を応用した再構成法が利用され始めている。
【００１２】
ここまでは、分解能とＳ/Ｎの関係に焦点を当てて逐次近似法の利点を述べたが、逐次近似法はＳ/Ｎに関してＦＢＰ法より優れている点がもう１点ある。それは、撮影枚数とＳ/Ｎの関係である．たとえば、撮影枚数がｎ倍になった場合、ＦＢＰ法を用いたときのＳ/Ｎはｎ１/２倍になる．これは、分解能のときの平均光子数とバラつきの考え方と同様である。一方、逐次近似法の場合は、撮影枚数が変化することによってほとんどＳ/Ｎが変化しないという性質を持つ。つまり、放射線画像１枚当たりの線量が十分であれば、枚数を減らしてもＳ/Ｎは悪化せず、枚数を減らした分だけ被曝線量を減らすことができる。
【００１３】
しかしながら、撮影枚数を減らすことはＳ/Ｎ以外の点で画質悪化を引き起こす。具体的には、データの不足が原因で真の解に収束せず、図９に示すようにエッジ部からのストリークアーチファクト発生や、微小な物体のコントラスト低下を招いてしまう。
【００１４】
この問題は、解に対する先見情報を与えることで解決することができ、従来は、逐次近似法に与える初期画像としては、通常ベタ画像（無地の画像）で問題ないとされている。
【００１５】
この初期画像に，最初から分かっている断層像の特徴を与えて置くことで，解への収束性を増し，また，誤った解へ収束してしまうのを防ぐことができる。特許文献１には逐次近似法の初期画像を設定する方法が提案されており、特許文献１においてはＦＢＰ法による再構成像を初期画像として与える方法が提案されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１６】
【特許文献１】特開平０５−１６８６２０号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１７】
しかしながら、単純に撮影枚数を減らし、初期画像としてＦＢＰ法による再構成像を用いるようにした場合、逐次近似法でアーチファクトが出るほどの投影枚数不足の状態では、ＦＢＰ法を用いたとしてもアーチファクトが出てしまうことになる。そして、逐次近似法で再構成する際、ＦＢＰ法で発生したストリークアーチファクトが残ったまま収束してしまう恐れがある。
【００１８】
本発明は、上記の事情に鑑み、少ない線量の撮影で、逐次近似法のノイズ利得を生かしつつ、アーチファクトがない再構成像を取得することができる放射線画像撮影方法および装置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】
【００１９】
本発明の放射線画像撮影方法は、放射線源から射出され、被写体を透過した放射線を検出して被写体の放射線画像を表す放射線画像信号を出力する放射線画像検出器および放射線源のうちの少なくとも一方を被写体の周りを周回させるとともに、所定の撮影角度毎の放射線の被写体への照射によって放射線画像検出器から出力された撮影角度毎の放射線画像信号を取得し、その撮影角度毎の放射線画像信号に基づいて再構成を行って被写体の断層画像を生成する放射線画像撮影方法において、一部の撮影角度において第１の線量の放射線が射出されるように放射線源を制御するとともに、一部以外の撮影角度において第１の線量よりも低い第２の線量の放射線が射出されるように放射線源を制御し、第１の線量の放射線の照射によって放射線画像検出器から出力された第１の放射線画像信号と第２の線量の放射線の照射によって放射線画像検出器から出力された第２の放射線画像信号とに基づいて、解析的手法を用いて再構成を行って初期再構成画像を生成し、その初期再構成画像と第１の放射線画像信号とに基づいて、統計学的手法を用いて再構成を行って被写体の断層画像を生成することを特徴とする。
【００２０】
