JP6891030B2 - 放射線画像診断装置及び医用画像処理装置 - Google Patents

Description

本実施形態は放射線画像診断装置及び医用画像処理装置に関する。

Ｘ線診断装置、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置）、核医学診断装置（ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ）等の放射線画像診断装置は、医用撮影および医用診断に、幅広く使用されている。例えば、Ｘ線ＣＴ装置は、被験者の身体を貫く１以上の断面スライスの画像を作成する。Ｘ線源等の放射源は、身体に一方の側から照射する。コリメータは、通常Ｘ線源の付近にあり、Ｘ線ビームの角度範囲を制限する。そうすることで身体に作用する放射線は、身体の画像ボリュームを定めるコーンビーム／ファンビーム領域（つまり、Ｘ線投影ボリューム）に実質的に制限される。身体の反対側にある少なくとも１つの検出器（一般的には１つ以上の多数の検出器）は、実質的に投影ボリュームの中で身体を通過した放射線を受ける。身体を透過した放射線の減衰は、検出器から受信された電気信号を処理することによって測定される。

一般的に、Ｘ線投射画像は多くの散乱放射線成分を含んでいる。この散乱放射線は、２次元の検出器を使用した３次元撮影でのＣＴ値の精度を大きく悪化させる。散乱を起こす被検体が存在する中でのＸ線ビームは、一次Ｘ線ビームＰ（ｘ，ｙ）および散乱Ｘ線ビームＳ（ｘ，ｙ）としてモデル化されることが可能である。ここで、投影データＴ（ｘ，ｙ）はこれらの２つを合成したものであり、Ｔ（ｘ，ｙ）＝Ｐ（ｘ，ｙ）＋Ｓ（ｘ，ｙ）である。

また、Ｘ線診断装置において使用されるフラットパネル検出器のような２次元検出器は、散乱放射線を抑制するために散乱防止グリッドと呼ばれる散乱放射線除去グリッドを使用する。

散乱防止グリッドは、散乱放射線の抑制に加えて、それ自体２次元検出器によって撮影される。画像から反射防止グリッドを除去する従来技術は、検出器がＸ線源によって照射されていない間に撮影された画像である暗画像、および被検体無しでＸ線源によって均一に照射されながら撮影された画像であるフラットフィールド画像を使用して、散乱防止グリッドの存在に対する２次元画像を補正する。

特許第５６９８５７７号

しかしながら、従来の技術は、実際の画像におけるグリッドパターンを完全には補正しない。さらに、この問題は、従来のＸ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、単一格子放射断層撮影（ＳＰＥＣＴ）、ポジトロン断層法（ＰＥＴ）、蛍光透視法、血管造影法等の、検出器を覆う散乱防止グリッドを使用するコンピュータ断層撮影と関連する多くの分野で発生し、また、散乱防止グリッドおよび検出器が１次元か２次元かに関わらず発生する。

目的は、放射線画像診断装置を用いて取得された画像におけるグリッドパターンを、従来に比して高精度で補正することである。

実施形態に係る放射線画像診断装置は、グリッドを有する検出器と、制御部と、データ生成部と、を具備する。制御部は、放射線源と前記検出器との間において検出器からの距離が異なる複数の位置のそれぞれに散乱体を配置したスキャンを個別に実行し、検出器を基準とする複数の距離についての投影データを取得する。データ生成部は、各投影データを用いて各距離における較正データを生成する。

図１は、コンピュータ断層撮影スキャナの実装の概要を示す。 図２は、開示の例示的な側面におけるＸ線検出器上への散乱防止グリッドの配置を示す。 図３Ａは、開示の例示的な側面における散乱防止グリッドの第１断面を示す。 図３Ｂは、開示の例示的な側面における散乱防止グリッドの第２断面を示す。 図４は、開示の例示的な側面におけるＸ線検出器および散乱防止グリッドのフラットフィールドすなわち均一な照射を示す。 図５は、開示の例示的な側面における視野中の被検体による散乱を伴うＸ線検出器および散乱防止グリッドのフラットフィールドすなわち均一な照射を示す。 図６は、開示の例示的な側面における、散乱によるグリッドパターンを推定するためのルックアップテーブルを作成するためのアルゴリズムを示す。 開示の例示的な側面における、散乱によるグリッドパターンを補正するためのルックアップテーブルを使用するためのアルゴリズムを示す。 開示の例示的な側面における較正データを取得するためのアルゴリズムを示す。 開示の例示的な側面における均一なファントムの一連の位置を示す。 開示の例示的な側面におけるルックアップテーブルを作成するためのアルゴリズムを示す。 開示の例示的な側面における被検体投射画像を補正するためのアルゴリズムを示す。 開示の例示的な側面における特定のｋＶｐ値についてのルックアップテーブルの構造を示す。 本実施形態に係るルックアップテーブル作成、及び当該ルックアップテーブルを用いた散乱線の補正処理を実現するＣアーム型のＸ線診断装置１の構成を例示したブロック図である。

