WO2015146166A1 - 放射線画像撮影装置および方法並びにプログラム - Google Patents

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WO2015146166A1
WO2015146166A1 PCT/JP2015/001694 JP2015001694W WO2015146166A1 WO 2015146166 A1 WO2015146166 A1 WO 2015146166A1 JP 2015001694 W JP2015001694 W JP 2015001694W WO 2015146166 A1 WO2015146166 A1 WO 2015146166A1
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radiation
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    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • A61B6/5264—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise due to motion

Definitions

  • the present invention relates to a radiographic image capturing apparatus, method, and program for capturing a plurality of projection images by capturing a subject at each of a plurality of radiation source positions in order to generate a tomographic image.
  • a radiation source in order to observe the affected area in more detail, a radiation source is moved to irradiate the subject with radiation from different angles, and a plurality of projection images acquired thereby are added to obtain a desired Tomosynthesis imaging that can obtain a tomographic image in which the tomographic plane is emphasized has been proposed.
  • Tomosynthesis imaging depending on the characteristics of the imaging device and the required tomographic image, the radiation source is moved in parallel with the X-ray detector, or moved in a circle or ellipse arc, with different irradiation angles. A plurality of projection images obtained by photographing the subject are acquired, and these projection images are reconstructed to generate a tomographic image.
  • the position of the radiation source (hereinafter referred to as the position of the radiation source) in each imaging is obtained by equally dividing the moving range of the radiation source according to the number of imaging (number of shots) or by imaging an object having a known three-dimensional coordinate.
  • a method of reconstructing a plurality of projection images using information on the calculated radiation source position is proposed.
  • Patent Document 1 a plurality of projection images including a marker image are acquired by attaching a marker to a subject or a photographing stand on which the subject is placed and photographing the marker together with the subject.
  • Patent Document 1 an accurate radiation source position and marker position are calculated for each projection image using the marker position information, and the projection image is reconstructed using the calculated radiation source position and marker position. As a result, the influence of the displacement of the radiation source position can be eliminated.
  • Patent Document 2 a technique has been proposed in which an accurate radiation source position is calculated using a characteristic structure included in a projection image without using a marker and the projection image is aligned (Patent Document 2). reference).
  • the technique described in Patent Document 2 uses a three-dimensional model of predetermined anatomical features (for example, bone, calcification, organ reference point, blood vessel branch point, etc.) to project an object from a projection image.
  • the position of an anatomical feature of a patient is identified, the position of the anatomical feature in the projection image is estimated based on the information of the geometric configuration of the imaging device at the time of the imaging, and the estimated anatomy
  • the projection error is calculated based on the difference between the position of the anatomical feature and the position of the identified anatomical feature.
  • An accurate radiation source position is calculated based on this projection error, and a projection image is reconstructed.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and enables to accurately reconstruct a projection image without using a marker when acquiring a plurality of projection images at a plurality of radiation source positions such as tomosynthesis imaging. For the purpose.
  • a radiographic imaging device includes a radiation source for irradiating a subject with radiation, Detection means for detecting radiation transmitted through the subject; An image for acquiring a plurality of projection images respectively corresponding to a plurality of radiation source positions by moving the radiation source relative to the detection means and irradiating the subject with radiation at the plurality of radiation source positions by the movement of the radiation source.
  • Reconstructing means for reconstructing a plurality of projection images and generating a provisional tomographic image
  • a feature point detecting means for detecting a plurality of anatomical feature points from the provisional tomographic image
  • Corresponding point determination means for determining a plurality of corresponding points corresponding to a plurality of feature points in each of the plurality of projection images
  • An estimation means for estimating a geometric correspondence between the radiation source position and the projection image based on a plurality of corresponding points is provided.
  • “Move the radiation source relative to the detection means” means both when the detection means is fixed and only the radiation source is moved, and when both the detection means and the radiation source are moved in synchronization. including.
  • the reconstruction unit may be a unit that generates a tomographic image of the subject based on the estimated geometric correspondence.
  • the reconstruction means is a means for generating a temporary tomographic image using information on the temporary radiation source position
  • Corresponding point determination means may be means for determining a corresponding point using information on a temporary radiation source position.
  • the corresponding point determining means calculates temporary corresponding points from a plurality of projection images using information on the temporary radiation source positions, and analyzes each projection image to calculate the temporary corresponding points.
  • the corresponding point may be corrected to determine the corresponding point.
  • the corresponding point determination means may be a means for determining the analysis range of each projection image based on the position of the temporary corresponding point in each projection image and analyzing each projection image in the analysis range.
  • the reconstruction means may be a means for generating a temporary tomographic image on a predetermined tomographic plane of the subject.
  • the reconstruction unit may acquire information on the compression thickness of the subject and determine a predetermined tomographic plane based on the compression thickness information.
  • the estimating means may be a means for estimating a three-dimensional coordinate of the radiation source position at the time of imaging as a geometric correspondence.
  • the estimating means may be a means for estimating the three-dimensional coordinates of the position of the object in the subject corresponding to a plurality of feature points as a geometric correspondence.
  • a radiographic imaging method includes a radiation source for irradiating a subject with radiation,
  • a radiographic imaging method in a radiographic imaging device comprising detection means for detecting radiation transmitted through a subject, Moving the radiation source relative to the detection means, irradiating the subject with radiation at a plurality of radiation source positions by movement of the radiation source, and obtaining a plurality of projection images respectively corresponding to the plurality of radiation source positions; Reconstruct multiple projection images to generate temporary tomographic images, Detecting multiple anatomical feature points from temporary tomographic images, In each of the plurality of projection images, determine a plurality of corresponding points corresponding to a plurality of feature points, The geometrical correspondence between the radiation source position and the projection image is estimated based on a plurality of corresponding points.
  • an anatomical feature point is detected from a temporary tomographic image generated by reconstructing a projection image.
  • the temporary tomographic image is obtained by reconstructing a plurality of projection images, the anatomical feature points included in the temporary tomographic image are also included in the projection image.
  • the projection image is added by reconstruction and a temporary tomographic image is acquired, the temporary tomographic image has less noise than the projection image. For this reason, it is possible to accurately detect feature points from the provisional tomographic image, and as a result, it is possible to accurately detect corresponding points corresponding to the feature points from the projection image. Therefore, it is possible to accurately estimate the geometric correspondence between the radiation source position and the projection image based on the corresponding points.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a radiographic imaging device according to an embodiment of the present invention.
  • the figure which looked at the radiographic imaging apparatus from the arrow A direction of FIG. Schematic block diagram showing the configuration of a computer Illustration for explaining tomosynthesis shooting Diagram for explaining the determination of temporary corresponding points
  • the figure for demonstrating the detection of the feature point in a temporary tomographic image The figure for demonstrating the determination of the corresponding point in a projection image Diagram for explaining the deviation of the object position corresponding to the radiation source position and the feature point
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a radiographic image capturing apparatus according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is a diagram of the radiographic image capturing apparatus viewed from the direction of arrow A in FIG.
  • the radiographic image capturing apparatus 1 captures a breast M (hereinafter, also referred to as a subject M) from different imaging directions, and a plurality of radiations. It is a mammography imaging device that acquires images.
  • the radiographic imaging device 1 includes an imaging unit 10, a computer 2 connected to the imaging unit 10, and a monitor 3 and an input unit 4 connected to the computer 2.
  • the imaging unit 10 includes an arm unit 12 connected to a base (not shown) by a rotary shaft 11.
  • the imaging unit 13 is attached to one end of the arm unit 12, and the radiation irradiation unit 14 is attached to the other end so as to face the imaging table 13.
  • the arm unit 12 is configured to be able to rotate only the end portion to which the radiation irradiating unit 14 is attached, so that only the radiation irradiating unit 14 can be rotated while fixing the imaging table 13. It is possible. Note that the rotation of the arm unit 12 is controlled by the computer 2.