本発明の放射線画像撮影装置は、放射線を射出する放射線源と、放射線源から射出され、被写体を透過した放射線を検出して被写体の放射線画像を表す放射線画像信号を出力する放射線画像検出器と、放射線源および放射線画像検出器のうちの少なくとも一方を被写体の周りを周回させる回転駆動部と、所定の撮影角度毎の放射線の被写体への照射によって放射線画像検出器から出力された撮影角度毎の放射線画像信号を取得し、その撮影角度毎の放射線画像信号に基づいて再構成を行って被写体の断層画像を生成する再構成部とを備えた放射線画像撮影装置において、一部の撮影角度において第１の線量の放射線が射出されるように放射線源を制御するとともに、一部以外の撮影角度において第１の線量よりも低い第２の線量の放射線が射出されるように放射線源を制御する放射線源制御部を備え、再構成部が、第１の線量の放射線の照射によって放射線画像検出器から出力された第１の放射線画像信号と第２の線量の放射線の照射によって放射線画像検出器から出力された第２の放射線画像信号とに基づいて、解析的手法を用いて再構成を行って初期再構成画像を生成し、その初期再構成画像と第１の放射線画像信号とに基づいて、統計学的手法を用いて再構成を行って被写体の断層画像を生成するものであることを特徴とする。
【００２１】
また、上記本発明の放射線画像撮影装置においては、再構成部を、解析的手法としてＦＢＰ法を用いるものとできる。
【００２２】
また、再構成部を、統計学的手法として逐次近似法を用いるものとできる。
【００２３】
また、初期再構成画像または第１の放射線画像信号および第２の放射線画像信号に対して、高周波成分を除去する処理を施す高周波除去部を設けることができる。また、第１の放射線画像信号および第２の放射線画像信号に縮小処理を施す縮小処理部を設けることができる。
【００２４】
また、縮小処理の施された第１の放射線画像信号と第２の放射線画像信号とに基づいて生成された初期再構成画像に対して拡大処理を施す拡大処理部を設けることができる。
【００２５】
また、放射線画像検出器を多数の画素から構成されるものとし、第２の放射線画像信号を放射線画像検出器から読み出す際、複数の画素の電荷信号を加算して読み出すビニング読出しを行う読出制御部と、第１の放射線画像信号に縮小処理を施す縮小処理部とを設けることができる。
【００２６】
また、縮小処理の施された第１の放射線画像信号と、ビニング読出しによって放射線画像検出器から出力された第２の放射線画像信号とに基づいて生成された初期再構成画像に対して拡大処理を施す拡大処理部を設けることができる。
【００２７】
また、縮小処理として、ビニング処理を用いることができる。
【００２８】
また、放射線源制御部を、第１の線量の放射線が射出される撮影角度の数の方が第２の線量の放射線が射出される撮影角度の数よりも少なくなるように放射線源を制御するものとできる。
【００２９】
また、第１の線量の放射線が射出される撮影角度の数を第２の線量の放射線が射出される撮影角度の１/５以上１/３以下とすることができる。
【００３０】
また、第２の線量を第１の線量の１/８以上１/４以下とすることができる。
【発明の効果】
【００３１】
本発明の放射線画像撮影方法および装置によれば、一部の撮影角度において第１の線量の放射線が射出されるように放射線源を制御するとともに、一部以外の撮影角度において第１の線量よりも低い第２の線量の放射線が射出されるように放射線源を制御し、第１の線量の放射線の照射によって放射線画像検出器から出力された第１の放射線画像信号と第２の線量の放射線の照射によって放射線画像検出器から出力された第２の放射線画像信号とに基づいて、解析的手法を用いて再構成を行って初期再構成画像を生成し、その初期再構成画像と第１の放射線画像信号とに基づいて、統計学的手法を用いて再構成を行って被写体の断層画像を生成するようにしたので、初期再構成画像については、撮影枚数を減らすことがないのでストリークアーチファクトの発生を抑制することができるとともに、一部の放射線画像信号については低線量で撮影を行うようにしたので被曝量を軽減することができ、さらに、最終的な再構成については統計学的手法を用いることによってＳ/Ｎの良い断層画像を取得することができる。
【００３２】
