JP4488772B2 - 放射線画像診断装置および放射線画像診断装置のデータ処理方法 - Google Patents

Description

本発明はＸ線等の放射線を被検体に照射して被検体内部の様子を可視化する放射線画像診断装置および放射線画像診断装置のデータ処理方法に関する。

従来、被検体内部の断層画像を撮影する装置として放射線画像診断装置がある。その代表例がＸ線ＣＴである（例えば非特許文献１参照）。Ｘ線ＣＴではＸ線管から被検体にＸ線が照射され、被検体を透過したＸ線がＸ線検出器やデータ収集システム（DAS：data acquisition system）において検出される。さらに、Ｘ線検出器やＤＡＳからなる検出系のＸ線検出値に対して対数変換処理を伴う処理が施されて投影データが得られる。投影データが再構成処理されてＸ線ＣＴ画像が生成される。

しかし、Ｘ線検出値の超低線量域では、検出Ｘ線フォトン数が殆どゼロに近いような場合があり、いわゆるクリッピングが起こりうる。

ここでＸ線検出値の言葉について説明する。ＤＡＳの出力のデジタル信号は、検出器へのＸ線入射フォトン数に比例する信号ｓと、Ｘ線入射フォトン数がゼロのときのオフセットｏと、雑音ｎとの和である。正確にはさらに検出器やＤＡＳの感度定数等も関与するが、それらは本発明の主旨と無関係なので省略する。前処理部は、このオフセットｏを差し引いた値、すなわちｓ＋ｎを得る機能を有している。この処理をオフセット処理ないしオフセット補正という。ｓ＋ｎがＸ線検出値である。なお、オフセット補正で得たＸ線検出値に対しさらに若干の処理を施した得たデータの場合も、それが対数変換の前の段階であれば本発明ではＸ線検出値と呼んでいる。

ここで、雑音ｎは正負不定の値であるから、信号出力ｓが雑音ｎに対して十分に小さい場合には、Ｘ線検出値ｘが負値となる場合がありうる。Ｘ線検出値ｘが負値の場合には、対数変換が実行できず対数変換そのものに物理的な意味がない。このような場合には、一般にＸ線検出値ｘの値は、放射線画像診断装置１における処理上のＸ線検出値ｘの最小値である１にクリップされる。

図７は、Ｘ線検出値が超低線量域である場合に生じるクリッピング現象の概念を説明する図である。

図７のグラフにおいて横軸は、対数変換の入力側のデータ値を示し、縦軸は対数変換の出力側のデータ値を示す。またグラフの実線の曲線は対数関数Ｄ１である。さらに、横軸方向の分布データは、対数変換の入力側の分布データＤ２であり、縦軸方向の分布データは分布データＤ２の対数変換出力を示す分布データＤ３である。つまり分布データＤ２はＸ線検出値に相当し、分布データＤ３は投影データに相当する。正確にはＤ３は投影データではなく、Ｄ３に対していくつかの処理を施したものが投影データとなるが、本発明においてはそれら処理は重要ではなく、Ｄ３におけるクリッピングの問題は投影データにも反映されるため、ここではＤ３を投影データに相当するものと記した。

分布データＤ２の分布において、値が１未満となる部分Ｄ２ａのうち値が負の部分は対数変換できないし、０であっても１以下の値はシステムが扱える最小単位以下であるため、これらの値は全て１にかさ上げされる。このかさ上げをクリップという。このため、対数変換後の分布データＤ３の分布は著しく歪み、分布データＤ３の平均値Ｄ４は分布データＤ３の平均値の対数Ｄ５からかさ上げされてしまう。このクリッピング現象の結果、投影データの平均値は真の平均値から低値方向へシフトしてしまう。

ここで、一般に、投影データの値は、Ｘ線検出値を対数変換した後、スケーリング定数を乗じて符号反転されて求められるため、クリッピングが起きる条件下では、投影データの平均値は雑音がない場合の投影データの平均値よりも過小評価されることとなる。投影データの値がより大きい成分は、より大きなＸ線減弱を受けたことを意味し、投影データの値がより小さい成分は、より小さなＸ線減弱を受けたことを意味する。そして、このような投影データを用いて再構成処理により得られた画像では、大きなＸ線減弱を受けた部分のＣＴ値がシフトしてシェーディングされることとなる。
Mori I, Kazama M: Method for Suppressing Streak Artifacts in CT Resulting from Excessive Noise. Medical Imaging Technology, 21(4):272-276, 2003

従来の放射線画像診断装置では、前述のようにクリッピングによるＸ線ＣＴ画像にＣＴ値のシフトやシェーディングが生じるという問題があり、十分に回避されていないのが現状である。