  • a radiation detector 15 such as a flat panel detector is provided.
  • the imaging table 13 includes a charge amplifier that converts the charge signal read from the radiation detector 15 into a voltage signal, a correlated double sampling circuit that samples the voltage signal output from the charge amplifier, and a voltage signal.
  • a circuit board or the like provided with an AD conversion unit for converting into a digital signal is also installed.
  • the radiation detector 15 can repeatedly perform recording and reading of a radiation image, and may use a so-called direct type radiation detector that directly receives radiation to generate charges, or radiation. May be used as a so-called indirect radiation detector that converts the light into visible light and converts the visible light into a charge signal.
  • a radiation image signal readout method a radiation image signal is read out by turning on and off a TFT (thin film transistor) switch, or a radiation image signal by irradiating reading light.
  • TFT thin film transistor
  • the X-ray source 16 (radiation source) is housed inside the radiation irradiation unit 14.
  • the computer 2 controls the timing of irradiating the X-ray from the X-ray source 16 and the X-ray generation conditions (tube current, time, tube current time product, etc.) in the X-ray source 16.
  • the arm 12 includes a compression plate 17 disposed above the imaging table 13 to press and compress the breast M, a support portion 18 that supports the compression plate 17, and a support portion 18 in the vertical direction of FIGS.
  • a moving mechanism 19 is provided for moving to.
  • the display unit 3 is a display device such as a CRT or a liquid crystal monitor. As will be described later, a projection image acquired by the image acquisition unit 22 and a tomographic image reconstructed by the reconstruction unit 23, as well as messages necessary for operations, etc. Is displayed.
  • the display unit 3 may include a speaker that outputs sound.
  • the input unit 4 includes a keyboard, a mouse, or a touch panel type input device, and accepts an operation of the radiation image capturing apparatus 1 by an operator. It also accepts input of various information such as imaging conditions and information correction instructions necessary for performing tomosynthesis imaging. In the present embodiment, each unit of the radiographic image capturing apparatus 1 operates in accordance with information input from the input unit 4 by the operator.
  • the computer 2 includes a central processing unit (CPU) and a storage device such as a semiconductor memory, a hard disk, and an SSD.
  • the control unit 21, the image acquisition unit 22, and the reconfiguration shown in FIG. A unit 23, a feature point detection unit 24, a corresponding point determination unit 25, an estimation unit 26, and a storage unit 27 are configured.
  • the control unit 21 controls the entire apparatus, such as driving each unit of the radiation image capturing apparatus 1.
  • the image acquisition unit 22 moves the X-ray source 16 by rotating the arm unit 12 around the rotation axis 11, and emits X-rays to the breast M that is a subject at a plurality of source positions by the movement of the X-ray source 16.
  • the reconstruction unit 23 reconstructs a plurality of projection images acquired by the image acquisition unit 22 to generate a tomographic image indicating a desired tomographic plane of the subject. A method for generating a tomographic image will be described below.
  • projection images G1, G2,..., Gn are obtained when the subject M is imaged at different irradiation angles from the positions S1, S2,. Shall. Therefore, for example, when an object (T1, T2) existing at different depths is projected from the radiation source position S1, it is projected onto the projection image G1 at the positions PT11, PT12, and the object is projected from the radiation source position S2. When (T1, T2) is projected, it is projected onto the projection image G2 at the positions of PT21 and PT22. As described above, when projection is repeatedly performed from different source positions S1, S2,..., Sn, the object T1 is projected to the positions of PT11, PT21,. The object T2 is projected at the positions PT12, PT22,..., PTn2.
  • the pixel value of the tomographic image corresponding to the object T1 is obtained by adding the pixel value of PT11 on the projection image G1, the pixel value of PT21 on the projection image G2,..., And the pixel value of PTn1 on the projection image Gn. Can be calculated. Further, the pixel value of the tomographic image corresponding to the object T2 is obtained by adding the pixel value of PT12 on the projection image G1, the pixel value of PT22 on the projection image G2,..., The pixel value of PTn2 on the projection image Gn. This can be calculated. In this way, the tomographic image in which the tomographic plane at the desired position is emphasized is obtained by adding the pixel values of the corresponding projection images G1, G2,..., Gn for each pixel of the tomographic image. Can do.
  • a three-dimensional position coordinate is calculated and stored in the storage unit 27 for each radiation source position by photographing a subject with known three-dimensional coordinates and performing calibration. For this reason, the reconstruction unit 23 uses the three-dimensional position coordinates of the radiation source position stored in the storage unit 27 to correspond to the projection position corresponding to the radiation source position of each projection image for each pixel of the tomographic image. And a tomographic image is acquired by adding the pixel values of the corresponding projection positions.
  • the feature point detector 24 detects a plurality of anatomical feature points from the tomographic image generated by the reconstruction unit 23.
  • the tomographic image for detecting a plurality of feature points is a tomographic image of a predetermined tomographic plane in the subject M. Since the tomographic image for detecting this feature point is not a final tomographic image for diagnosis, it will be referred to as a temporary tomographic image DG0.
  • the predetermined tomographic plane may be a tomographic plane designated by the operator from the input unit 4, and a tomographic plane set in the apparatus 1 such as a central tomographic plane in the reconstruction range of the subject M. It may be. In particular, when the subject is the breast M, as shown in FIGS.
  • the breast M is compressed by the compression plate 17 at the time of photographing, and information on the compression thickness, which is the thickness of the compressed breast M, is acquired.
  • a tomographic image of a tomographic plane that is 1 ⁇ 2 of the compression thickness may be acquired as a temporary tomographic image DG0.
  • the corner method based on the eigenvalues of a 2 ⁇ 2 matrix having elements obtained by Gaussian smoothing of the first derivative of the provisional tomographic image DG0 as in the Harris method.
  • Arbitrary methods are used, such as a method for calculating the likelihood and detecting a corner point as a feature point based on the corner likelihood, or a method for detecting a point whose eigenvalue satisfies a predetermined condition as in the KLT method. be able to.
  • the corresponding point determination unit 25 determines a plurality of corresponding points corresponding to each of the plurality of feature points detected by the feature point detection unit 24 from each of the plurality of projection images Gi. For this purpose, the corresponding point determination unit 25 detects temporary corresponding points corresponding to the feature points in the plurality of projection images Gi.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining determination of provisional corresponding points. As in the case of generating a tomographic image, a plurality of projection images G1, G2 are obtained by photographing the subject M from the X-ray source 16 at different irradiation angles from the respective S1, S2,. ,... Gn shall be obtained.
  • the feature points C1 and C2 existing on the tomographic plane D0 are projected from the radiation source position S1, they are projected on the projection image G1 at positions P11 and P12, and from the radiation source position S2.
  • the feature points C1 and C2 are projected, they are projected onto the projection image G2 at positions P21 and P22.
  • the feature point C1 is projected to the positions of P11, P21,.
  • the feature point C2 is projected at the positions of P12, P22,..., Pn2.
  • the corresponding point determination unit 25 temporarily maps the projection positions P11, P21,..., Pn1, P12, P22,..., Pn2 of the feature points C1, C2 in each projection image Gi to the feature points C1, C2. Decide on a point.
  • the position of the temporary corresponding point detected in each projection image Gi should be the same position in the structure included in both the temporary tomographic image DG0 and the projection image Gi. For example, as shown in FIG. 6, when the feature points C1 and C2 are detected in the corner portion of the structure 30 in the provisional tomographic image DG0, the corresponding points are detected in the corner portion of the same structure in the projection image Gi. Should be done.
