JP4393105B2 - 放射線撮像装置及びその作動方法 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、例えばＸ線等の放射線を利用して画像撮影を行うＸ線ＣＴ装置等のような、放射線一般を使用して被検体内の放射線特性分布を画像化する放射線撮像技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、被検体に対してＸ線を曝射し、該被検体を透過或いは被検体で散乱したＸ線をＸ線検出器で検出し、このＸ線検出出力（Ｘ線のフォトン数）に基づいて被検体の透視画像、断層像或いは三次元画像を撮像するＸ線ＣＴ装置が知られている。
【０００３】
かかるＸ線ＣＴ装置としては、Ｘ線のビーム形状からファンビーム型とコーンビーム型に分けられる。通常のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線ビームはＺ方向（断層面に垂直な方向）に薄く切り出されたファンビームが用いられる。一方、コーンビームを用いたＣＴ装置は最近開発が進められているものであり、Ｚ方向にも広がったＸ線ビームが用いられる。以下、コーンビームを用いたＣＴ装置をコーンビームＣＴ装置（ＣＢＣＴ装置）と称する。
【０００４】
このＣＢＣＴとしては、現在のところ、従来型ＣＴ（すなわちＲＯＷが１列だけのもの）において、いわゆる第３世代型あるいはＲ／Ｒ型と呼ばれる方式に相当する形式のものが検討されている。この第３世代型ＣＴとは、Ｘ線源と検出器のペアが被検体の周囲を回転しながらスキャン（投影データの収集）を行うものである。
【０００５】
図４は、一般的なＣＢＣＴ装置の一例を示す図である。図４に示すＣＢＣＴ装置は第３世代型ＣＴ装置に属するものであり、Ｚ軸を回転軸として、Ｘ線源（Ｘ線管球４０１）とともにＸ線検出器４０２も被検体の周囲を回動し、一回転で関心領域のスキャンを終えるものである。
【０００６】
通常のＸ線ＣＴ装置では、チャンネル（ＣＨ）方向にサンプリングするために検出素子がＣＨ方向に１ライン並んでおり、個々の素子はチャンネル番号で識別される。これに対し、ＣＢＣＴ装置では、図４に示すように、検出素子がさらにＺ方向（ＲＯＷ方向）にも配列されている。すなわち、ＣＢＣＴ装置における検出器は、検出素子が直交格子状に２次元配置されて構成される。
【０００７】
このようなＣＢＣＴ装置によれば、検出素子をＺ方向（ＲＯＷ方向）及びＣＨ方向の２方向に格子状に配置して検出器を構成するとともに、放射線をＺ方向にも厚みをもたせて円錐（コーン）状に曝射することによって、複数列分の投影データを一括して得ることができる。
【０００８】
【特許文献１】
特開２００１−２１８７６７号公報
【特許文献２】
特開平０８−２９９３２１号公報
【特許文献３】
特開平０５−２１２０２２号公報
【特許文献４】
特開平０６−０５４８３８号公報
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、Ｘ線撮影による診断には、一般にはＸ線単純撮影とＸ線ＣＴの両方が使用される。Ｘ線単純撮影は初期診断に使用され、ＣＴは精密診断に使用されるが、ＣＴ画像があれば、単純撮影が不要ということではない。単純撮影は、患者の状態を大局的に把握できるという特徴があるからである。
【００１０】
ＣＴ撮影に先立って、ＣＴセンサを使用した位置決め画像（スキャノグラム、SCOUT画像などと呼ばれる）が撮影される場合があるが、この画像は単純撮影のようなプロジェクション画像と解することができる。スキャノグラムについては、例えば特許文献１に開示されている。しかし、ＣＴのセンサは一般には１ｍｍ正方程度の大きさであるために分解能が不足する。従って、スキャノグラムは、単純撮影による診断に用いるにはその分解能が不足している。つまり、ＣＴ画像、単純撮影画像を得るためには、Ｘ線ＣＴ装置、Ｘ線撮影装置をそれぞれ別個に用意する必要があり、複数の装置（設備）を購入しなければならなかった。
【００１１】
本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、平面検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）を使用したＣＢＣＴ装置において、ＦＰＤを十分大型にした場合は、ＣＴの投影データ自体が、単純撮影相当の面積を有することに着眼し、ＣＢＣＴデータの収集中に単純撮影画像の収集も同時に行おうとするものである。その際に問題となるのは、分解能と線量である。一般にＣＴのデータ収集は高速であり（１０００フレーム毎秒）であり、反面分解能は低く、同時にＳＮも単純撮影に比べると悪く、ＣＴスキャン中に撮影の形態を変更することが必要となることが予想される。
【００１２】
スキャン走査中に撮影の形態を変更する構成は以下に説明するように特許文献２〜４に記載があるが、いずれもＣＴスキャン中に診断用の単純撮影画像を得ることを課題とするものではなく、それを実現し得る構成についての示唆も無い。
【００１３】
特許文献２では、第１と第２の撮像領域をＸ線源及び検出器の回転速度（スキャン速度）を異ならせながら、連続してヘルカルスキャンによる撮像を行おうとした場合、回転速度の変化開始以後のＤＡＳによる収集データに対する計算で求めた天板の位置情報と、実際の天板の位置情報とがずれてくるので、所望の部位の断層像が正確に得られないという課題を解決しようとするものである。
【００１４】
特許文献２によれば、Ｘ線源とＸ線検出器との回転速度を切り替え可能とし、Ｘ線源とＸ線検出器との回転速度に応じて天板の水平移動速度が制御される。そして、少なくともＸ線源とＸ線検出器との回転速度が変化しているときには、回転位置検出手段によって検出されるＸ線源とＸ線検出器の位置情報に基づいてＸ線源とＸ線検出器の現在の回転速度を求め、この位置情報に基づいて天板の水平移動速度が制御される。
【００１５】
上記のように特許文献２においては、ＣＴ装置においてスキャン速度を変化させてデータを収集する構成が記載されている。しかしながら、ＣＴスキャン中に診断用の単純撮影画像を得るものではなく、そのような課題についても何等記載されていない。
【００１６】
特許文献３には、スキャン回転速度やベッド速度を変更する場合のデータ記録方法に関する記載がある。実施例中に、「胸部は分解能を上げるためベッド移動速度を少なめに、腹部は逆にベッド移動量を多めにするなど撮影部位に応じた撮影条件に可変して走査を連続的に完了することも可能になる。」との記載がある。これは、体軸方向のスライス分解能をベッド移動量の調整により実現するものであり、データ収集を行うセンサ自体に注目すればデータ分解能の変更を示唆するものではない。すなわち、結局特許文献３においてもＣＴスキャン中に診断用の単純撮影画像を得るようなことはできず、また、そのような課題についても何等記載されていない。
【００１７】
特許文献４には、スクリーニングをしたい部位と精検をしたい部位とに分けてスピード範囲を入力設定すると、この設定に対応した指令信号がモータの回転数指令器からサーボアンプに加わり、サーボアンプが上記設定に従って回転駆動され、寝台駆動機構が寝台をスクリーニングをする部位と精検をしたい部位とで異なる移動速度で移動させるＣＴ装置が記載されている。ここで、寝台位置検出器によって寝台上の被検体の位置データがモータ回転数指令器へフィードバックされ、スピード設定器での設定通りにモータ回転数指令器からサーボアンプへ指令信号が加わるよう補正される。
【００１８】