以下の記載は、開示の具体例および実施形態を与えることによって開示をさらに明確にすることを意図されている。これらの実施形態は、網羅的であるというよりむしろ例示的であることを意図されている。開示の完全な範囲は、開示のいずれの特定の実施形態にも限定されず、むしろ請求項によって定められる。

次に図面（図面において、同様の参照数字は複数の図面にわたって同一または対応する部分を指す）を参照すると、図１は、ＣＴ装置またはＣＴスキャナに含まれる放射線ガントリの実装を示す。図１に示されるように、放射線ガントリ１００は、側面からの様子が示されており、また、Ｘ線管１０１、環状フレーム１０２、および複数列または２次元アレイ型Ｘ線検出器１０３を含む。Ｘ線管１０１およびＸ線検出器１０３は、被検体ＯＢＪの反対側で環状フレーム１０２上に取り付けられ、環状フレーム１０２は回転軸ＲＡの周りで回転可能に支持される。回転ユニット１０７は、被検体ＯＢＪが軸ＲＡに沿って図示された頁の奥の方向または頁の手前の方向に移動されている間に、０．４秒／回転のような高速で環状フレーム１０２を回転させる。

本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の第１実施形態が、添付図面を参照して以下に記載される。Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、例えばＸ線管およびＸ線検出器が検査される被検体の周りをともに回転する回転／回転型装置、および、多くの検出器要素が環状または面状に配列されかつＸ線管のみが検査される被検体の周りを回転する固定／回転型装置等の様々な型の装置を含むことに留意されたい。本実施形態はどちらの型にも適用されることが可能である。ここでは、現在主流である回転／回転型が例示される。

Ｘ線ＣＴ装置は、高電圧発生器１０９をさらに含み、高電圧発生器１０９は、Ｘ線管１０１がＸ線を生成するように、スリップリング１０８を介してＸ線管１０１に印加される管電圧を生成する。Ｘ線は、被検体ＯＢＪに向かって放射され、被検体ＯＢＪの断面領域は円によって表される。Ｘ線検出器１０３は、被検体ＯＢＪを通り抜けて伝搬した、照射Ｘ線を検出するために、被検体ＯＢＪのＸ線管１０１と反対側に位置する。Ｘ線検出器１０３は、さらに、独立した検出器要素または検出器ユニットを含む。

ＣＴ装置は、さらに、Ｘ線検出器１０３からの検出信号を処理するための他の装置を含む。データ収集回路またはデータ収集システム（ＤＡＳ）１０４は、各チャネルについてのＸ線検出器１０３からの出力信号を電圧信号に変換し、電圧信号を増幅し、さらに電圧信号をディジタル信号へと変換する。Ｘ線検出器１０３およびＤＡＳ１０４は、所定の回転毎全投影数（ＴＰＰＲ）を処理するように構成される。ＴＰＰＲの例は、９００ＴＰＰＲ、９００〜１８００ＴＰＰＲ、および９００〜３６００のＴＰＰＲを含むが、この限りではない。

上記のデータは、前処理装置１０６へ送信される。前処理装置１０６は非接触データ送信器１０５を介して放射線ガントリ１００の外部のコンソール内に収容される。前処理装置１０６は、生データに対して、感度補正のような特定の補正を実行する。メモリ１１２は、結果得るデータ（投影データとも称される）を再構成処理直前のステージで格納する。メモリ１１２は、データ／制御バス１１１によって、再構成装置１１４、入力装置１１５、およびディスプレイ１１６と共に、システムコントローラ（制御部、データ生成部）１１０に接続される。

システムコントローラ１１０は、電流をＣＴシステムの駆動のために十分なレベルまで制限する電流調整器１１３を制御する。また、システムコントローラ１１０は、後述するルックアップテーブル作成処理を実行する。

検出器は、様々な世代のＣＴスキャナシステムの中の患者に対して、回転かつ／または固定される。一実施態様においては、上記のＣＴシステムは、第３世代ジオメトリシステムおよび第４世代ジオメトリシステムの組み合わせの例とすることが可能である。第３世代システムでは、Ｘ線管１０１およびＸ線検出器１０３は、環状フレーム１０２上で正反対に取り付けられ、環状フレーム１０２が回転軸ＲＡを軸として回転されている間に被検体ＯＢＪの周りで回転させられる。第４世代ジオメトリシステムでは、検出器は、患者の周りに固定して配置され、Ｘ線管は患者の周りを回転する。代替的な実施形態では、放射線ガントリ１００は、Ｃアームおよびスタンドによって支持される環状フレーム１０２上に配置された複数の検出器を有する。

