JP5818588B2 - 放射線検出データ処理装置及び方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、放射線検出データ処理装置及び方法に関する。

従来、検査対象の断層画像を再構成するコンピュータ断層撮影（ＣＴ：Computed Tomography）装置は、医療分野や非破壊検査等で活用されている。例えば、コンピュータ断層撮影装置であるＸ線ＣＴ装置は、検査対象の３６０度全周囲からＸ線を照射し、検査対象を透過したＸ線を各方向において検出する。そして、Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線検出データに対して対数変換等を行なったＸ線投影データを用いて断層画像を再構成する。

ここで、精密な断層画像を得るためには、Ｘ線照射角度を細かい粒度で変化させ、また、Ｘ線検出素子が高密度で配列されたＸ線検出器を用いる必要があり、Ｘ線検出データの解像度や時間当たりの撮影枚数が増加する。そこで、Ｘ線検出データを圧縮することで、蓄積や伝送のコストを削減することが考えられている（例えば、特許文献１）。

Ｘ線検出データの圧縮を行なう場合、断層画像の再構成に際しＸ線投影データを生成するため、圧縮したＸ線検出データは、伸張後、対数変換される。しかし、伸張処理後のデータを対数変換したデータは、Ｘ線検出データを対数変換したデータからの誤差が増加するため、断層画像の画質が劣化する。

特開２００３−１０１７０号公報

本発明が解決しようとする課題は、圧縮処理による断層画像の画質劣化を回避することができる放射線検出データ処理装置及び方法を提供することである。

実施形態の放射線検出データ処理装置は、データ収集部と、データ処理部とを備える。データ収集部は、放射線を検出する検出器から放射線検出データを収集する。データ処理部は、前記放射線検出データを圧縮して圧縮データを生成する。ここで、前記データ処理部は、前記圧縮データを伸張し所定の変換を行った、断層画像を得るための再構成に用いられる投影データにおける圧縮歪が、前記投影データの信号値によらず一定となる様に前記圧縮データを生成する。

第１の実施形態のＸ線ＣＴ装置の全体構成図。 再構成処理の一方式を説明するための図。 従来のＸ線ＣＴ装置が行なう再構成処理を説明するための図。 圧縮歪を説明するための図。 対数変換による圧縮歪を説明するための図。 第１の実施形態のデータ処理部及びデータ第２処理部の構成図。 第１の実施形態の圧縮処理の一例を示す図。 第１の実施形態における圧縮歪を説明するための図。 第１の実施形態のＸ線ＣＴ装置の処理を示すフローチャート。 第１の実施形態の変形例を説明するための図。 第２の実施形態のデータ処理部及びデータ第２処理部の構成図。 第２の実施形態の変換処理を説明するための図。 第２の実施形態のＸ線ＣＴ装置の処理を示すフローチャート。 第２の実施形態の変形例を説明するための図。 第３の実施形態のデータ処理部及びデータ第２処理部の構成図。 第３の実施形態のＸ線ＣＴ装置の処理を示すフローチャート。 第３の実施形態の変形例を説明するための図。 第１〜第３の実施形態の変形例を説明するための図。

以下、添付図面を参照して、放射線検出データ処理装置の実施形態を詳細に説明する。なお、以下では、放射線検出データ処理装置を含むＸ線コンピュータ断層撮影（ＣＴ：Computed Tomography）装置を、実施形態として説明する。

（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の全体構成について、図１を用いて説明する。図１は、第１の実施形態のＸ線ＣＴ装置の全体構成図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、架台装置１０と、寝台装置２０と、コンソール装置３０とを備える。

架台装置１０は、被検体ＰにＸ線を照射してＸ線検出データを収集する装置であり、高電圧発生部１１と、Ｘ線管１２と、Ｘ線検出器１３と、データ収集部１４と、回転フレーム１５と、架台駆動部１６とを有する。更に、架台装置１０は、Ｘ線検出データに対してデータ処理を行なうデータ処理部１７を有する。

高電圧発生部１１は、高電圧を発生して、発生した高電圧をＸ線管１２に供給する装置である。Ｘ線管１２は、高電圧発生部１１から供給された高電圧によりＸ線を発生する真空管であり、Ｘ線管１２が発生したＸ線は、被検体Ｐに対して照射される。

Ｘ線検出器１３は、Ｘ線管１２から照射されて被検体Ｐを透過したＸ線の強度分布を示すＸ線検出データを検出する検出器である。すなわち、Ｘ線検出器１３は、被検体Ｐ内部で生じるＸ線吸収の度合を示すＸ線検出データを検出する。具体的には、Ｘ線検出器１３は、チャンネル方向（図１に示すＹ軸方向）に複数のＸ線検出素子が配列された検出素子列が、被検体Ｐの体軸方向（図１に示すＺ軸方向）に沿って複数列配列された２次元アレイ型検出器である。

回転フレーム１５は、Ｘ線管１２とＸ線検出器１３とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持する。架台駆動部１６は、回転フレーム１５を回転駆動させることで、被検体Ｐを中心とした円軌道上でＸ線管１２およびＸ線検出器１３を旋回させる駆動装置である。

データ収集部１４は、ＤＡＳ（Data Acquisition System）であり、Ｘ線検出器１３により検出されたＸ線検出データを収集する。具体的には、データ収集部１４は、Ｘ線管１２からのＸ線照射方向それぞれに対応するＸ線検出データを収集する。そして、データ収集部１４は、収集したＸ線検出データそれぞれに対して増幅処理やＡ／Ｄ変換処理等を行なって、データ処理部１７に出力する。

データ処理部１７は、Ｘ線検出データに対して所定のデータ処理を行なう処理部である。具体的には、データ処理部１７は、Ｘ線検出データに対して圧縮処理を行なって、圧縮後のデータを後述するコンソール装置３０に送信する。なお、データ処理部１７が第１の実施形態において実行する処理については、後に詳述する。

寝台装置２０は、被検体Ｐを載せる装置であり、図１に示すように、天板２２と、寝台駆動装置２１とを有する。天板２２は、被検体Ｐが載置されるベッドであり、寝台駆動装置２１は、天板２２を被検体Ｐの体軸方向（Ｚ軸方向）へ移動させることで、被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動させる。

コンソール装置３０は、操作者によるＸ線ＣＴ装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された投影データ群から断層画像を再構成する装置であり、図１に示すように、入力装置３１と、表示装置３２と、スキャン制御部３３と、データ第２処理部３４と、画像記憶部３５と、システム制御部３６とを有する。

