CN100571634C - 放射线摄影装置 - Google Patents

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CN100571634C CNB2006800167056A CN200680016705A CN100571634C CN 100571634 C CN100571634 C CN 100571634C CN B2006800167056 A CNB2006800167056 A CN B2006800167056A CN 200680016705 A CN200680016705 A CN 200680016705A CN 100571634 C CN100571634 C CN 100571634C
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Abstract

根据本发明的放射线摄影装置，其特征在于，图像处理单元包括：取得单元，其取得第一能谱的投影数据和第二能谱的投影数据；和合成像生成单元，其将基于所述第一能谱的投影数据的第一图像与基于所述第二能谱的投影数据的第二图像按照规定的合成条件合成，并生成合成图像；以及显示单元，其显示所述生成的合成图像。

Description

放射线摄影装置
技术领域
本发明涉及放射线摄影装置以及图像处理程序，尤其涉及对根据采用多个X线能量而采集的数据来生成更高精细的断层像而言有用的技术。
本申请是伴随基于日本专利法的专利申请特愿2005-145166号、以及基于特愿2005-232060号的巴黎优先权主张的申请，是为了享受特愿2005-145166号以及特愿2005-232060号的利益而接受援引参照的申请。
背景技术
专利文献1中公开了照射具有不同能谱的两种X线的多能量CT(multienergy CT)。在具有谱宽度的X线透过被检体时，由于低能量的X线大多被吸收，因此会发生能量峰值向高侧偏移的所谓的射线束硬化(beamhardening)效应。公知射线束硬化效应会导致发生伪像(artifact)或CT值的精度恶化。在多能量CT中，利用从两种能谱采集的数据，可实现良好的射线束硬化修正，因此认为可降低由射线束硬化引起的伪像情况，可期待提高CT值的精度。
另外，在多能量CT中，由于可获得表示因康普顿效应以及光电效应而分别衰减的数据，因此认为可生成表示原子编号和密度的图像，从而可期待在照射一种能谱的类型的CT中难以实现的骨与造影血管的分离等应用。
专利文献1：特开2004-188187号公报
在使用非单色并具有谱宽度的X线的CT时，因射线束硬化效应会产生发暗或条纹等各种伪像。另外，由于只使用一种能谱的X线，因此射线束硬化效应的修正精度存在限度。由于在基于单色放射光的CT中，不会发生射线束硬化现象，因此不易产生伪像，从而在CT值的精度和图像对比度方面具有优点。
但是，为了产生单色X线需要回旋加速器等昂贵且大型的装置，因此难以在临床中广泛应用，其应用被限制在有限的范围内。在多能量CT中，期待着根据由多个能谱得到的数据，对射线束硬化效应的有效修正和骨与造影血管的分离等应用。但是，对于其他应用尤其是提高图像对比度等尝试并未充分研究。
发明内容
本发明的目的在于，提供一种能够根据利用多个能谱采集的数据来生成更高精细且对比度优异的断层像的放射线摄影装置以及图像处理程序。
为了解决上述问题，本发明的放射线摄影装置包括：X线源，其照射第一能谱的X线以及第二能谱的X线；X线检测器，其对透过被检体的所述第一能谱的X线以及第二能谱的X线进行检测，并输出第一能谱的投影数据以及第二能谱的投影数据；控制单元，其对所述X线源以及所述X线检测器的动作进行控制；图像处理单元，其基于所述第一能谱的投影数据以及第二能谱的投影数据，生成所希望的图像；和显示单元，其显示所述图像；其中，所述图像处理单元包括：取得单元，其取得所述第一能谱的投影数据和第二能谱的投影数据；和合成像生成单元，其将基于所述第一能谱的投影数据的第一图像、与基于所述第二能谱的投影数据的第二图像，按照规定的合成条件进行合成来生成合成像；所述显示单元显示所述生成后的合成像。
而且，本发明的图像处理程序使计算机执行如下步骤：读入步骤，读入透过了被检体的第一能谱的X线的投影数据以及第二能谱的X线的投影数据；和合成步骤，按照规定的合成条件，对基于所述第一能谱的投影数据的第一图像、和基于所述第二能谱的投影数据的第二图像进行合成，生成合成像。
这里，“基于所述第一能谱的投影数据的第一图像”中包括作为第一能谱的投影数据的投影像、和通过重构这些投影数据(即投影像)而获得的重构图像。同样，“基于第二能谱的投影数据的第二图像”中包括作为第二能谱的投影数据的投影像、和通过重构这些投影数据而获得的重构图像。
并且，在定义“第一能谱”、“第二能谱”时，除了利用X线的能谱的形状、面积、波高、最高能量、最低能量等特征量的至少一个来定义能谱的情况之外，还包括利用与该能谱对应的有效能量来定义能谱的情况。进而，在定义“第一能谱”、“第二能谱”时，能与其他能谱区分即可，还包括不利用上述特征量或有效能量，而仅通过标注标记(例如，第一、第二等)进行定义的情况。
(发明效果)
根据本发明，具有如下效果：在X线计算机断层摄影中，可根据利用多个能谱采集的数据生成更高精细且对比度优异的断层像。
附图说明
图1是本发明的X线CT装置的构成图；
图2是根据由多个能谱采集的投影数据而生成的重构像来生成合成像的方法的说明图；
图3是说明第1实施方式的处理流程的流程图；
图4是第1实施方式中的混合比率的确定方法的说明图；
图5是说明第2实施方式的处理流程的流程图；
图6是第2实施方式中的混合比率的确定方法的说明图；
图7是说明第3实施方式的处理流程的流程图；
图8是X线CT装置1的概略构成图；
图9是X线CT装置1的图像处理部105的构成图；
图10是表示X线的能量分布的曲线图；
图11是表示按每次扫描来改变X线有效能量来进行摄影的摄影方法的图；
图12是表示在一次扫描中改变X线有效能量来进行摄影的摄影方法的图；
图13是图11以及图12中的照射位置与X线有效能量的关系图；
图14是表示颜色相对于图像的比例的图；
图15是X线有效能量(X线管电压)与比例色频率(比例色)的对应图；
图16是表示X线CT装置100的图像处理部105中的处理流程的图(合成彩色图像生成处理)；
图17是表示X线CT装置100的图像处理部105的动作的流程图(合成彩色图像生成处理)；
图18是表示X线CT装置100的图像处理部105中的处理流程的图(差分合成彩色图像生成处理)；
图19是表示X线CT装置100的图像处理部105的动作的流程图(差分合成彩色图像生成处理)；
图20是表示X线CT装置100的图像处理部105中的处理流程的图(强调图像生成处理)；
图21是表示X线CT装置100的图像处理部105的动作的流程图(强调图像生成处理)；
图22是表示现有的数据运算处理(个别运算处理)的图；
图23是表示本发明的数据运算处理(汇总运算处理)的图；
图24是表示光子能量与X线吸收系数的关系的曲线图；
图25是表示光子能量与X线吸收系数的关系的曲线图(对数空间)；
图26是表示滤波处理参数的设定方法的图；
图27是表示与X线有效能量对应的扫描速度的控制的图；
图28是图27中的照射位置与X线有效能量以及扫描速度的关系图；