以下では、ＣＴにおける散乱防止グリッドによる画像処理アーチファクトを減じるために使用される実施形態が詳細に説明される。従来のＣＴに加えて、説明される実施形態は、第４世代ＣＴシステム、第３世代ＣＴシステム、および／または第３世代ＣＴシステムと第４世代ＣＴシステムの組合せに適用可能である。

メモリ１１２は、Ｘ線検出器１０３でのＸ線照射量を表す測定値を格納することが可能である。さらに、メモリ１１２は、ＣＴ画像再構成方法を実行するための専用プログラムを格納することが可能である。

再構成装置１１４は、ＣＴ画像再構成方法を実行し、散乱によるグリッドパターンの推定および補正を実行することが可能である。さらに、再構成装置１１４は、必要に応じて、ボリュームレンダリング処理および画像差分処理等の前再構成処理および画像処理を実行することが可能である。また、再構成装置１１４は、ルックアップテーブルを用いた散乱線の補正を伴う再構成処理（後述）を実行する。

前処理装置１０６によって実行された投影データの前再構成処理は、検出器較正、検出器非線形性、極性効果、ノイズバランシング、および物質分解に対する補正を含むことが可能である。

再構成装置１１４によって実行される後再構成処理は、必要に応じて、画像のフィルタリングおよびスムージング、ボリュームレンダリング処理、ならびに画像差分処理を含むことが可能である。画像再構成処理は、フィルタ補正逆投影法、反復画像再構成法、または確率的画像再生法を使用して実行されることが可能である。再構成装置１１４は、メモリを使用して、例えば投影データ、再構成画像、較正データ、およびパラメータ、ならびにコンピュータプログラムを格納することが可能である。

再構成装置１１４は、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、またはその他の複合プログラマブル論理デバイス（ＣＰＬＤ）など、ディスクリート型論理ゲートとして実現されることが可能なＣＰＵを含むことが可能である。ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤの実装は、ＶＨＤＬ、Ｖｅｒｉｌｏｇ、またはその他のハードウェア記述言語でコード化され得、また、コードはＦＰＧＡまたはＣＰＬＤにおいてメモリ内に直接格納されてもよいし、別個の電子メモリとして格納されてもよい。さらに、メモリ１１２はＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ（登録商標）、またはＦＬＡＳＨメモリ等の不揮発性とすることが可能である。メモリ１１２は、またＳＲＡＭまたはＤＲＡＭのような揮発性でも良く、また、マイクロコントローラまたはマイクロプロセッサ等のプロセッサが、電子メモリ、およびＦＰＧＡまたはＣＰＬＤとメモリの間の連携を管理するために設けられることが可能である。

代替として、再構成装置１１４におけるＣＰＵは、本開示において記載の機能を実行するコンピュータ可読命令の集合を含むコンピュータプログラムを実行することが可能であり、コンピュータプログラムは、任意の上記の非一時的電子メモリ、および／またはハードディスクドライブ、ＣＤ、ＤＶＤ、ＦＬＡＳＨドライブ、あるいはその他の任意の既知の記憶媒体に格納される。さらに、コンピュータ可読命令は、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、またはオペレーティングシステムのコンポーネント、またはそれらの組み合わせとして提供され得、当業者にとって既知のオペレーティングシステム等のオペレーティングシステムとともに動作する。さらに、ＣＰＵは、指示を実行するために並行して協同で動作する、複数のプロセッサとして実装されることが可能である。

一実施態様においては、再構成画像は、ディスプレイ１１６上に表示されることが可能である。ディスプレイ１１６は、ＬＣＤディスプレイ、ＣＲＴディスプレイ、プラズマディスプレイ、ＯＬＥＤ、ＬＥＤ、またはその他の当業者にとって既知のディスプレイとすることが可能である。

メモリ１１２は、ハードディスクドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、ＦＬＡＳＨドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、またはその他の当業者にとって既知の電子ストレージとすることが可能である。

ＣＴ投影データの取得後、再構成装置１１４を使用するＣＴ画像処理システムは投影データを使用して画像再構成を実行する。画像再構成に対する従来のアプローチは、フィルタ補正逆投影法（ＦＢＰ）、逐次再構成法（例えば代数的再構成技術（ＡＲＴ）法および全変動最小化正則化法）、フーリエ変換ベースの方法（例えば直接フーリエ法）、および統計的方法（例えば最尤期待値最大化アルゴリズムベースの方法）を含む。

図２は、Ｘ線検出器１０３と面するＸ線管１０１を示す。散乱防止グリッド１１７はＸ線検出器１０３の表面上に配置される。散乱防止グリッド１１７は、Ｘ線検出器からＸ線源へと向かって突出する壁（すなわち隔壁）を含む。散乱防止グリッド１１７は、散乱防止グリッド１１７無しでは検出器の面に入射するＸ線源からの方向において入射しない散乱放射線をフィルタする、すなわち制限するコリメータとして働く。