入力装置３１は、Ｘ線ＣＴ装置を操作する医師や技師などの操作者が各種指示を入力するためのマウス、キーボード、ボタン、トラックボール、ジョイスティックなどを有し、操作者から受け付けた各種コマンドを、後述するシステム制御部３６に転送する。

表示装置３２は、入力装置３１を介して操作者から指示を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、後述する画像記憶部３５が記憶する再構成画像を表示したりするためのモニタを有する。

スキャン制御部３３は、高電圧発生部１１、架台駆動部１６、データ収集部１４、データ処理部１７及び寝台駆動装置２１の動作を制御する。これにより、スキャン制御部３３は、架台装置１０における被検体ＰのＸ線スキャン処理、Ｘ線検出データ群の収集処理及びＸ線検出データ群に対するデータ処理を制御する。

具体的には、スキャン制御部３３は、回転フレーム１５を回転させながら、Ｘ線管１２からＸ線を連続的、又は、間欠的に照射させることで、Ｘ線スキャンを実行させる。例えば、スキャン制御部３３は、天板２２を移動させながら回転フレーム１５を連続回転させて撮影を行なうヘリカルスキャンや、被検体Ｐの位置を固定したままで回転フレーム１５を１回転または連続回転させて撮影を行なうコンベンショナルスキャンを実行させる。

データ第２処理部３４は、断層画像（Ｘ線ＣＴ画像）の再構成処理を行なう処理部である。すなわち、データ第２処理部３４は、データ処理部１７から受信したデータを用いてＸ線ＣＴ画像の再構成処理を行なう。画像記憶部３５は、データ第２処理部３４によって生成されたＸ線ＣＴ画像を記憶する。なお、データ第２処理部３４が第１の実施形態において実行する処理については、後に詳述する。

システム制御部３６は、架台装置１０、寝台装置２０およびコンソール装置３０の動作を制御することによって、Ｘ線ＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、システム制御部３６は、スキャン制御部３３を制御することで、架台装置１０および寝台装置２０によるＸ線検出データ群の収集処理を制御する。また、システム制御部３６は、スキャン制御部３３を介して、データ処理部１７を制御することで、Ｘ線検出データ群に対する圧縮処理を制御する。また、システム制御部３６は、データ第２処理部３４を制御することで、コンソール装置３０による画像再構成処理を制御する。また、システム制御部３６は、画像記憶部３５から再構成画像を読み出して、表示装置３２が備えるモニタにおいて表示するように制御する。

以上、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線検出データを収集し、収集したＸ線検出データを用いてＸ線ＣＴ画像の再構成を行なう。

ここで、図２等を用いて、断層画像再構成処理の一方式について説明する。図２は、再構成処理の一方式を説明するための図である。図２では、あるＸ線照射角度において、Ｘ線管１２からＸ線強度「Ｘ０」のＸ線が照射されたことを示している。また、図２では、Ｘ線強度「Ｘ０」のＸ線が、図中の白領域で示す空気や、図中のグレー領域で示す被検体Ｐを透過した後に、Ｘ線検出器１３においてＸ線強度「Ｘ（Ｌ）」のＸ線が検出されたことを示している。すなわち、Ｘ線スキャンでは、Ｘ線照射角度ごとに透過線それぞれのＸ線検出データ「Ｘ（Ｌ）」が収集される。

また、図２では、Ｘ線が照射された空間を１辺の長さが「ｄ」となるメッシュ状に区切り、各メッシュのＸ線減弱係数が「Ｕ（Ｌ，ｎ）」であるとしている。Ｘ線強度は、Ｘ線の透過線上にて、指数的に減衰する。「Ｘ（Ｌ）」は、「Ｘ０」、「ｄ」及び「Ｕ（Ｌ，ｎ）」により、以下の式（１）で示される。

ここで、両辺で対数をとることで、式（１）は、以下の式（２）として示される。

「Ｘ０」、「Ｘ（Ｌ）」及び「ｄ」が既知であることから、式（２）は、未知数「Ｕ」の線形和となる。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線照射角度ごとに、透過線それぞれのＸ線検出データ「Ｘ（Ｌ）」を収集し、Ｘ線検出データ「Ｘ（Ｌ）」を対数変換することで、未知数「Ｕ」に関する線形和で構成される式（２）を得ることができる。かかる対数変換後のデータは、投影データと呼ばれる。

そして、Ｘ線ＣＴ装置は、投影データから、例えば、最少二乗法、フーリエ変換法、フィルター逆投影法、重畳逆投影法、逐次近似法等を用いて未知数「Ｕ」を決定することで、各のＸ線減弱係数を得ることができる。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線検出データを対数変換することで、投影データを生成し、投影データを、Ｘ線が照射された空間に逆投影することで、空間内の各メッシュのＸ線減弱係数を得る。

そして、Ｘ線ＣＴ装置は、各メッシュのＸ線減弱係数を、水のＸ線減弱係数「０」及び空気のＸ線減弱係数「−１０００」で相対化したＣＴ値（単位ＨＵ:Hounsfield unit）を画素値とすることで、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。

図３は、従来のＸ線ＣＴ装置が行なう再構成処理を説明するための図である。例えば、従来のＸ線ＣＴ装置は、図３の（Ａ）に示すように、収集したＸ線検出データを、再構成前の前処理として、コンソール装置３０内で対数変換することで、投影データを生成する。なお、Ｘ線ＣＴ装置は、対数変換処理の他に、前処理として、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正などの補正処理を行なうことで、Ｘ線検出データから投影データを生成する。そして、従来のＸ線ＣＴ装置は、投影データを逆投影処理することで断層画像（Ｘ線ＣＴ画像）を再構成する。なお、図３の（Ａ）に示す従来のＸ線ＣＴ装置は、投影データを所定の記憶部に格納し、格納された投影データを読み出して、再構成処理を行なう。

ここで、より精密な断層画像を得るためには、Ｘ線管１２から照射されるＸ線の照射角度を細かい粒度で変化させる必要があり、また、Ｘ線検出素子が高密度で配列されたＸ線検出器１３を用いる必要がある。すなわち、断層画像の高精細化を実現するためには、Ｘ線検出データの解像度や時間当たりの撮影枚数が増加する。このため、断層画像の高精細化には、高速な伝送システム及び大容量のデータを蓄積する装置が要求される。