従って、Ｘ線検出値が超低線量域であっても、クリッピングによるＸ線ＣＴ画像のＣＴ値のシフトやシェーディングの発生を回避する技術の開発が望まれる。

本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、放射線検出値が超低線量域であっても、クリッピングによる放射線ＣＴ画像のＣＴ値シフトやシェーディングの発生を低減することが可能な放射線画像診断装置および放射線画像診断装置のデータ処理方法を提供することを目的とする。

本発明に係る放射線画像診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、放射線を発生させる放射線発生手段と、前記放射線発生手段からの放射線を検出する放射線検出手段と、前記放射線検出手段の放射線検出値にクリッピング処理を施すクリッピング処理手段と、クリッピング処理前後の前記放射線検出値の局所平均の乖離が減少方向となるようにクリッピング処理後の前記放射線検出値に対して平均値維持補正処理を施す出力補正手段と、平均値維持補正処理後の前記放射線検出値に対して対数変換処理を伴う処理を施すことにより投影データを生成する対数変換処理手段とを備えたことを特徴とするものである。

また、本発明に係る放射線画像診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項２に記載したように、放射線を発生させる放射線発生手段と、前記放射線発生手段からの放射線を検出する放射線検出手段と、前記放射線検出手段の放射線検出値にクリッピング処理を施すクリッピング処理手段と、クリッピング処理後の前記放射線検出値に対して対数変換処理を伴う処理を施すことにより対数変換データを生成する対数変換処理手段と、前記対数変換データの局所平均がクリッピング処理前の放射線検出値の局所平均から対数変換を伴って生成される値に近づくように係数を乗じる平均値補正処理を実施する対数変換データ補正手段とを備えたことを特徴とするものである。

また、本発明に係る放射線画像診断装置のデータ処理方法は、上述の目的を達成するために、請求項６に記載したように、放射線検出値にクリッピング処理を施すステップと、クリッピング処理後の前記放射線検出値に対して対数変換処理を伴う処理を施すことにより投影データを生成するステップと、前記投影データの局所平均がクリッピング処理前の前記放射線検出値の局所平均から生成される投影データに近づくように前記投影データもしくは前記投影データに至る中間処理段階のデータの平均値補正処理を実施するステップとを有すことを特徴とする方法である。

また、本発明に係る放射線画像診断装置のデータ処理方法は、上述の目的を達成するために、請求項７に記載したように、放射線検出値にクリッピング処理を施すステップと、クリッピング処理後の前記放射線検出値に対して対数変換処理を伴う処理を施すことにより対数変換データを生成するステップと、前記対数変換データの局所平均がクリッピング処理前の放射線検出値の局所平均から対数変換を伴って生成される値に近づくように係数を乗じる平均値補正処理を実施するステップとを有することを特徴とする方法である。

本発明に係る放射線画像診断装置および放射線画像診断装置のデータ処理方法においては、放射線検出値が超低線量域であっても、クリッピングによる放射線ＣＴ画像のＣＴ値シフトやシェーディングの発生を低減することができる。

本発明に係る放射線画像診断装置および放射線画像診断装置のデータ処理方法の実施の形態について添付図面を参照して説明する。

図１は本発明に係る放射線画像診断装置の第１の実施形態を示す構成図である。

放射線画像診断装置１は、放射線発生手段としてのＸ線管２、放射線検出手段としてのＸ線検出器３およびデータ収集システム（ＤＡＳ：data acquisition system）４を備える。ＤＡＳ４は、データ伝送部５を介して制御部６と接続される。制御部６は、コンピュータにプログラムが読み込まれることにより、あるいは所要の回路により構成されて前処理手段７、クリッピング処理手段８、出力補正手段９、再クリッピング処理手段１０、対数変換処理手段１１、画像再構成手段１２として機能し、さらに記憶手段１３が備えられる。また、Ｘ線管２とＸ線検出器３との間に被検体Ｐがセットされる。

Ｘ線管２は、図示しない高電圧電源と接続され、被検体Ｐに向けて放射線であるＸ線を照射できるように配置される。

Ｘ線検出器３は、被検体Ｐを透過したＸ線を検出して電気信号に変換し、その電気信号をＤＡＳ４に与える機能を有する。

ＤＡＳ４は、線検出器３から受けた電気信号をデジタル信号に変換し、このデジタル信号をＸ線検出値としてデータ伝送部５を介して制御部６に与える機能を有する。

前処理手段７は、ＤＡＳ４からのＸ線検出値をデータ伝送部５を介して受けて、通常行われるオフセット補正処理等の各種前処理を施した後、前処理後のＸ線検出値をクリッピング処理手段８に与える機能を有する。