散乱防止グリッドの壁は、例えば、図３Ａ（Ｘ線管１０１の視点から示される）に示されるように、１次元グリッド１１７ａと呼ばれる一連の列で配置されることが可能である。散乱防止グリッドの壁は、例えば、図３Ｂ（やはりＸ線管１０１の視点から示される）に示されるように、２次元グリッド１１７ｂと呼ばれる一連の列および行で配置されることも可能である。２次元グリッド１１７ｂの壁によって画定されたセルは、例えば正方形または矩形の断面を有し得る。

Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０３の間にあるので、散乱防止グリッド１１７は、対象とする被検体とともに投影データに現われる。投影データから散乱防止グリッド１１７を除去する従来技術は、Ｘ線検出器１０３が照射されない間に撮影された画像である暗画像、および図４に示されるように被検体無しでＸ線検出器１０３上へのＸ線管１０１によって均一照射されながら撮影された画像であるフラットフィールド画像を組合せて使用して、散乱防止グリッド１１７の存在に対する２次元投影データを補正する。暗画像は検出器における暗電流の影響を除去するために使用され、フラットフィールド画像は検出器における感度不均一性に対して補正しかつ散乱防止グリッドの存在について補正するために使用される。この手順は一次Ｘ線ビームによるグリッドパターンを補正する。

しかしながら、図５に示されるように、被検体１１８が存在すると、これは、たとえ被検体が一様な密度を有していても、フラットフィールド画像には存在しない余計な散乱を生み出す。この散乱Ｘ線ビームは、投影データにおいて残留グリッドパターンを生じさせ、これは、一次Ｘ線ビームにおけるグリッドパターンを補正するための手続きによって除去されない。

図６において、本開示に従った、散乱放射線によるグリッドパターンが原因のエラーを推定しかつ投影データを補正するためのルックアップテーブルを作成する方法は、ルックアップテーブルを作成するための較正データを取り込むことによって、ステップＳ１００において開始する。ルックアップテーブルのエントリは、散乱に影響を及ぼす制御可能な要素に対応する１組の値によってパラメータ化される。ルックアップテーブルは、例えば、ピーク管電圧（ｋＶｐ）、照射野サイズ、患者・検出器距離、および直流散乱成分の大きさを含む１組のパラメータによってパラメータ化されることが可能である。較正データは、投影データの補正が望まれるパラメータ値の各組合せについて取り込まれる。

ステップＳ２００において、ルックアップテーブルが、較正データに基づいて作成される。ルックアップテーブルにおけるエントリは、再構成画像の補正を円滑にし、較正データが取り込まれる対象と同じパラメータ値に従って索引を付けられる。ルックアップテーブルは、例えばメモリ１１２に格納されることが可能である。ルックアップテーブルのエントリは、散乱によるグリッドパターンの補正を提供するために、ルックアップテーブルにおけるパラメータの値に基づいて、複雑な計算を実行する必要性無しに、素速くアクセスされることが可能である。ルックアップテーブルのエントリは、ルックアップテーブルにおけるパラメータ値の各組合せについて、およびルックアップテーブルにおける各散乱ＤＣ値についての投影データの散乱値（すなわちフーリエ成分）を含む。

これにより、散乱放射線によるグリッドパターンによるエラーを推定しかつ投影データを補正するためのルックアップテーブルを作成する方法は完了する。

図７は、開示の例示的な側面における、散乱によるグリッドパターンを補正するためのルックアップテーブルを使用するためのアルゴリズムを示す。

ステップＳ３００において、被検体の投影データが取得される。ここで、「投影データ」はＸ線検出器１０３によって測定された値、または投影データの周波数領域におけるフーリエ変換を意味する。ここでの説明が主として散乱の補正に焦点を絞っているからである。
変換中のデータが空間の投影データであるので、周波数は時間周波数ではなく空間周波数を示す。

ステップＳ４００において、投影データがルックアップテーブルからのデータを使用して補正される。ルックアップテーブルにおける修正項は周波数領域のデータに対応し、投影データは周波数領域へのフーリエ変換の後に補正される。

ルックアップテーブルは、例えば、ピーク管電圧（ｋＶｐ）、照射野サイズ、患者・検出器距離、および直流散乱成分の大きさを含む１組のパラメータによってパラメータ化されることが可能である。ピーク管電圧（ｋＶｐ）、照射野サイズ、および患者・検出器距離は、割り出されたパラメータまたは測定されたパラメータである。直流散乱成分の大きさは、投影データのフーリエ変換から割り出される。パラメータ値を使用して、空間周波数成分についての交流散乱値（散乱値）は、ルックアップテーブルのエントリから与えられる。散乱値は、投影データを補正するために、各周波数についての投影データ値から減じられる。投影データの補正は、例えば、前処理装置１０６によって実行され得る。