そこで、従来、図３の（Ａ）に示すＸ線ＣＴ装置に、データ圧縮機能を付加したＸ線ＣＴ装置が知られている。データ圧縮機能を付加した従来のＸ線ＣＴ装置は、図３の（Ｂ）に示すように、Ｘ線検出データを圧縮（符号化）して圧縮データとする。例えば、図３の（Ｂ）に示す従来のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線検出素子ごとのＸ線検出量を示すＸ線検出データを、Ｘ線照射角度ごとに時系列化したデータ（サイノグラムデータ）とし、サイノグラムデータを圧縮する。そして、図３の（Ｂ）に示す従来のＸ線ＣＴ装置は、圧縮データを伸張（復号化）して伸張データとし、伸張データに対して対数変換等の処理を行なって投影データをした後、再構成処理により断層画像（Ｘ線ＣＴ画像）を再構成する。

例えば、圧縮処理を架台装置１０内で行なうことで、架台装置１０からコンソール装置３０へのデータ伝送量を低減することができる。また、投影データを記憶する代わりに、圧縮データを記憶することで、コンソール装置３０に設置する記憶装置の容量を大容量にする必要がなくなる。

しかし、圧縮及び伸張を行なったデータを対数変換したデータを投影データとして再構成処理を行なうと、再構成された画像の画質が劣化する場合があった。図４は、圧縮歪を説明するための図であり、図５は、対数変換による圧縮歪を説明するための図である。

圧縮対象となるデータには、圧縮を行なうことで生じる圧縮歪が内在するが、かかる圧縮歪は、図４に示すように、信号強度に関わらず、略同一の分散を有し、平均値が「０」となる。すなわち、Ｘ線検出データを一般的な方式で圧縮することで、圧縮データには、信号値の大きさに依存しない圧縮歪が発生する。しかし、伸張データを対数変換すると、信号値の大きさに依存して圧縮歪が不均一となる。

図５は、入力となる伸張データの信号値を横軸とし、出力となる対数変換後のデータの信号値を縦軸としている。また、図５では、入出力の信号値をプロットしたグラフを実線ａで示している。また、図５では、伸張データの各信号値が有する圧縮歪の下限値と、下限値を対数変換した後の値とをプロットしたグラフを点線ｃで示している。また、図５では、伸張データの各信号値が有する圧縮歪の上限値と、上限値を対数変換した後の値とをプロットしたグラフを点線ｂで示している。

入力側の伸張データの圧縮歪は、図５の横方向の両方向矢印に示すように、横軸方向に均一な分散を有する。一方、出力側の対数変換後のデータの圧縮歪は、図５の縦方向の両方向矢印に示すように、低い信号値側で増大し、高い信号値側で減少する。

このように、圧縮歪の分散は、対数変換によって変化する。Ｘ線検出データを圧縮後伸張したデータを対数変換したデータでは、Ｘ線検出データを対数変換したデータからの誤差分散が、信号値が低いほど増大している。かかるデータを再構成処理に用いると、未知数「Ｕ」の算出精度が低下し、その結果、断層画像の画質が劣化する。

そこで、第１の実施形態に係るデータ処理部１７は、断層画像の再構成に用いるデータの圧縮歪が信号値に依存することなく略一定となる圧縮データを、データ収集部１４が収集したＸ線検出データから生成する。以下、図６等を用いて、第１の実施形態に係るデータ処理部１７及び第１の実施形態に係るデータ第２処理部３４の処理について、詳細に説明する。図６は、第１の実施形態のデータ処理部１７及びデータ第２処理部３４の構成図である。

図６に示すように、第１の実施形態に係るデータ処理部１７は、断層画像の再構成に用いるデータの圧縮歪が信号値に依存することなく略一定となる圧縮データをＸ線検出データから生成するための処理部として、圧縮部１７ａを有する。圧縮部１７ａは、高い信号値に含まれる圧縮歪より低い信号値に含まれる圧縮歪が小さくなる量子化幅を用いて、放射線検出データから前記圧縮データを生成する。

すなわち、圧縮部１７ａは、圧縮処理を行なう際、対数変換した後のデータに含まれる誤差分散を最小化するために、高い信号値に含まれる圧縮歪よりも、低い信号値に含まれる圧縮歪が小さくなるように、量子化幅を調整する制御を行なう。例えば、圧縮部１７ａは、量子化と差分パルス符号変調（ＤＰＣＭ：Differential Pulse Code Modulation）とにより圧縮処理を行なう際に、量子化幅を信号値によって変更する。具体的には、圧縮部１７ａは、信号値が小さいほど量子化幅が小さくなるように量子化幅を調整する。図７は、第１の実施形態の圧縮処理の一例を示す図である。

例えば、図７の（Ａ）に示すように、Ｘ線検出データの信号値（Ｘ）が「０≦ｘ≦２５５」の範囲にあるとする。かかる場合、圧縮部１７ａは、例えば、ｘが０に近い方を低信号値側とし、ｘが２５５に近い方を高信号値側とする。そして、圧縮部１７ａは、例えば、８つの量子化レベルを設定する。

一例を挙げると、圧縮部１７ａは、図７の（Ｂ）に示すように、低信号値側から高信号値側に向けて、「０≦ｘ≦１」、「１＜ｘ≦３」、「３＜ｘ≦７」、「７＜ｘ≦１５」、「１５＜ｘ≦３５」、「３５＜ｘ≦７５」、「７５＜ｘ≦１３５」及び「１３５＜ｘ≦２５５」の量子化幅を設定する。

圧縮部１７ａは、各量子化幅の範囲内にある信号値を量子化するための代表値を設定する。一例を挙げると、圧縮部１７ａは、図７の（Ｂ）に示すように、「０≦ｘ≦１」の代表値を「０」、「１＜ｘ≦３」の代表値を「２」、「３＜ｘ≦７」の代表値を「５」、「７＜ｘ≦１５」の代表値を「１０」、「１５＜ｘ≦３５」の代表値を「３０」、「３５＜ｘ≦７５」の代表値を「５５」、「７５＜ｘ≦１３５」の代表値を「１１５」、「１３５＜ｘ≦２５５」の代表値を「２００」に設定する。

図７に示す一例では、量子化幅が低信号側で小さく、高信号側で大きくなっている。また、図７に示す一例では、圧縮部１７ａは、２５６階調であったＸ線検出データから、８階調のデータに圧縮したデータを生成するが、かかる圧縮データでは、高信号値側ほど量子化幅が大きく設定されているため、低信号値側より高信号値側の方が実測値との誤差が大きくなっている。８諧調に圧縮されたデータに対して、隣接信号間の差分を取る差分パルス符号変調を施し、差分信号を可変長符号化することで、さらなる圧縮が行われた圧縮データが生成される。