图29是表示与X线有效能量对应的X线管电流的控制的图；
图30是图29中的照射位置与X线有效能量以及X线管电流的关系图；
图31是表示与X线有效能量对应的取景位置(view)数的比例的控制的图；
图32是图31中的照射位置与X线有效能量以及取景位置数的关系图；
图33是表示X线管装置107的图；
图34是靶1137的概略立体图；
图35是表示靶1137的一个形态(靶1137a)的图；
图36是表示靶1137的一个形态(靶1137b)的图；
图37是表示利用了材质不同的靶时X线的能量分布的曲线图；
图38是表示X线检测器127的一个形态的图；
图39是参数、能谱以及有效能量的确认画面的画面显示例。
图中：1-X线CT装置；2-台架(gantry)；3-X线源；4-准直仪；5-检测器阵列；6-检测器元件；7-X线；8-旋转中心；9-控制部；10-X线控制单元；11-台架控制单元；12-DAS；13-图像处理单元；14-重构单元；15-混合比率算出单元；16-合成像生成单元；17-保存单元；18-临时储存单元；19-输入单元；20-图像显示单元；100-X线CT装置；103-扫描部；105-图像处理部；107-X线管装置；119-被检体；127-X线检测器；137-控制部；139-存储装置；141-显示部；145-输入输出部；149-光子能量；151-能量强度；153、155、157-能量曲线；161、169-扫描(摄影)；163-照射位置；165-X线；167-图像；174-颜色；175-单色彩图像；177-合成彩色图像；183-处理图像；185-差分图像；187-差分单色彩图像；189-差分合成彩色图像；191-强调图像；193、199-投影数据；195-图像重构运算；197、1101-重构图像数据；1107、1120-曲线(X线吸收系数)；1115、1127-误差；1129、1131、1133-滤波器；1135-扫描速度；1137、1137a、1137b-靶(阳极)；1138-碰撞面；1139-电子枪(阴极)；1141-偏向器；1143-电子束；1145-X线；1149、1151-能量曲线；1157-X线；1159-投影数据。
具体实施方式
下面，根据附图，对本发明的X线CT装置的优选实施方式进行详细说明。
(第1实施方式)
图1是表示本发明的放射线摄影装置(以下称为“X线CT装置”)的优选实施方式的图。本发明的X线CT装置1包括台架2，台架2具有位于台架2的对置面上的X线源3、准直仪4和检测器阵列5。检测器阵列5由检测器元件6形成，该检测器元件6检测透过未图示的台座上的被检体的X线。检测器元件6被配置成横列形状、或多个并排的横列形状。各个检测器元件6产生表示入射的X线射束的强度、即X线射束透过被检体时的衰减的电信号。在从X线源3照射X线7的状态下，台架2以旋转中心8为中心旋转，由此可采集X线投影数据。台架2和X线源3由X线CT装置1的控制部9控制。控制部9包括X线控制单元10、台架控制单元11和DAS(数据采集系统)12，来自检测器元件6的模拟信号由DAS12变换为数字信号。数字化后的X线数据由图像处理单元13内的重构单元14进行重构，并储存到图像处理单元13内的保存单元中。图像处理单元13是计算机等运算处理装置，包括：混合比率算出单元15，其计算对基于各个能谱的重构图像进行混合的比率；合成像生成单元16，其基于由混合比率算出单元算出的混合比率来生成合成像；硬盘等保存单元17；存储器等临时储存单元18；鼠标或键盘等输入单元19。另外，还具备未图示的Digital Signal Processor(DSP)或Micro Processor Unit(MPU)、Central Processing Unit(CPU)中的至少一个。图像显示单元20是与图像处理单元13一体化或独立的显示器等显示装置。在图1中，使控制部9与运算处理单元13相分离，但两者也可一体化。另外，重构单元14也可与图像处理单元13独立。
图2是表示本发明的X线CT装置1的实施方式中，根据由多个能谱采集的投影数据而生成的重构像来生成合成像的方法的示意图。基于由第一能谱采集的投影数据而生成的重构像(以下称为“第一重构像”)和由第二能谱采集的投影数据而生成的重构像(以下称为“第二重构像”)，算出混合比率，然后基于该混合比率来生成合成像。在图2中，根据第一重构像算出混合比率w，对第一重构像以混合比率w的比例并且对第二重构像以(1-w)的比例进行混合。虽然上面根据第一重构像来算出混合比率，但混合比率也可根据第二重构像算出，还可根据双方的重构像算出。在图2中，为了简化说明，表示了由两个能谱采集投影数据的例子，但也可通过三个以上的能谱进行采集。
图3是本发明的X线CT装置的实施方式1中，从投影数据采集到合成像显示为止的处理流程。
在步骤S301中，首先采集投影数据(S301)。X线CT装置1是多能量方式的CT装置，例如以80kVp和120kVp等多个电位进行动作的多次扫描通过连续式或隔行式执行，由此采集投影数据。或者，在X线源3和检测器元件6之间配置特殊的滤波器，使得各种检测器列采集各种能谱的投影数据。或者，可通过使用能量感测型检测器来实现多能量方式的CT装置。
在步骤S302中，重构单元14针对各种能谱的投影数据生成重构图像(S302)。DAS12采集由检测器阵列5检测到的第一能谱的X线的投影数据(以下称为“第一投影数据”)和第二能谱的X线的投影数据(以下称为“第二投影数据”)，并向图像处理单元13送出。图像处理单元13取得第一投影数据和第二投影数据，重构单元14基于第一投影数据生成第一重构像。同样，基于第二投影数据生成第二重构像。
在步骤S303中，混合比率算出单元15算出混合比率(S303)。对混合比率的算出方法将在后面描述。
在步骤S304中，合成像生成单元16基于所获得的混合比率算出合成后的像素值(S304)。合成后的像素值根据下面的数学式1算出。
[数学式1]
OIMG＝w·IMG1+(1-w)·IMG2...(1)
这里，OIMG表示合成像，IMG1表示根据由第一能谱采集的投影数据而生成的第一重构像中的像素值，IMG2表示根据由第二能谱采集的投影数据而生成的第二重构像中的像素值，w表示混合比率。另外，w是0～1之间的实数。按每个像素或按每个局部区域来反复执行S303～304。
在步骤S305中，合成像生成单元16通过对算出的各像素或各局部区域中的合成后的像素值进行映射(mapping)，来生成合成像(S305)。
在步骤S306中，图像显示单元20显示所生成的合成像(S306)。
下面，对本发明的X线CT装置的实施方式1中混合比率的算出方法进行说明。CT值一般具有因组织而异的值。例如，骨具有1000HU左右的CT值，肝脏和脑等脏器具有25～80HU左右的CT值，脂肪具有-100HU左右的CT值，肺野具有-800HU左右的CT值。公知脑等脏器存在着被照射的X线的能量越低越能更好地吸收X线的倾向，骨等存在着被照射的X线的能量越高越能更好地吸收X线的倾向。这里，在将第一能谱的有效能量设定得较低、将第二能谱的有效能量设定得较高的情况下，在具有能量越低越能更好地吸收X线的倾向的部位，使由第一能谱采集的投影数据而生成的重构像的成分增强；在具有能量越高越能更好地吸收X线的倾向的部位，使由第二能谱采集的投影数据而生成的重构像的成分增强，并进行混合，由此可获得对比度良好的合成像。即，例如图4所示那样设定混合比率来生成合成像即可。图4的曲线图由下面的数学式2表示。