  • the radiation source position when the temporary corresponding point is projected is calculated by performing calibration and stored in the storage unit 27, and the radiation source position when the projection image is actually acquired is It is off. For this reason, as shown in FIG. 7, temporary corresponding points Pi1 and Pi2 detected in the projection image Gi are present at corresponding positions of the same structure portion 31 as the structure 30 included in the temporary tomographic image DG0. It may disappear.
  • the corresponding point determination unit 25 sets the analysis ranges 32 and 33 of a predetermined size centered on the temporary corresponding points to the projection image Gi, and the characteristics within the analysis ranges 32 and 33
  • the corresponding points corresponding to the points C1 and C2 are searched. Specifically, an area of a predetermined size centered on the feature points C1 and C2 is cut out from the temporary tomographic image DG0 as a template, and template matching between the cut-out template and the analysis areas 32 and 33 is performed to obtain the feature points C1 and C1. A corresponding point corresponding to C2 is searched. Then, the corresponding point determination unit 25 determines the searched corresponding point as the final corresponding point.
  • FIG. 7 the corresponding point determination unit 25 determines the searched corresponding point as the final corresponding point.
  • the provisional corresponding points Pi1 and Pi2 detected in the projection image Gi do not exist at the corresponding positions of the same structure portion 31 as the structure 30 included in the provisional tomographic image DG0.
  • the temporary corresponding points are located at positions very close to the actual corresponding points. For this reason, by performing a search only within the analysis ranges 32 and 33, it is possible to determine a final corresponding point with a small calculation time.
  • the X-ray source 16 does not actually move along the calculated movement path but moves with a mechanical error.
  • the actual source position (broken line) at the time of photographing is shifted from the source position (solid line) calculated by the calibration.
  • the alignment of the projected image is performed on the assumption that imaging is performed at the radiation source position calculated by calibration. For this reason, when the X-ray source 16 deviates from the source position calculated by calibration, the projection position of the object cannot be accurately aligned, and as a result, a tomographic image cannot be generated with high accuracy. .
  • a plurality of feature points are detected from the provisional tomographic image DG0, and the projection image is aligned using the positions of the plurality of feature points.
  • corresponding points on the projection image Gi are used.
  • the projection position of the object cannot be accurately aligned, and as a result, a tomographic image cannot be accurately generated.
  • the estimation unit 26 estimates the geometric relationship between the radiation source position and the projection image based on the corresponding points determined in the projection image Gi. Specifically, the three-dimensional position coordinates of the object in the subject M corresponding to the feature point detected in the provisional tomographic image DG0 and the three-dimensional position coordinates of the radiation source position are estimated.
  • the corresponding point in the projection image The position coordinates (px, py) are expressed by the following formula (1).
  • the z axis is perpendicular to the detection surface of the radiation detector 15
  • the y axis is parallel to the direction in which the X-ray source 16 moves on the detection surface of the radiation detector 15
  • y Assume that the x-axis is set in a direction perpendicular to the axis.
  • the estimation unit 26 determines an error E () between the position of the corresponding point calculated by the above equation (1) and the position coordinates (px ′, py ′) of the actual corresponding point determined in the projection image.
  • the position coordinates (sxi, syi, szi) (i 1 to n) of the plurality of source positions and the position coordinates (mxj, myj, mzj) of the plurality of objects so that the projection error is minimized.
  • J 1 to J, J is the number of objects (feature points)) is optimized.
  • the projection error E of the object in the subject M for a plurality of radiation source positions is expressed by the following equation (2).
  • the estimation unit 26 first fixes the radiation source position to the initial value calculated by calibration, and uses a known optimization method such as the highest-grade descent method or the conjugate gradient method so that the projection error E is minimized. Equation (2) is optimized and the position coordinates (mxj, myj, mzj) of the object are estimated. Then, using the estimated position coordinates (mxj, myj, mzj) of the object and the source position calculated by calibration as the initial values, the expression (2) is optimized so that the projection error E is minimized, and the source position The position coordinates (sxi, syi, szi) and the position coordinates (mxj, myj, mzj) of the object are estimated.
  • a known optimization method such as the highest-grade descent method or the conjugate gradient method
  • the position coordinates (sxi, syi, szi) of the source position are first estimated so as to minimize the projection error, and then the three-dimensional position coordinates (mxj, myj, mzj) of the object are minimized so as to minimize the projection error. ) And by repeating these estimations, the position coordinates (sxi, syi, szi) of the radiation source position and the position coordinates (mxj, myj, mzj) of the object may be alternately estimated.
  • the three-dimensional position coordinates (mxj, myj, mzj) of the object are first estimated so as to minimize the projection error, and then the position coordinates (sxi, syi) of the radiation source position so as to minimize the projection error.
  • the position coordinates (sxi, syi, szi) of the source position and the position coordinates (mxj, myj, mzj) of the object may be estimated alternately. .
  • the process is terminated when the set number of repetitions is reached, and the source position and the three-dimensional position coordinates of the object at that time are output as estimation results. You may do it. Also, if the projection error converges and the projection error does not decrease even after repeated optimization, or if the projection error falls below a predetermined threshold value, the process ends. The position of the source and the position coordinates of the object may be output as estimation results.
  • the calculated position coordinates of the radiation source position be subjected to a smoothing process using a spline interpolation calculation or the like as necessary.
  • control unit 21, the image acquisition unit 22, the reconstruction unit 23, the feature point detection unit 24, the corresponding point determination unit 25, and the estimation unit 26 is performed by central processing using a computer program stored in the storage unit 27.
  • the device does.
  • the computer 2 may be provided with a plurality of processing devices that perform the processing of each unit.
  • FIG. 9 is a flowchart showing processing performed in the present embodiment.
  • the control unit 21 starts processing, performs tomosynthesis imaging while moving the X-ray source 16 (step ST1), and the image acquisition unit 22 performs a plurality of projection images. Is acquired (step ST2).
  • the reconstruction unit 23 generates a temporary tomographic image DG0 (step ST3), and the feature point detection unit 24 detects a plurality of feature points from the temporary tomographic image DG0 (step ST4).
  • the corresponding point determination unit 25 determines the corresponding point corresponding to the feature point in the projection image (step ST5), and the estimation unit 26 detects the feature point detected in the three-dimensional coordinates of the radiation source position and the temporary tomographic image DG0. Is estimated (geometric correspondence estimation, step ST6).
  • the reconstruction unit 23 reconstructs a plurality of projection images using the estimated three-dimensional coordinates of the radiation source position and the three-dimensional coordinates of the object to generate a tomographic image (step ST7), and ends the processing. To do.
  • the generated tomographic image is stored in the storage unit 27 or transmitted to an external server via a network.
  • anatomical feature points are detected from the temporary tomographic image DG0.
  • the temporary tomographic image DG0 is obtained by reconstructing a plurality of projection images Gi in the reconstruction unit 23, anatomical feature points included in the temporary tomographic image DG0 are projected. It is also included in the image Gi.
  • the tomographic image is acquired by adding the projection image Gi by reconstruction, the tomographic image has less noise than the projection image Gi. Therefore, feature points can be detected from the tomographic image with high accuracy, and as a result, corresponding points corresponding to the feature points can be detected from the projection image Gi with high accuracy. Therefore, it is possible to accurately estimate the geometric correspondence between the radiation source position and the projection image based on the corresponding points.
  • the projection image Gi is obtained by photographing without using the marker.
  • the projection image Gi may be obtained by photographing using the marker.
  • the provisional tomographic image DG0 may be generated by aligning the position of the projection image Gi using the marker image included in the projection image Gi.
  • the geometrical correspondence between the source position and the projected image is finally estimated using the feature points detected from the provisional tomographic image DG0, body movement occurs during imaging. Even in such a case, it is possible to correct the body movement between the projected images. That is, when body movement occurs during imaging at each of a plurality of radiation source positions, the position of the subject image is shifted in each projection image Gi, but the three-dimensional radiation source position estimated in the present embodiment. The coordinates and the three-dimensional coordinates of the object are obtained by absorbing the displacement of the subject based on the body movement between the projected images. For this reason, according to the present embodiment, it is possible to correct the body movement of the subject at the time of photographing, and thus it is possible to acquire a tomographic image with higher accuracy.