クリッピング処理手段８は、Ｘ線検出器３からＤＡＳ４、データ伝送部５および前処理手段７を介してＸ線検出値を受けてクリッピング処理を施す機能を有する。

出力補正手段９は、クリッピング処理前後のＸ線検出値の局所平均の乖離が減少方向となるようにクリッピング処理後のＸ線検出値に対して平均値維持補正処理を施す機能を有する。ここで、平均値維持補正処理の対象となるＸ線検出値は少なくともクリッピング処理前後のデータであれば、前処理やその他の所要の処理前後のデータのいずれであってもよい。従って、以下、Ｘ線検出値とみなせる前処理やその他の所要の処理前後のデータをＸ線検出値と称する。

出力補正手段９には、クリッピング処理前後のＸ線検出値の局所平均を求めるために、例えばＸ線検出値をビンニングすることによりビンをそれぞれ作成し、各ビン内におけるＸ線検出値の総和あるいは平均値を求める機能が備えられる。

再クリッピング処理手段１０は、出力補正手段９から受けた平均値維持補正処理後のＸ線検出値に対して再度クリッピング処理を施す機能を有する。

対数変換処理手段１１は、再クリッピング処理手段１０から受けた再クリッピング処理後のＸ線検出値に対して対数変換処理および通常行われる各種処理を施すことにより投影データを生成する機能と、生成した投影データを記憶手段１３に書き込む機能を有する。

画像再構成手段１２は、記憶手段１３に保存された投影データを読み込んで、必要な前処理および画像再構成処理を施すことによりＸ線ＣＴ画像を生成する機能と、図示しない表示装置にＸ線ＣＴ画像を与えて表示させる機能とを有する。

次に、放射線画像診断装置１の作用について説明する。

図２は、図１に示す放射線画像診断装置１により、Ｘ線ＣＴ画像を再構成させる際の手順を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

まずステップＳ１において、Ｘ線管２からＸ線が被検体Ｐに照射されて、Ｘ線検出器３においてＸ線が検出される。Ｘ線検出器３は検出したＸ線の線量をＸ線検出値としてＤＡＳ４およびデータ伝送部５を介して前処理手段７に与える。前処理手段７は、Ｘ線検出値に対して各種前処理を施した後、Ｘ線検出値をクリッピング処理手段８および出力補正手段９に与える。

次にステップＳ２において、クリッピング処理手段８は、Ｘ線検出器３からＤＡＳ４、データ伝送部５および前処理手段７を介して受けたＸ線検出値に対してクリッピング処理を施す。

すなわち、式（１）のように各ビューｉおよびレイjのＸ線検出値をｘ_i,jとし、Ｘ線検出値ｘ_i,jが１以下の場合にはクリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’_i,jを１とする一方、Ｘ線検出値ｘ_i,jが１以下でない場合にはクリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’_i,jをクリッピング処理前のＸ線検出値ｘ_i,jそのままとする。

クリッピング処理手段８は、クリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’_i,jを出力補正手段９に与える。

次にステップＳ３において、出力補正手段９は、クリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’_i,jの局所平均とクリッピング処理前のＸ線検出値ｘ_i,jの局所平均との乖離が減少方向となるように、クリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’_i,jに対して平均値維持補正処理を施す。

そのために出力補正手段９は、まずＸ線検出器３からＤＡＳ４、データ伝送部５および前処理手段７を介して受けたクリッピング処理前のＸ線検出値ｘ_i,jおよびクリッピング処理手段８から受けたクリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’_i,jをそれぞれ小集団にビンニング（binning）し、得られた各ビンＸ_Ｉ、Ｊ、Ｘ’_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ_i,j、ｘ’_i,jの総和を計算する。

すなわち、ビンニングされる小集団のビュー方向のサイズをＭ、レイ方向のサイズをＮ、{ }を数値配列を表すシンボルとすると、出力補正手段９は、クリッピング処理前のＸ線検出値ｘ_i,jのビンニングにより式（２）で与えられるビンＸ_Ｉ、Ｊを生成する。

さらに、出力補正手段９は、式（３）によりビンＸ_Ｉ、Ｊ毎に、ビンＸ_Ｉ、Ｊ内の構成要素であるクリッピング処理前のＸ線検出値ｘ_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}全体の総和Ｓを求める。

同様に、出力補正手段９は、クリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’_i,jのビンニングにより得られる式（４）で与えられビンＸ’_Ｉ、Ｊを生成する。

さらに、出力補正手段９は、式（５）によりビンＸ’_Ｉ、Ｊ毎に、ビンＸ’_Ｉ、Ｊ内の構成要素であるクリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}全体の総和Ｓ’を求める。