[数学式2]
t ≤ TH 1 w = 0 TH 1 ≤ t ≤ TH 2 w = TH 7 / ( TH 2 - TH 1 ) 2 · ( t - TH 1 ) 2 TH 2 ≤ t ≤ TH 3 w = sin ( π 2 ( TH 3 - TH 2 ) · ( t - TH 2 ) ) TH 3 ≤ t ≤ TH 4 w = 1 TH 4 ≤ t ≤ TH 5 w = cos ( π 2 ( TH 5 - TH 4 ) · ( t - TH 4 ) ) TH 5 ≤ t ≤ TH 6 w = TH 7 / ( TH 5 - TH 6 ) 2 · ( t - TH 6 ) 2 TH 6 ≤ t w = 0 · · · ( 2 )
这里，希望TH1为-1000左右、TH2为-200左右、TH3为-100左右、TH4为+80左右、TH5为+160左右、TH6为+1000左右，希望TH7为0.1左右。混合比率并不限定于图4以及数学式2所示的例子，只要在具有能量越低越能更好地吸收X线的倾向的部位使根据由第一能谱采集的第一投影数据而生成的第一重构像的成分增强，在具有能量越高越能更好地吸收X线的倾向的部位使根据由第二能谱采集的第二投影数据而生成的第二重构像的成分增强这样的混合比率，则可以是任意的曲线形状和数学式。
根据本实施方式，在第一重构像和第二重构像中，可按像素或按局部区域提高对比度更高的重构像的混合比率来生成合成像。
此外，上述实施方式中，在S302中生成第一重构像以及第二重构像之后，在S303中算出混合比率，在S304中算出将第一重构像以及第二重构像合成后的像素值，但也可以生成按规定的混合比率将第一投影数据以及第二投影数据混合后的混合投影数据，对该混合投影数据进行重构后生成混合的合成像(重构像)。该情况下，按照在具有能量越低越能更好地吸收X线的倾向的部位使由第一能谱采集的第一投影数据的成分增强，在具有能量越高越能更好地吸收X线的倾向的部位使由第二能谱采集的第二投影数据的成分增强的方式，来设定混合比率。
(第2实施方式)
图5是本发明的X线CT装置的第二实施方式中，从投影数据采集到合成像显示为止的处理流程。
在步骤S501中，首先采集投影数据(S501)。关于数据采集的方法与第1实施方式同样即可。
在步骤S502中，重构单元14针对各个能谱的投影数据生成第一重构图像以及第二重构图像(S502)。
在步骤S503中，混合比率算出单元15算出关注像素或局部区域的有效原子编号(S503)。混合比率算出单元15按具有同一生物体功能的组织来分割(segmentation)第一重构像以及第二重构像。在多能量CT中，取代如现有型的CT那样获得整体的衰减系数，而获得对来自对比度以及光电处理的各自的衰减进行表示的一对图像，从而可获得有效原子编号和密度的信息。若利用该性质，则可获得按每个组织、或按每个关注像素、按每个局部区域的有效原子编号。
在步骤S504中，混合比率算出单元15基于在S503中获得的有效原子编号，得到X线吸收端(S504)。X线吸收特性是物质固有的特性，有效原子编号和由该原子构成的物质的X线吸收端一一对应。因此，若了解有效原子编号，则可把握该物质所对应的X线吸收端。为了在短时间内完成S504，希望预先生成物质与X线吸收端的对应表，并参照该表。
在步骤S505中，混合比率算出单元15算出混合比率(S505)。对混合比率的算出方法将在后面描述。
在步骤S506中，合成像生成单元16基于在S505中获得的混合比率算出合成后的像素值(S506)。合成后的像素值的算出方法与第1实施方式同样即可。合成像生成单元16按每个像素或按每个局部区域来反复执行S503～506。
在步骤S507中，合成像生成单元16通过对S506中算出的各像素或各局部区域中的合成后的像素值进行映射，来生成合成像(S507)。
在步骤S508中，图像显示单元20显示在S507中生成的合成像(S508)。
下面，利用图6，对本发明的X线CT装置的第2实施方式中混合比率的算出方法进行说明。这里，针对将第一能谱的有效能量设定得较低、将第二能谱的有效能量设定得较高的情况进行说明。设第一能谱的有效能量为E1st、第一能谱的有效能量为E2nd。另外，设关注像素或局部区域中物质的X线吸收端为EROI。此时，混合比率w由下式算出。
[数学式3]
w = ( 1 - t ) · E 1 st + t · E 2 nd t = E ROI - E 1 st E 1 st + E 2 nd · · · ( 3 )
在本实施方式中，针对将第一能谱的有效能量设定得较低、将第二能谱的有效能量设定得较高的情况进行了说明，但对本领域技术人员而言，能够容易地理解也可以是与此相反的情况。
(第3实施方式)
图7是本发明的X线CT装置的第3实施方式中，从投影数据采集到合成像显示为止的处理流程。
在步骤S701中，首先采集投影数据(S701)。关于数据采集的方法与第1实施方式以及第2实施方式同样即可。
在步骤S702中，重构单元14针对各个能谱的投影数据生成第一重构像以及第二重构像(S702)。
在步骤S703中，混合比率算出单元15算出关注像素周边的像素值的局部标准偏差、或局部区域的局部标准偏差(S703)。
在步骤S704中，混合比率算出单元15对根据由第一能谱采集的投影数据而生成的第一重构像的局部标准偏差(SD1)、和根据由第二能谱采集的投影数据而生成的第二重构像的局部标准偏差(SD2)进行比较(S704)。当SD1比SD2小时，选择根据由第一能谱采集的投影数据而生成的第一重构像Img1(S705)。另外，在S704中，当SD1比SD2大时，选择根据由第二能谱采集的投影数据而生成的第二重构像Img2(S706)。
在步骤S707中，合成像生成单元16将在S705以及706中选择的重构像中的关注像素或局部区域中的像素值设定为合成后的像素值(S707)。合成像生成单元16按每个像素或按每个局部区域来反复执行S703～707。
在步骤S708中，合成像生成单元16通过对S707中算出的各像素或各局部区域中的合成后的像素值进行映射，来生成合成像(S708)。
在步骤S709中，图像显示单元20显示所生成的合成像(S709)。
根据本实施方式，可从第一重构像以及第二重构像中选择图像噪声更少的图像来生成合成像。因此，可生成并显示图像噪声少的合成像，有助于提高诊断能力。
(第4实施方式)
第4实施方式用于说明从具有不同能谱或有效能量的多个X线获得投影数据的方式。其中，将以具有不同的有效能量的多个X线为例进行说明，但在利用具有不同能谱的多个X线进行摄影时也同样。
图8是X线CT装置100的概略构成图。
X线CT装置100由扫描部103和图像处理部105构成。
X线CT装置100是拍摄被检体119并输出摄像图像的装置。X线CT装置100通过扫描部103拍摄被检体119，在图像处理部105中进行图像处理并输出摄像图像。
扫描部103具备：X线管装置107、X线控制装置109、高电压产生装置111、高压开关单元113、准直仪115、准直仪控制装置117、台座121、台座控制装置123、台座移动测量装置125、X线检测器127、前置放大器129、驱动部131、扫描控制装置133、中央控制装置135等。
扫描部103是进行被检体119的摄像，并采集摄影数据(X线透过数据、扫描数据)后向图像处理部105发送的装置。