例示すれば、脳底部を１ｍｍ又は２ｍｍ程度のスライス幅とし、大脳部を５ｍｍ又は１０ｍｍ程度のスライス幅とすることができるように寝台の移動速度を切換える制御を行って、脳底部の画像の画質を下げることなく撮影時間を短くするものである。また、寝台の移動速度を切換える制御で撮影時間の短縮及びアーチファクトの制御を行う代わりに、データ収集部でのＸ線源（架台）の回転速度、換言すれば投影の方向の変化速度を切換える制御を行う場合も開示している。
【００１９】
引用文献４は、テーブルスピードとスキャン速度との関係で、部位によって再構成するためのスライスデータの分解能を変化させようとするものであり、ＣＴスキャン中に診断用の単純撮影画像を得るという技術的思想がないことは明らかである。
【００２０】
本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、ＣＴ撮影動作中に診断に利用可能な単純撮影画像を取得可能とすることを目的とする。
【００２１】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決するための本発明による放射線撮像装置は以下の構成を備える。すなわち、
放射線を発生する放射線源と、
前記放射線源からの放射線を２次元面上で検出し、画像信号を出力する検出器と、
前記放射線源と検出器を被写体に対して相対的に回転させながら該被写体の放射線撮影を行なう回転手段と、
前記検出器の解像度を、前記回転における回転位置に応じて第１の解像度或いは該第１の解像度よりも低い第２の解像度のいずれかとする制御手段と、
前記第１の解像度で撮像した画像データの解像度を前記第２の解像度に一致させ、前記第２の解像度に一致させた当該画像データと前記第２の解像度で撮像した画像データとに基づき、ＣＴ画像データを再構成する再構成手段と、
前記第１の解像度で撮像した画像データに基づく画像データを単純撮影用画像として表示する表示手段とを備える。
【００２２】
また、上記の目的を達成するための本発明による放射線撮像装置の作動方法は、
放射線を発生する放射線源と、
前記放射線源からの放射線を２次元面上で検出し、画像信号を出力する検出器とを備えた放射線撮像装置の作動方法であって、
回転手段が、前記放射線源と検出器を被写体に対して相対的に回転させながら該被写体の放射線撮影を行なう回転工程と、
制御手段が、前記検出器の解像度を、前記回転における回転位置に応じて第１の解像度或いは該第１の解像度よりも低い第２の解像度のいずれかとする制御工程と、
再構成手段が、前記第１の解像度で撮像した画像データの解像度を前記第２の解像度に一致させ、前記第２の解像度に一致させた当該画像データと前記第２の解像度で撮像した画像データとに基づき、ＣＴ画像データを再構成する再構成工程と、
表示手段が、前記第１の解像度で撮像した画像データに基づく画像データを単純撮影用画像として表示する表示工程とを備える。
【００２３】
【発明の実施の形態】
以下、添付の図面を参照して本発明の好適な実施形態について説明する。
【００２４】
＜第１実施形態＞
図１は、第１実施形態によるＸ線ＣＴ装置の概略構成図を示す図である。Ｘ線焦点１０１から曝射されたコーンビーム状のＸ線２０２が、２次元検出器１０４に被写体２０１による減衰をうけて到達する。スキャン中に被写体２０１は被写体回転部１０５上に載って回転する。被写体２０１は、被写体回転部１０５に固定された胸当て部１０３に胸を押し当て、固定用のバー１０６をホールドするとこによって、回転中に体動が発生しないようにされる。
【００２５】
Ｘ線焦点１０１と２次元検出器１０４および被写体回転部１０５により再構成領域１０２が決定される。例示的なサイズとしては、Ｘ線焦点１０１から再構成中心までの距離が２００ｃｍ、２次元検出器１０４のサイズ４３（Ｈ）ｘ４５（Ｗ）ｃｍとすると直径４０ｃｍの再構成領域を得ることができ、胸部のＣＴ撮影に最適なサイズとなる。なお、２次元検出器１０４の分解能は２５０ｘ２５０μｍとする。
【００２６】
図２は第１実施形態によるＣＴ撮像動作の概念図をしめす。上から下に向かってＣＴ撮影のスキャンが進行することが示されている。図２では、正面の撮影から開始されて反時計方向に被写体２０１が回転させられる様子が示されている。なお、スキャン回転角度は、フルスキャンとハーフスキャンに依存しいずれでもかまわない。
【００２７】
ここでは、ハーフスキャンを仮定し、スキャンの最初に正面画像を読出しモード１でデータ収集する（図２の（ａ））。読出しモード１は、２５０ｘ２５０μｍのフル解像度でデータを取り込むモードであり、データ転送時間は約２０ｍｓｅｃを要する。正面位置から外れた位置においては、読出しモード２でデータ収集が行われる（図２の（ｂ））。読出しモード２は、２次元検出器１０４内部で２ｘ２画素のアナログ加算が行われ、その加算信号がＡＤ変換される。従って、読出し時間は、読出しモード１の概ね４分の１となり、約５ｍｓｅｃである。さらに回転がすすんで、側面位置になると再び読出しモード１でデータ収集する（図２の（ｃ））。以降、ハーフスキャンが完了するまで、読出しモード２でデータ収集が継続される。
【００２８】
以上の動作により、読出しモード１が適用される被検体の正面と側面については精細な画像データを収集することが可能である。上記の例では、ハーフスキャンであるので、正面及び側面は各一回のみ発生するが、フルスキャンの場合は、正面画像はＡＰ（Ｘ線を胸から入射して背中側にセンサをおいて撮影する手法）とＰＡ（Ｘ線を背中から入射して胸側にセンサをおいて撮影する手法）の回転位置、側面画像はＬＲ（胸の左側面からＸ線を入射して右側面にセンサをおいて撮影する手法）とＲＬ（胸の右側面からＸ線を入射して左側面にセンサをおいて撮影する手法）の回転位置が生じる。これらの両方で高精細の読出しモード１で収集してもよいが、一般には設定によりいずれか一方の正面及び側面、例えばＰＡ正面、ＬＲ側面が読出しモード１で撮影される。
【００２９】
図３は第１実施形態によるＸ線ＣＴ装置のシステム機構を示すブロック図である。Ｘ線発生部２０３から曝射されたＸ線２０２は被写体２０１を透過して２次元検出器１０４に到達する。スキャン中は、被写体２０１は被写体回転部１０５により回転させられる。被写体回転部１０５の回転制御は回転制御部２０６により制御される。被写体回転部１０５からは回転位置信号が送信されて、回転位置検出部２０７により、被写体回転部１０５すなわち被写体２０１の現在の回転位置が検出される。なお、本実施形態では、回転位置検出部２０７の回転位置信号をもとに回転制御部２０６はサーボ系を構成している。
【００３０】
システム制御部２０５は、回転位置検出部２０７からの信号をもとに、２次元検出器１０４の読出しモードおよびＸ線条件を選択する。システム制御部２０５の内部には、正面撮影及び側面撮影位置が予め設定されており、その回転位置では、読出しモード１によりデータが読み込まれて、その他の位置では読出しモード２でデータが取り込まれる。
【００３１】
なお、上述のように、読出しモード１は読出しモード２に比べて４倍の収集時間を要するので、読出しモードにおけるスキャン回転速度を読出しモード２におけるそれの４分の１にすれば、被写体２０１の回転による画像のボケを、読出しモード１と読出しモード２で同じにすることができる。これにより、読出しモード１と読出しモード２のデータを混在して画像再構成部２１３により画像を再構成する際にアーチファクトの発生を低減できる。このように、システム制御手段２０５に記憶された正面撮影及び側面撮影位置では、回転制御手段２０６を制御することにより被写体回転手段１０５の回転速度を変化させる。
【００３２】