次に、出力補正手段９は、クリッピング処理後のビンＸ’_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}のうちクリップされなかったＸ線検出値ｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}（ｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}≠１）の個数Ｒを求める。そして、出力補正手段９は、例えば式（６−１）によりクリッピング処理によるビンＸ’_Ｉ、Ｊ内のかさ上げ量をクリップされなかった各Ｘ線検出値ｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}（ｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}≠１）に均等に加算することによりＸ線検出値ｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}を補正し、補正後のＸ線検出値ｘ’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}を得る。

この結果、式（６−１）に示す新たなビンＸ’’_Ｉ、Ｊが生成される。

このようにして生成された平均値維持補正後のビンＸ’’_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}の平均値は、クリッピング処理前のビンＸ_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}の平均値と等しくなるように回復される。

図３は、図１に示す放射線画像診断装置１によるＸ線検出値に対する処理手順と従来の放射線画像診断装置によるＸ線検出値に対する処理手順とを比較した図である。

尚、作成するビンＸ_Ｉ、Ｊ、Ｘ’_Ｉ、Ｊ、Ｘ’’_Ｉ、Ｊはビューｉとレイｊの二次元としたが、一次元であってもよい。そこで、ここではビンＸ_Ｉ、Ｊ、Ｘ’_Ｉ、Ｊ、Ｘ’’_Ｉ、Ｊを一次元として説明する。

図３（ａ）は従来の放射線画像診断装置によるＸ線検出値に対する処理手順を示す図であり、図３（ｂ）は図１に示す放射線画像診断装置１によるＸ線検出値に対する処理手順を示す図である。

Ｘ線検出器３から出力されるＸ線検出値ｘ_ｉ，ｊは、図３（ａ−１）（ｂ−１）に示すようにばらつきを有し、値が１未満であるデータが含まれる。ここで、従来の放射線画像診断装置は、クリッピング処理のみを施すため、図３（ａ−２）に示すようにＸ線検出値の１未満の部分が１にかさ上げされたＸ線検出値データｘ’_ｉ，ｊが得られる。

一方、図１に示す放射線画像診断装置１では、図３（ｂ−２）に示すようにＸ線検出器３から出力されるＸ線検出値ｘ_ｉ，ｊがビンニングされて例えば５点のデータからなる小集団に区分され、ビンＸ_Ｉ、Ｊが作成される。この際、ビンＸ_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}の総和（あるいは平均値）が求められる。

また、各ビンＸ_Ｉ、Ｊに含まれるＸ線検出値ｘ_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}に対してクリッピング処理が施されて図３（ｂ−３）に示すクリッピング処理後のＸ線検出値データｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}が得られる。ここで、クリッピング処理後のビンＸ’_Ｉ、Ｊ内のＸ線検出値データｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}の平均値はクリッピング処理前のビンＸ_Ｉ、Ｊ内のＸ線検出値データｘ_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}の平均値からシフトしてしまう。

そこで、クリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}に対してビンＸ’_Ｉ、Ｊ内の平均値維持補正処理が施されて図３（ｂ−４）の実線で示すＸ線検出値ｘ’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}が得られ，各ビンＸ’’_Ｉ、Ｊ内の平均値が維持される。すなわち、クリッピング処理後のビンＸ’_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}のうちクリップされなかったＸ線検出値ｘ’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}の値が補正されて、平均値が維持される。

ここで、平均値維持補正後のビンＸ’’_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}は、負数あるいは１未満の値となる可能性がある。このため、平均値維持補正後のビンＸ’’_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}をそのまま対数変換することができない。

そこで、出力補正手段９は、平均値維持補正後のビンＸ’’_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}を再クリッピング処理手段１０に与える。

そして、ステップＳ４において、再クリッピング処理手段１０は、出力補正手段９から受けた平均値維持補正後のビンＸ’’_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}に対して式（７−１）により再度クリッピング処理を施すことにより、再クリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}を得る。この結果、式（７−２）に示す再クリッピング処理後のビンＸ’’’_Ｉ、Ｊが生成される。

ここで、平均値維持補正後のビンＸ’’_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}の平均値は、クリッピング処理前のビンＸ_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}の平均値と等しくなるように回復されたものの、再クリッピング処理後のビンＸ’’’_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ’’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}の平均は統計的にはクリッピング処理前のビンＸ_Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}の平均値よりもやや上昇する。

一般にはこの上昇は取るに足りず、平均値維持補正結果は十分良好であるが、再度同じ処理を回せばさらに良好な結果となる可能性がある。そこで、再クリッピング処理手段１０が、再クリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}を出力補正手段９に与えて再びステップＳ３およびステップＳ４において同様の処理を施すことにより平均値の上昇量を低減させてもよい。通常は２度同様な処理を繰り返せば、十分に平均値の上昇量を低減できる。

そして、再クリッピング処理手段１０は、再クリッピング処理後のビンＸ’’’Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ’’’_{ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋ｎ}を対数変換処理手段１１に与える。