これにより、開示の例示的な側面における、散乱によるグリッドパターンを補正するためのルックアップテーブルを使用するためのアルゴリズムは完了する。

図８において、開示に従ったステップＳ１００（較正データの取得）を実行するための例示的処理は、全ての所望のピーク管電圧（ｋＶｐ）値について取得されたかの判断によって、ステップＳ１１０で開始する。ピーク管電圧（ｋＶｐ）はＸ線管１０１の両端に印加された最大の電圧である。ピーク管電圧（ｋＶｐ）は、Ｘ線照射スペクトルのピークエネルギーを決定する。データが全ての所望のｋＶｐ値について得られている場合、処理は完了し、終了する。データが全ての所望のｋＶｐ値について得られていない場合、処理はＳ１２０へと続く。

ステップＳ１２０において、Ｘ線管１０１は較正データを取得する次のｋＶｐ値へと設定される。

ステップＳ１３０において、データが全ての所望の患者・検出器距離（ＰＤＤ）について得られたかが判断される。ＰＤＤは、対象の被検体からＸ線検出器１０３までの照射の距離である。データが全ての所望のＰＤＤ値について得られている場合、処理はステップＳ１１０に戻る。データが全ての所望のＰＤＤ値について得られていない場合、処理はＳ１４０に続く。

ステップＳ１４０において、ＰＤＤは較正データを得るための次の値へと設定される。較正データを取得するために、一様なファントム（散乱体）が当該次のＰＤＤにおいて配置される。次のＰＤＤとは、１組の所定位置における次の位置である。ファントムは、設計された被検体であり、撮影装置の性能を評価および分析するためにスキャン、すなわち撮影される。一様なファントムとは、密度が一様となるようにある材料から造られたファントムである。ファントムの厚さの選択は、アプリケーションに依存する。通常、人間の頭を模倣するために６インチのポリ（メタクリル酸メチル）（ＰＭＭＡ）が使用され、胴体のアプリケーション向けに８インチのＰＭＭＡが使用される。ファントムの材料はＰＭＭＡである必要はなく、
人間の組織に類似の密度を有する任意の素材がファントムの材料として使用されることが可能である。

較正データを取得する処理の間、図９に示されるように、一様なファントムは、Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０３の間の１組の位置１１９−１〜１１９−Ｎにおいて撮影される。第１位置１１９−１は散乱防止グリッド１１７の隣にあり、最後の位置１１９−ＮはＸ線管１０１の隣にある。位置の数Ｎは固定されておらず、より多くの位置により投影データのより正確な補正が可能である。例えば、８つの位置が使用されることが可能である。

ステップＳ１５０において、データが全ての所望の照射野サイズ（ＦＳ）について取得されたかが判断される。照射野サイズは、治療照射野の寸法であり、例えば、５ｃｍ×５ｃｍ、２０ｃｍ×２０ｃｍ、２０ｃｍ×４０ｃｍ等である。一連の位置のうちの各々（すなわち各ＰＤＤ）における様々な相違する所望の照射野サイズについて、一連の投影が取得される。相違する照射野サイズが測定されることが可能であり、または、ある照射野サイズを推定するために補間が使用されることが可能である。別の実施形態では、照射野サイズは、視野、Ｘ線源・検出器距離、および患者・検出器距離に基づいて推定される。照射野サイズの組は、例えば典型的な人間（例えば頭の大きさ、心臓の大きさ等）を撮影する際に発生する共通の照射野サイズの組として、選択されることが可能である。データが全ての所望のＦＳ値について取得されている場合、処理はステップＳ１３０に戻る。データが全ての所望のＰＤＤ値について取得されていない場合、処理はＳ１６０に続く。

ステップＳ１６０において、次のＦＳ値が選択される。照射野サイズは、例えば金属箔または金属プレートを使用して、Ｘ線管１０１におけるコリメーションの量によって、すなわちＸ線管の開口を小さくすることによって制御される。

ステップＳ１７０において、投影データが、現在のｋＶｐ値、ＰＤＤ値、およびＦＳ値についての一様なファントムについて取得される。ノイズを減じるために、各照射野サイズについて、複数の投影が取得され、平均化され得る。例えば、１０または１００の投影が平均されることが可能である。このステップの結果は、現在のｋＶｐ値、ＰＤＤ値、およびＦＳ値に対応する較正投影である。投影データの取得後、処理はステップＳ１５０に戻る。

所望のｋＶｐ値、ＰＤＤ値、およびＦＳ値の全ての組合せについて投影データが取得されかつ較正投影が形成されると、較正データ取得処理は終了する。

図１０において、開示に従ったステップＳ２００（ルックアップテーブルの作成）を実行するための例示的処理が、ルックアップテーブルのエントリが全ての所望のピーク管電圧（ｋＶｐ）値について算出されたかを判断することによって、ステップＳ２１０において開始する。ルックアップテーブルのエントリが全ての所望のｋＶｐ値について算出されている場合、処理は完了し、終了する。ルックアップテーブルのエントリが全ての所望のｋＶｐ値について算出されていない場合、処理はＳ２２０に継続する。