X线管装置107是产生X线的装置。X线控制装置109是将基于输入信息的控制信号向高电压产生装置111送出的装置。高电压产生装置111是产生高电压的装置。高压开关部件113是向X线管装置107施加高电压脉冲的装置。
准直仪115是调整X线的照射区域的装置。准直仪115沿X线的照射方向施加限制，使对被检体119进行投影所需的X线通过。准直仪115的动作由准直仪控制装置117控制。
台座121是支撑被检体119的装置。台座121通过升降移动以及纵向移动，使被检体119移动到扫描部103的诊断测量位置。台座121的动作由台座控制装置123控制。台座移动测量装置125测量台座121的相对移动量。
X线检测器127是检测透过被检体119后的X线的装置。X线检测器具有作为X线的检测元件的多个沟槽(channel)。沟槽可沿体轴方向构成多列。前置放大器129是对来自X线检测器127的信号进行放大后变换为数字信号并向图像处理部105送出的装置。
驱动部131是相对于被检体119沿周回方向驱动X线管装置107、X线检测器127、前置放大器129等的装置。扫描控制装置133是进行驱动部131的动作控制等的装置。
中央控制装置135是进行X线控制装置109、准直仪控制装置117、台座控制装置123、台座移动测量装置125、扫描控制装置133等的动作控制的装置。
图9是X线CT装置100的图像处理部105的构成图。
对于图像处理部105而言，通过系统总线147来相互连接控制部137、存储装置139、显示部141、输入输出部145等。
图像处理部510是根据从扫描部103送来的X线透过数据进行图像处理，并生成图像数据的装置。
控制部137具有CPU(Central Processing Unit)(未图示)、图像处理器(未图示)、背景放映机(未图示)、RAM(Random Access Memory)(未图示)、ROM(Read Only Memory)(未图示)等。
控制部137进行各种运算处理，发挥重构运算装置、图像处理装置等的功能。控制部137对投影数据进行图像重构处理来生成重构图像数据，或者对投影数据或重构图像进行修正处理等的图像处理。
存储装置139是存储数据的装置，具有磁盘、软盘、存储器、磁带装置、光盘装置等。存储装置139中储存有由控制部137执行的程序、程序执行所需的数据、OS(Operating System)、图像处理数据等。
显示部141是对拍摄有被检体119的CT图像进行显示的装置，例如是CRT监视器、液晶面板等显示装置。
输入输出部145是进行各种数据的输入以及输出的装置。输入输出装置145例如是具备键盘、指示设备等的操作台(未图示)、各种媒体的输入输出装置。
系统总线147是进行各装置间的控制信号、数据信号等的授受的路径。
若从图像处理部105的输入输出部145输入摄影条件(例如台座移动速度、管电流、管电压、分层(slice)位置等)、重构参数(例如关心区域、重构图像尺寸、逆投影相位宽度、重构滤波函数等)，则X线CT装置100基于该指示，从中央控制装置135向X线控制装置109、台座控制装置123、扫描控制装置133等输送摄影所需的控制信号，并接收摄影开始信号开始摄影。
X线CT装置100若开始摄影，则通过X线控制装置109向高电压产生装置111送出控制信号，向X线管装置107施加高电压，从X线管装置107向被检体119照射X线。同时，X线CT装置100从扫描控制装置133向驱动部131送出控制信号，使X线管装置107、X线检测器127、前置放大器129等相对被检体119旋转。
另一方面，X线CT装置100通过台座控制装置123，在圆轨道扫描时使载置有被检体119的台座121静止，而且，在螺旋轨道扫描时使载置有被检体119的台座121沿X线管装置107等的绕轴方向平行移动。
照射的X线被准直仪115限制照射区域，由被检体119内的各组织吸收(衰减)，通过被检体119后，由X线检测器127检测。由X线检测器127检测到的X线被变换为电流，由前置放大器129放大，作为投影数据信号而被输入到图像处理部105中。
图像处理部105的控制部137对所输入的投影数据信号进行重构运算，来进行图像重构处理。图像处理部105的控制部137将重构图像保存到存储装置139中，作为CT图像显示到显示部141上。另外，图像处理部105的控制部137在对重构图像进行了加工处理之后将其显示到显示部141上。
下面，利用图10～图13，对本发明的第4实施方式的X线CT装置1等进行说明。
参照图10，对X线CT装置100所照射的X线的有效能量进行说明。
图10是表示X线的能量分布的曲线图。
横轴表示光子能量149，纵轴表示能量密度151。其中，能量强度151相当于(光子能量)×(光子数)。
能量曲线153表示当设X线管电压为“80kV”时从X线管装置107照射的X线的能量分布。
能量曲线155表示当设X线管电压为“110kV”时从X线管装置107照射的X线的能量分布。
能量曲线157表示当设X线管电压为“140kV”时从X线管装置107照射的X线的能量分布。
如能量曲线153、能量曲线155、能量曲线157所示，从X线管装置107照射的X线光子的光子能量以及光子数量根据X线管电压而变化。
在能量曲线153所示的X线中，最大的光子能量与X线管电压80kV对应为“80keV”，但考虑了能量分布后的X线有效能量例如为“40keV”。
在能量曲线155所示的X线中，最大的光子能量与X线管电压110kV对应为“110keV”，但考虑了能量分布后的X线有效能量例如为“45keV”。
在能量曲线157所示的X线中，最大的光子能量与X线管电压140kV对应为“140keV”，但考虑了能量分布后的X线有效能量例如为“50keV”。
此外，若X线管电压升高，则X线有效能量升高。另外，作为使X线有效能量变化的方法，除了使X线管电压变化的方法之外，还有改变靶的材质的方法(将利用图33～图37在后面描述)。以下，将“能量不同”作为“有效能量不同”来进行说明。
参照图11～图13，对多能量扫描进行说明。
多能量扫描是通过从X线管装置107照射有效能量不同的多个X线，从而在同一截面(分层位置)取得X线吸收系数不同的多个断层摄影像的摄像方法。
图11是表示按每次扫描改变X线有效能量来进行摄影的摄影方法的图。
图13是图11以及图12中的照射位置与X线有效能量的关系图。
此外，一次扫描表示绕被检体119的周围一次来进行摄影。即，X线CT装置100通过一次扫描，对各投影角度(取景位置)(0°～360°)取得投影数据，对该投影数据实施图像重构处理来取得一个断层摄影像。
X线CT装置100在扫描161-1、扫描161-2、扫描161-3中分别照射不同有效能量的X线165-1、165-2、165-3。即，在一次扫描(1周：360°旋转)中照射的X线的有效能量是固定的。
例如，X线CT装置100在第一次扫描161-1中设X线有效能量为30keV，从各照射位置163-1(“○”)开始照射X线165-1进行摄影；在第二次扫描163-2中设X线有效能量为50keV，从各照射位置163-2(“□”)开始照射X线165-2进行摄影；在第三次扫描161-3中设X线有效能量为70keV，从各照射位置163-3(“△”)开始照射X线165-3进行摄影。
X线CT装置100针对通过各扫描161-1～扫描161-3取得的投影数据分别进行图像重构处理，生成图像167-1～图像167-3。