圧縮部１７ａは、量子化幅制御によって生成した圧縮データを、コンソール装置３０のデータ第２処理部３４に送信する。

なお、図７に示す一例では、２５６諧調のＸ線検出データを８諧調に削減した後に差分パルス符号変調符号化を施す場合について説明したが、本実施形態は、さらに高諧調のＸ線検出データを信号値に応じて量子化する構成でも良い。また、量子化幅は固定ではなく、信号特性に応じて可変としてもよい。例えば、可変長符号化後の圧縮率が一定となるように、入力信号の情報量が大きい場合は、荒く量子化し、入力信号の情報量が小さい場合は、細かく量子化して、量子化に関する情報を圧縮データに含めた圧縮データとしてもよい。ここで、低信号値は高信号値よりも相対的に小さな量子化幅で量子化するものとする。また、入力信号値を差分パルス符号変調符号化した差分信号に対して、量子化を行う構成としてもよい。その場合は、入力信号値の大小に応じて量子化幅が調整されるように、例えば、複数の信号値で構成するブロック毎に、量子化幅に関するインデックス情報を合わせて符号化する構成としてもよい。

また、圧縮部１７ａが行なう範囲設定及び量子化幅の変更設定は、予め設定されている場合であっても良いし、撮影時に操作者が入力装置３１を用いて設定する場合であっても良い。

図６に戻って、データ第２処理部３４は、圧縮部１７ａから受信した圧縮データを用いてＸ線ＣＴ画像の再構成処理を行なう。第１の実施形態に係るデータ第２処理部３４は、図６に示すように、圧縮データ記憶部３４ａと、伸張部３４ｂと、前処理部３４ｃと、投影データ記憶部３４ｄと、再構成部３４ｅとを有する。

圧縮データ記憶部３４ａは、圧縮部１７ａが生成した圧縮データを記憶する。伸張部３４ｂは、圧縮データを伸張した伸張データを生成する。具体的には、伸張部３４ｂは、圧縮データ記憶部３４ａが記憶する圧縮データを用いて伸張処理を行なう。前処理部３４ｃは、伸張データを対数変換することで投影データを生成する。具体的には、前処理部３４ｃは、伸張データに対して、対数変換処理の他に、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の補正処理を行なうことで投影データを生成する。なお、前処理部３４ｃは、投影データを投影データ記憶部３４ｄに格納する。

再構成部３４ｅは、前処理部３４ｃが伸張データを対数変換することで生成した投影データを逆投影処理することで断層画像であるＸ線ＣＴ画像を再構成し、再構成した画像を、画像記憶部３５に格納する。ここで、再構成部３４ｅは、再構成処理に際し、投影データ記憶部３４ｄから投影データを読み出す場合であっても良いし、前処理部３４ｃから投影データを取得する場合であっても良い。

第１の実施形態では、圧縮データ記憶部３４ａに圧縮データを格納している。また、投影データと比較して、圧縮データの容量は小さい。また、圧縮データを記憶しておくことで、投影データは、伸張処理により任意のタイミングで生成することができる。従って、第１の実施形態では、投影データ記憶部３４ｄをデータ第２処理部３４から削除しても良い。

ここで、図８を用いて、第１の実施形態における圧縮歪について説明する。図８は、第１の実施形態における圧縮歪を説明するための図である。

図８は、入力となる「第１の実施形態の伸張データの信号値」を横軸とし、出力となる「伸張データ対数変換後のデータの信号値」を縦軸としている。また、図８では、入出力の信号値をプロットしたグラフを実線Ａで示している。また、図８では、「第１の実施形態における伸張データの各信号値が有する圧縮歪の下限値」と、下限値を対数変換した後の値とをプロットしたグラフを点線Ｃで示している。また、図８では、「第１の実施形態における伸張データの各信号値が有する圧縮歪の上限値」と、上限値を対数変換した後の値とをプロットしたグラフを点線Ｂで示している。

第１の実施形態で生成される圧縮データは、信号値が高いほど圧縮歪が大きくなるように、圧縮部１７ａによる量子化幅の制御が行なわれている。このため、第１の実施形態において、入力側の伸張データの圧縮歪は、図８の横方向の両方向矢印に示すように、低い信号値側で減少し、高い信号値側で増大する。一方、出力側の対数変換後のデータの圧縮歪は、図８の縦方向の両方向矢印に示すように、略均一な分散を有する。

すなわち、第１の実施形態において、伸張データを対数変換したデータでは、Ｘ線検出データを対数変換したデータからの誤差分散が、従来の圧縮処理と比較して減少している。第１の実施形態では、伸張データを対数変換したデータを再構成処理に用いることで、未知数「Ｕ」の算出精度を、高精度で行なうことができ、その結果、圧縮処理による断層画像の画質劣化を防止することができる。

次に、図９を用いて、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の処理について説明する。図９は、第１の実施形態のＸ線ＣＴ装置の処理を示すフローチャートである。

図９に示すように、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、データ収集部１４によりＸ線検出データが収集されたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、Ｘ線検出データが収集されていない場合（ステップＳ１０１否定）、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、待機状態となる。

一方、Ｘ線検出データが収集された場合（ステップＳ１０１肯定）、圧縮部１７ａは、量子化幅を調整した圧縮処理により、Ｘ線検出データから圧縮データを生成する（ステップＳ１０２）。そして、圧縮部１７ａは、圧縮データをコンソール装置３０に送信することで、圧縮データを圧縮データ記憶部３４ａに格納する（ステップＳ１０３）。

そして、伸張部３４ｂは、圧縮データ記憶部３４ａから圧縮データを読み出して、伸張処理により伸張データを生成し（ステップＳ１０４）、前処理部３４ｃは、対数変換処理及び補正処理により伸張データから投影データを生成する（ステップＳ１０５）。そして、再構成部３４ｅは、逆投影処理により投影データからＸ線ＣＴ画像を再構成し（ステップＳ１０６）、処理を終了する。

上述してきたように、第１の実施形態では、信号値に応じた量子化幅制御により、伸張データを対数変換した後のデータの圧縮歪を信号値によらず、略均一な分散とすることができる。従って、第１の実施形態では、圧縮処理による断層画像の画質劣化を防止することができる。