次に、ステップＳ５において、対数変換処理手段１１は、再クリッピング処理手段１０から受けた再クリッピング処理後のビンＸ’’’Ｉ、Ｊ内におけるＸ線検出値ｘ’’’ＩＭ＋ｍ、ＪＮ＋_ｎに対して対数変換処理および各種処理を施すことにより、投影データを生成する。そして、対数変換処理手段１１は、投影データを記憶手段１３に書き込む。

この際、必要に応じてＸ線検出値の超低線量域におけるストリークアーチファクトの緩和処理等の処理が適宜施される。

次にステップＳ６において、画像再構成手段１２は、記憶手段１３に保存された投影データを読み込んで所要の前処理および画像再構成処理を施すことによりＸ線ＣＴ画像を生成する。

図４は、図１に示す放射線画像診断装置１により撮影されたＸ線ＣＴ画像を従来の放射線画像診断装置により撮影されたＸ線ＣＴ画像と比較した図である。

図４（ａ）は、従来の放射線画像診断装置により撮影されたＸ線ＣＴ画像であり、図４（ｂ）は、図１に示す放射線画像診断装置１により撮影されたＸ線ＣＴ画像である。尚、図４（ａ）（ｂ）には、雑音の影響により表れるストリーク状アーチファクトの緩和処理が別途施されている。

図４（ａ）において、上下の黒い楕円部は空気であり、左右の白色の四角形部と楕円部はＣＴ値の高い骨相当の物質であるが、白色の四角形部と楕円部を通過する横方向のＸ線パスにてＸ線減弱が激しくクリッピングが生じており、中央部領域においてＣＴ値が低くなり暗いゾーンが発生していることが分かる。

一方、図４（ｂ）では、従来生じていたクリッピングによる暗いゾーンはほぼ消滅していることが確認できる。

以上のような放射線画像診断装置１によれば、クリッピングによる投影データの平均値のシフト量が低減されるため、Ｘ線ＣＴ画像におけるＣＴ値シフトやシェーディングの発生を緩和させることができる。

尚、出力補正手段９は、ビン内のクリップされないＸ線検出値データに対し均等に一定の値を減算してクリッピング処理前後のビン内におけるＸ線検出値の平均値が均しくなるように平均値維持補正処理を施したが、クリッピング処理前後のビン内におけるＸ線検出値の平均値は必ずしも均等でなく一定の範囲内となるようにしてもよい。

例えば、ビン内のクリップされないＸ線検出値データの値に応じて減算量を調整することもできる。その具体例として、大きなＸ線検出値ほど大きな値を減算するようにし、クリップを免れたＸ線検出値データであってもその値が小さい場合には僅少な値しか減算しないようにし、そして減算量は減算結果が１を下回らないようにすれば、再度のクリッピング処理は不要となり、かつ再度の平均値維持処理を行わなくても実用上十分な平均値回復効果を得ることもできるのである。

図５は本発明に係る放射線画像診断装置の第２の実施形態を示す構成図である。

図５に示された、放射線画像診断装置１Ａでは、制御部６の機能が図１に示す放射線画像診断装置１と相違する。他の構成および作用については図１に示す放射線画像診断装置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。

放射線画像診断装置１Ａの制御部６は前処理手段７、クリッピング処理手段８、対数変換処理手段１１、対数変換データ補正手段１４、画像再構成手段１２として機能し、さらに記憶手段１３が備えられる。

クリッピング処理手段８は、Ｘ線検出器３からＤＡＳ４、データ伝送部５および前処理手段７を介してＸ線検出値を受けてクリッピング処理を施す機能を有する。

対数変換処理手段１１は、クリッピング処理手段８から受けたクリッピング処理後のＸ線検出値に対して対数変換処理で対数変換データを生成する機能を有する。対数変換データは、X線検出値に対数変換処理を施して得られるデータと実質的に同等とみなせるデータであれば、他の処理を伴って得られるデータでも良い。従って、対数変換データは、投影データあるいは投影データに至る中間処理段階のデータとなる。

対数変換データ補正手段１４は、対数変換データを受けて、局所平均がクリッピング処理前のＸ線検出値の局所平均から対数変換を伴って生成される値に近づくように係数を乗じる平均値補正処理を実施する機能を有する。対数変換データ補正手段１４には、対数変換データやクリッピング処理前のＸ線検出値の局所平均を求めるために、例えば対数変換データやＸ線検出値をビンニングすることによりビンをそれぞれ作成し、ビン内平均を求める機能が備えられる。

画像再構成手段１２は、対数変換データ補正手段１４により補正された対数変換データに対して所要の前処理および画像再構成処理を施すことによりＸ線ＣＴ画像を生成する機能を有する。