また、初期再構成画像または第１の放射線画像信号および第２の放射線画像信号に対して、高周波成分を除去する処理を施すようにした場合には、低線量撮影の放射線画像信号を用いることによって発生するＳ/Ｎの劣化を抑制することができ、さらにＳ/Ｎの向上した断層画像を取得することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた放射線ＣＴ画像撮影システムの概略構成図
【図２】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた放射線ＣＴ画像撮影システムにおける放射線検出部とコンピュータの内部構成を示すブロック図
【図３】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた放射線ＣＴ画像撮影システムの撮影の作用を説明するためのフローチャート
【図４】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた放射線ＣＴ画像撮影システムにおける撮影角度と放射線量との関係を示す模式図
【図５】本発明の放射線画像撮影装置のその他の実施形態の撮影角度と放射線量との関係を示す模式図
【図６】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた放射線ＣＴ画像撮影システムの再構成の作用を説明するためのフローチャート
【図７】本発明の放射線画像撮影装置のその他の実施形態を用いた放射線ＣＴ画像撮影システムにおける放射線検出部とコンピュータの内部構成を示すブロック図
【図８】本発明の放射線画像撮影装置のその他の実施形態を用いた放射線ＣＴ画像撮影システムにおける放射線検出部とコンピュータの内部構成を示すブロック図
【図９】ストリークアーチファクトを説明するための図
【発明を実施するための形態】
【００３４】
以下、図面を参照して本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた放射線ＣＴ画像撮影システムについて説明する。まず、本放射線ＣＴ画像撮影システム全体の概略構成について説明する。図１は、本放射線ＣＴ画像撮影システムの概略構成を示す図である。
【００３５】
本放射線ＣＴ画像撮影システムは、図１に示すように、被写体Ｐの放射線画像の撮影を行なう撮影装置１と、被写体Ｐを支持するための支持台であるベッド２２と、撮影装置１に接続され、撮影装置１の制御を行うとともに、撮影により得られた放射線画像信号の処理を行うコンピュータ３０と、このコンピュータ３０に接続されたモニタ３１とを備えている。
【００３６】
撮影装置１は、円錐状の放射線を射出する放射線源１０、放射線源１０から射出された放射線を検出する放射線検出部１１、放射線源１０および放射線検出部１１が端部にそれぞれ対向して設けられ、これらを保持するＣアーム１２と、このＣアーム１２を回転させる回転駆動部１５と、回転駆動部１５を保持するアーム２０と備えている。
【００３７】
Ｃアーム１２は、回転駆動部１５に対して、回転軸Ｃの周りに３６０°回転可能に取り付けられている。また、アーム２０は可動部２０ａを備えるとともに、天井に対して移動可能に設置された基部２１に保持されている。そして、Ｃアーム１２は、基部２１を移動させることによって撮影室内において広範の位置に移動可能であるとともに、アーム２０の可動部２０ａを可動させることによって回転方向（回転軸角度）も変更可能に構成されている。
【００３８】
放射線源１０と放射線検出部１１とは回転軸Ｃを間に挟んで対向配置されており、放射線ＣＴ画像撮影を行うときには、回転軸Ｃ、放射線源１０、放射線検出部１１の互いの位置関係は固定された状態で、Ｃアーム１２が回転駆動部１５によって１８０°〜３６０°回転させられる。
【００３９】
図２に、放射線検出部１１とコンピュータ３０の内部の概略構成を示すブロック図を示す。
【００４０】
放射線検出部１１は、図２に示すように、被写体Ｐを透過した放射線の照射を受けて電荷を発生し、被写体Ｐの放射線画像を表す放射線画像信号を出力する放射線画像検出器１１ａと、放射線画像検出器１１ａから出力された放射線画像信号に対して所定の信号処理を施す信号処理部１１ｂとを備えている。