読出しモードの設定は、システム制御部２０５により画像取込モード設定部２０８を介して行われる。また、システム制御部２０５はＸ線条件の設定も行う。一般に単純撮影画像は一曝射のＣＴデータより高ＳＮの画像が要求され、また、画素が精細であることから、より大量の線量を必要とする。よって、正面撮影及び側面撮影位置では、Ｘ線発生部２０３における管電流の制御が行われる。ただし、管電流でなくパルス幅で制御することも可能である。Ｘ線条件の設定は、システム制御部２０５よりＸ線条件設定部２０４を介して行われる。
【００３３】
２次元検出器１０４から画像取込部２０９を介して取り込まれたデータは、データ保存部２１１に保存される。データ保存部２１１に保存されたデータは、画像処理部２１２によりオフセット補正、ゲイン補正などの前処理が施される。そしてＣＴ画像が再構成される場合には、さらに画像再構成部２１３に転送される。読出しモード１で撮影された画像は、単純撮影画像としても使用される。単純撮影に使用される場合は、画像処理部２１２内部で鮮鋭化処理、階調変換処理等が行われて画像表示部２１４に出力される。
【００３４】
画像再構成部２１３により逆投影される前の読出しモード１、読出しモード２でのゲイン補正に注意を要する。つまり、読出しモード１の画像は、読出しモード２のそれと比べて分解能および線量が異なるので、ゲインデータはそれぞれ別々に計測し、用意しておくことが必要になる。読出しモード１、読出しモード２は、同一のセンサで撮影されてはいるが、読出しモード２では２次元検出器１０４内部でアナログ加算されているので、単に読出しモード１の高分解能画像をデジタル加算することによっては、読出しモード２のゲイン画像を正確に得ることはできない。オフセット補正も同様に、読出しモード１、読出しモード２で収集されたオフセットデータが使用される。読出しモードおよび積分時間によってオフセット値が異なるからである。
【００３５】
また、読出しモード１、読出しモード２でのＸ線入射線量の相違、および同一読出しモード内でのＸ線入射線量の変動は、図示しないレファレンス検出器で補正する。レファレンス検出器は、人体からの散乱線をカウントしないようにＸ線管球近くに設けられる。レファレンス検出器に入射するＸ線は、２次元検出器１０４の収集タイミング（積分タイミング）と同じタイミングで計測（積分）される。一般にはＸ線は変動しており、また静止画撮影とＣＴ撮影においてはＸ線量を積極的に違えて曝射される。
【００３６】
Ｘ線入射線量が変動する場合を例にとると、レファレンス検出器の積分量がリニア換算で５％アップした場合には、同一の被写体であっても、２次元検出器１０４には５％アップのＸ線が到達する。リニア換算であれば、この５％の変動を割算でキャンセルすることが可能である。読出しモード間での変化でも同様である。以下に詳しく説明する。
【００３７】
読出しモード１でゲインデータを撮影したときのレファレンス検出器値をＲ０１、２次元検出器１０４のある特定のピクセルの検出値をＶ０１とする。同様に、読出しモード２でゲインデータを撮影したときのレファレンス検出器値をＲ０２、２次元検出器１０４の当該ピクセルの検出値をＶ０２とすると、
Ｖ０１／Ｒ０１＝Ｃ（Ｖ０２／Ｒ０２）
を満足する定数Ｃを得ることが出来る。ここで、Ｖ０１は、Ｖ０２に相当する４画素の平均値である。
【００３８】
さて、読出しモード１で被写体を撮影したときのレファレンス検出器値をＲ１１、２次元検出器１０４のある特定のピクセルの検出値をＶ１１として、読出しモード２換算のデータＸを作成するには、
Ｘ＝（Ｖ１１／Ｒ１１）／Ｃ
を計算すればよい。ここで、定数Ｃは２次元検出器１０４の全画素でリニアであれば、全画素に対してほぼ同じになる。
【００３９】
再構成のアルゴリズムは、フェルドカンプ法 “Practica1 cone-beam algorithm”L．A．Fe1dkamp, L．C.Davis,and J.W．Kress J.0pt.Soc.Am./Vol.1,No.6,pp.612-619/June1984を使用することが可能であるが、このほかにも多種の再構成方法が提案されているので、これに限定されるものではない。再構成手段により再構成された画像は、画像表示手段２１４に表示される。
【００４０】
以上、第１実施形態のシステム機構図をもとにＸ線２０２の曝射から単純撮影画像および再構成画像の表示まで説明したが、これら一連の動作はユーザインタフェース部２１０により指令され、システム制御部２０５によってその全体的な制御が実現される。ユーザインターフェース部２１０よりの指令としては、具体的には、ハーフスキャンとフルスキャンの選択、単純撮影の際のＸ線条件（ＣＴ撮影と異なっていれば）、フルスキャンの場合の単純撮影を行うポジション（正面位置であればＰＡなのかＡＰなのか）などである。
【００４１】
以上の動作について図５乃至図７を参照して更に説明する。図５は本実施形態によるＣＴ撮像装置によるＸ線撮影時の処理を説明するフローチャート、図６は本実施形態のＣＴ撮像装置による撮影画像の出力処理を説明するフローチャートであり、これらのフローチャートに示された処理はシステム制御部２０５によって実行される。また、図７は本実施形態のＣＴ撮像装置によるＸ線撮影時の動作を示すタイミングチャートである。
【００４２】
図５において、ユーザインターフェース部２１０を介してＣＴ撮影の動作が設定される。設定される内容としては、上述したように、ハーフスキャンとフルスキャンの選択、単純撮影の際のＸ線条件、フルスキャンの場合の単純撮影を行うポジション（すなわち読出しモード１の範囲指定（例えば０度〜１０度（正面）、８５度〜９５度（側面））等である。
【００４３】
ユーザインターフェース部２１０よりＸ線撮影開始が指示されると、ステップＳ１０２からステップＳ１０３へ進み、設定内容に従って読み取りモード１と読み取りモード２を混在させたＸ線撮影が実行される。
【００４４】
ステップＳ１０３では、回転位置検出部２０７より得られる回転位置と、指定された読出しモード１の範囲との比較により、現在の位置の読出しモードを決定する。ここで読み取りモード１に決定された場合は、回転速度を読み取りモード１に適したＳ１に、Ｘ線量をＤ１にセットする（ステップＳ１０５、Ｓ１０６）。そして、ステップＳ１０７にて、２次元検出器１０４より読み取りモード１にてデータの読み出しを行なう。得られたデータはデータ保存部２１１に保存する（ステップＳ１０８）。
【００４５】
一方、ステップＳ１０３で読出しモード２と決定された場合は、回転速度を読み取りモード２に適したＳ２に、Ｘ線量をＤ２にセットする（ステップＳ１１０、Ｓ１１１）。そして、ステップＳ１１２にて、２次元検出器１０４より読出しモード２にてデータの読み出しを行なう。得られたデータはデータ保存部２１１に保存する（ステップＳ１１３）。なお、データ保存部２１１へのデータ保存においては、読出しモード１で読み出されたものか、読出しモード２で読み出されたものか識別可能に保存される。
【００４６】
図７は上記の処理に従って撮影制御が行なわれた様子を示している。図において回転スピードがＳ１の位置において読出しモード１による単純撮影用のデータの取得が行われる。Ｘ線量の「大」は図５におけるＸ線量Ｄ１に、「小」は図５におけるＸ線量Ｄ２に相当する。一般には、高精細モードである読み出しモード１で線量が多くなる（Ｄ１＞Ｄ２）。
【００４７】
次に、以上のようにしてデータ保存部２１１に保存された撮影データを用いて画像を再構成する場合の処理について説明する。ユーザインターフェース部２１０より出力の種別（単純撮影画像かＣＴ画像か）が指示されると、図６のステップＳ２０１において指定された出力の種別が判定される。
【００４８】