次に、放射線画像診断装置１Ａの作用について説明する。

図６は、図５に示す放射線画像診断装置１Ａにより、Ｘ線ＣＴ画像を再構成させる際の手順を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。また、図２と同等のステップには同符号を付してある。

まずステップＳ１において、Ｘ線管２からＸ線が被検体Ｐに照射されて、Ｘ線検出器３とＤＡＳ４により得られたＸ線検出値が、データ伝送部５、前処理手段７を経由してクリッピング処理手段８に与えられる。

次にステップＳ２において、クリッピング処理手段８は、ＤＡＳ４、データ伝送部５、前処理手段７を介してＸ線検出器３から受けたＸ線検出値に対してクリッピング処理を施す。クリッピング処理手段８は、クリッピング処理後のＸ線検出値を対数変換処理手段１１に与える。

次にステップＳ１０において、対数変換処理手段１１は、クリッピング処理手段８から受けたクリッピング処理後のＸ線検出値に対して対数変換処理および各種処理を施すことにより対数変換データを生成する。

次にステップＳ１１において、対数変換データ補正手段１４は対数変換処理手段１１から対数変換データを受け、対数変換データの平均値がクリッピング処理前のＸ線検出値の平均値から対数変換を伴って得られる対数変換データに近づくように、対数変換データを補正する。

そのため、対数変換データ補正手段１４は対数変換データのビンニングを行う。次に、対数変換データ補正手段１４は各ビン内における対数変換データを補正するための係数Ｚを式（８）によりビンニングされた各ビン内におけるクリッピング処理前のＸ線検出値ｘ_ｎ、クリッピング処理後のＸ線検出値ｘ’_ｎおよびデータ数Ｎからそれぞれ求める。但し、ここでは１次元の場合を示した。

そして、この処理のためにはクリッピング前のＸ線検出値のビン内平均とその対数変換値が必要であり、対数変換データ補正手段１４はクリッピング前のＸ線検出値にアクセスし、それをビンニングしそのビン内平均の対数変換値を求める。あるいは、同じ目的のために、対数変換データ補正手段１４はクリッピング処理手段８に所定のビンニングによりクリッピング前のＸ線検出値のビン内平均を出力させるように指示し、そのビン内平均を対数変換処理手段１４に対数変換させるように指示し、その対数変換値を受け取るようにしてもよい。

そして、対数変換データ補正手段１４は求めた係数Ｚを各ビン内における対数変換データに乗じることにより対数変換データを補正する。

ここで、クリップされて値が１となったＸ線検出値ｘ’_ｎから生成される対数変換データは、log(1)=0であるから係数Ｚを乗じても値が不変である。従って、対数変換データに１回係数Ｚを乗じて補正すれば、補正後の対数変換データの平均値はクリッピング処理前のＸ線検出値から得られる対数変換データの平均値に均しくなる。なお、システムの扱う数値の量子化単位即ち切り上げ／切り捨て誤差や最大取り扱い数値範囲の制限によっては完全に両者が一致する保証はないが、実用上は両者は十分近い値になる。

そして、対数変換データ補正手段１４は補正後の対数変換データを画像再構成手段１２に与える。

次にステップＳ１２において、画像再構成手段１２は、対数変換データ補正手段１４から補正後の対数変換データを受けて所要の前処理を行って投影データとし、投影データに対して画像再構成処理を施すことによりＸ線ＣＴ画像を生成する。この結果、クリッピングによる対数変換データの平均値のシフト量が低減したＸ線ＣＴ画像を得ることができる。ここで、生成した投影データや画像は、記憶手段１３に保持される。

すなわち、図１に示す放射線画像診断装置１がＸ線検出値の対数変換前にクリッピング処理後のＸ線検出値の平均値維持補正処理を施したのに対し、放射線画像診断装置１Ａは、対数変換後の対数変換データのビン内平均値がクリッピング処理前のＸ線検出値の平均値から得られる対数変換データに等しく、あるいはより近い値になるように対数変換データの係数を乗じて補正するものである。

以上により、放射線画像診断装置１Ａによれば、図１に示す放射線画像診断装置１と同等の効果に加え、平均値維持補正処理を繰り返し実施して精度を向上させる必要がないため、計算を簡易にすることができる。

ここで、１Ａによる平均値維持補正の対象データについて補足する。以上では対数変換データすなわち対数変換直後の値を補正対象とした。しかし、クリッピング前のＸ線検出値またはその局所平均を知り得る限りにおいては、対数変換データからさらに処理を進めて得たデータ、例えば投影データをも対象とできる。即ち、クリッピング前のＸ線検出値の局所平均を対数変換から以後の任意の処理まで付せば、その出力値が、クリップデータをその処理まで付して得たデータの局所平均として望まれる値である。そこに至る処理内容が明確である限り、その処理内容を反映して式（８）に相当する補正式を組み立てることができる。多くの処理内容を反映する場合はその補正式は煩雑になってくるが、原理的にどの段階のデータでも局所平均の補正処理が可能であることは伺えるであろう。