【００４１】
放射線画像検出器１１ａは、放射線画像の記録と読出しを繰り返して行うことができるものであり、放射線の照射を直接受けて電荷を発生する、いわゆる直接型の放射線画像検出器を用いてもよいし、放射線を一旦可視光に変換し、その可視光を電荷信号に変換する、いわゆる間接型の放射線画像検出器を用いるようにしてもよい。また、放射線画像信号の読出方式としては、ＴＦＴ（thin film transistor）スイッチをオン・オフされることによって放射線画像信号が読みだされる、いわゆるＴＦＴ読出方式のものを用いることが望ましいが、これに限らずその他のものを用いるようにしてもよい。なお、本実施形態においては、画素サイズが２００μｍのＴＦＴ読出方式の放射線画像検出器を用いるものとする。
【００４２】
信号処理部１１ｂは、放射線画像検出器１１ａから読み出された電荷信号を電圧信号に変換するチャージアンプなどからなるアンプ部や、アンプ部から出力された電圧信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換部などを備えている。
【００４３】
コンピュータ３０は、中央処理装置（ＣＰＵ）および半導体メモリやハードディスクやＳＳＤ等のストレージデバイスなどを備えており、これらのハードウェアによって、低線量画像メモリ３０ａ、高線量画像メモリ３０ｂ、ＬＰＦ処理部３０ｃ、ＦＢＰ法再構成部３０ｄ、初期再構成画像メモリ３０ｅ、逐次近似法再構成部３０ｆおよび撮影制御部３０ｇが構成されている。
【００４４】
低線量画像メモリ３０ａは、Ｃアーム１２の一部の撮影角度において、相対的に低線量の放射線の被写体への照射によって放射線画像検出器１１ａにより検出された第２の放射線画像信号を一時的に記憶するものである。
【００４５】
高線量画像メモリ３０ｂは、上述した低線量の放射線画像の撮影角度以外のＣアーム１２の撮影角度において、相対的に高線量の放射線の被写体への照射によって放射線画像検出器１１ａにより検出された第１の放射線画像信号を一時的に記憶するものである。
【００４６】
ＬＰＦ処理部３０ｃは、低線量画像メモリ３０ａから読み出された第２の放射線画像信号と高線量画像メモリ３０ｂから読み出された第１の放射線画像信号とに対して、高周波成分を除去するローパスフィルタ処理を施すものである。
【００４７】
ＦＰＢ法再構成部３０ｄは、ＬＰＦ処理部３０ｃにおいてローパスフィルタ処理の施された第１の放射線画像信号と第２の放射線画像信号とを用いて、解析的手法を用いて再構成を行って初期再構成画像を生成するものである。具体的には、本実施形態においては、解析的手法の再構成方法としてＦＢＰ（Filtered Back Projection）法を用いて初期再構成画像を生成する。なお、実施形態においてはＦＢＰ法を用いるようにしたが、解析的手法であればその他の再構成方法を用いるようにしてもよく、たとえば、ＦＦＴ（Fast Fourier Transform）法やコンボリューション法などを用いることができる。
【００４８】
初期再構成画像メモリ３０ｅは、ＦＢＰ法再構成部３０ｄにおいて生成された初期再構成画像を一時的に記憶するものである。
【００４９】
逐次近似法再構成部３０ｆは、初期再構成画像メモリ３０ｅから読み出された初期再構成画像と、高線量画像メモリ３０ｂから読み出された第１の放射線画像信号を用いて、統計学的手法を用いて再構成を行って最終的な被写体の断層画像を生成するものである。具体的には、本実施形態においては、統計学的手法の再構成方法として、反復計算によって収束解を得る逐次近似法を用いて断層画像を生成する。