ステップＳ２２０において、処理は、ルックアップテーブル値を算出する対象である次のｋＶｐ値に移る。

ステップＳ２３０において、ルックアップテーブルのエントリが全ての所望の患者・検出器距離（ＰＤＤ）について算出されたかが判断される。ルックアップテーブルのエントリが全ての所望のＰＤＤ値について算出されている場合、処理はステップＳ２１０に戻る。ルックアップテーブルのエントリが全ての所望のＰＤＤ値について算出されていない場合、処理はＳ２４０に継続する。

ステップＳ２４０において、処理は、ルックアップテーブル値を算出する対象である次のＰＤＤ値に移る。

ステップＳ２５０において、ルックアップテーブルのエントリが全ての所望の照射野サイズ（ＦＳ）値について算出されたかが判断される。ルックアップテーブルのエントリが全ての所望のＦＳ値について算出されている場合、処理はステップＳ２３０に戻る。ルックアップテーブルのエントリが全ての所望のＦＳ値について算出されていない場合、処理はＳ２６０に継続する。

ステップＳ２６０において、処理は、ルックアップテーブル値を算出する対象である次のＦＳ値に移る。

処理のステップＳ２７０において、ｋＶｐ、ＰＤＤ、およびＦＳの現在値に対応する較正投影は、周波数領域へとフーリエ変換される。これは、例えば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を使用して行われ得る。

ステップＳ２８０において、較正投影のフーリエ成分は、各フーリエ成分をＸ線管１０１に最も近い位置（すなわち位置１１９−Ｎ）の対応するフーリエ成分によって除することによって規格化（正規化）される。

ステップＳ２９０において、規格化フーリエ成分は、ｋＶｐ値、ＰＤＤ値、およびＦＳ値によって索引を付けられて、後の投影データ補正での使用に備えてルックアップテーブルに格納される。データの取り込みに使用されたファントムは一様なので、規格化交流フーリエ成分（すなわちフラットフィールドからの変動）は、散乱防止グリッドの存在および一様なファントムによって引き起こされた散乱に起因し、規格化フーリエ成分は散乱によるグリッドパターンの推定および補正についての基礎を形成する。

ｋＶｐ値、ＰＤＤ値、およびＦＳ値の全ての所望の組合せについて規格化された周波数領域データが算出されかつルックアップテーブル値が入力されると、ルックアップテーブルを作成する処理は終了する。

図１１において、開示に従ったステップＳ４００（被検体投影データの補正）を実行するための例示的処理は、被検体投影データを取得するのに使用されたピーク管電圧（ｋＶｐ）を決定することによって、ステップＳ４１０において開始する。処理のステップＳ４２０において、被検体投影データを取得するのに使用された患者・検出器距離（ＰＤＤ）が決定される。照射野サイズ（ＦＳ）がステップＳ４３０において決定される。

ステップＳ４４０において、被検体投影データが周波数領域へとフーリエ変換される。これは、例えば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を使用して行われ得る。投影データのフーリエ変換の結果は、投影データに対応する直流周波数成分および交流周波数成分であり、例えば１個のＤＣ成分およびｋ個の交流成分である。

ｋＶｐ、ＦＳ、およびＰＤＤの所与の組合せについて測定された散乱フラクションが規格化される。したがって、散乱フラクションの直流成分は０と１の間に亘る。存在する散乱の実際の値が、ルックアップテーブルからの画像強度および散乱フラクション値によって算出される。次に、散乱の実際の値に基づいて、空間周波数成分の大きさが算出される。

ステップＳ４５０において、投影データが補正される。投影データはルックアップテーブルにより決定された散乱値を使用して補正される。図１２は、開示の例示的な側面におけるあるｋＶｐ値についてのルックアップテーブルの構造を示す。

所与のｋＶｐ値（これはステップＳ４１０で決定された第１パラメータである）について、ルックアップテーブルは、ステップＳ４３０で決定された第２パラメータ５０２として照射野サイズ（ＦＳ）の値を有する。患者・検出器距離（すなわちＰＤＤ）の値はステップＳ４２０で決定された第３パラメータ５０３である。散乱直流値は、投影データの直流成分の大きさとして決定される。散乱直流値は第４パラメータ５０７である。

投影データについての適切な照射野サイズパラメータ値およびＰＤＤパラメータ値が、第１ルックアップテーブル５０１における位置５１０を割り出すために使用される。位置５１０での散乱直流パラメータの値は、第２ルックアップテーブル５０５における散乱直流値に対応する空間周波数散乱値５１１の列を特定するために使用される。空間周波数１、２、…、ｋについての散乱値は投影データの対応する交流成分から減じられる。