次に、各実施形態の放射線画像診断装置１、１Ａによる平均値維持補正の変形を示す。

各実施形態の放射線画像診断装置１、１Ａによる平均値維持補正の際、クリッピング前のＸ線検出値の局所平均を求めるためにＸ線検出値データのビンニングを実施したが、局所平均値はビンニングではなく平滑化で求めることもできる。つまり、クリッピング前のＸ線検出値（Ａとする）の全領域あるいは一部領域に対してビューｉやレイｊ方向に平滑化処理を実施するのであるが、この平滑化処理後の結果（Ｂとする）はＸ線検出値の局所平均の分布を示している。そして、そのデータは平滑化の結果、１未満の異常な値の大部分は１以上になっている。これをクリッピング、あるいはさらに対数変換、あるいはさらにそれ以後の処理にまで付してもその結果（Ｃとする）にはクリッピング問題は殆ど影響しない。しかしながら、平滑化のためにボケは含んでいる。一方、平滑化を行わないＸ線検出値データを通常のごとくクリッピング、あるいはさらに対数変換、あるいはさらにそれ以後の処理にまで付すが、その出力（Ｄとする）にはクリッピング問題は影響している可能性が大であるが、ボケは含まない。Ｄをさらに、Ａを平滑化したフィルタと同じフィルタを用いて平滑化するが、その出力をＥとする。Ｅの局所平均はクリッピングの影響を残し、ボケはＣと同じである。ここで、Ｄのうちクリッピングが起きているような領域ではその局所平均をＣに近づけたもの（Ｆとする）を得たいのであるが、それは例えば次の式（９）のようにする。

［数９］
Fi,j=(1-W)×Di,j+W×Ci,j ・・・（９）
W=1 if Bi,j≦0
W=-1/X if 0≦Bi,j＜X
W=0 if X≦Bi,j
ここでＸはスレッショールド値、Ｗは重み関数である。つまりクリッピング前のＸ線検出値の局所平均がＸより小さい場合は、それが低値であるほどＦはＣに近づき、クリッピング前のＸ線検出値の局所平均が十分高い値であればクリッピングの問題はないので、ＦとしてはＤの値がそのまま採用されるというものである。Ｘの設定は任意であるが、Ｘ線検出値が含む雑音振幅の標準偏差と同程度の値とするのが良いであろう。Ｗを決めるために参照する値としてＢのかわりにＡを用いてもかまわないが、この場合はＸとして１より十分大きい値を選ぶべきである。

これにより得たＦはクリッピング問題は大幅に緩和し、かつクリッピングが起きないような状況ではボケも伴っていない。

このようにしてＦを得たら、以後そのＦを用いて通常の処理を進めていけばよい。Ｆが投影データであればあとは画像再構成するのみであるし、Ｆがクリッピング直後のデータであればあとは対数変換その他の処理を経て投影データとし画像再構成まで進める。Ｆが対数変換直後の値であればその後の処理で投影データを得て画像再構成まで進める。

このようにして、クリッピングによる平均値のシフト量を低減させた投影データを得ることが可能となり、ＣＴ値シフトやシェーディングを緩和したＸ線ＣＴ画像を再構成することができる。

つまり、ビンニングによるか平滑化処理によるかに関わらず、クリッピング処理前のＸ線検出値の局所平均値Ｂ（ｉ，ｊ）を把握し、投影データの局所平均値Ｐ（ｉ，ｊ）を、クリッピング処理前のＸ線検出値の局所平均値Ｂ（ｉ，ｊ）から生成された投影データに近づけられるように平均値維持補正処理が実施されればよい。

最後に補足する。これまでの説明において、クリッピングとは１以下の入力を１に固定して対数変換する措置であるとして述べた。しかしながら、クリップレベルが１でなくてその他の数値であっても、全く同様に本発明は有効性を持っているのは明らかである。また、クリップレベル以下の入力値をクリップレベルに一律にクリッピングするというクリップ法でなく、システムにとって処理上不都合な入力値を一律以外の関数で変化させて不都合でない値にするというクリップ処理もあり得る。例えば、非特許文献１に述べられているlog-tweakという手法は、Ｘ線検出値が非常に低い値のときは対数関数でなく直線関数で処理するが、これは入力値をある関数でかさ上げして対数変換に処するのと等価であり、これまで述べたクリップ手法と同様に、対数変換にとって不都合な入力値を不都合でないように改変するものと見なせる。このような場合もそれに伴い局所平均のシフトは発生するが、これについても本発明で示した方法は有効である。すなわち、本発明で言うクリッピングとは、システムにとって処理上不都合な入力値を一律以外の関数で変化させて不都合でない値にする処理一般を意味し、そして本発明は、Ｘ線検出値が非常に低い場合にクリッピングに伴い生じる投影データの局所平均を正しい値に近づける方法として普遍性を持っている。