由于在各扫描161-1～161-3中，X线有效能量分别不同，因此，即使是同一截面(分层位置)的断层摄影像，对于图像167-1～图像167-3(X线吸收系数的分布)而言，CT值换而言之对比度分布(灵敏度)也分别不同。
图12是表示在一次扫描中改变X线有效能量来进行摄影的摄影方法的图。
X线CT装置100在一次扫描169中，根据投影角度(取景位置)来照射X线有效能量不同的多个X线。即，一次扫描(1周：360°旋转)中照射的X线的有效能量是变化的。
例如，X线CT装置100设X线有效能量为30keV而从照射位置163-1(“○”)照射X线，设X线有效能量为50keV而从照射位置163-2(“□”)照射X线，设X线有效能量为70keV而从照射位置163-3(“△”)照射X线。
X线CT装置100对在各照射位置163-1取得的投影数据进行图像重构处理而生成图像167-1，对在各照射位置163-2取得的投影数据进行图像重构处理而生成图像167-2，对在各照射位置163-3取得的投影数据进行图像重构处理而生成图像167-3。
由于在各照射位置163-1～照射位置163-3处X线有效能量分别不同，因此，即使是同一截面(分层位置)的断层摄影像，对于图像167-1～图像167-3(X线吸收系数的分布)而言，CT值换而言之对比度分布(灵敏度)也分别不同。
这样，在本发明的第四实施方式中，由于X线CT装置100对同一截面(分层位置)取得对比度分布(灵敏度)不同的多个断层摄影像(图像167-1～图像167-3)，因此，通过针对同一截面(分层位置)的多个断层摄影像的读像，可根据其他断层摄影像来识别从一个断层摄影像无法识别的信息。
另外，在图11中，X线CT装置100对同一截面(分层位置)进行多次摄影。因此，摄影所需的时间变长，但因为信息量增加，从而可降低噪声等级。
而且，在图12中，X线CT装置100通过一次(旋转1次、绕1周)摄影取得同一截面(分层位置)的多个断层摄影像。因此，由于一个断层摄影像中的信息量受限，所以噪声等级增加，但可缩短摄影所需的时间。
此外，在上述实施方式中，对照射X线有效能量不同的多个X线的情况进行了说明，但照射能谱不同的多个X线(此时，设各能谱的有效能量不同)时，也可获得与上述实施方式同样的作用效果。
以上进行了详细说明，通过本实施方式，可从硬件、软件两方面容易地实现多能量扫描。另外，可实现由多能量扫描摄影获得的图像的彩色化、高对比度化，改善视觉辨认性。
进而，可提高多能量扫描动作本身的高速性。
而且，可缩短通过多能量扫描获得的图像数据等的重构运算、图像处理时间，并且可降低噪声，提高质量。
(第5实施方式)
第5实施方式是按能谱或有效能量分配不同的单色彩来生成将这些单色彩合成后的合成彩色图像的实施方式。其中，下面将以有效能量不同的情况为例进行说明，但能谱不同的情况也同样。
利用图14～图17，对本发明的第5实施方式进行说明。
参照图14以及图15，说明通过多能量扫描取得的多个图像的颜色比例。
图14是表示颜色相对于图像的比例的图。
图15是X线有效能量(X线管电压)与比例色频率(比例色)的对应图。
X线CT装置100对由多能量扫描(参照图11、图12等)取得的对比度分布(灵敏度)不同的多个图像167-1～图像167-3，分配为了取得该图像而照射的X线的有效能量所对应的颜色，来生成单色彩图像175-1～单色彩图像175-3，并将这些单色彩图像进行合成来生成合成彩色图像177。
X线CT装置100对以低X线有效能量(低的X线管电压)取得的图像分配低频(长波长)的颜色，对以高X线有效能量(高的X线管电压)取得的图像分配高频(短波长)的颜色。例如，X线CT装置100对设X线管电压为80kV而取得的图像分配颜色174-1(“红”)，对设X线管电压为110kV而取得的图像分配颜色174-2(“绿”)，对设X线管电压为140kV而取得的图像分配颜色174-3(“蓝”)(参照图15)。
灰度171-1、灰度171-2、灰度171-3分别表示设X线管电压为80kV、110kV、140kV来照射X线而取得的图像中的灰度级(gray scale)。其中，随着向箭头172的方向前进，亮度增大，即显示变亮。
单色灰度173-1、单色灰度173-2、单色灰度173-3分别表示对灰度171-1、灰度171-2、灰度171-3分配颜色174-1(“红”“//”)、颜色174-2(“绿”“\\”)、颜色174-3(“蓝”“≡≡”)而生成的单色灰度级。其中，随着向箭头176的方向前进，亮度增大。
X线CT装置100针对设X线管电压为80kV来照射X线而取得的图像167-1，基于灰度171-1以及单色灰度173-1分配颜色174-1(“红”)，由此生成单色彩图像175-1。X线CT装置100针对设X线管电压为110kV来照射X线而取得的图像167-2，基于灰度171-2以及单色灰度173-2分配颜色174-2(“绿”)，由此生成单色彩图像175-2。X线CT装置100针对设X线管电压为140kV来照射X线而取得的图像167-3，基于灰度171-3以及单色灰度173-3分配颜色174-3(“绿”)，由此生成单色彩图像175-3。
X线CT装置100对单色彩图像175-1～单色彩图像175-3进行合成来生成合成彩色图像177。
这样，X线CT装置100对图像167-1～图像167-3分配与X线有效能量对应的颜色。X线CT装置100例如与可见光同样，对以最低的X线有效能量获得的图像分配红色，对以第二低的X线有效能量获得的图像分配绿色，对以最高X线有效能量获得的图像分配蓝色，并将这些图像叠加。
X线CT装置100可通过生成合成彩色图像177，使与各X线有效能量对应的对比度分布之差(灵敏度差)图像化。
此外，说明了针对作为重构图像的图像167的处理，但除了重构图像(重构图像数据)之外，还可对于投影像(投影数据)、对这些数据实施了规定处理后的数据等进行同样的处理。
因此，图像167不仅指重构图像，还包括由摄影获得的投影数据、对重构图像实施了规定处理后的图像等。
参照图16以及图17，对X线CT装置100的图像处理部105的动作进行说明。
图16是表示X线CT装置100的图像处理部105中的处理流程的图。
图17是表示X线CT装置100的图像处理部105的动作的流程图。
X线CT装置100对被检体119进行多能量扫描(步骤S1001)。X线CT装置100的图像处理部105通过照射由能谱曲线153、能量曲线155、能量曲线157表示的能量分布的X线，分别取得图像167-1、图像167-2、图像167-3(步骤S1002)。
图像处理部105对基于最低有效能量的X线的图像167-1分配颜色174-1(“红”)，来生成单色彩图像175-1。同样，图像处理部105对基于第二低有效能量的X线的图像167-2分配颜色174-2(“绿”)，来生成单色彩图像1175-2。同样，图像处理部105对基于最高有效能量的X线的图像167-3分配颜色174-3(“蓝”)，来生成单色彩图像175-3(步骤S1003)。
图像处理部105对单色彩图像175-1～单色彩图像175-3进行合成，生成合成彩色图像177(步骤S1004)。
经过以上过程，X线CT装置100的图像处理部105对图像167-1～图像167-3分别分配不同的颜色，生成单色彩图像175-1～单色彩图像175-3，并通过对这些单色彩图像进行合成来生成合成彩色图像177。