また、第１の実施形態では、断層画像の画質が劣化しないＸ線検出データの圧縮データを伝送することができるので、精密な断層画像を再構成するために、架台装置１０とコンソール装置３０との間に高速な伝送システムを設置する必要がなくなる。また、第１の実施形態では、大容量の投影データを記憶する代わりに、圧縮データを記憶することで、大容量のデータを蓄積する装置を設置する必要がなくなる。また、第１の実施形態では、圧縮データを記憶することで、前処理部３４ｃにおける対数変換処理に用いるパラメータの変更や、前処理部３４ｃにおける補正処理の変更等、再構成条件を任意に変更して、新たに、画像を再構成することができる。

なお、上記では、Ｘ線検出データの圧縮処理が架台装置１０で実行される場合について説明した。しかし、第１の実施形態は、Ｘ線検出データの圧縮処理がコンソール装置３０で実行される場合であっても良い。図１０は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。

すなわち、図１０に示すように、第１の実施形態の変形例では、圧縮部１７ａを有するデータ処理部１７がコンソール装置３０に設置される。そして、図１０に示す圧縮部１７ａは、架台装置１０から受信したＸ線検出データに対して量子化幅を信号値に応じて調整した圧縮処理を行なうことで圧縮データを生成する。

図１０に示す変形例では、精密な断層画像を再構成するために、少なくとも、コンソール装置３０において、データを蓄積する装置の記憶容量を大容量とする必要がなくなる。

（第２の実施形態）
第２の実施形態では、第１の実施形態とは異なる方法で、再構成に用いるデータの圧縮歪が信号値に依存することなく略一定となる圧縮データをＸ線検出データから生成する場合について説明する。

第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、図１を用いて説明した第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置と同様の構成となる。しかし、第２の実施形態にかかるデータ処理部１７及びデータ第２処理部３４の構成は、第１の実施形態とは異なる。図１１は、第２の実施形態のデータ処理部１７及びデータ第２処理部３４の構成図である。第２の実施形態においても、第１の実施形態と同様に、データ処理部１７は、再構成に用いるデータの圧縮歪が信号値に依存することなく略一定となる圧縮データをＸ線検出データから生成する。しかし、第２の実施形態に係るデータ処理部１７は、圧縮部１７ａの代わりに、変換部１７ｂ及び圧縮部１７ｃを有する。

変換部１７ｂは、Ｘ線検出データに対して対数変換、又は、対数変換を近似した近似変換を行なって変換データを生成する。図１２は、第２の実施形態の変換処理を説明するための図である。

例えば、変換部１７ｂは、図１２の（Ａ）に示すように、変換関数として対数関数を用いて、Ｘ線検出データから変換データを生成する。なお、対数関数を用いてＸ線検出データに信号値を対数変換した出力値は、必ずしも、信号値の対数値と１００％一致する値ではなく、例えば、小数点第３を切り上げ、切捨て、又は四捨五入した近似値となる。

或いは、変換部１７ｂは、対数変換を近似した変換関数により、Ｘ線検出データから変換データを生成する。具体的には、変換部１７ｂは、高い信号値ほど傾きが低くなる変換関数を用いる。

例えば、変換部１７ｂは、図１２の（Ｂ）に示すように、対数変換の全てを直線近似した変換関数により、Ｘ線検出データから変換データを生成する。図１２の（Ｂ）に示す一例では、変換部１７ｂは、信号値を低信号値域、中信号値域及び高信号値域の３つの範囲に分けて、各範囲の対数変換を１次関数で近似した３つの変換関数を用いる。かかる変換関数の傾きは、図１２の（Ｂ）に示すように、低信号値域、中信号値域、高信号値域の順に低くなっている。

或いは、例えば、変換部１７ｂは、図１２の（Ｃ）に示すように、対数変換の一部を直線近似した変換関数により、Ｘ線検出データから変換データを生成する。図１２の（Ｃ）に示す一例では、変換部１７ｂは、信号値を低信号値域、中信号値域及び高信号値域の３つの範囲に分けて、低信号値域及び高信号値域の対数変換を１次関数で近似した２つの変換関数を用い、中信号値域では対数関数を用いる。中信号値域の対数関数の傾き（微分値）は、図１２の（Ｃ）に示すように、低信号値域の１次関数の傾きより低くなっている。また、高信号値域の１次関数の傾きは、図１２の（Ｃ）に示すように、中信号値域の対数関数の傾き（微分値）より低くなっている。

或いは、例えば、変換部１７ｂは、図１２の（Ｄ）に示すように、対数変換の全てを多項式により変換関数により、Ｘ線検出データから変換データを生成する。図１２の（Ｄ）に示す一例では、変換部１７ｂは、信号値を低信号値側及び高信号値側の２つの範囲に分けて、低信号値側及び高信号値側の対数変換を２次関数で近似した２つの変換関数を用いる。高信号値側の２次関数の傾き（微分値）は、図１２の（Ｄ）に示すように、低信号値側の２次関数の傾き（微分値）より低くなっている。

なお、変換部１７ｂの変換処理に用いられる範囲設定及び変換関数の設定は、予め設定されている場合であっても良いし、撮影時に操作者が入力装置３１を用いて設定する場合であっても良い。

図１１に戻って、圧縮部１７ｃは、変換部１７ｂが生成した変換データを圧縮して圧縮データを生成する。すなわち、圧縮部１７ｃは、第１の実施形態で説明した量子化幅の調整を行なうことなく、通常の圧縮処理を行なう。そして、圧縮部１７ｃは、圧縮データをコンソール装置３０に送信する。

第２の実施形態に係るデータ第２処理部３４は、第１の実施形態と同様に、架台装置１０から受信した圧縮データを用いてＸ線ＣＴ画像の再構成処理を行なう。図１１に示す第２の実施形態に係るデータ第２処理部３４は、第１の実施形態と同様に、圧縮データ記憶部３４ａと、伸張部３４ｂと、前処理部３４ｃと、投影データ記憶部３４ｄと、再構成部３４ｅとを有する。しかし、第２の実施形態に係るデータ第２処理部３４は、図１１に示すように、伸張部３４ｂと前処理部３４ｃとの間に、逆変換部３４ｆが設置される。

圧縮データ記憶部３４ａは、圧縮部１７ｃが生成した圧縮データを記憶する。伸張部３４ｂは、圧縮データを伸張した伸張データを生成する。具体的には、伸張部３４ｂは、圧縮データ記憶部３４ａが記憶する圧縮データを用いて伸張処理を行なう。