なお、本実施形態においては逐次近似法の一つとしてＭＬ−ＥＭ（Maximum Likelihood - Expectation Maximization）法を用いるが、これに限らず、ＯＳ−ＥＭ（Orderd Subsets Expectation Maximization）法、ＭＡＰ-ＥＭ（Maximum A Posteriori - Expectation Maximization）法、その他、ＡＲＴ（Algebraic Reconstruction Techniques）、ＳＩＲＴ法（Simultaneous Interactive Reconstruction Techniques）、ＳＡＲＴ（Statistical Algebraic Reconstruction Techniques）、ＩＲＴ（Iterative Reconstruction Techniques）などと分類される方法を用いることができる。
【００５０】
撮影制御部３０ｇは、回転駆動部１５によるＣアーム１２の回転動作と、放射線源１０から射出される放射線の照射タイミングとを駆動制御するものである。具体的な制御方法については後で詳述する。
【００５１】
モニタ３１は、コンピュータ３０から出力された被写体の断層画像を表す画像信号に基づいて、断層画像もしくは複数枚の断層画像によって構成される３次元画像を表示するものである。
【００５２】
次に、本放射線ＣＴ画像撮影システムの作用について、図３に示すフローチャートを参照しながら説明する。
【００５３】
まず、被写体Ｐをベッド２２上に横たわらせ、被写体Ｐの体の略中心を回転軸Ｃとして、この回転軸Ｃを挟んで放射線源１０と放射線検出部１１とが対称位置に配されるようにＣアーム１２の位置決めが行なわれる。Ｃアーム１２の移動は、使用者によるコンピュータ３０の操作に基づいて行なわれる。
【００５４】
次に、撮影者によって所定の入力部を用いて撮影条件が入力される。具体的には、高線量の放射線の照射による放射線画像の撮影の際における放射線の線量、撮影枚数および撮影角度ピッチと、低線量の放射線の照射による放射線画像の撮影の際における放射線の線量、撮影枚数および撮影角度ピッチが入力される。具体的には、本実施形態においては、高線量撮影条件として、放射線画像１枚当たりの線量20 uGy/projection、撮影枚数50枚、撮影角度ピッチ4度を設定入力し、また、低線量撮影条件として、放射線画像１枚当たりの線量2.5 uGy/projection、撮影枚数150枚を設定入力し、撮影角度ピッチとしては高線量撮影間を１度刻みで撮影するよう設定入力するものとする。
【００５５】
ここで、本実施形態においては、上述したような撮影枚数と放射線の線量に設定するようにしたが、このときの被曝量の低減の効果について、以下に説明する。
【００５６】
まず、従来の撮影方法における被曝量を検討すると、被写体の大きさや対象のコントラストにもよるが、石灰化や体表面などの高コントラスト部からのストリークアーチファクトを目立たなくさせる撮影枚数はＦＢＰ法を用いた場合で200枚、ＭＬ−ＥＭ法の場合で100枚程度である。また、ＭＬ−ＥＭ法において、石灰化のコントラストが低下しないための条件もおおよそこの程度となる。したがって、ＭＬ−ＥＭ法を用いて、放射線画像１枚当たりの放射線の線量を20 uGy/projectionとし、撮影枚数を100枚とすると総被曝量は2mGyとなる。
【００５７】
一方、上述した本実施形態の撮影条件によれば、高線量撮影条件として、放射線画像１枚当たりの放射線の線量を20 uGy/projection、撮影枚数を50枚とし、低線量撮影条件として放射線画像１枚当たりの放射線の線量を2.5 uGy/projection、撮影枚数を150枚としたので、総被曝量は1 mGy + 375 uGy = 1.38 mGyとなり、上述した従来の総被曝量よりも被曝量が３割程度低減されることがわかる。
【００５８】
なお、本実施形態においては、高線量撮影の撮影枚数を低線量撮影の撮影枚数の１/３となるようにしたが、高線量撮影の撮影枚数の方を低線量撮影の撮影枚数よりも少ない枚数とするのであれば、その他の撮影枚数を設定するようにしてもよい。ただし、高線量撮影の撮影枚数が低線量撮影の撮影枚数の１/５以上１/３以下とすることがより好ましい。
【００５９】