  • only one temporary tomographic image is generated and the feature point is detected, but a plurality of temporary tomographic images may be generated.
  • anatomical feature points may be detected from each of the temporary tomographic images, and corresponding points in the projection image Gi corresponding to the feature points detected from all the tomographic images may be determined.
  • the tomosynthesis imaging is performed with the breast M as the subject, but the present invention can be applied to the case where the tomosynthesis imaging is performed with the subject other than the breast as the subject.
  • the X-ray source 16 and the radiation detector 15 can be moved in synchronization.
  • the X-ray source 16 and the radiation detector 15 may be moved in synchronization.
  • the position information corresponding to each radiation source position of the radiation detector 15 is reflected on the position of the object in the subject M corresponding to the detected feature point, and the geometric correspondence between the radiation source position and the projection image is obtained. It may be estimated.
  • the radiation source position is calculated in the imaging device that performs tomosynthesis imaging.
  • the present invention can be applied to any imaging device that acquires a plurality of projection images by imaging a subject at a plurality of radiation source positions.
  • the invention can be applied.
  • a transmission imaging apparatus that performs transmission imaging using a contrast agent (for example, an imaging apparatus for a gastric camera using barium) or an imaging apparatus that performs long imaging of a spine while moving a detector and an X-ray source
  • a contrast agent for example, an imaging apparatus for a gastric camera using barium
  • an imaging apparatus that performs long imaging of a spine while moving a detector and an X-ray source The present invention can be applied.
  • the trajectory of the X-ray source 16 is an arc, but may be a straight line. Of course, it can also be applied to the precession trajectory.

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Abstract

画像取得部（２２）が、複数の線源位置のそれぞれにおいて、被写体（Ｍ）を撮影して複数の投影画像を取得し、再構成部（２３）が仮の断層画像を生成し、特徴点検出部（２４）が仮の断層画像から複数の解剖学的な特徴点を検出し、対応点決定部（２５）が各投影画像において特徴点に対応する対応点を決定し、推定部（２６）が、線源位置および投影画像の幾何学的対応関係を推定し、再構成部（２３）が推定された幾何学的対応関係を用いて、複数の投影画像を再構成することにより、トモシンセシス撮影等、複数の線源位置において複数の投影画像を取得するに際し、マーカを使用することなく、精度よく投影画像を再構成できるようにする。

Description

放射線画像撮影装置および方法並びにプログラム
　本発明は、断層画像を生成するために複数の線源位置のそれぞれにおいて被写体を撮影して複数の投影画像を取得する、放射線画像撮影装置および方法並びにプログラムに関するものである。
　近年、放射線画像撮影装置において、患部をより詳しく観察するために、放射線源を移動させて異なる角度から被写体に放射線を照射して撮影を行い、これにより取得した複数の投影画像を加算して所望の断層面を強調した断層画像を得ることができるトモシンセシス撮影が提案されている。トモシンセシス撮影では、撮影装置の特性や必要な断層画像に応じて、放射線源をＸ線検出器と平行に移動させたり、円や楕円の弧を描くように移動させたりして、異なる照射角で被写体を撮影した複数の投影画像を取得し、これらの投影画像を再構成して断層画像を生成する。
　このようなトモシンセシス撮影を行う場合には、撮影により取得した複数の投影画像を再構成する際に、各投影画像の位置合わせが必要となる。このため、放射線源の移動範囲を撮影回数（ショット数）によって等分したり、３次元座標が既知の物体を撮影してキャリブレーションを行ったりすることにより、各撮影における放射線源の位置（以下線源位置とする）を算出し、算出した線源位置の情報を用いて、複数の投影画像を再構成する手法が提案されている。
　しかしながら、これらの手法では、撮影時の振動あるいは機械的なずれ等の影響により、放射線源を算出された通りの線源位置に正確に移動させることは困難であるため、撮影時の線源位置は算出された線源位置とずれることとなる。このずれの影響により、対象物の投影位置を精度よく位置合わせすることができず、その結果、断層画像の画質が劣化する。
　このため、トモシンセシス撮影時に、被写体あるいは被写体を載置する撮影台にマーカを付与し、被写体とともにマーカを撮影することにより、マーカ像が含まれる複数の投影画像を取得することが行われている（特許文献１参照）。特許文献１の手法によれば、マーカの位置情報を用いて、投影画像毎に正確な線源位置およびマーカ位置を算出し、算出した線源位置およびマーカ位置を用いて投影画像を再構成することにより、線源位置のずれの影響を解消することができる。
　一方、マーカを用いてずれを補正する場合、撮影に先だって、複数の投影画像にマーカ像が含まれるような適切な位置にマーカを配置する作業が必要となるため、操作者の作業の負担が大きい。この場合、マーカの位置を撮影台に固定することが考えられるが、マーカを固定すると被写体内の観察したい構造物とマーカとが重なってしまい、マーカが放射線画像を用いた診断の妨げとなるおそれもある。