指定された出力が単純撮影画像であった場合は、ステップＳ２０２に進み、データ保存部２１１より読み取りモード１のデータを読み出す。ステップＳ２０３において、ステップＳ２０２で読み出したデータについてオフセット、ゲイン補正を行なう。更に、ステップＳ２０４で鮮鋭化処理及び階調変換処理をほどこし、画像表示部２１４に出力する。なお、画像出力形態はＣＲＴ等のディスプレイ出力に限られるものではなく、フィルム上へ画像形成を行なってもよい。
【００４９】
一方、ＣＴ画像の出力が指定された場合は、ステップＳ２０６へ進み、データ保存部２１１よりまず読出しモード１のデータを読み出し、読み出したデータについてオフセット、ゲイン及び入射線量に対する補正を行なう。そして、ステップＳ２０７で解像度変換処理を施し、読出しモード２で読み出した場合の解像度と一致させる。ステップＳ２０８では読出しモード２で取得したデータをデータ保存部２１１より読み出し、オフセット、ゲイン補正を施す。
【００５０】
ステップＳ２０９では、ステップＳ２０７で得られたデータと、ステップＳ２０８で得られたデータを用いて画像の再構成を行い、ＣＴ画像を得る。そして、ステップＳ２１０にて、再構成されたＣＴ画像を出力する。なお、画像出力形態はＣＲＴ等のディスプレイ出力に限られるものではなく、フィルム上へ画像形成を行なってもよい。
【００５１】
＜第２実施形態＞
第１実施形態においては、単純撮影位置での読出しモードをその他の位置での読出しモードとを異ならせることを特徴としたが、必ずしも読出し分解能を替える必要はない、つまり、２５０ｘ２５０μｍの高分解能を高速に読み出すことが可能であれば、ＣＴ用のデータは加算平均するようにしてもよい。つまり、この場合は、正面および側面の単純撮影位置でのデータに関しては、データ保存部２１１に２次元検出器１０４より読み出したデータをそのまま保存し、ＣＴ画像用のデータとしてのみ使用される回転角度のデータは、加算平均してデータ保存部２１１に保存される。
なお、画像取込部２０９の内部で上記加算平均を行い、加算平均されたデータがデータ保存部２１１に転送されるように構成することが好ましい。システムをコンピュータで構成する場合に、システムバスの負荷を低減できるからである。この実施形態の場合は、ゲインデータも高精細のゲインデータのみ保存すればよい。ＣＴ用のゲインデータは加算平均により得ることができるからである。
【００５２】
＜第３実施形態＞
実施例１においては、単純撮影位置での読出しモードをその他の位置での読出しモードとを異ならせることを特徴としたが、Ｘ線条件のみを異ならせてもよい。この場合のゲイン補正の正規化は、図示しないレファレンス検出器によって行うことができる。
【００５３】
なお、上記各実施形態においては、Ｘ線発生部２０３及び２次元検出器１０４に対して被写体を回転させているが、Ｘ線発生部２０３及び２次元検出器１０４を被写体に対して回転させるようにしてもよい。
【００５４】
以上説明したように、上記各実施形態の放射線撮像装置（Ｘ線ＣＴ装置）は、放射線を発生する放射線源（Ｘ線発生部２０３）と、放射線源からの放射線を２次元面上で検出し、画像信号を出力する検出器（２次元検出器１０４）とを有し、放射線源と検出器を被写体に対して相対的に回転させながら該被写体の放射線撮影を行なう。そして、この放射線撮影において、相対的回転における回転位置に応じて、第１の解像度か第２の解像度のいずれかが選択される（ステップＳ１０３）。そして、検出器よりの画像信号に基づいて、選択された解像度に対応したデータを保存するデータ保存部２１１を有する。
【００５５】
特に第１実施形態によれば、検出器は第１の解像度で画像信号を出力する読出しモード１と第２の解像度で画像信号を出力する読出しモード２で動作可能であり、データ保存部は、相対的回転の回転位置に応じて、検出器の読出しモードを切り換えて該検出器より画像信号を読み出し、読み出した画像信号を保存する。また、検出器が読出しモード１で動作している場合には、相対的回転における回転は低速に切り換えられる。
【００５６】
或いは、第２実施形態によれば、検出器は第１の解像度で画像信号を出力し、データ保存部に第２の解像度で画像信号を保存する際には、検出器から得られた信号を第２解像度に変換されて保存される。
【００５７】
以上のように、１回のＣＴ撮影において、第１解像度と第２解像度の２種類の解像度で画像を格納することができる。従って、第１解像度を単純撮影画像に対応した解像度に設定し、第２解像度をＣＴ画像に対応した解像度に設定すれば、１回のＣＴ撮影において単純撮影画像とＣＴ画像の両方が得られる。
【００５８】
また、上記実施形態によれば、ユーザインターフェース部２１０を介して、第１の解像度で保存するべき回転位置を指定することができるので、所望の位置からの単純撮影画像を得ることができる。
【００５９】
更に、画像の再構成に関して、単純撮影画像はデータ保存部に保存された第１解像度のデータに基づいて形成される。また、ＣＴ画像は、データ保存部に保存された第１解像度のデータを第２解像度に変換し、これをデータ保存部に保存されている第２解像度のデータと共に用いてＣＴ画像を再構成する。
【００６０】
以上のように、上記各実施形態によれば、大型の２次元検出器を使用したＣＢＣＴ装置において、従来別途の装置で撮影されていたＣＴ画像と単純撮影画像を同一の装置で、単一のＣＴ撮影動作内で撮影することが可能となる。すなわち、ＣＢＣＴ装置において、単純撮影画像を同時に収集することが可能となる。
【００６１】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、ＣＴ撮影動作中に診断に利用可能な単純撮影画像が取得可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１実施形態によるＸ線ＣＴ装置の概略構成図を示す図である。
【図２】第１実施形態によるＣＴ撮像動作の概念図である。
【図３】第１実施形態によるＸ線ＣＴ装置のシステム機構を示すブロック図である。
【図４】一般的なＣＢＣＴ装置の一例を示す図である。
【図５】本実施形態によるＣＴ撮像装置によるＸ線撮影時の処理を説明するフローチャートである。
【図６】本実施形態のＣＴ撮像装置による撮影画像の出力処理を説明するフローチャートである。
【図７】本実施形態のＣＴ撮像装置によるＸ線撮影時の動作を示すタイミングチャートである。
【発明の属する技術分野】
本発明は、例えばＸ線等の放射線を利用して画像撮影を行うＸ線ＣＴ装置等のような、放射線一般を使用して被検体内の放射線特性分布を画像化する放射線撮像技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、被検体に対してＸ線を曝射し、該被検体を透過或いは被検体で散乱したＸ線をＸ線検出器で検出し、このＸ線検出出力（Ｘ線のフォトン数）に基づいて被検体の透視画像、断層像或いは三次元画像を撮像するＸ線ＣＴ装置が知られている。
【０００３】
かかるＸ線ＣＴ装置としては、Ｘ線のビーム形状からファンビーム型とコーンビーム型に分けられる。通常のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線ビームはＺ方向（断層面に垂直な方向）に薄く切り出されたファンビームが用いられる。一方、コーンビームを用いたＣＴ装置は最近開発が進められているものであり、Ｚ方向にも広がったＸ線ビームが用いられる。以下、コーンビームを用いたＣＴ装置をコーンビームＣＴ装置（ＣＢＣＴ装置）と称する。
【０００４】