また、本実施形態においては、低線量撮影の線量を高線量撮影の線量の１/８となるようにしたがその他の比率を設定するようにしてもよい。ただし、低線量撮影の線量が高線量撮影の線量の１/８以上１/４以下とすることがより好ましい。
【００６０】
そして、設定入力された撮影条件は撮影制御部３０ｇに入力され、撮影制御部３０ｇは、設定入力された撮影条件に基づいて、撮影角度毎の放射線の線量テーブルを作成する（Ｓ１２）。本実施形態においては、上述したように撮影角度ピッチ4度で高線量によって撮影し、その高線量撮影間を１度刻みで低線量によって撮影するよう設定したので、図４に示すような撮影タイミングで高線量撮影と低線量撮影とが交互に繰り返されて行われるような線量テーブルが作成される。この線量テーブルは、撮影角度とその撮影角度における放射線の線量とを対応づけたテーブルである。なお、図４は撮影タイミングを示す模式図であって撮影角度を正確に表したものではない。
【００６１】
また、本実施形態においては、図４に示すような撮影タイミングで高線量の撮影と低線量の撮影を行うようにしたが、これに限らず、たとえば、図５に示すように、０度〜１８０度の撮影角度の範囲において高線量の撮影を行い、１８０度〜３６０度の範囲で低線量の撮影を行うようにしてもよい。
【００６２】
そして、撮影者により撮影開始ボタン（図示省略）が押下されて撮影開始指示が入力され、Ｃアーム１２の回転動作が開始される（Ｓ１２）。
【００６３】
そして、撮影制御部３０ｇは、Ｃアーム１２の回転に応じた撮影角度を順次取得し（Ｓ１６）、その撮影角度が線量テーブルに設定された撮影角度になった場合には（Ｓ２０）、その撮影角度における放射線の線量を線量テーブルから取得し、その線量に応じた放射線が射出されるように放射線源１０に制御信号を出力する。
【００６４】
そして、撮影制御部３０ｇから出力された制御信号に応じて放射線源１０から放射線が射出され、被写体Ｐを透過した放射線が放射線画像検出器１１ａによって検出されるとともに、その放射線画像検出器１１ａによって検出された電荷信号の読出しが行われる。
【００６５】
放射線画像検出器１１ａから読み出された電荷信号は、信号処理部１１ｂにおいて所定の処理が施された後、コンピュータ３０に出力される。そして、コンピュータ３０に出力された放射線画像信号が、低線量の撮影によって取得されたものである場合には、コンピュータ３０の低線量画像メモリ３０ａに記憶され、高線量の撮影によって取得されたものである場合には、コンピュータ３０の高線量画像メモリ３０ｂに記憶される（Ｓ２４）。
【００６６】
そして、線量テーブルの撮影角度と放射線の線量に基づいて、上記と同様にして放射線の照射と放射線画像検出器１１ａからの放射線画像信号の読出しおよび記憶とが順次行われ（Ｓ１６〜Ｓ２４）、撮影角度が撮影終了角度に達した時点でＣアーム１２の回転が停止され、撮影が終了する（Ｓ１８，ＹＥＳ，Ｓ２６）。
【００６７】
次に、上述したようにしてコンピュータ３０に記憶された高線量撮影の放射線画像信号（以下、第１の放射線画像信号という）と低線量の放射線画像信号（以下、第２の放射線画像信号という）とに基づいて被写体Ｐの断層画像を生成する作用について、図６に示すフローチャートを参照しながら説明する。
【００６８】
まず、低線量画像メモリ３０ａから第２の放射線画像信号が読み出されるとともに、高線量画像メモリ３０ｂから第１の放射線画像信号が読み出される（Ｓ３０）。そして、読み出された第１および第２の放射線画像信号はＬＰＦ処理部３０ｃに入力され、ＬＰＦ処理部３０ｃにおいて、第１および第２の放射線画像信号に対してローパスフィルタ処理が施される（Ｓ３２）。
【００６９】
そして、ローパスフィルタ処理の施された第１および第２の放射線画像信号は、ＦＢＰ法再構成部３０ｄに入力され、ＦＢＰ法再構成部３０ｄにおいて、第１の放射線画像信号と第２の放射線画像信号とを用いて、ＦＢＰ法によって再構成処理が施されて初期再構成画像が生成される（Ｓ３４）。そして、この初期再構成画像は初期再構成画像メモリ３０ｅに記憶される（Ｓ３６）。