　このため、マーカを使用することなく、投影画像に含まれる特徴的な構造を用いて、正確な線源位置を算出して、投影画像の位置合わせを行う手法が提案されている（特許文献２参照）。特許文献２に記載された手法は、あらかじめ定められた解剖学的な特徴（例えば、骨、石灰化、器官の参照点および血管分岐点等）の３次元モデルを用いて、投影画像から被写体である患者の解剖学的な特徴の位置を識別し、推定された撮影時の撮影装置の幾何学的構成の情報に基づいて投影画像における解剖学的な特徴の位置を推定し、推定された解剖学的な特徴の位置と識別された解剖学的な特徴の位置との差に基づいて、投影誤差を算出している。そしてこの投影誤差に基づいて正確な線源位置を算出して、投影画像を再構成している。
特開２０１３－０２００２３号公報 特開２００８－１８８４２６号公報
　しかしながら、特許文献２に記載された手法においては、３次元モデルにより表される解剖学的な特徴が投影画像に含まれていない場合には、解剖学的な特徴点の位置を推定することができない。また、断層画像を生成するためには、複数の投影画像を取得する必要があるが、被写体への照射線量を低減するために、１回毎の撮影における照射線量は少ないものとなっている。このため、投影画像にはノイズが多く、解剖学的な特徴点を精度よく識別することは困難である。また、投影画像において無理に特徴点を識別することもできるが、非常に多数の特徴点が検出されるおそれがある。この場合、放射線の照射位置等を考慮して特徴点を絞り込むこともできるが、処理に長時間を要するものとなってしまう。
　本発明は上記事情に鑑みなされたものであり、トモシンセシス撮影等、複数の線源位置において複数の投影画像を取得するに際し、マーカを使用することなく、精度よく投影画像を再構成できるようにすることを目的とする。
　本発明による放射線画像撮影装置は、被写体に放射線を照射する放射線源と、
　被写体を透過した放射線を検出する検出手段と、
　放射線源を検出手段に対して相対的に移動させ、放射線源の移動による複数の線源位置において被写体に放射線を照射して、複数の線源位置にそれぞれ対応する複数の投影画像を取得する画像取得手段と、
　複数の投影画像を再構成して仮の断層画像を生成する再構成手段と、
　仮の断層画像から複数の解剖学的な特徴点を検出する特徴点検出手段と、
　複数の投影画像のそれぞれにおいて、複数の特徴点に対応する複数の対応点を決定する対応点決定手段と、
　複数の対応点に基づいて、線源位置および投影画像の幾何学的対応関係を推定する推定手段とを備えたことを特徴とするものである。
　「放射線源を検出手段に対して相対的に移動させる」とは、検出手段を固定して放射線源のみを移動させる場合、および検出手段と放射線源との双方を同期させて移動する場合の両方を含む。
　なお、本発明による放射線画像撮影装置においては、再構成手段を、推定された幾何学的対応関係に基づいて、被写体の断層画像を生成する手段としてもよい。
　また、本発明による放射線画像撮影装置においては、再構成手段を、仮の線源位置の情報を用いて、仮の断層画像を生成する手段とし、
　対応点決定手段を、仮の線源位置の情報を用いて、対応点を決定する手段としてもよい。
　また、本発明による放射線画像撮影装置においては、対応点決定手段を、仮の線源位置の情報を用いて複数の投影画像から仮の対応点を算出し、各投影画像を解析することにより仮の対応点の位置を修正して対応点を決定する手段としてもよい。
　この場合、対応点決定手段を、各投影画像における仮の対応点の位置に基づいて、各投影画像の解析範囲を決定し、解析範囲において各投影画像を解析する手段としてもよい。
　また、本発明による放射線画像撮影装置においては、再構成手段を、被写体の所定の断層面において仮の断層画像を生成する手段としてもよい。
　また、再構成手段は、被写体が乳房である場合、被写体の圧迫厚の情報を取得し、圧迫厚の情報に基づいて所定の断層面を決定する手段としてもよい。
　また、本発明による放射線画像撮影装置においては、推定手段は、撮影時における線源位置の３次元座標を幾何学的対応関係として推定する手段としてもよい。
　また、本発明による放射線画像撮影装置においては、推定手段を、複数の特徴点に対応する被写体内の物体の位置の３次元座標を幾何学的対応関係として推定する手段としてもよい。
　本発明による放射線画像撮影方法は、被写体に放射線を照射する放射線源と、
　被写体を透過した放射線を検出する検出手段とを備えた放射線画像撮影装置における放射線画像撮影方法であって、
　放射線源を検出手段に対して相対的に移動させ、放射線源の移動による複数の線源位置において被写体に放射線を照射して、複数の線源位置にそれぞれ対応する複数の投影画像を取得し、
　複数の投影画像を再構成して仮の断層画像を生成し、
　仮の断層画像から複数の解剖学的な特徴点を検出し、
　複数の投影画像のそれぞれにおいて、複数の特徴点に対応する複数の対応点を決定し、
　複数の対応点に基づいて、線源位置および投影画像の幾何学的対応関係を推定することを特徴とするものである。
　なお、本発明による放射線画像撮影方法をコンピュータに実行させるためのプログラムとして提供してもよい。
　本発明によれば、投影画像を再構成することにより生成した仮の断層画像から解剖学的な特徴点を検出するようにしたものである。ここで仮の断層画像は複数の投影画像を再構成することにより取得されるものであるため、仮の断層画像に含まれる解剖学的な特徴点は、投影画像にも含まれている。また、再構成によって投影画像が加算されて仮の断層画像が取得されるため、仮の断層画像は投影画像と比較してノイズが少ない。このため、仮の断層画像からは精度よく特徴点を検出でき、その結果、投影画像からは特徴点に対応する対応点を精度よく検出することができる。したがって、対応点に基づいての、線源位置および投影画像の幾何学的対応関係を精度よく推定することができる。
　また、推定された幾何学的対応関係に基づいて被写体の断層画像を生成することにより、位置ずれが補正されたボケのない高画質の断層画像を生成することができる。
本発明の実施形態による放射線画像撮影装置の概略構成図 放射線画像撮影装置を図１の矢印Ａ方向から見た図 コンピュータの構成を示す概略ブロック図 トモシンセシス撮影を説明するための図 仮の対応点の決定を説明するための図 仮の断層画像における特徴点の検出を説明するための図 投影画像における対応点の決定を説明するための図 線源位置および特徴点に対応する物体位置のずれを説明するための図 本実施形態において行われる処理を示すフローチャート
　以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。図１は本発明の実施形態による放射線画像撮影装置の概略構成図、図２は放射線画像撮影装置を図１の矢印Ａ方向から見た図である。放射線画像撮影装置１は、乳房のトモシンセシス撮影を行って断層画像を生成するために、異なる撮影方向から乳房Ｍ（以下、被写体Ｍとする場合もあるものとする）を撮影して、複数の放射線画像を取得するマンモグラフィ撮影装置である。図１に示すように放射線画像撮影装置１は、撮影部１０、撮影部１０に接続されたコンピュータ２、並びにコンピュータ２に接続されたモニタ３および入力部４を備えている。
　撮影部１０は、不図示の基台に対して回転軸１１により連結されたアーム部１２を備えている。アーム部１２の一方の端部には撮影台１３が、その他方の端部には撮影台１３と対向するように放射線照射部１４が取り付けられている。アーム部１２は、放射線照射部１４が取り付けられた端部のみを回転することが可能なように構成されており、これにより、撮影台１３を固定して放射線照射部１４のみを回転することが可能となっている。なお、アーム部１２の回転は、コンピュータ２により制御される。
　撮影台１３の内部には、フラットパネルディテクタ等の放射線検出器１５が備えられている。また、撮影台１３の内部には、放射線検出器１５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、チャージアンプから出力された電圧信号をサンプリングする相関２重サンプリング回路、電圧信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換部等が設けられた回路基板等も設置されている。