这样，在第5实施方式中，X线CT装置100的图像处理部105向对比度分布不同的多个图像分别分配不同颜色并进行合成，生成一个合成彩色图像，由此可生成信息量更多的图像，可提高诊断对象组织的差别化以及区分能力、组织对比度以及视觉辨认性，进而可提高诊断精度。
此外，说明了针对作为重构图像的图像167的处理，但除了重构图像(重构图像数据)之外，对于投影像(投影数据)、对这些数据实施了规定处理后的数据等也可进行同样的处理。
因此，图像167、单色彩图像75、合成彩色图像177不仅指重构图像，还包括由摄影获得的投影数据。即，进行图像重构处理的时机并未特别限定。X线CT装置100也可在进行了步骤S1002～步骤S1004的任意一处理之后对投影数据进行图像重构处理。
根据本实施方式，通过分配与X线有效能量对应的颜色后作为彩色图像进行显示，可提高通过多能量扫描而获得的图像的视觉辨认性。
(第6实施方式)
第6实施方式是生成差分合成彩色图像的实施方式。其中，下面以有效能量不同的情况为例进行了说明，但在能谱不同的情况下也同样。
参照图18以及图19，对本发明的第6实施方式进行说明。图18是表示X线CT装置100的图像处理部105中的处理流程的图。
图19是表示X线CT装置100的图像处理部105的动作的流程图。
X线CT装置100对被检体119进行多能量扫描(步骤S2001)。X线CT装置100的图像处理部105通过照射由能谱曲线153、能量曲线155、能量曲线157表示的能量分布的X线，分别取得图像167-1、图像167-2、图像167-3(步骤S2002)。
图像处理部105基于图像167-1、图像167-2、图像167-3，生成成为着色用的比较基准的处理图像183(步骤S2003)。其中，处理图像183例如是平均图像、利用中值滤波器等生成的滤波处理图像。
图像处理部105算出图像167-1、图像167-2、图像167-3和处理图像183的差分，生成差分图像185-1、差分图像185-2、差分图像185-3(步骤S2004)。此外，图像处理部105也可对差分值乘以规定的系数，来生成差分图像185-1～差分图像185-3。
图像处理部105对基于最低有效能量的X线的图像167-1分配颜色174-1(“红”)，生成差分单色彩图像187-1。同样，图像处理部105对基于第二低有效能量的X线的图像167-2分配颜色174-2(“绿”)，生成差分单色彩图像187-2。同样，图像处理部105对基于最高有效能量的X线的图像167-3分配颜色174-3(“蓝”)，生成差分单色彩图像187-3(步骤S2005)。
图像处理部105对差分单色彩图像187-1～差分单色彩图像187-3进行合成，生成差分合成彩色图像189(步骤S2006)。
经过以上过程，X线CT装置100的图像处理部105基于图像167-1～图像167-3生成处理图像183，并生成针对该处理图像183的差分图像185-1～差分图像185-3，然后分别分配不同颜色来生成差分单色彩图像187-1～差分单色彩图像187-3，通过合成这些差分单色彩图像，生成差分合成彩色图像189。
这样，在第6实施方式中，由于X线CT装置100的图像处理部105向对比度分布不同的多个差分图像分别分配不同颜色并进行合成，生成一个合成彩色图像，由此可生成信息量更多的图像，可提高诊断对象组织的差别化以及区分能力、组织对比度以及视觉辨认性，进而可提高诊断精度。
而且，在第6实施方式中，由于X线CT装置100的图像处理部105对差分图像进行处理，因此，通过对差分值乘以规定的系数来扩大范围，从而可强调差异。并且，由于图像处理部105可通过对差分值进行调整将其变换为整数，从而并非通过浮点运算而是通过整数运算来处理差分值，因此，可减轻与运算处理相关的负担。
此外，说明了针对作为重构图像的图像167的处理，但除了重构图像(重构图像数据)之外，对于投影像(投影数据)、对这些数据实施了规定处理后的数据等也可进行同样的处理。
因此，图像167、处理图像183、差分图像185、差分单色彩图像187、差分合成彩色图像189不仅指重构图像，还包括由摄影获得的投影数据。即，进行图像重构处理的时机并未特别限定。X线CT装置100也可在进行了步骤S2001～步骤S2006的任意一处理之后对投影数据进行图像重构处理。
根据本实施方式，对于各X线有效能量的与平均图像的差分图像，分配与X线有效能量对应的颜色后作为彩色图像进行显示，从而可提高通过多能量扫描而获得的图像的视觉辨认性。
(第7实施方式)
第7实施方式是生成由X线有效能量不同的多个图像获得的处理图像、与各图像之差最大的像素构成的图像作为强调图像的实施方式。其中，下面以有效能量不同的情况为例进行了说明，但在能谱不同的情况下也同样。
参照图20以及图21，对本发明的第4实施方式中的图像处理方法(强调图像生成处理)等进行说明。
图20是表示X线CT装置100的图像处理部105中的处理流程的图。
图21是表示X线CT装置100的图像处理部105的动作的流程图。
X线CT装置100对被检体119进行多能量扫描(步骤S3001)。X线CT装置100的图像处理部105通过照射由能谱曲线153、能量曲线155、能量曲线157表示的能量分布的X线，分别取得图像167-1、图像167-2、图像167-3(步骤S3002)。
图像处理部105基于图像167-1、图像167-2、图像167-3，生成成为着色用的比较基准的处理图像183(步骤S3003)。其中，处理图像183例如是平均图像、利用中值滤波器等生成的滤波处理图像。
图像处理部105算出图像167-1、图像167-2、图像167-3和处理图像183的差分，生成差分图像185-1、差分图像185-2、差分图像185-3(步骤S3004)。此外，图像处理部105也可对差分值乘以规定的系数，来生成差分图像185-1～差分图像185-3。
图像处理部105按各坐标，从各差分图像185-1～差分图像185-3中提取与处理图像183之差最大的像素，生成强调图像191(步骤S3005)。
例如，当差分图像185-1、差分图像185-2、差分图像185-3中的坐标(x，y)的像素值分别为k×Δa、k×Δb、k×Δc时，强调图像191中的坐标(x，y)的像素值为MAX(|k×Δa|、|k×Δb|、|k×Δc|)。
其中，Δa、Δb、Δc分别表示坐标(x，y)处的图像167-1、图像167-2、图像167-3和处理图像183的像素差分值，k表示与该像素差分值相乘的规定系数。另外，MAX(p，q，r)表示p、q、r的最大值，|s|表示s的绝对值。
经过以上过程，X线CT装置100的图像处理部105基于图像167-1～图像167-3生成处理图像183，并生成针对该处理图像183的差分图像185-1～差分图像185-3，然后按各坐标提取绝对值最大的像素差分值来生成强调图像191。
这样，在第7实施方式中，由于X线CT装置100的图像处理部105从对比度分布不同的多个差分图像中提取绝对值最大的像素差分值，生成一个强调图像，因此可提高图像的对比度。
此外，说明了针对作为重构图像的图像167的处理，但除了重构图像(重构图像数据)之外，对于投影像(投影数据)、对这些数据实施了规定处理后的数据等也可进行同样的处理。
因此，图像167、处理图像183、差分图像185、强调图像191不仅指重构图像，还包括由摄影获得的投影数据。即，进行图像重构处理的时机并未特别限定。X线CT装置100也可在进行了步骤S3001～步骤S3005的任意一处理之后对投影数据进行图像重构处理。