本発明に係る放射線画像診断装置の第１の実施形態を示す構成図。 図１に示す放射線画像診断装置により、Ｘ線ＣＴ画像を再構成させる際の手順を示すフローチャート。 図１に示す放射線画像診断装置１によるＸ線検出値に対する処理手順と従来の放射線画像診断装置によるＸ線検出値に対する処理手順とを比較した図。 図１に示す放射線画像診断装置により撮影されたＸ線ＣＴ画像を従来の放射線画像診断装置により撮影されたＸ線ＣＴ画像と比較した図。 本発明に係る放射線画像診断装置の第２の実施形態を示す構成図。 図５に示す放射線画像診断装置により、Ｘ線ＣＴ画像を再構成させる際の手順を示すフローチャート。 Ｘ線検出値が超低線量域である場合に生じるクリッピング現象の概念を説明する図。

符号の説明

１、１Ａ 放射線画像診断装置
２ Ｘ線管
３ Ｘ線検出器
４ データ収集システム(ＤＡＳ)
５ データ伝送部
６ 制御部
７ 前処理手段
８ クリッピング処理手段
９ 出力補正手段
１０ 再クリッピング処理手段
１１ 対数変換処理手段
１２ 画像再構成手段
１３ 記憶手段
１４ 対数変換データ補正手段
Ｐ 被検体

Claims (8)

1. 放射線を発生させる放射線発生手段と、前記放射線発生手段からの放射線を検出する放射線検出手段と、前記放射線検出手段の放射線検出値にクリッピング処理を施すクリッピング処理手段と、クリッピング処理前後の前記放射線検出値の局所平均の乖離が減少方向となるようにクリッピング処理後の前記放射線検出値に対して平均値維持補正処理を施す出力補正手段と、平均値維持補正処理後の前記放射線検出値に対して対数変換処理を伴う処理を施すことにより投影データを生成する対数変換処理手段とを備えたことを特徴とする放射線画像診断装置。
2. 放射線を発生させる放射線発生手段と、前記放射線発生手段からの放射線を検出する放射線検出手段と、前記放射線検出手段の放射線検出値にクリッピング処理を施すクリッピング処理手段と、クリッピング処理後の前記放射線検出値に対して対数変換処理を伴う処理を施すことにより対数変換データを生成する対数変換処理手段と、前記対数変換データの局所平均がクリッピング処理前の放射線検出値の局所平均から対数変換を伴って生成される値に近づくように係数を乗じる平均値補正処理を実施する対数変換データ補正手段とを備えたことを特徴とする放射線画像診断装置。
3. 平均値維持補正処理後の前記放射線検出値に対して再度クリッピング処理を施す再クリッピング処理手段を設け、前記対数変換処理手段は、再クリッピング処理後の前記放射線検出値に対して対数変換処理を伴う処理を施すことにより投影データを生成するようにしたことを特徴とする請求項１記載の放射線画像診断装置。
4. 前記局所平均をビンニングすることにより作成したビン内の平均値から求めるようにしたことを特徴とする請求項１または２記載の放射線画像診断装置。
5. 前記局所平均を平滑化処理により求めるようにしたことを特徴とする請求項１または２記載の放射線画像診断装置。
6. クリッピング処理前後の放射線検出値の局所平均の乖離が減少方向となるようにクリッピング処理後の前記放射線検出値に対して平均値維持補正処理を施すステップと、平均値維持補正処理後の前記放射線検出値に対して対数変換処理を伴う処理を施すことにより投影データを生成するステップとを有することを特徴とする放射線画像診断装置のデータ処理方法。
7. 放射線検出値にクリッピング処理を施すステップと、クリッピング処理後の前記放射線検出値に対して対数変換処理を伴う処理を施すことにより対数変換データを生成するステップと、前記対数変換データの局所平均がクリッピング処理前の放射線検出値の局所平均から対数変換を伴って生成される値に近づくように係数を乗じる平均値補正処理を実施するステップとを有することを特徴とする放射線画像診断装置のデータ処理方法。
8. 平均値維持補正処理後の前記放射線検出値に対して再度クリッピング処理を施し、再クリッピング処理後の前記放射線検出値に対して対数変換処理を伴う処理を施すことにより投影データを生成することを特徴とする請求項６記載の放射線画像診断装置のデータ処理方法。

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