このＣＢＣＴとしては、現在のところ、従来型ＣＴ（すなわちＲＯＷが１列だけのもの）において、いわゆる第３世代型あるいはＲ／Ｒ型と呼ばれる方式に相当する形式のものが検討されている。この第３世代型ＣＴとは、Ｘ線源と検出器のペアが被検体の周囲を回転しながらスキャン（投影データの収集）を行うものである。
【０００５】
図４は、一般的なＣＢＣＴ装置の一例を示す図である。図４に示すＣＢＣＴ装置は第３世代型ＣＴ装置に属するものであり、Ｚ軸を回転軸として、Ｘ線源（Ｘ線管球４０１）とともにＸ線検出器４０２も被検体の周囲を回動し、一回転で関心領域のスキャンを終えるものである。
【０００６】
通常のＸ線ＣＴ装置では、チャンネル（ＣＨ）方向にサンプリングするために検出素子がＣＨ方向に１ライン並んでおり、個々の素子はチャンネル番号で識別される。これに対し、ＣＢＣＴ装置では、図４に示すように、検出素子がさらにＺ方向（ＲＯＷ方向）にも配列されている。すなわち、ＣＢＣＴ装置における検出器は、検出素子が直交格子状に２次元配置されて構成される。
【０００７】
このようなＣＢＣＴ装置によれば、検出素子をＺ方向（ＲＯＷ方向）及びＣＨ方向の２方向に格子状に配置して検出器を構成するとともに、放射線をＺ方向にも厚みをもたせて円錐（コーン）状に曝射することによって、複数列分の投影データを一括して得ることができる。
【０００８】
【特許文献１】
特開２００１−２１８７６７号公報
【特許文献２】
特開平０８−２９９３２１号公報
【特許文献３】
特開平０５−２１２０２２号公報
【特許文献４】
特開平０６−０５４８３８号公報
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、Ｘ線撮影による診断には、一般にはＸ線単純撮影とＸ線ＣＴの両方が使用される。Ｘ線単純撮影は初期診断に使用され、ＣＴは精密診断に使用されるが、ＣＴ画像があれば、単純撮影が不要ということではない。単純撮影は、患者の状態を大局的に把握できるという特徴があるからである。
【００１０】
ＣＴ撮影に先立って、ＣＴセンサを使用した位置決め画像（スキャノグラム、SCOUT画像などと呼ばれる）が撮影される場合があるが、この画像は単純撮影のようなプロジェクション画像と解することができる。スキャノグラムについては、例えば特許文献１に開示されている。しかし、ＣＴのセンサは一般には１ｍｍ正方程度の大きさであるために分解能が不足する。従って、スキャノグラムは、単純撮影による診断に用いるにはその分解能が不足している。つまり、ＣＴ画像、単純撮影画像を得るためには、Ｘ線ＣＴ装置、Ｘ線撮影装置をそれぞれ別個に用意する必要があり、複数の装置（設備）を購入しなければならなかった。
【００１１】
本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、平面検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）を使用したＣＢＣＴ装置において、ＦＰＤを十分大型にした場合は、ＣＴの投影データ自体が、単純撮影相当の面積を有することに着眼し、ＣＢＣＴデータの収集中に単純撮影画像の収集も同時に行おうとするものである。その際に問題となるのは、分解能と線量である。一般にＣＴのデータ収集は高速であり（１０００フレーム毎秒）であり、反面分解能は低く、同時にＳＮも単純撮影に比べると悪く、ＣＴスキャン中に撮影の形態を変更することが必要となることが予想される。
【００１２】
スキャン走査中に撮影の形態を変更する構成は以下に説明するように特許文献２〜４に記載があるが、いずれもＣＴスキャン中に診断用の単純撮影画像を得ることを課題とするものではなく、それを実現し得る構成についての示唆も無い。
【００１３】
特許文献２では、第１と第２の撮像領域をＸ線源及び検出器の回転速度（スキャン速度）を異ならせながら、連続してヘルカルスキャンによる撮像を行おうとした場合、回転速度の変化開始以後のＤＡＳによる収集データに対する計算で求めた天板の位置情報と、実際の天板の位置情報とがずれてくるので、所望の部位の断層像が正確に得られないという課題を解決しようとするものである。
【００１４】
特許文献２によれば、Ｘ線源とＸ線検出器との回転速度を切り替え可能とし、Ｘ線源とＸ線検出器との回転速度に応じて天板の水平移動速度が制御される。そして、少なくともＸ線源とＸ線検出器との回転速度が変化しているときには、回転位置検出手段によって検出されるＸ線源とＸ線検出器の位置情報に基づいてＸ線源とＸ線検出器の現在の回転速度を求め、この位置情報に基づいて天板の水平移動速度が制御される。
【００１５】
上記のように特許文献２においては、ＣＴ装置においてスキャン速度を変化させてデータを収集する構成が記載されている。しかしながら、ＣＴスキャン中に診断用の単純撮影画像を得るものではなく、そのような課題についても何等記載されていない。
【００１６】
特許文献３には、スキャン回転速度やベッド速度を変更する場合のデータ記録方法に関する記載がある。実施例中に、「胸部は分解能を上げるためベッド移動速度を少なめに、腹部は逆にベッド移動量を多めにするなど撮影部位に応じた撮影条件に可変して走査を連続的に完了することも可能になる。」との記載がある。これは、体軸方向のスライス分解能をベッド移動量の調整により実現するものであり、データ収集を行うセンサ自体に注目すればデータ分解能の変更を示唆するものではない。すなわち、結局特許文献３においてもＣＴスキャン中に診断用の単純撮影画像を得るようなことはできず、また、そのような課題についても何等記載されていない。
【００１７】
特許文献４には、スクリーニングをしたい部位と精検をしたい部位とに分けてスピード範囲を入力設定すると、この設定に対応した指令信号がモータの回転数指令器からサーボアンプに加わり、サーボアンプが上記設定に従って回転駆動され、寝台駆動機構が寝台をスクリーニングをする部位と精検をしたい部位とで異なる移動速度で移動させるＣＴ装置が記載されている。ここで、寝台位置検出器によって寝台上の被検体の位置データがモータ回転数指令器へフィードバックされ、スピード設定器での設定通りにモータ回転数指令器からサーボアンプへ指令信号が加わるよう補正される。
【００１８】
例示すれば、脳底部を１ｍｍ又は２ｍｍ程度のスライス幅とし、大脳部を５ｍｍ又は１０ｍｍ程度のスライス幅とすることができるように寝台の移動速度を切換える制御を行って、脳底部の画像の画質を下げることなく撮影時間を短くするものである。また、寝台の移動速度を切換える制御で撮影時間の短縮及びアーチファクトの制御を行う代わりに、データ収集部でのＸ線源（架台）の回転速度、換言すれば投影の方向の変化速度を切換える制御を行う場合も開示している。
【００１９】
引用文献４は、テーブルスピードとスキャン速度との関係で、部位によって再構成するためのスライスデータの分解能を変化させようとするものであり、ＣＴスキャン中に診断用の単純撮影画像を得るという技術的思想がないことは明らかである。
【００２０】
本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、ＣＴ撮影動作中に診断に利用可能な単純撮影画像を取得可能とすることを目的とする。
【００２１】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決するための本発明による放射線撮像装置は以下の構成を備える。すなわち、
放射線を発生する放射線源と、
前記放射線源からの放射線を２次元面上で検出し、画像信号を出力する検出器と、
前記放射線源と検出器を被写体に対して相対的に回転させながら該被写体の放射線撮影を行なう回転手段と、
前記検出器の解像度を、前記回転における回転位置に応じて第１の解像度或いは該第１の解像度よりも低い第２の解像度のいずれかとする制御手段と、