根据本实施方式，通过生成由对多能量扫描时获得的能量不同的多个图像进行图像处理而得到的处理图像(例如，平均图像或中值滤波器等的滤波处理图像)，并生成由各图像中与处理图像之差最大的像素构成的图像，从而可采集高对比度的图像。
(第8实施方式)
第8实施方式是用于使图像处理部105所进行的运算处理更高速的汇总运算处理，是将以不同的有效能量进行多次摄影而得到的多个投影数据与摄影位置相关联地作为1数据进行重构的实施方式。其中，下面以有效能量不同的情况为例进行了说明，但在能谱不同的情况下也同样。
参照图22以及图23，对本发明的第8实施方式进行说明。X线CT装置100的图像处理部105对各种数据进行各种运算。
数据表示图像处理部105所处理的各种数据，例如是投影数据、重构图像数据、校准(calibration)数据等。“运算”表示图像处理部105所处理的各种运算，例如图像重构运算等。
在图22以及图23中，作为针对“数据”的“运算”的一个方式，以对投影数据的图像重构运算为例进行说明。
图22是表示现有的数据运算处理(个别运算处理)的图。
X线CT装置100进行多能量扫描，取得基于不同的多个X线有效能量的投影数据193-1～投影数据193-4。
其中，一个投影数据193-1～投影数据193-4分别被分配一个投影数据值。
X线CT装置100的图像处理部105对投影数据193-1～投影数据193-4分别独立进行图像重构运算195-1～图像重构运算195-4，生成重构图像数据97-1～重构图像数据97-4。图像处理部105对于针对同一断层摄影图像取得的四个投影数据193-1～投影数据193-4，进行四次的图像重构运算195-1～图像重构运算195-4。
图23是表示本发明的数据运算处理(汇总运算处理)的图。
X线CT装置100进行多能量扫描，取得基于X线有效能量不同的多个X线而得到的投影数据193-1～投影数据193-4。
其中，一个投影数据193-1～投影数据193-4分别被分配一个投影数据值。
X线CT装置100的图像处理部105将16位的投影数据193-1～投影数据193-4结合(参照图22)，生成64位的投影数据199(参照图23)。
图像处理部105对投影数据193-1～投影数据193-4结合后的投影数据199汇总进行图像重构运算195，生成重构图像数据101。图像处理部105通过分割重构图像数据101，取得各重构图像数据97-1～重构图像数据97-4。
图像处理部105对于针对同一断层摄影图像取得的四个投影数据193-1～投影数据193-4，进行一次图像重构运算195。
经过以上过程，图像处理部105对通过多能量扫描而取得的多个数据进行结合，对一个数据分配多个数据值，来针对该结合数据汇总进行运算处理。即，对以不同的有效能量进行多次摄影而得到的多个投影数据与摄影位置相关联地作为1数据进行图像处理，由此降低了冗长的运算。
这样，在第8实施方式中，当图像处理部105对基于不同的X线有效能量的多个数据进行同一运算处理时，可降低运算次数，从而可缩短重构运算时间和图像处理时间。
根据本实施方式，通过对以不同的有效能量进行多次摄影而得到的多个投影数据与摄影位置相关联地作为1数据进行重构，具体而言，使一个数据值(投影数据、重构图像数据)具有多个数据值，从而可缩短多能量扫描数据的重构运算时间和图像处理时间。
(第9实施方式)
利用图24以及图25，对本发明的第9实施方式进行说明。在第9实施方式中，对不同的能谱(或有效能量)所对应的多个投影数据进行插值，生成与这些能谱不同的能谱(或有效能量)所对应的投影数据，获得重构像。其中，下面以有效能量不同的情况为例进行了说明，但在能谱不同的情况下也同样。
图24是表示光子能量与X线吸收系数的关系的曲线图。在图24中，横轴表示光子能量1103[keV]，纵轴表示X线吸收系数1105[cm2/g]。
各物质固有的X线吸收系数对应透过的X线有效能量而具有较高的非线性。X线吸收系数由光子能量的非线性函数表示。因此，若基于该函数，在两个数据之间进行两点插值(线性插值)而新生成数据，则会产生大的误差。
若X线CT装置100在实际的测定中取得由点1109表示的数据以及由点1111表示的数据，则X线CT装置100的图像处理部105基于点1109以及点1111进行线性插值，新生成由点1113表示的数据。
在曲线1107中非线性大的部分，X线吸收系数1105中的误差1115也相应程度地增大。
图25是表示光子能量与X线吸收系数的关系的曲线图。
在图25中，横轴表示光子能量1103[keV]的对数值1117(log[keV])，纵轴表示X线吸收系数1105[cm2/g]的对数值1119(log[cm2/g])。
图25所示的曲线图是对图24所示的曲线图的两轴进行对数变换后的曲线图。图24的曲线1107被变换为图25的曲线1121。曲线1121与曲线1107比较，非线性非常低，线性提高。
若X线CT装置100在实际的测定中取得图24中的点1109所表示的数据以及点1111所表示的数据，则X线CT装置100的图像处理部105分别对其进行对数变换，变换为图25中的点1121以及点1123所表示的数据。
此外，图像处理部105对光子能量1103以及X线吸收系数1105进行对数变换，变换成光子能量对数值1117以及X线吸收系数对数值1119。
图像处理部105基于点1121以及点1123进行线性插值，新生成由点1125表示的数据。
图25的曲线1121与图24的曲线1107比较，由于线性得到改善，所以，X线吸收系数对数值1119中的误差1127也相应程度地减小。因此，X线CT装置100可求出与实际的X线吸收系数非常接近的值。
这样，在第9实施方式中，X线CT装置100的图像处理部105通过在两轴对数空间进行插值，可高精度地算出未测定的X线有效能量的X线吸收系数等数据。
而且，X线CT装置100的图像处理部105利用被限定的X线吸收系数等数据，可生成多能量扫描中的数据，从而可降低曝光、摄影时间、所保持的数据量。
根据本实施方式，通过在X线CT装置中，对以不同的X线能量进行多次摄影而得到的多个投影数据在对数空间进行插值，来推断所希望的能量减弱系数值(投影数据值)，从而可高精度地生成不同的X线能量的数据，由此，可降低通过多能量扫描而取得三种以上能量的摄影像时的曝光量、降低所需的校准数据数量、缩短校准数据的摄影时间。
(第10实施方式)
第10实施方式是进行用于使噪声平滑化的图像处理的实施方式。其中，下面以有效能量不同的情况为例进行说明，但对能谱不同的情况下也同样。
利用图26，对本发明的第10实施方式进行说明。
图26是表示滤波处理参数的设定方法的图。
X线CT装置100的图像处理部105在对通过多能量扫描而取得的投影数据或重构图像数据进行滤波处理时，根据X线有效能量的大小来改变滤波的核尺寸(kernel size)。
例如，图像处理部105对X线管电压为80kV而取得的投影数据，在沟槽方向以及取景位置方向上以具有7×7滤波器的核尺寸的滤波器1129进行平滑化滤波处理；对X线管电压为110kV而取得的投影数据，在沟槽方向以及取景位置方向上以具有5×5滤波器的核尺寸的滤波器1131进行平滑化滤波处理；对X线管电压为140kV而取得的投影数据，在沟槽方向以及取景位置方向上以具有3×3滤波器的核尺寸的滤波器1133进行平滑化滤波处理。图像处理部105在平滑化处理中，对包括对象像素的附近9个像素进行相加平均处理。