　放射線検出器１５は、放射線画像の記録および読み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・オフすることによって放射線画像信号が読み出される、いわゆるＴＦＴ読出方式のものや、読取光を照射することによって放射線画像信号が読み出される、いわゆる光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。
　放射線照射部１４の内部には、Ｘ線源１６（放射線源）が収納されている。Ｘ線源１６からＸ線を照射するタイミングと、Ｘ線源１６におけるＸ線発生条件（管電流、時間、管電流時間積等）とは、コンピュータ２により制御される。
　また、アーム部１２には、撮影台１３の上方に配置されて乳房Ｍを押さえつけて圧迫する圧迫板１７、圧迫板１７を支持する支持部１８、および支持部１８を図１，２の上下方向に移動させる移動機構１９が設けられている。
　表示部３は，ＣＲＴ、液晶モニタ等の表示装置であり、後述するように画像取得部２２が取得した投影画像、および再構成部２３が再構成した断層画像の他、操作に必要なメッセージ等を表示する。なお、表示部３は音声を出力するスピーカを内蔵するものであってもよい。
　入力部４はキーボード、マウスあるいはタッチパネル方式の入力装置からなり、操作者による放射線画像撮影装置１の操作を受け付ける。また、トモシンセシス撮影を行うために必要な、撮影条件等の各種情報の入力および情報の修正の指示も受け付ける。本実施形態においては、操作者が入力部４から入力した情報に従って、放射線画像撮影装置１の各部が動作する。
　コンピュータ２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等を備えており、これらのハードウェアによって、図３に示すような制御部２１、画像取得部２２、再構成部２３、特徴点検出部２４、対応点決定部２５、推定部２６、および記憶部２７が構成されている。
　制御部２１は、放射線画像撮影装置１の各部を駆動する等、装置全体の制御を行うものである。
　画像取得部２２は、アーム部１２を回転軸１１の周りに回転させることによりＸ線源１６を移動させ、Ｘ線源１６の移動による複数の線源位置において被写体である乳房ＭにＸ線を照射し、乳房Ｍを透過したＸ線を放射線検出器１５により検出して、移動中の複数の線源位置における複数の投影画像Ｇｉ（ｉ＝１～ｎ、ｎは線源位置の数）を取得する。
　再構成部２３は、画像取得部２２が取得した複数の投影画像を再構成することにより、被写体の所望の断層面を示す断層画像を生成する。以下に、断層画像を生成する方法を説明する。
　図４に示すように、Ｘ線源１６をＳ１、Ｓ２、・・・、Ｓｎの各位置から異なる照射角で被写体Ｍを撮影すると、それぞれ投影画像Ｇ１、Ｇ２、・・・、Ｇｎが得られるものとする。そこで、例えば、線源位置Ｓ１から、異なる深さに存在する対象物（Ｔ１、Ｔ２）を投影すると、投影画像Ｇ１上にはＰＴ１１、ＰＴ１２の位置に投影され、線源位置Ｓ２から、対象物（Ｔ１、Ｔ２）を投影すると、投影画像Ｇ２上にはＰＴ２１、ＰＴ２２の位置に投影される。このように、繰り返し異なる線源位置Ｓ１、Ｓ２、・・・、Ｓｎから投影を行うと、各線源位置に対応して対象物Ｔ１は、ＰＴ１１、ＰＴ２１、・・・、ＰＴｎ１の位置に投影され、対象物Ｔ２は、ＰＴ１２、ＰＴ２２、・・・、ＰＴｎ２の位置に投影される。
　対象物Ｔ１に対応する断層画像の画素値は、投影画像Ｇ１上のＰＴ１１の画素値、投影画像Ｇ２上のＰＴ２１の画素値、・・・、投影画像Ｇｎ上のＰＴｎ１の画素値を加算することにより算出できる。また、対象物Ｔ２に対応する断層画像の画素値は、投影画像Ｇ１上のＰＴ１２の画素値、投影画像Ｇ２上のＰＴ２２の画素値、・・・、投影画像Ｇｎ上のＰＴｎ２の画素値を加算することにより算出できる。このようにして、断層画像の各画素毎に、対応する投影画像Ｇ１、Ｇ２、・・・、Ｇｎの画素値を加算することにより、所望の位置における断層面を強調した断層画像を取得することができる。
　なお、本実施形態においては、３次元座標が既知の被写体を撮影し、キャリブレーションを行うことにより、線源位置毎にその３次元の位置座標が算出され、記憶部２７に記憶されている。このため、再構成部２３は、記憶部２７に記憶された線源位置の３次元の位置座標を用いて、断層画像の各画素毎に、各投影画像の線源位置毎の対応する投影位置を算出し、対応する投影位置の画素値を加算することにより断層画像を取得する。
　特徴点検出部２４は、再構成部２３が生成した断層画像から、複数の解剖学的な特徴点を検出する。なお、複数の特徴点を検出する断層画像は、被写体Ｍにおけるあらかじめ定められた断層面の断層画像である。この特徴点を検出するための断層画像は、診断に供する最終的な断層画像ではないため、仮の断層画像ＤＧ０と称するものとする。ここで、あらかじめ定められた断層面としては、操作者が入力部４から指示した断層面であってもよく、被写体Ｍの再構成範囲における中央の断層面等、装置１において設定された断層面であってもよい。また、とくに被写体が乳房Ｍである場合、図１，２に示すように、撮影時には乳房Ｍは圧迫板１７により圧迫され、この圧迫された乳房Ｍの厚さである圧迫厚の情報が取得される。このため、圧迫厚の１／２となる断層面の断層画像を、仮の断層画像ＤＧ０として取得してもよい。
　解剖学的な特徴点を検出する手法としては、例えばＨａｒｒｉｓ法のように、仮の断層画像ＤＧ０の１階微分をガウス平滑化した値を要素とする２×２行列の固有値に基づいて、コーナーらしさを算出し、コーナーらしさに基づいてコーナーとなる点を特徴点として検出する手法、あるいはＫＬＴ法のように固有値が所定の条件を満たす点を特徴点として検出する手法等、任意の手法を用いることができる。このような手法を用いることにより、仮の断層画像ＤＧ０における構造物が交わる点、例えば被写体が乳房Ｍの場合は、乳腺の端部等が特徴点として検出される。
　対応点決定部２５は、複数の投影画像Ｇｉのそれぞれから、特徴点検出部２４が検出した複数の特徴点のそれぞれに対応する複数の対応点を決定する。このために、対応点決定部２５は、複数の投影画像Ｇｉにおいて、特徴点に対応する仮の対応点を検出する。図５は仮の対応点の決定を説明するための図である。なお、断層画像を生成する場合と同様に、Ｘ線源１６をＳ１、Ｓ２、・・・、Ｓｎの各線源位置から異なる照射角で被写体Ｍを撮影することにより、複数の投影画像Ｇ１、Ｇ２、・・・、Ｇｎが得られるものとする。
　図５に示すように、例えば、線源位置Ｓ１から、断層面Ｄ０に存在する特徴点Ｃ１，Ｃ２を投影すると、投影画像Ｇ１上にはＰ１１、Ｐ１２の位置に投影され、線源位置Ｓ２から特徴点Ｃ１，Ｃ２を投影すると、投影画像Ｇ２上にはＰ２１、Ｐ２２の位置に投影される。このように、繰り返し異なる線源位置Ｓ１、Ｓ２、・・・、Ｓｎから投影を行うと、各線源位置に対応して特徴点Ｃ１は、Ｐ１１、Ｐ２１、・・・、Ｐｎ１の位置に投影され、特徴点Ｃ２は、Ｐ１２、Ｐ２２、・・・、Ｐｎ２の位置に投影される。対応点決定部２５は、各投影画像Ｇｉにおける特徴点Ｃ１，Ｃ２の投影位置Ｐ１１、Ｐ２１、・・・、Ｐｎ１、Ｐ１２、Ｐ２２、・・・、Ｐｎ２を、特徴点Ｃ１，Ｃ２の仮の対応点に決定する。
　ここで、各投影画像Ｇｉにおいて検出された仮の対応点の位置は、仮の断層画像ＤＧ０および投影画像Ｇｉの双方に含まれる構造物における同一の位置となるはずである。例えば、図６に示すように仮の断層画像ＤＧ０において特徴点Ｃ１，Ｃ２が構造物３０のコーナー部分において検出されている場合、投影画像Ｇｉにおける同一の構造物のコーナー部分において、対応点は検出されるはずである。
　しかしながら、仮の対応点を投影した際の線源位置は、キャリブレーションを行うことにより算出されて記憶部２７に記憶されているものであり、投影画像を実際に取得した際の線源位置とはずれている。このため、図７に示すように、投影画像Ｇｉにおいて検出された仮の対応点Ｐｉ１，Ｐｉ２は、仮の断層画像ＤＧ０に含まれる構造物３０と同一の構造部３１の対応する位置に存在しなくなる場合がある。