前記第１の解像度で撮像した画像データの解像度を前記第２の解像度に一致させ、前記第２の解像度に一致させた当該画像データと前記第２の解像度で撮像した画像データとに基づき、ＣＴ画像データを再構成する再構成手段と、
前記第１の解像度で撮像した画像データに基づく画像データを単純撮影用画像として表示する表示手段とを備える。
【００２２】
また、上記の目的を達成するための本発明による放射線撮像装置の作動方法は、
放射線を発生する放射線源と、
前記放射線源からの放射線を２次元面上で検出し、画像信号を出力する検出器とを備えた放射線撮像装置の作動方法であって、
回転手段が、前記放射線源と検出器を被写体に対して相対的に回転させながら該被写体の放射線撮影を行なう回転工程と、
制御手段が、前記検出器の解像度を、前記回転における回転位置に応じて第１の解像度或いは該第１の解像度よりも低い第２の解像度のいずれかとする制御工程と、
再構成手段が、前記第１の解像度で撮像した画像データの解像度を前記第２の解像度に一致させ、前記第２の解像度に一致させた当該画像データと前記第２の解像度で撮像した画像データとに基づき、ＣＴ画像データを再構成する再構成工程と、
表示手段が、前記第１の解像度で撮像した画像データに基づく画像データを単純撮影用画像として表示する表示工程とを備える。
【００２３】
【発明の実施の形態】
以下、添付の図面を参照して本発明の好適な実施形態について説明する。
【００２４】
＜第１実施形態＞
図１は、第１実施形態によるＸ線ＣＴ装置の概略構成図を示す図である。Ｘ線焦点１０１から曝射されたコーンビーム状のＸ線２０２が、２次元検出器１０４に被写体２０１による減衰をうけて到達する。スキャン中に被写体２０１は被写体回転部１０５上に載って回転する。被写体２０１は、被写体回転部１０５に固定された胸当て部１０３に胸を押し当て、固定用のバー１０６をホールドするとこによって、回転中に体動が発生しないようにされる。
【００２５】
Ｘ線焦点１０１と２次元検出器１０４および被写体回転部１０５により再構成領域１０２が決定される。例示的なサイズとしては、Ｘ線焦点１０１から再構成中心までの距離が２００ｃｍ、２次元検出器１０４のサイズ４３（Ｈ）ｘ４５（Ｗ）ｃｍとすると直径４０ｃｍの再構成領域を得ることができ、胸部のＣＴ撮影に最適なサイズとなる。なお、２次元検出器１０４の分解能は２５０ｘ２５０μｍとする。
【００２６】
図２は第１実施形態によるＣＴ撮像動作の概念図をしめす。上から下に向かってＣＴ撮影のスキャンが進行することが示されている。図２では、正面の撮影から開始されて反時計方向に被写体２０１が回転させられる様子が示されている。なお、スキャン回転角度は、フルスキャンとハーフスキャンに依存しいずれでもかまわない。
【００２７】
ここでは、ハーフスキャンを仮定し、スキャンの最初に正面画像を読出しモード１でデータ収集する（図２の（ａ））。読出しモード１は、２５０ｘ２５０μｍのフル解像度でデータを取り込むモードであり、データ転送時間は約２０ｍｓｅｃを要する。正面位置から外れた位置においては、読出しモード２でデータ収集が行われる（図２の（ｂ））。読出しモード２は、２次元検出器１０４内部で２ｘ２画素のアナログ加算が行われ、その加算信号がＡＤ変換される。従って、読出し時間は、読出しモード１の概ね４分の１となり、約５ｍｓｅｃである。さらに回転がすすんで、側面位置になると再び読出しモード１でデータ収集する（図２の（ｃ））。以降、ハーフスキャンが完了するまで、読出しモード２でデータ収集が継続される。
【００２８】
以上の動作により、読出しモード１が適用される被検体の正面と側面については精細な画像データを収集することが可能である。上記の例では、ハーフスキャンであるので、正面及び側面は各一回のみ発生するが、フルスキャンの場合は、正面画像はＡＰ（Ｘ線を胸から入射して背中側にセンサをおいて撮影する手法）とＰＡ（Ｘ線を背中から入射して胸側にセンサをおいて撮影する手法）の回転位置、側面画像はＬＲ（胸の左側面からＸ線を入射して右側面にセンサをおいて撮影する手法）とＲＬ（胸の右側面からＸ線を入射して左側面にセンサをおいて撮影する手法）の回転位置が生じる。これらの両方で高精細の読出しモード１で収集してもよいが、一般には設定によりいずれか一方の正面及び側面、例えばＰＡ正面、ＬＲ側面が読出しモード１で撮影される。
【００２９】
図３は第１実施形態によるＸ線ＣＴ装置のシステム機構を示すブロック図である。Ｘ線発生部２０３から曝射されたＸ線２０２は被写体２０１を透過して２次元検出器１０４に到達する。スキャン中は、被写体２０１は被写体回転部１０５により回転させられる。被写体回転部１０５の回転制御は回転制御部２０６により制御される。被写体回転部１０５からは回転位置信号が送信されて、回転位置検出部２０７により、被写体回転部１０５すなわち被写体２０１の現在の回転位置が検出される。なお、本実施形態では、回転位置検出部２０７の回転位置信号をもとに回転制御部２０６はサーボ系を構成している。
【００３０】
システム制御部２０５は、回転位置検出部２０７からの信号をもとに、２次元検出器１０４の読出しモードおよびＸ線条件を選択する。システム制御部２０５の内部には、正面撮影及び側面撮影位置が予め設定されており、その回転位置では、読出しモード１によりデータが読み込まれて、その他の位置では読出しモード２でデータが取り込まれる。
【００３１】
なお、上述のように、読出しモード１は読出しモード２に比べて４倍の収集時間を要するので、読出しモードにおけるスキャン回転速度を読出しモード２におけるそれの４分の１にすれば、被写体２０１の回転による画像のボケを、読出しモード１と読出しモード２で同じにすることができる。これにより、読出しモード１と読出しモード２のデータを混在して画像再構成部２１３により画像を再構成する際にアーチファクトの発生を低減できる。このように、システム制御手段２０５に記憶された正面撮影及び側面撮影位置では、回転制御手段２０６を制御することにより被写体回転手段１０５の回転速度を変化させる。
【００３２】
読出しモードの設定は、システム制御部２０５により画像取込モード設定部２０８を介して行われる。また、システム制御部２０５はＸ線条件の設定も行う。一般に単純撮影画像は一曝射のＣＴデータより高ＳＮの画像が要求され、また、画素が精細であることから、より大量の線量を必要とする。よって、正面撮影及び側面撮影位置では、Ｘ線発生部２０３における管電流の制御が行われる。ただし、管電流でなくパルス幅で制御することも可能である。Ｘ線条件の設定は、システム制御部２０５よりＸ線条件設定部２０４を介して行われる。
【００３３】
２次元検出器１０４から画像取込部２０９を介して取り込まれたデータは、データ保存部２１１に保存される。データ保存部２１１に保存されたデータは、画像処理部２１２によりオフセット補正、ゲイン補正などの前処理が施される。そしてＣＴ画像が再構成される場合には、さらに画像再構成部２１３に転送される。読出しモード１で撮影された画像は、単純撮影画像としても使用される。単純撮影に使用される場合は、画像処理部２１２内部で鮮鋭化処理、階調変換処理等が行われて画像表示部２１４に出力される。
【００３４】
画像再構成部２１３により逆投影される前の読出しモード１、読出しモード２でのゲイン補正に注意を要する。つまり、読出しモード１の画像は、読出しモード２のそれと比べて分解能および線量が異なるので、ゲインデータはそれぞれ別々に計測し、用意しておくことが必要になる。読出しモード１、読出しモード２は、同一のセンサで撮影されてはいるが、読出しモード２では２次元検出器１０４内部でアナログ加算されているので、単に読出しモード１の高分解能画像をデジタル加算することによっては、読出しモード２のゲイン画像を正確に得ることはできない。オフセット補正も同様に、読出しモード１、読出しモード２で収集されたオフセットデータが使用される。読出しモードおよび積分時間によってオフセット値が異なるからである。