そして、逆変換部３４ｆは、伸張データに対して、変換部１７ｂが行なった変換処理の逆変換処理を行なって逆変換データを生成する。すなわち、逆変換部３４ｆは、変換部１７ｂが用いた変換関数の逆変換を行なうために、高い信号値ほど傾きが高くなる関数（逆変換関数）を用いて、伸張データから逆変換データを生成する。

そして、前処理部３４ｃは、逆変換データに対して、対数変換処理と、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の補正処理とを行なうことで、投影データを生成する。そして、再構成部３４ｅは、前処理部３４ｃが伸張データを対数変換することで生成した投影データを逆投影処理することで断層画像であるＸ線ＣＴ画像を再構成し、再構成した画像を、画像記憶部３５に格納する。

ここで、第２の実施形態に係る伸張データには、圧縮歪が含まれている。しかし、第２の実施形態では、第１の実施形態のように圧縮処理に際し、特殊な量子化幅の制御等を行っていない。このため、第２の実施形態に係る伸張データの圧縮歪は、信号値の大小には依存していない。一方、逆変換データに含まれる圧縮歪は、逆変換部３４ｆの逆変換によって、低信号値側と比較し高信号値側ほど大きくなる。第２の実施形態では、かかる逆変換データを対数変換することで、圧縮歪が信号値の大小には依存しない投影データを生成する。

すなわち、第２の実施形態にて、逆変換データを対数変換したデータでは、Ｘ線検出データを対数変換したデータからの誤差分散が、従来の圧縮処理と比較して減少している。第２の実施形態では、逆変換データを対数変換したデータを再構成処理に用いることで、圧縮処理による断層画像の画質劣化を防止することができる。

なお、第２の実施形態でも、圧縮データ記憶部３４ａに圧縮データを格納していることから、投影データ記憶部３４ｄをデータ第２処理部３４から削除しても良い。

次に、図１３を用いて、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の処理について説明する。図１３は、第２の実施形態のＸ線ＣＴ装置の処理を示すフローチャートである。

図１３に示すように、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、データ収集部１４によりＸ線検出データが収集されたか否かを判定する（ステップＳ２０１）。ここで、Ｘ線検出データが収集されていない場合（ステップＳ２０１否定）、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、待機状態となる。

一方、Ｘ線検出データが収集された場合（ステップＳ２０１肯定）、変換部１７ｂは、変換関数を用いてＸ線検出データから変換データを生成し（ステップＳ２０２）、圧縮部１７ｃは、圧縮処理により変換データから圧縮データを生成する（ステップＳ２０３）。そして、圧縮部１７ｃは、圧縮データをコンソール装置３０に送信することで、圧縮データを圧縮データ記憶部３４ａに格納する（ステップＳ２０４）。

そして、伸張部３４ｂは、圧縮データ記憶部３４ａから圧縮データを読み出して、伸張処理により伸張データを生成する（ステップＳ２０５）。そして、逆変換部３４ｆは、逆変換関数を用いて伸張データから逆変換データを生成し（ステップＳ２０６）、前処理部３４ｃは、対数変換処理及び補正処理により逆変換データから投影データを生成する（ステップＳ２０７）。そして、再構成部３４ｅは、逆投影処理により投影データからＸ線ＣＴ画像を再構成し（ステップＳ２０８）、処理を終了する。

上述してきたように、第２の実施形態では、予め対数変換又は対数変換を近似した変換処理をＸ線検出データに行なったうえで、圧縮処理を行なう。かかる圧縮データを伸張した伸張データの圧縮歪は、信号値の大きさに依存することなく略一定の分散を有する。

そして、第２の実施形態では、圧縮歪が略一定となる伸張データに対して逆変換処理を行なって、圧縮歪が低信号値側と比較して高信号値側ほど大きくなる逆変換データを生成する。そして、第２の実施形態では、逆変換データに対数変換を行なうことで、再構成処理に用いるデータの圧縮歪を略一定とする。

このように、第２の実施形態では、対数変換に相当する処理済みの伸張データから、再度、対数変換処理が必要となるデータを逆変換処理により生成する。第２の実施形態では、逆変換処理を行なうことで、従来の前処理部３４ｃの機能を変更することなく、そのまま用いることができる。

また、第２の実施形態では、断層画像の画質が劣化しないＸ線検出データの圧縮データを伝送することができるので、精密な断層画像を再構成するために、高速な伝送システムや、大容量のデータを蓄積する装置を設置する必要がなくなる。また、第２の実施形態では、圧縮データを記憶することで、前処理部３４ｃにおける対数変換処理に用いるパラメータの変更や、前処理部３４ｃにおける補正処理の変更等、再構成条件を任意に変更して、新たに、画像を再構成することができる。

なお、上記では、Ｘ線検出データの変換処理及び圧縮処理が架台装置１０で実行される場合について説明した。しかし、第２の実施形態は、Ｘ線検出データの変換処理及び圧縮処理がコンソール装置３０で実行される場合であっても良い。図１４は、第２の実施形態の変形例を説明するための図である。

すなわち、図１４に示すように、第２の実施形態の変形例では、変換部１７ｂ及び圧縮部１７ｃを有するデータ処理部１７がコンソール装置３０に設置される。そして、図１４に示す変換部１７ｂは、架台装置１０から受信したＸ線検出データに変換関数を施すことで、変換データを生成し、圧縮部１７ｃは、変換データに圧縮処理を行なうことで圧縮データを生成する。

図１４に示す変形例では、精密な断層画像を再構成するために、少なくとも、コンソール装置３０において、データを蓄積する装置の記憶容量を大容量とする必要がなくなる。

（第３の実施形態）
第３の実施形態では、第２の実施形態で説明した逆変換処理が実行されない場合について説明する。

第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、第１及び第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置と同様の構成となる（図１を参照）。しかし、第３の実施形態に係るデータ処理部１７及びデータ第２処理部３４は、第２の実施形態に係るデータ処理部１７及びデータ第２処理部３４と比較して、逆変換部３４ｆが削除される点と、前処理部３４ｃが行なう処理が補正処理のみとなる点とが異なる。図１５は、第３の実施形態のデータ処理部１７及びデータ第２処理部３４の構成図である。