これにより、開示に従ったステップＳ４００（被検体投影データの補正）を実行する例示的処理は、完了する。

別の実施形態においては、散乱がファントムの厚さに依存するので、ファントムの相違する厚さについて複数のルックアップテーブル（ＬＵＴ）が生成される。上記のＬＵＴ生成手順が、相違する厚さについての複数のＬＵＴを生成するために繰り返し使用される。次に、患者の体厚に基づいて、複数のＬＵＴのうちの特定のＬＵＴが選択される。例えば、心臓のスキャンについては、患者の体厚が著しく異なり得、体厚依存のＬＵＴは有用であり、適切なＬＵＴが選択されることが可能である。

他の実施形態においては、補正はボリュームデータ領域で実行されることが可能である。
一実施形態では、各投影は、厚さ情報、ｋＶｐ情報、ＰＤＤ情報、およびＦＳ情報に基づいて推定された散乱フラクションに基づいて補正される。別の実施形態は、データ再構成を含んでおり、以下のステップを含んでいる。（１）投影データを使用して再構成を実行する。これは、減衰および被検体の体厚の正確な情報につながる。（２）再構成されたデータを順投影する。ここで、各前方照射について、散乱は被検体の体厚および位置に基づいて算出される。（３）算出された散乱フラクションを使用して投影データを補正し、次いで補正されたデータに対して再構成を再度行う。

いくつかの実施形態が記載されているが、これらの実施形態は、例としてのみ提示されており、開示の範囲を制限することを意図されていない。実際、開示における教示を使用して、当業者は様々な形態で開示を変更および適合することが可能であり、開示の要旨を逸脱することなく記載されている実施形態の形で省略、置き換え、および変更を行うことができる。また、開示を解釈する際、全ての用語は文脈と一貫している最も広い形で解釈されるべきである。付随する請求項およびそれに均等なものは、そのような形態や変形を含むことを意図されており、開示の範囲および思想の範囲に含まれる。

例えば、方法は従来のＣＴ機を使用して記載されているが、方法は、従来のＣＴだけでなく従来のＸ線、単一格子放射断層撮影（ＳＰＥＣＴ）、ポジトロン断層法（ＰＥＴ）、蛍光透視法、血管造影法等を含む、検出器を覆う散乱防止グリッドを使用するあらゆる状況で適用可能であり、散乱防止グリッドおよび検出器が１次元か２次元かに関わらず適用可能である。

また、ｋＶｐ、ＰＤＤ、およびＦＳ等の調整パラメータの順序がルックアップテーブル用の較正データの取得について与えられているが、較正データを算出するためにデータが取得される具体的な順序は様々であり得る。ルックアップテーブルを生成するための較正データを取得するためにパラメータがどのように変化されるかは重要ではなく、ルックアップテーブルが実際の被検体投影データが取得および補正される対象の任意の値について入力されることが重要である。また、ルックアップテーブル用の較正データは、少なくともＰＤＤ毎に作成されることで、従来に比して効率的な散乱線補正を実現することができる。

較正データ取得の処理において、一連の投影が、ｋＶｐ、ＰＤＤ、およびＦＳの各値についての較正投影を生成するために平均されたが、較正データ取得処理の間に一連の投影が記録されてもよい。そのような場合、平均値は、例えばルックアップテーブルを作成する処理において算出されることが可能である。

上記実施形態では、放射線画像診断装置がＸ線ＣＴ装置である場合を例として説明した。当然ながら、当該例に限定されず、Ｘ線診断装置、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ等、検出器に散乱防止グリッドを設ける全ての放射線画像診断装置に、本実施形態に係る手法は適用することができる。

図１３は、上述したルックアップテーブル作成、及び当該ルックアップテーブルを用いた散乱線の補正処理を実現するＣアーム型のＸ線診断装置１の構成を例示したブロック図である。同図に示す様に、Ｘ線診断装置１は、高電圧発生部３、Ｘ線管５、Ｘ線検出装置７（グリッド７１、Ｘ線検出器７２）、支持機構９、照射範囲限定器１１、線量計測器１３、被検体Ｐを搭載する天板１５１を有する寝台１５、駆動部１７、画像発生回路１９、通信インタフェース回路２１、コントローラ（制御部）２３、メモリ２５、入力装置２９、ディスプレイ３１、表示制御回路３２、再構成装置３３を有する。ルックアップテーブル作成処理はコントローラ２５により実行される。作成されたルックアップテーブルはメモリ２５に格納され、当該ルックアップテーブルを用いた散乱線の補正を伴う再構成処理は、再構成装置２５により実行される。また、Ｘ線診断装置１とは別体として、図１３の一点鎖線で囲まれた構成を具備する医用画像処理装置により、ルックアップテーブルを用いた散乱線の補正を実現するようにしてもよい。

また、本実施形態で述べたグリッドに起因する散乱線の影響を補正は、後処理として、医用画像処理装置（医用ワークステーション等）においても実現することができる。これは、例えば事前に取得された較正データを定義するＬＵＴを医用画像処理装置内のメモリに記憶しておき、図１３に示した機能を実現するプログラムを医用画像処理装置にインストールし、これを起動させることで実現することが可能である。