　このため、対応点決定部２５は、図７に示すように、仮の対応点を中心とした所定サイズの解析範囲３２，３３を投影画像Ｇｉに設定し、解析範囲３２，３３内において、特徴点Ｃ１，Ｃ２に対応する対応点を探索する。具体的には、仮の断層画像ＤＧ０から特徴点Ｃ１，Ｃ２を中心とする所定サイズの領域をテンプレートとして切り出し、切り出したテンプレートと解析領域３２，３３とのテンプレートマッチングを行って、特徴点Ｃ１，Ｃ２に対応する対応点を探索する。そして対応点決定部２５は、探索した対応点を最終的な対応点に決定する。ここで、図７に示すように投影画像Ｇｉにおいて検出された仮の対応点Ｐｉ１，Ｐｉ２は、仮の断層画像ＤＧ０に含まれる構造物３０と同一の構造部３１の対応する位置に存在しない。しかしながら、仮の対応点は実際の対応点ときわめて近い位置に存在する。このため、解析範囲３２，３３内おいてのみ探索を行うことにより、少ない演算時間により最終的な対応点を決定することができる。
　ここで、Ｘ線源１６は、実際には算出した移動経路に沿って移動するものではなく、機械的な誤差を持って移動する。この場合、図８に示すように、撮影時における実際の線源位置（破線）は、キャリブレーションにより算出した線源位置（実線）からずれることとなる。一方、再構成時においては、キャリブレーションにより算出した線源位置において撮影を行うことを前提として、投影画像の位置合わせを行っている。このため、Ｘ線源１６がキャリブレーションにより算出した線源位置とずれた場合、対象物の投影位置を精度よく位置合わせすることができず、その結果、断層画像を精度よく生成することができない。
　また、本実施形態においては、仮の断層画像ＤＧ０から複数の特徴点を検出し、複数の特徴点の位置を用いて投影画像の位置合わせを行うが、実際には投影画像Ｇｉ上の対応点と線源位置とを結んで得られる断層面Ｄ０上の物体の位置（実線）と、被写体Ｍ内の特徴点に対応する物体の実際の位置（破線）との間に誤差が生じる場合がある。この場合においても、対象物の投影位置を精度よく位置合わせすることができず、その結果、断層画像を精度よく生成することができない。
　このため、推定部２６は、投影画像Ｇｉにおいて決定した対応点に基づいて、線源位置および投影画像の幾何学的関係を推定する。具体的には、線源位置の３次元の位置座標および仮の断層画像ＤＧ０において検出した特徴点に対応する被写体Ｍ内の物体の３次元の位置座標を推定する。
　ここで、特徴点に対応する物体の３次元の位置座標を（ｍｘ，ｍｙ，ｍｚ）、線源位置の３次元の位置座標を（ｓｘ，ｓｙ，ｓｚ）としたとき、投影画像における対応点の位置座標（ｐｘ，ｐｙ）は、下記の式（１）により表される。なお、本実施形態においては、放射線検出器１５の検出面に垂直な方向にｚ軸を、放射線検出器１５の検出面においてＸ線源１６が移動する方向と平行な方向にｙ軸を、ｙ軸に直交する方向にｘ軸をそれぞれ設定するものとする。
　ｐｘ＝（ｍｘ×ｓｚ－ｓｘ×ｍｚ）／（ｓｚ－ｍｚ）
　ｐｙ＝（ｍｙ×ｓｚ－ｓｙ×ｍｚ）／（ｓｚ－ｍｚ）　　　（１）
　本実施形態においては、推定部２６は、上記式（１）により算出される対応点の位置と、投影画像において決定した実際の対応点の位置座標（ｐｘ′，ｐｙ′）との誤差Ｅ（以下、投影誤差とする）が最小となるように、複数の線源位置の位置座標（ｓｘｉ，ｓｙｉ，ｓｚｉ）（ｉ＝１～ｎ）および複数の物体の位置座標（ｍｘｊ，ｍｙｊ，ｍｚｊ）（ｊ＝１～Ｊ、Ｊは物体（特徴点）の数）を最適化する。
　ここで、複数の線源位置についての、被写体Ｍ内の物体の投影誤差Ｅは、下記の式（２）により表される。
　Ｅ＝Σ（（ｐｘ－ｐｘ′）2＋（ｐｙ－ｐｙ′）2）　　　（２）
　式（２）において、変数は式（１）より線源位置の位置座標（ｓｘｉ，ｓｙｉ，ｓｚｉ）および物体の位置座標（ｍｘｊ，ｍｙｊ，ｍｚｊ）となる。
　推定部２６は、まず線源位置をキャリブレーションにより算出した初期値に固定し、投影誤差Ｅが最小となるように、例えば、最級降下法および共役勾配法等の公知の最適化手法を用いて式（２）を最適化し、物体の位置座標（ｍｘｊ，ｍｙｊ，ｍｚｊ）を推定する。そして、推定した物体の位置座標（ｍｘｊ，ｍｙｊ，ｍｚｊ）およびキャリブレーションにより算出した線源位置を初期値として、投影誤差Ｅが最小となるように式（２）を最適化し、線源位置の位置座標（ｓｘｉ，ｓｙｉ，ｓｚｉ）および物体の位置座標（ｍｘｊ，ｍｙｊ，ｍｚｊ）を推定する。
　なお、投影誤差を最小化するように先に線源位置の位置座標（ｓｘｉ，ｓｙｉ，ｓｚｉ）を推定し、次いで投影誤差を最小化するように物体の３次元位置座標（ｍｘｊ，ｍｙｊ，ｍｚｊ）を推定し、これらの推定を繰り返すことにより、線源位置の位置座標（ｓｘｉ，ｓｙｉ，ｓｚｉ）および物体の位置座標（ｍｘｊ，ｍｙｊ，ｍｚｊ）を交互に推定するようにしてもよい。また逆に、投影誤差を最小化するように先に物体の３次元位置座標（ｍｘｊ，ｍｙｊ，ｍｚｊ）を推定し、次いで投影誤差を最小化するように線源位置の位置座標（ｓｘｉ，ｓｙｉ，ｓｚｉ）を推定し、これらの推定を繰り返すことにより、線源位置の位置座標（ｓｘｉ，ｓｙｉ，ｓｚｉ）および物体の位置座標（ｍｘｊ，ｍｙｊ，ｍｚｊ）を交互に推定するようにしてもよい。
　いずれの場合においても、繰り返し回数をあらかじめ設定しておき、設定した繰り返し回数となったときに処理を終了し、その時点での線源位置および物体の３次元の位置座標を推定結果として出力するようにしてもよい。また、投影誤差が集束してしまい、それ以上最適化を繰り返し行っても投影誤差が小さくならない場合、あるいは投影誤差があらかじめ定められたしきい値以下となったときに処理を終了し、その時点での線源位置および物体の位置座標を推定結果として出力するようにしてもよい。
　なお、算出された線源位置の位置座標については、必要に応じてスプライン補間演算等を用いてスムージング処理することが好ましい。
　なお、制御部２１、画像取得部２２、再構成部２３、特徴点検出部２４、対応点決定部２５、および推定部２６が行う処理は、記憶部２７に記憶されたコンピュータプログラムにより、中央処理装置が行う。各部のそれぞれの処理を行う複数の処理装置をコンピュータ２に設けるようにしてもよい。
　次いで、本実施形態において行われる処理について説明する。図９は本実施形態において行われる処理を示すフローチャートである。操作者による処理開始の指示を入力部４が受け付けることにより制御部２１が処理を開始し、Ｘ線源１６を移動させつつトモシンセシス撮影を行い（ステップＳＴ１）、画像取得部２２が複数の投影画像を取得する（ステップＳＴ２）。次いで、再構成部２３が、仮の断層画像ＤＧ０を生成し（ステップＳＴ３）、特徴点検出部２４が、仮の断層画像ＤＧ０から複数の特徴点を検出する（ステップＳＴ４）。そして、対応点決定部２５が、投影画像において特徴点に対応する対応点を決定し（ステップＳＴ５）、推定部２６が、線源位置の３次元座標および仮の断層画像ＤＧ０において検出した特徴点に対応する被写体Ｍ内の物体の３次元位置を推定する（幾何学的対応関係推定、ステップＳＴ６）。
　そして、再構成部２３が、推定された線源位置の３次元座標および物体の３次元座標を用いて、複数の投影画像を再構成して断層画像を生成し（ステップＳＴ７）、処理を終了する。なお、生成された断層画像は、記憶部２７に記憶されるか、またはネットワークを介して外部のサーバに送信される。
　このように、本実施形態によれば、仮の断層画像ＤＧ０から解剖学的な特徴点を検出するようにしたものである。ここで仮の断層画像ＤＧ０は、再構成部２３において複数の投影画像Ｇｉを再構成することにより取得されるものであるため、仮の断層画像ＤＧ０に含まれる解剖学的な特徴点は、投影画像Ｇｉにも含まれている。また、再構成によって投影画像Ｇｉが加算されて断層画像が取得されるため、断層画像は投影画像Ｇｉと比較してノイズが少ないものとなっている。このため、断層画像からは精度よく特徴点を検出でき、その結果、投影画像Ｇｉからは特徴点に対応する対応点を精度よく検出することができる。したがって、対応点に基づいての、線源位置および投影画像の幾何学的対応関係を精度よく推定することができる。