図１５に示す第３の実施形態に係るデータ処理部１７は、第１及び第２の実施形態と同様に、再構成に用いるデータの圧縮歪が信号値に依存することなく略一定となる圧縮データをＸ線検出データから生成する。図１５に示すように、第３の実施形態に係るデータ処理部１７は、変換部１７ｂ及び圧縮部１７ｃを有する。図１５に示す変換部１７ｂは、第２の実施形態と同様に、Ｘ線検出データに対して対数変換、又は、対数変換を近似した近似変換を行なって変換データを生成する（図１２を参照）。また、図１５に示す圧縮部１７ｃは、第２の実施形態と同様に、変換データを圧縮して圧縮データを生成する。そして、圧縮部１７ｃは、圧縮データをコンソール装置３０に送信する。

第３の実施形態に係るデータ第２処理部３４は、第１及び第２の実施形態と同様に、架台装置１０から受信した圧縮データを用いてＸ線ＣＴ画像の再構成処理を行なう。図１５に示す第３の実施形態に係るデータ第２処理部３４は、第２の実施形態と同様に、圧縮データ記憶部３４ａと、伸張部３４ｂと、前処理部３４ｃと、投影データ記憶部３４ｄと、再構成部３４ｅとを有する。しかし、図１５に示す第３の実施形態に係るデータ第２処理部３４は、逆変換部３４ｆを有さない。

圧縮データ記憶部３４ａは、圧縮部１７ｃが生成した圧縮データを記憶する。伸張部３４ｂは、圧縮データを伸張した伸張データを生成する。具体的には、伸張部３４ｂは、圧縮データ記憶部３４ａが記憶する圧縮データを用いて伸張処理を行なう。

ここで、第３の実施形態に係る伸張データは、第２の実施形態と同様に、対数変換又は対数変換の近似変換を行なった変換データを圧縮したデータを変換したものである。更に、第３の実施形態では、第１の実施形態のように圧縮処理に際し、特殊な量子化幅の制御等を行っていない。このため、第３の実施形態に係る伸張データの圧縮歪は、第２の実施形態と同様に、信号値の大小には依存していない。

第３の実施形態では、伸張データを用いて再構成処理を行なう。すなわち、第３の実施形態では、伸張データを、Ｘ線検出データを対数変換したデータと略同一のデータとして、再構成処理を行なう。

そこで、前処理部３４ｃは、伸張データに対して、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の補正処理のみを行なう。そして、再構成部３４ｅは、伸張データ、すなわち、補正処理済みの伸張データを逆投影処理することで断層画像であるＸ線ＣＴ画像を再構成し、再構成した画像を、画像記憶部３５に格納する。なお、第３の実施形態では、前処理部３４ｃによる補正処理を実行することなく、再構成部３４ｅが伸張データを用いて再構成処理を行なう場合であっても良い。

このように、第３の実施形態では、圧縮歪が信号値の大小には依存しないデータであり、Ｘ線検出データを対数変換したデータと略同一のデータとなる伸張データを再構成処理に用いることで、圧縮処理による断層画像の画質劣化を防止することができる。

なお、第３の実施形態でも、圧縮データ記憶部３４ａに圧縮データを格納していることから、投影データ記憶部３４ｄをデータ第２処理部３４から削除しても良い。

次に、図１６を用いて、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の処理について説明する。図１６は、第３の実施形態のＸ線ＣＴ装置の処理を示すフローチャートである。

図１６に示すように、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、データ収集部１４によりＸ線検出データが収集されたか否かを判定する（ステップＳ３０１）。ここで、Ｘ線検出データが収集されていない場合（ステップＳ３０１否定）、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、待機状態となる。

一方、Ｘ線検出データが収集された場合（ステップＳ３０１肯定）、変換部１７ｂは、変換関数を用いてＸ線検出データから変換データを生成し（ステップＳ３０２）、圧縮部１７ｃは、圧縮処理により変換データから圧縮データを生成する（ステップＳ３０３）。そして、圧縮部１７ｃは、圧縮データをコンソール装置３０に送信することで、圧縮データを圧縮データ記憶部３４ａに格納する（ステップＳ３０４）。

そして、伸張部３４ｂは、圧縮データ記憶部３４ａから圧縮データを読み出して、伸張処理により伸張データを生成する（ステップＳ３０５）。そして、前処理部３４ｃは、伸張データの補正処理を行なう（ステップＳ３０６）。そして、再構成部３４ｅは、逆投影処理により補正後の伸張データからＸ線ＣＴ画像を再構成し（ステップＳ３０７）、処理を終了する。

上述してきたように、第３の実施形態では、圧縮歪が略一定となる伸張データ、又は、補正処理済みの伸張データを逆投影処理することで画像の再構成を行なう。すなわち、第３の実施形態では、第２の実施形態で説明した逆変換処理を省略することができる。ただし、第３の実施形態では、変換部１７ｂは、前処理部３４ｃで行なわれるシステム固有の対数変換、又は、前処理部３４ｃで行なわれるシステム固有の対数変換を近似した近似変換を行なう必要がある。

また、第３の実施形態では、断層画像の画質が劣化しないＸ線検出データの圧縮データを伝送することができるので、精密な断層画像を再構成するために、高速な伝送システムや、大容量のデータを蓄積する装置を設置する必要がなくなる。

なお、上記では、Ｘ線検出データの変換処理及び圧縮処理が架台装置１０で実行される場合について説明した。しかし、第３の実施形態は、Ｘ線検出データの変換処理及び圧縮処理がコンソール装置３０で実行される場合であっても良い。図１７は、第３の実施形態の変形例を説明するための図である。

すなわち、図１７に示すように、第３の実施形態の変形例では、変換部１７ｂ及び圧縮部１７ｃを有するデータ処理部１７がコンソール装置３０に設置される。そして、図１７に示す変換部１７ｂは、架台装置１０から受信したＸ線検出データに変換関数を施すことで、変換データを生成し、圧縮部１７ｃは、変換データに圧縮処理を行なうことで圧縮データを生成する。

図１７に示す変形例では、精密な断層画像を再構成するために、少なくとも、コンソール装置３０において、データを蓄積する装置の記憶容量を大容量とする必要がなくなる。

なお、上記の第１〜第３の実施形態では、Ｘ線検出データ、又は、Ｘ線検出データから生成した変換データを圧縮し、圧縮データを記憶する場合について説明した。しかし、第１〜第３の実施形態は、更に、再構成前のデータを圧縮して記憶する場合であっても良い。図１８は、第１〜第３の実施形態の変形例を説明するための図である。