１…Ｘ線診断装置、３…高電圧発生部、５…Ｘ線管、７…Ｘ線検出装置、９…支持機構、１１…照射範囲限定器、１３…線量計測器、１５…寝台、１７…駆動部、１９…画像発生回路、２１…通信インタフェース回路、２３…コントローラ（制御部）、２５…メモリ、２９…入力装置、３１…ディスプレイ、３２…表示制御回路、３３…再構成装置、７１…グリッド、７２…Ｘ線検出器、１００…放射線ガントリ、１０１…Ｘ線管、１０２…環状フレーム、１０３…Ｘ線検出器、１０４…データ収集システム、１０５…非接触データ送信器、１０６…前処理装置、１０７…回転ユニット、１０８…スリップリング、１０９…高電圧発生器、１１０…システムコントローラ、１１１…データ／制御バス、１１２…メモリ、１１３…電流調整器、１１４…再構成装置、１１５…入力装置、１１６…ディスプレイ、１１７…散乱防止グリッド、１１７ａ…１次元グリッド、１１７ｂ…２次元グリッド、１１８…被検体

Claims (14)

1. グリッドを有する検出器と、
   放射線源と前記検出器との間において前記検出器からの距離が異なる複数の位置のそれぞれに散乱体を配置したスキャンを個別に実行し、前記検出器を基準とする複数の距離についての投影データを取得する制御部と、
   前記各投影データを用いて前記検出器を用いて取得された放射線画像データにおけるグリッドの存在に起因する散乱線の影響を補正するための較正データを前記各距離において生成するデータ生成部と、
   を具備し、
   前記データ生成部は、前記各距離についての投影データを空間周波数領域へ変換し、周波数成分に関する前記各距離における前記較正データを生成する、
   放射線画像診断装置。
2. 前記制御部は、前記放射線源の複数の管電圧と、放射線の複数の照射領域と、前記複数の距離との組み合わせ毎に前記投影データを取得する請求項１記載の放射線画像診断装置。
3. 前記制御部は、前記組み合わせ毎に前記スキャンを複数回実行し、得られた結果を平均化することで前記各距離における投影データを取得する請求項２記載の放射線画像診断装置。
4. 前記データ生成部は、前記複数の距離のうち前記放射線源に最も近い距離についての前記投影データに基づいて、規格化された前記各位置における較正データを生成する請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の放射線画像診断装置。
5. 前記検出器を用いて取得された放射線画像データに対し、前記各距離における較正データを用いて前記放射線画像データにおけるグリッドの存在に起因する散乱線の影響を補正する補正部をさらに具備する請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の放射線画像診断装置。
6. 前記放射線画像診断装置は、Ｘ線診断装置、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、核医学診断装置のいずれかである請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の放射線画像診断装置。
7. 検出器を基準とする複数の距離について散乱体を用いて取得された較正データを用いて、放射線画像データに対し、前記複数の距離についての較正データを用いて前記放射線画像データにおけるグリッドの存在に起因する散乱線の影響を補正する補正部を具備し、
   前記較正データは、前記複数の距離についての投影データを空間周波数領域へ変換することにより、周波数成分に関する前記各距離について生成される、
   放射線画像診断装置。
8. 前記較正データは、前記各距離における投影データを空間周波数領域へ変換して得られた、周波数成分に関するデータである請求項７記載の放射線画像診断装置。
9. 前記較正データは、放射線源の複数の管電圧と、放射線の複数の照射領域と、前記複数の距離との組み合わせ毎に定義されたデータである請求項７又は８記載の放射線画像診断装置。
10. 前記較正データは、前記組み合わせ毎にスキャンを複数回実行し、得られた結果を平均化することで生成されたデータである請求項９記載の放射線画像診断装置。
11. 前記較正データは、前記複数の距離のうち放射線源に最も近い距離についてのデータに基づいて規格化されたデータである請求項７乃至１０のうちいずれか一項記載の放射線画像診断装置。
12. 前記放射線画像診断装置は、Ｘ線診断装置、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、核医学診断装置のいずれかである請求項７乃至１１のうちいずれか一項記載の放射線画像診断装置。
13. 前記複数の距離についての較正データを記憶する記憶部をさらに具備する請求項１乃至１２のうちいずれか一項記載の放射線画像診断装置。
14. 検出器を基準とする複数の距離について散乱体を用いて取得された較正データを用いて、放射線画像データに対し、前記複数の距離についての較正データを用いて前記放射線画像データにおけるグリッドの存在に起因する散乱線の影響を補正する補正部を具備し、
    前記較正データは、前記複数の距離についての投影データを空間周波数領域へ変換することにより、周波数成分に関する前記各距離について生成される、
    医用画像処理装置。

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