【００３５】
また、読出しモード１、読出しモード２でのＸ線入射線量の相違、および同一読出しモード内でのＸ線入射線量の変動は、図示しないレファレンス検出器で補正する。レファレンス検出器は、人体からの散乱線をカウントしないようにＸ線管球近くに設けられる。レファレンス検出器に入射するＸ線は、２次元検出器１０４の収集タイミング（積分タイミング）と同じタイミングで計測（積分）される。一般にはＸ線は変動しており、また静止画撮影とＣＴ撮影においてはＸ線量を積極的に違えて曝射される。
【００３６】
Ｘ線入射線量が変動する場合を例にとると、レファレンス検出器の積分量がリニア換算で５％アップした場合には、同一の被写体であっても、２次元検出器１０４には５％アップのＸ線が到達する。リニア換算であれば、この５％の変動を割算でキャンセルすることが可能である。読出しモード間での変化でも同様である。以下に詳しく説明する。
【００３７】
読出しモード１でゲインデータを撮影したときのレファレンス検出器値をＲ０１、２次元検出器１０４のある特定のピクセルの検出値をＶ０１とする。同様に、読出しモード２でゲインデータを撮影したときのレファレンス検出器値をＲ０２、２次元検出器１０４の当該ピクセルの検出値をＶ０２とすると、
Ｖ０１／Ｒ０１＝Ｃ（Ｖ０２／Ｒ０２）
を満足する定数Ｃを得ることが出来る。ここで、Ｖ０１は、Ｖ０２に相当する４画素の平均値である。
【００３８】
さて、読出しモード１で被写体を撮影したときのレファレンス検出器値をＲ１１、２次元検出器１０４のある特定のピクセルの検出値をＶ１１として、読出しモード２換算のデータＸを作成するには、
Ｘ＝（Ｖ１１／Ｒ１１）／Ｃ
を計算すればよい。ここで、定数Ｃは２次元検出器１０４の全画素でリニアであれば、全画素に対してほぼ同じになる。
【００３９】
再構成のアルゴリズムは、フェルドカンプ法 “Practica1 cone-beam algorithm”L．A．Fe1dkamp, L．C.Davis,and J.W．Kress J.0pt.Soc.Am./Vol.1,No.6,pp.612-619/June1984を使用することが可能であるが、このほかにも多種の再構成方法が提案されているので、これに限定されるものではない。再構成手段により再構成された画像は、画像表示手段２１４に表示される。
【００４０】
以上、第１実施形態のシステム機構図をもとにＸ線２０２の曝射から単純撮影画像および再構成画像の表示まで説明したが、これら一連の動作はユーザインタフェース部２１０により指令され、システム制御部２０５によってその全体的な制御が実現される。ユーザインターフェース部２１０よりの指令としては、具体的には、ハーフスキャンとフルスキャンの選択、単純撮影の際のＸ線条件（ＣＴ撮影と異なっていれば）、フルスキャンの場合の単純撮影を行うポジション（正面位置であればＰＡなのかＡＰなのか）などである。
【００４１】
以上の動作について図５乃至図７を参照して更に説明する。図５は本実施形態によるＣＴ撮像装置によるＸ線撮影時の処理を説明するフローチャート、図６は本実施形態のＣＴ撮像装置による撮影画像の出力処理を説明するフローチャートであり、これらのフローチャートに示された処理はシステム制御部２０５によって実行される。また、図７は本実施形態のＣＴ撮像装置によるＸ線撮影時の動作を示すタイミングチャートである。
【００４２】
図５において、ユーザインターフェース部２１０を介してＣＴ撮影の動作が設定される。設定される内容としては、上述したように、ハーフスキャンとフルスキャンの選択、単純撮影の際のＸ線条件、フルスキャンの場合の単純撮影を行うポジション（すなわち読出しモード１の範囲指定（例えば０度〜１０度（正面）、８５度〜９５度（側面））等である。
【００４３】
ユーザインターフェース部２１０よりＸ線撮影開始が指示されると、ステップＳ１０２からステップＳ１０３へ進み、設定内容に従って読み取りモード１と読み取りモード２を混在させたＸ線撮影が実行される。
【００４４】
ステップＳ１０３では、回転位置検出部２０７より得られる回転位置と、指定された読出しモード１の範囲との比較により、現在の位置の読出しモードを決定する。ここで読み取りモード１に決定された場合は、回転速度を読み取りモード１に適したＳ１に、Ｘ線量をＤ１にセットする（ステップＳ１０５、Ｓ１０６）。そして、ステップＳ１０７にて、２次元検出器１０４より読み取りモード１にてデータの読み出しを行なう。得られたデータはデータ保存部２１１に保存する（ステップＳ１０８）。
【００４５】
一方、ステップＳ１０３で読出しモード２と決定された場合は、回転速度を読み取りモード２に適したＳ２に、Ｘ線量をＤ２にセットする（ステップＳ１１０、Ｓ１１１）。そして、ステップＳ１１２にて、２次元検出器１０４より読出しモード２にてデータの読み出しを行なう。得られたデータはデータ保存部２１１に保存する（ステップＳ１１３）。なお、データ保存部２１１へのデータ保存においては、読出しモード１で読み出されたものか、読出しモード２で読み出されたものか識別可能に保存される。
【００４６】
図７は上記の処理に従って撮影制御が行なわれた様子を示している。図において回転スピードがＳ１の位置において読出しモード１による単純撮影用のデータの取得が行われる。Ｘ線量の「大」は図５におけるＸ線量Ｄ１に、「小」は図５におけるＸ線量Ｄ２に相当する。一般には、高精細モードである読み出しモード１で線量が多くなる（Ｄ１＞Ｄ２）。
【００４７】
次に、以上のようにしてデータ保存部２１１に保存された撮影データを用いて画像を再構成する場合の処理について説明する。ユーザインターフェース部２１０より出力の種別（単純撮影画像かＣＴ画像か）が指示されると、図６のステップＳ２０１において指定された出力の種別が判定される。
【００４８】
指定された出力が単純撮影画像であった場合は、ステップＳ２０２に進み、データ保存部２１１より読み取りモード１のデータを読み出す。ステップＳ２０３において、ステップＳ２０２で読み出したデータについてオフセット、ゲイン補正を行なう。更に、ステップＳ２０４で鮮鋭化処理及び階調変換処理をほどこし、画像表示部２１４に出力する。なお、画像出力形態はＣＲＴ等のディスプレイ出力に限られるものではなく、フィルム上へ画像形成を行なってもよい。
【００４９】
一方、ＣＴ画像の出力が指定された場合は、ステップＳ２０６へ進み、データ保存部２１１よりまず読出しモード１のデータを読み出し、読み出したデータについてオフセット、ゲイン及び入射線量に対する補正を行なう。そして、ステップＳ２０７で解像度変換処理を施し、読出しモード２で読み出した場合の解像度と一致させる。ステップＳ２０８では読出しモード２で取得したデータをデータ保存部２１１より読み出し、オフセット、ゲイン補正を施す。
【００５０】
ステップＳ２０９では、ステップＳ２０７で得られたデータと、ステップＳ２０８で得られたデータを用いて画像の再構成を行い、ＣＴ画像を得る。そして、ステップＳ２１０にて、再構成されたＣＴ画像を出力する。なお、画像出力形態はＣＲＴ等のディスプレイ出力に限られるものではなく、フィルム上へ画像形成を行なってもよい。
【００５１】
＜第２実施形態＞