第１〜第３の実施形態の変形例では、図１８に示すように、前処理部３４ｃと再構成部３４ｅとの間に、第２圧縮部３４ｇ、圧縮投影データ記憶部３４ｈ及び第２伸張部３４ｉが設置される。第２圧縮部３４ｇは、前処理部３４ｃの出力データ、すなわち、再構成に用いられる直前のデータを圧縮し、圧縮したデータを圧縮投影データとして、圧縮投影データ記憶部３４ｈに格納する。なお、第２圧縮部３４ｇが行なう圧縮処理は、特殊な量子化幅の制御等を行なわない、通常の圧縮処理である。

そして、画像再構成時に、第２伸張部３４ｉは、圧縮投影データ記憶部３４ｈから圧縮投影データを読み出して、伸張処理を行なって、投影データを復元する。そして、再構成部３４ｅは、投影データを逆投影処理することで、画像再構成を行なう。図１８に示す変形例によれば、従来の投影データ記憶部３４ｄに必要とされる記憶容量を低減することができる。

また、上記の第１〜第３の実施形態では、ＤＰＣＭにより圧縮を行なう場合について説明した。しかし、第１〜第３の実施形態は、ウェーブレット変換や、離散的コサイン変換等により圧縮を行なう場合であっても適用可能である。

また、上記の第１〜第３の実施形態で説明した放射線検出データ処理方法は、Ｘ線ＣＴ装置だけでなく、被検体Ｐからの放射線検出データを収集し、収集したデータを対数変換後に逆投影処理により画像再構成を行なうＣＴ装置に適用可能である。例えば、上記の第１〜第３の実施形態で説明した放射線検出データ処理方法は、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置、ＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置等の核医学イメージング装置において実行される場合であっても良い。

核医学イメージング装置は、被検体に投与され、被検体の生体組織に選択的に取り込まれた放射性医薬品から放射されるガンマ線の検出データを検出器により収集する。そして、核医学イメージング装置は、ガンマ線検出データを対数変換することで生成した投影データから、被検体に投与した放射性医薬品の体内分布が描出された核医学画像（ＳＰＥＣＴ画像やＰＥＴ画像）を再構成する。

すなわち、核医学イメージング装置において、ガンマ線検出データを圧縮処理及び伸張処理を行なう場合、Ｘ線ＣＴ装置と同様に、信号強度に依存して圧縮歪の分散が増加するため、断層画像の画質が劣化する。このため、上記の第１〜第３の実施形態で説明した放射線検出データ処理方法を、ガンマ線検出データに適用することで、圧縮処理による断層画像の画質劣化を回避することができる。また、上記の放射線検出データ処理方法は、非破壊検査に用いられるＣＴ装置に適用される場合であっても良い。

また、上記の放射線検出データ処理方法は、ＣＴ装置とは別途設置された放射線検出データ処理装置において実行される場合であっても良い。すなわち、上記の放射線検出データ処理方法は、少なくとも、データ処理部１７の圧縮機能を有する放射線検出データ処理装置が、ＣＴ装置が収集した放射線検出データを受信することで実行される場合であっても良い。

以上、説明したとおり、第１の実施形態〜第３の実施形態によれば、圧縮処理による断層画像の画質劣化を回避することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１０ 架台装置
１１ 高電圧発生部
１２ Ｘ線管
１３ Ｘ線検出器
１４ データ収集部
１５ 回転フレーム
１６ 架台駆動部
１７ データ処理部
１７ａ 圧縮部
２０ 寝台装置
２１ 寝台駆動装置
２２ 天板
３０ コンソール装置
３１ 入力装置
３２ 表示装置
３３ スキャン制御部
３４ データ第２処理部
３４ａ 圧縮データ記憶部
３４ｂ 伸張部
３４ｃ 前処理部
３４ｄ 投影データ記憶部
３４ｅ 再構成部
３５ 画像記憶部
３６ システム制御部

Claims (8)

1. 放射線を検出する検出器から放射線検出データを収集するデータ収集部と、
   前記放射線検出データを圧縮して圧縮データを生成するデータ処理部と、
   を備え、
   前記データ処理部は、前記圧縮データを伸張し所定の変換を行った、断層画像を得るための再構成に用いられる投影データにおける圧縮歪が、前記投影データの信号値によらず一定となる様に前記圧縮データを生成する、放射線検出データ処理装置。
2. 前記データ処理部は、
   高い信号値に含まれる圧縮歪より低い信号値に含まれる圧縮歪が小さくなる量子化幅を用いて、前記放射線検出データから前記圧縮データを生成する圧縮部、
   を有する、請求項１に記載の放射線検出データ処理装置。
3. 前記データ処理部は、
   前記放射線検出データに対して対数変換、又は、対数変換を近似した近似変換を行なって変換データを生成する変換部と、
   前記変換データを圧縮して前記圧縮データを生成する圧縮部と、
   を有する、請求項１に記載の放射線検出データ処理装置。
4. 前記圧縮データを伸張した伸張データを生成する伸張部と、
   前記伸張データを対数変換することで生成された投影データを逆投影処理することで断層画像を再構成する再構成部と、
   を更に備える、請求項２に記載の放射線検出データ処理装置。
5. 前記圧縮データを伸張した伸張データを生成する伸張部と、
   前記伸張データに対して、前記変換部が行なった変換処理の逆変換処理を行なって逆変換データを生成する逆変換部と、
   前記逆変換データを対数変換することで生成された投影データを逆投影処理することで断層画像を再構成する再構成部と、
   を更に備える、請求項３に記載の放射線検出データ処理装置。
6. 前記圧縮データを伸張した伸張データを生成する伸張部と、
   前記伸張データを逆投影処理することで断層画像を再構成する再構成部と、
   を更に備える、請求項３に記載の放射線検出データ処理装置。
7. 前記圧縮データを記憶する圧縮データ記憶部、
   を更に備え、
   前記伸張部は、前記圧縮データ記憶部が記憶する前記圧縮データを用いて伸張処理を行なう、請求項４〜６のいずれか一つに記載の放射線検出データ処理装置。
8. 放射線を検出する検出器から放射線検出データを収集し、
   前記放射線検出データを圧縮して圧縮データを生成する、
   処理を含み、
   前記圧縮データを生成する処理は、前記圧縮データを伸張し所定の変換を行った、断層画像を得るための再構成に用いられる投影データにおける圧縮歪が、前記投影データの信号値によらず一定となる様に前記圧縮データを生成する、放射線検出データ処理方法。

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