【００７０】
次に、高線量画像メモリ３０ｂに記憶された第１の放射線画像信号と初期再構成画像メモリ３０ｅに記憶された初期再構成画像とが読み出され、逐次近似法再構成部３０ｆに入力される（Ｓ３８）。そして、逐次近似法再構成部３０ｆにおいては、初期再構成画像を初期値として、第１の放射線画像信号を用いてＭＬ−ＥＭ法によって再構成処理が施されて被写体Ｐの断層画像が生成されて取得される（Ｓ４０，Ｓ４２）。
【００７１】
そして、逐次近似法再構成部３０ｆにおいて生成された断層画像を表す画像信号に対して所定の信号処理が施されて表示用断層画像信号が生成され、その表示用断層画像信号はモニタ３１に出力され、モニタ３１において表示用断層画像信号に基づいて被写体Ｐの断層画像が表示される。なお、モニタ３１に表示される画像としては、１枚の断層画像でも良いし、複数の断層画像から構成される３次元画像でもよい。
【００７２】
なお、上記実施形態の説明においては、初期再構成画像を再構成する前の第１および第２の放射線画像信号にローパスフィルタ処理を施すようにしたが、これに限らず、初期再構成画像に対して高周波成分を除去するような処理を施すようにしてもよい。具体的には、ＦＢＰ法による再構成処理の際に用いる再構成フィルタ関数として、高周波成分を下げる特性をもつものを利用するようにすればよい。
【００７３】
また、上述したように第１および第２の放射線画像信号や初期再構成画像に対して高周波成分を除去する処理を施すのではなく、第１および第２の放射線画像信号に対して、縮小処理を施すことによっても同等の効果を得ることができる。なお、ここでは、縮小処理の一つとしてビニング処理を行う場合について説明するが、ビニング処理に限らずその他の縮小処理を施すようにしてもよい。
【００７４】
上述したビニング処理を行う実施形態のコンピュータ３５は、図７に示すように、ＬＰＦ処理部の代わりに、第１および第２の放射線画像信号に対してビニング処理を施すビニング処理部３０ｈと、拡大処理部３０ｉとを備えている。
【００７５】
そして、この実施形態の場合には、高線量画像メモリ３０ｂから読み出された第１の放射線画像信号と低線量画像メモリ３０ａから読み出された第２の放射線画像信号とに対してビニング処理部３０ｈにおいてビニング処理が施される。なお、ビニング処理とは、たとえば複数の画素信号を加算平均などして１つの画素信号とする処理である。ビニング処理の際に加算される画素数については、所望のカットオフ周波数に応じた画素数がビニング処理部３０ｈに予め設定されているものとする。
【００７６】
そして、そのビニング処理後の第１および第２の放射線画像信号はＦＢＰ法再構成部３０ｄに入力され、ＦＢＰ法再構成部３０ｄにおいて、この第１の放射線画像信号と第２の放射線画像信号とを用いて、ＦＢＰ法によって再構成処理が施されて初期再構成画像が生成される。
【００７７】
次に、ＦＢＰ法再構成部３０ｄによって生成された初期再構成画像は拡大処理部３０ｉに出力され、拡大処理部３０ｉにおいて拡大処理が施される。このように拡大処理を施すのはビニング処理によって解像度が低下しているからである。したがって、拡大処理としては、ビニング処理前の第１および第２の放射線画像信号の画素数と同じ画素数となるような処理が施される。具体的には、たとえば補間処理などを行って画素数を増やすようにすればよい。
【００７８】
そして、拡大処理部３０ｉによって拡大処理が施された初期再構成画像が初期再構成画像メモリ３０ｅに記憶される。この後の処理については上記実施形態の説明と同様である。
【００７９】
また、上記説明では、第１および第２の放射線画像信号との両方にビニング処理を施すようにしたが、第２の放射線画像信号については、ビニング処理を施すのではなく、ビニング読出しによって取得するようにしてもよい。なお、ビニング読出しとは、放射線画像検出器１１ａを構成する多数の画素の電荷信号を１つ１つ読み出すのではなく、複数の画素の電荷信号をまとめて加算して読み出す方法のことをいう。また、第１の放射線画像信号については、高解像度な情報を維持したいのでビニング読出しを行うことはあまり適しておらず、上記説明と同様にビニング処理を施すことが望ましい。