　また、推定された幾何学的対応関係に基づいて投影画像を再構成して被写体Ｍの断層画像を生成することにより、位置ずれが補正されたボケのない高画質の断層画像を生成することができる。
　なお、上記実施形態においては、マーカを使用することなく撮影を行って投影画像Ｇｉを取得しているが、マーカを使用して撮影を行って投影画像Ｇｉを取得するようにしてもよい。この場合、投影画像Ｇｉに含まれるマーカ像を用いて、投影画像Ｇｉの位置を合わせを行って仮の断層画像ＤＧ０を生成すればよい。このようにマーカを使用することにより、比較的精度よく投影画像の位置合わせを行うことができるため、特徴点の検出、対応点の決定、および線源位置および投影画像の幾何学的対応関係の推定を精度よく行うことができる。
　また、上記実施形態においては、仮の断層画像ＤＧ０から検出した特徴点を用いて、最終的に線源位置および投影画像の幾何学的対応関係を推定しているため、撮影時に体動が生じた場合であっても、投影画像間において体動を補正することが可能である。すなわち、複数の線源位置のそれぞれにおける撮影の間に体動が生じた場合、各投影画像Ｇｉにおいて被写体像の位置がずれることとなるが、本実施形態において推定された線源位置の３次元座標および物体の３次元座標は、投影画像間における体動に基づく被写体の位置ずれが吸収されたものとなっている。このため、本実施形態により、撮影時の被写体の体動についても補正することができるため、より精度よく断層画像を取得することができる。
　また、上記実施形態においては、仮の断層画像を１つのみ生成して特徴点の検出を行っているが、仮の断層画像を複数生成してもよい。この場合、仮の断層画像のそれぞれから解剖学的な特徴点を検出し、すべての断層画像から検出した特徴点に対応する投影画像Ｇｉにおける対応点を決定するようにすればよい。
　また、上記実施形態においては、乳房Ｍを被写体としてトモシンセシス撮影を行っているが、乳房以外を被写体としてトモシンセシス撮影を行う場合にも本発明を適用できることはもちろんである。
　また、上記実施形態においては、Ｘ線源１６のみを移動させているが、撮影装置によっては、Ｘ線源１６と放射線検出器１５とを同期させて移動させることが可能であるため、そのような場合にはＸ線源１６と放射線検出器１５とを同期させて移動するようにしてもよい。この場合、放射線検出器１５の各線源位置に対応する位置情報を、検出した特徴点に対応する被写体Ｍ内の物体の位置に反映させて、線源位置および投影画像の幾何学的対応関係を推定すればよい。
　また、上記実施形態においては、トモシンセシス撮影を行う撮影装置において線源位置を算出しているが、複数の線源位置において被写体を撮影することにより複数の投影画像を取得する任意の撮影装置に本発明を適用できる。例えば、造影剤を用いて透過撮影を行う透過撮影装置（例えばバリウムを用いた胃カメラの撮影装置）、または検出器およびＸ線源を移動しながら背骨等の長尺撮影を行う撮影装置等に本発明を適用できる。
　また、上記実施形態においては、Ｘ線源１６の軌道を円弧としているが直線としてもよい。また、歳差軌道にも適用することができることはもちろんである。

Claims (11)

  1. 　被写体に放射線を照射する放射線源と、
    　前記被写体を透過した放射線を検出する検出手段と、
    　前記放射線源を前記検出手段に対して相対的に移動させ、前記放射線源の移動による複数の線源位置において前記被写体に前記放射線を照射して、前記複数の線源位置にそれぞれ対応する複数の投影画像を取得する画像取得手段と、
    　前記複数の投影画像を再構成して仮の断層画像を生成する再構成手段と、
    　前記仮の断層画像から複数の解剖学的な特徴点を検出する特徴点検出手段と、
    　前記複数の投影画像のそれぞれにおいて、前記複数の特徴点に対応する複数の対応点を決定する対応点決定手段と、
    　前記複数の対応点に基づいて、前記線源位置および前記投影画像の幾何学的対応関係を推定する推定手段とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置。
  2. 　前記再構成手段は、前記推定された幾何学的対応関係に基づいて、前記被写体の断層画像を生成する手段であることを特徴とする請求項１記載の放射線画像撮影装置。
  3. 　前記再構成手段は、仮の前記線源位置の情報を用いて、前記仮の断層画像を生成する手段であり、
    　前記対応点決定手段は、前記仮の線源位置の情報を用いて、前記対応点を決定する手段であることを特徴とする請求項１または２記載の放射線画像撮影装置。
  4. 　前記対応点決定手段は、前記仮の線源位置の情報を用いて前記複数の投影画像から仮の対応点を算出し、前記各投影画像を解析することにより前記仮の対応点の位置を修正して前記対応点を決定する手段であることを特徴とする請求項１から３のいずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
  5. 　前記対応点決定手段は、前記各投影画像における前記仮の対応点の位置に基づいて、前記各投影画像の解析範囲を決定し、該解析範囲において前記各投影画像を解析する手段であることを特徴とする請求項４記載の放射線画像撮影装置。
  6. 　前記再構成手段は、前記被写体の所定の断層面において前記仮の断層画像を生成する手段であることを特徴とする請求項１から５のいずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
  7. 　前記再構成手段は、前記被写体が乳房である場合、該被写体の圧迫厚の情報を取得し、該圧迫厚の情報に基づいて前記所定の断層面を決定する手段であることを特徴とする請求項６記載の放射線画像撮影装置。
  8. 　前記推定手段は、前記撮影時における前記線源位置の３次元座標を前記幾何学的対応関係として推定する手段であることを特徴とする請求項１から７のいずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
  9. 　前記推定手段は、前記複数の特徴点に対応する前記被写体内の物体の位置の３次元座標を前記幾何学的対応関係として推定する手段であることを特徴とする請求項１から８のいずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
  10. 　被写体に放射線を照射する放射線源と、
    　前記被写体を透過した放射線を検出する検出手段とを備えた放射線画像撮影装置における放射線画像撮影方法であって、
    　前記放射線源を前記検出手段に対して相対的に移動させ、前記放射線源の移動による複数の線源位置において前記被写体に前記放射線を照射して、前記複数の線源位置にそれぞれ対応する複数の投影画像を取得し、
    　前記複数の投影画像を再構成して仮の断層画像を生成し、
    　前記仮の断層画像から複数の解剖学的な特徴点を検出し、
    　前記複数の投影画像のそれぞれにおいて、前記複数の特徴点に対応する複数の対応点を決定し、
    　前記複数の対応点に基づいて、前記線源位置および前記投影画像の幾何学的対応関係を推定することを特徴とする放射線画像撮影方法。
  11. 　被写体に放射線を照射する放射線源と、
    　前記被写体を透過した放射線を検出する検出手段とを備えた放射線画像撮影装置における放射線画像撮影方法をコンピュータに実行させるためのプログラムであって、
    　前記放射線源を前記検出手段に対して相対的に移動させ、前記放射線源の移動による複数の線源位置において前記被写体に前記放射線を照射して、前記複数の線源位置にそれぞれ対応する複数の投影画像を取得する手順と、
    　前記複数の投影画像を再構成して仮の断層画像を生成する手順と、
    　前記仮の断層画像から複数の解剖学的な特徴点を検出する手順と、
    　前記複数の投影画像のそれぞれにおいて、前記複数の特徴点に対応する複数の対応点を決定する手順と、
    　前記複数の対応点に基づいて、前記線源位置および前記投影画像の幾何学的対応関係を推定する手順とをコンピュータに実行させることを特徴とする放射線画像撮影プログラム。
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