第１実施形態においては、単純撮影位置での読出しモードをその他の位置での読出しモードとを異ならせることを特徴としたが、必ずしも読出し分解能を替える必要はない、つまり、２５０ｘ２５０μｍの高分解能を高速に読み出すことが可能であれば、ＣＴ用のデータは加算平均するようにしてもよい。つまり、この場合は、正面および側面の単純撮影位置でのデータに関しては、データ保存部２１１に２次元検出器１０４より読み出したデータをそのまま保存し、ＣＴ画像用のデータとしてのみ使用される回転角度のデータは、加算平均してデータ保存部２１１に保存される。
なお、画像取込部２０９の内部で上記加算平均を行い、加算平均されたデータがデータ保存部２１１に転送されるように構成することが好ましい。システムをコンピュータで構成する場合に、システムバスの負荷を低減できるからである。この実施形態の場合は、ゲインデータも高精細のゲインデータのみ保存すればよい。ＣＴ用のゲインデータは加算平均により得ることができるからである。
【００５２】
＜第３実施形態＞
実施例１においては、単純撮影位置での読出しモードをその他の位置での読出しモードとを異ならせることを特徴としたが、Ｘ線条件のみを異ならせてもよい。この場合のゲイン補正の正規化は、図示しないレファレンス検出器によって行うことができる。
【００５３】
なお、上記各実施形態においては、Ｘ線発生部２０３及び２次元検出器１０４に対して被写体を回転させているが、Ｘ線発生部２０３及び２次元検出器１０４を被写体に対して回転させるようにしてもよい。
【００５４】
以上説明したように、上記各実施形態の放射線撮像装置（Ｘ線ＣＴ装置）は、放射線を発生する放射線源（Ｘ線発生部２０３）と、放射線源からの放射線を２次元面上で検出し、画像信号を出力する検出器（２次元検出器１０４）とを有し、放射線源と検出器を被写体に対して相対的に回転させながら該被写体の放射線撮影を行なう。そして、この放射線撮影において、相対的回転における回転位置に応じて、第１の解像度か第２の解像度のいずれかが選択される（ステップＳ１０３）。そして、検出器よりの画像信号に基づいて、選択された解像度に対応したデータを保存するデータ保存部２１１を有する。
【００５５】
特に第１実施形態によれば、検出器は第１の解像度で画像信号を出力する読出しモード１と第２の解像度で画像信号を出力する読出しモード２で動作可能であり、データ保存部は、相対的回転の回転位置に応じて、検出器の読出しモードを切り換えて該検出器より画像信号を読み出し、読み出した画像信号を保存する。また、検出器が読出しモード１で動作している場合には、相対的回転における回転は低速に切り換えられる。
【００５６】
或いは、第２実施形態によれば、検出器は第１の解像度で画像信号を出力し、データ保存部に第２の解像度で画像信号を保存する際には、検出器から得られた信号を第２解像度に変換されて保存される。
【００５７】
以上のように、１回のＣＴ撮影において、第１解像度と第２解像度の２種類の解像度で画像を格納することができる。従って、第１解像度を単純撮影画像に対応した解像度に設定し、第２解像度をＣＴ画像に対応した解像度に設定すれば、１回のＣＴ撮影において単純撮影画像とＣＴ画像の両方が得られる。
【００５８】
また、上記実施形態によれば、ユーザインターフェース部２１０を介して、第１の解像度で保存するべき回転位置を指定することができるので、所望の位置からの単純撮影画像を得ることができる。
【００５９】
更に、画像の再構成に関して、単純撮影画像はデータ保存部に保存された第１解像度のデータに基づいて形成される。また、ＣＴ画像は、データ保存部に保存された第１解像度のデータを第２解像度に変換し、これをデータ保存部に保存されている第２解像度のデータと共に用いてＣＴ画像を再構成する。
【００６０】
以上のように、上記各実施形態によれば、大型の２次元検出器を使用したＣＢＣＴ装置において、従来別途の装置で撮影されていたＣＴ画像と単純撮影画像を同一の装置で、単一のＣＴ撮影動作内で撮影することが可能となる。すなわち、ＣＢＣＴ装置において、単純撮影画像を同時に収集することが可能となる。
【００６１】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、ＣＴ撮影動作中に診断に利用可能な単純撮影画像が取得可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１実施形態によるＸ線ＣＴ装置の概略構成図を示す図である。
【図２】第１実施形態によるＣＴ撮像動作の概念図である。
【図３】第１実施形態によるＸ線ＣＴ装置のシステム機構を示すブロック図である。
【図４】一般的なＣＢＣＴ装置の一例を示す図である。
【図５】本実施形態によるＣＴ撮像装置によるＸ線撮影時の処理を説明するフローチャートである。
【図６】本実施形態のＣＴ撮像装置による撮影画像の出力処理を説明するフローチャートである。
【図７】本実施形態のＣＴ撮像装置によるＸ線撮影時の動作を示すタイミングチャートである。
Claims (6)
- 放射線を発生する放射線源と、
前記放射線源からの放射線を２次元面上で検出し、画像信号を出力する検出器と、
前記放射線源と検出器を被写体に対して相対的に回転させながら該被写体の放射線撮影を行なう回転手段と、
前記検出器の解像度を、前記回転における回転位置に応じて第１の解像度或いは該第１の解像度よりも低い第２の解像度のいずれかとする制御手段と、
前記第１の解像度で撮像した画像データの解像度を前記第２の解像度に一致させ、前記第２の解像度に一致させた当該画像データと前記第２の解像度で撮像した画像データとに基づき、ＣＴ画像データを再構成する再構成手段と、
前記第１の解像度で撮像した画像データに基づく画像データを単純撮影用画像として表示する表示手段とを備えることを特徴とする放射線撮像装置。 - 前記検出器の解像度に応じて前記回転における回転速度を低速に切り換えるとともに、Ｘ線量を変化させることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
- 前記検出器は前記第１の解像度で画像信号を出力し、
前記第２の解像度に変換して保存する保存手段を更に備えることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。 - 前記第１の解像度にする回転位置を指定する指定手段を更に備えることを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の放射線撮像装置。
- 前記保存手段に保存された前記第１の解像度のデータに基づいて単純撮影画像を形成する第１構成手段を更に備えることを特徴とする請求項３に記載の放射線撮像装置。
- 放射線を発生する放射線源と、
前記放射線源からの放射線を２次元面上で検出し、画像信号を出力する検出器とを備えた放射線撮像装置の作動方法であって、
回転手段が、前記放射線源と検出器を被写体に対して相対的に回転させながら該被写体の放射線撮影を行なう回転工程と、
制御手段が、前記検出器の解像度を、前記回転における回転位置に応じて第１の解像度或いは該第１の解像度よりも低い第２の解像度のいずれかとする制御工程と、
再構成手段が、前記第１の解像度で撮像した画像データの解像度を前記第２の解像度に一致させ、前記第２の解像度に一致させた当該画像データと前記第２の解像度で撮像した画像データとに基づき、ＣＴ画像データを再構成する再構成工程と、
表示手段が、前記第１の解像度で撮像した画像データに基づく画像データを単純撮影用画像として表示する表示工程とを備えることを特徴とする放射線撮像装置の作動方法。
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