【００８０】
図８に、上述したビニング読出しを行う実施形態のコンピュータ３６の内部の構成を示す。ビニング読出しを行う実施形態のコンピュータ３６は、図８に示すように、第２の放射線画像信号を取得する際、ビニング読出しを行うよう制御する読出制御部３０ｊと、第１の放射線画像信号に対してビニング処理を施すビニング処理部３０ｋと、拡大処理部３０ｉとを備えている。
【００８１】
そして、この実施形態の場合には、第２の放射線画像信号を放射線画像検出器１１ａから読み出す際、読出制御部３０ｊから放射線画像検出器１１ａに制御信号が出力され、この制御信号に応じて放射線画像検出器１１ａからビニング読出しによって第２の放射線画像信号が読み出され、低線量画像メモリ３０ａに記憶される。ビニング読出しの際に加算される画素数については、所望のカットオフ周波数に応じた画素数が読出制御部３０ｉに予め設定されているものとする。
【００８２】
そして、高線量画像メモリ３０ｂから読み出され、ビニング処理部３０ｋにおいてビニング処理が施された第１の放射線画像信号とビニング読出しによって読み出された第２の放射線画像信号が、ＦＢＰ法再構成部３０ｄに入力され、ＦＢＰ法再構成部３０ｄにおいて、この第１の放射線画像信号と第２の放射線画像信号とを用いて、ＦＢＰ法によって再構成処理が施されて初期再構成画像が生成される。
【００８３】
次に、ＦＢＰ法再構成部３０ｄによって生成された初期再構成画像は拡大処理部３０ｉに出力され、拡大処理部３０ｉにおいて拡大処理が施される。
【００８４】
そして、拡大処理部３０ｉによって拡大処理が施された初期再構成画像が初期再構成画像メモリ３０ｅに記憶される。この後の処理については上記実施形態の説明と同様である。
【００８５】
また、上記実施形態においては、放射線画像検出器と放射線源との両方を回転させる構成としたが、たとえば、放射線画像検出器を被写体Ｐの周囲に多数並べて設けるようにした場合には、放射線源のみを回転させればよいことになる。また、逆に、放射線源を被写体Ｐの周囲に多数並べて設けるようにした場合には、放射線画像検出器のみを回転させればよいことになる。そのような構成の場合でも本発明を適用することができる。
【００８６】
また、上記実施形態は、本発明の放射線画像撮影装置を、被写体の頭部や胸部のＣＴ画像を撮影する放射線ＣＴ画像撮影システムに適用したものであるが、被写体はこれらに限らず、たとえば、被写体の乳房のＣＴ画像を撮影する放射線ＣＴ画像撮影システムに適用するようにしてもよい。
【符号の説明】
【００８７】
１     撮影装置
１０   放射線源
１１   放射線検出部
１１ａ 放射線画像検出器
１１ｂ 信号処理部
１２   Ｃアーム
１５   回転駆動部
３０，３５     コンピュータ
３０ａ 低線量画像メモリ
３０ｂ 高線量画像メモリ
３０ｃ ＬＰＦ処理部
３０ｄ ＬＢＰ法再構成部
３０ｅ 初期再構成画像メモリ
３０ｆ 逐次近似法再構成部
３０ｇ 撮影制御部
３０ｈ，３０ｋ ビニング処理部
３０ｉ 拡大処理部
３０ｊ 読出制御部
３１   モニタ
【図１】
0005608001.tif 000002
【図２】
0005608001.tif 000003
【図３】
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【図４】
0005608001.tif 000005
【図５】
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【図６】
0005608001.tif 000007
【図７】
0005608001.tif 000008
【図８】
0005608001.tif 000009
【図９】
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