随着X线有效能量增大，可取得的信息量增加，取得数据中的噪声减少。而且，随着滤波器的核尺寸增大，平滑化效果以及降噪效果增大。
因此，图像处理部105根据X线有效能量改变滤波器的核尺寸，来进行图像处理。图像处理部105对以高X线有效能量取得的投影数据或重构图像减小滤波器的核尺寸来进行滤波处理，对以低X线有效能量取得的投影数据或重构图像增大滤波器的核尺寸来进行滤波处理。
从而，各图像(投影数据或重构图像)中的SN比(Signal to Noise Ratio)以及CN比(Contrast to Noise Ratio)的数值的差异减小。
此外，希望根据X线有效能量来改变滤波器的核尺寸，使得各图像(投影数据或重构图像)中的SN比或CN比尽可能相等。
但是，若仅调整滤波器的核尺寸，则SN比或CN比未必成为相等的值。因此，希望组合应用各种图像处理滤波器。
关于图像处理滤波器，并不限定于平滑化滤波器，还可使用中值滤波器、加权相加滤波器、类似度滤波器、组合有这些滤波器的自适应滤波器等。而且，对在投影数据的沟槽方向以及取景位置方向上的二维滤波器进行了说明，但也可包括列方向而使用任意一个二维滤波器，还可使用沟槽方向、取景位置方向、列方向的三维滤波器。
另外，上述图像处理滤波器的处理对象并不限定于投影数据，也可以是重构图像。该情况下，能以包括x方向、y方向、z方向的任意维数进行滤波处理。
这样，在第7实施方式中，由于X线CT装置100的图像处理部105对通过低有效能量的X线而取得的图像(投影数据或重构图像)应用降噪效果大的滤波器，对通过高有效能量的X线而取得的图像(投影数据或重构图像)应用降噪效果小的滤波器，因此，可减小通过多能量扫描而取得的各图像(投影数据或重构图像)中的SN比以及CN比的数值的差异。
另外，在第10实施方式中，由于通过图像处理部105中的软件处理使SN比以及CN比平准化，因此，无需变更扫描部103侧的装置构成以及动作控制。
(第11实施方式)
第11实施方式是根据X线的有效能量来改变扫描速度的实施方式。其中，下面以有效能量不同的情况为例进行说明，但在能谱不同的情况下也同样。
利用图27以及图28，对本发明的第11实施方式的X线CT装置100进行说明。
图27是表示与X线有效能量对应的扫描速度的控制的图。
图28是图27中的照射位置与X线有效能量以及扫描速度的关系图。
X线CT装置100的扫描部103在从X线管装置107对被检体119照射X线时，根据X线有效能量来改变扫描161的速度1135。即，扫描部103根据从X线管装置107照射的X线的有效能量，来改变X线管装置107以及X线检测器127等绕被检体119一周所需的时间。
例如，扫描部103在X线管电压为80kV而摄影时(扫描161-1)，使扫描速度1135-1为1.0秒/转来照射X线165-1进行摄影(1.0秒扫描)；在X线管电压为110kV而摄影时(扫描161-2)，使扫描速度1135-2为0.5秒/转来照射X线165-2进行摄影(0.5秒扫描)；在X线管电压为140kV而摄影时(扫描161-3)，使扫描速度1135-3为0.33秒/转来照射X线165-3进行摄影(0.33秒扫描)。
若扫描161-1～扫描161-3中的其他条件相同，则随着扫描速度1135减小，转1周所获得的信息量增加，取得数据中的噪声减少。
因此，扫描部103根据X线有效能量来改变扫描速度，从X线管装置107进行X线照射。X线CT装置100在照射有效能量低的X线时减小扫描速度进行摄影，在照射有效能量高的X线时增大扫描速度进行摄影。
因此，各图像(投影数据或重构图像)中的SN比以及CN比的数值的差异减小。
此外，希望根据X线有效能量来改变扫描速度，使得各图像(投影数据或重构图像)中的SN比或CN比尽可能相等。
这样，在第11实施方式中，由于X线CT装置100的扫描部103在照射有效能量低的X线时减小扫描速度进行摄影，在照射有效能量高的X线时增大扫描速度进行摄影，因此，可减小通过多能量扫描而取得的各图像(投影数据或重构图像)中的SN比以及CN比的数值的差异。
另外，在第8实施方式中，由于通过扫描部103侧的动作控制使SN比以及CN比正常化，因此，无需变更图像处理部105中的软件。
(第12实施方式)
第12实施方式是根据X线有效能量来改变管电流的实施方式。其中，下面以有效能量不同的情况为例进行说明，但在能谱不同的情况下也同样。
利用图29以及图30，对本发明的第12实施方式的X线CT装置100进行说明。
图29是表示与X线有效能量对应的X线管电流的控制的图。
图30是图29中的照射位置与X线有效能量以及X线管电流的关系图。
X线CT装置100的扫描部103在从X线管装置107对被检体119照射X线时，根据X线有效能量来变更X线管装置107中的X线管电流。
扫描部103在X线管装置107以及X线检测器127等绕被检体119一周时的扫描169中，按扫描169的各位置163而照射不同有效能量的X线165。
例如，扫描部103在X线管电压为80kV的位置163-1处使X线管电流为300mA来照射X线165-1，进行摄影；在X线管电压为110kV的位置163-2处使管电流为159mA来照射X线165-2，进行摄影；在X线管电压为140kV的位置163-3处使X线管电流为99mA来照射X线165-3，进行摄影。
若扫描169中的其他条件相同，则随着X线管电流增大，转1周所获得的信息量增加，取得数据中的噪声减少。
因此，扫描部103根据X线有效能量来改变X线管电流，从X线管装置107进行X线照射。扫描部103在照射有效能量低的X线时增大X线管电流进行摄影，在照射有效能量高的X线时减小X线管电流进行摄影。
从而，各图像(投影数据或重构图像)中的SN比以及CN比的数值的差异减小。
此外，希望根据X线有效能量来改变X线管电流，使得各图像(投影数据或重构图像)中的SN比或CN比尽可能相等。
而且，在转1周中变更X线有效能量时，希望根据该X线有效能量实时改变X线管电流。
这样，在第12实施方式中，由于X线CT装置100的扫描部103在照射有效能量低的X线时增大X线管电流来进行摄影，在照射有效能量高的X线时减小X线管电流来进行摄影，因此，可减小通过多能量扫描而取得的各图像(投影数据或重构图像)中的SN比以及CN比的数值的差异。
并且，在第12实施方式中，由于通过扫描部103侧的动作控制使SN比以及CN比正常化，因此，无需变更图像处理部105中的软件。
另外，在第11实施方式中，1次扫描中的多能量扫描需要在1次扫描中变更扫描速度，难以控制。另一方面，在第12实施方式中，能高速变更X线管电流，从而可容易地对应1次扫描中的多能量扫描。
(第13实施方式)
第13实施方式是根据X线有效能量来改变摄影位置的数量(相当于照射范围比例)的实施方式。其中，下面以有效能量不同的情况为例进行了说明，但在能谱不同的情况下也同样。
利用图31以及图32，对本发明的第13实施方式的X线CT装置100进行说明。
图31是对与X线有效能量对应的取景位置数的比例控制进行表示的图。
图32是图31中的照射位置与X线有效能量以及取景位置数的关系图。
X线CT装置100的扫描部103在从X线管装置107对被检体119照射X线时，根据X线有效能量来改变摄影位置的数量(取景位置数)的比例。
扫描部103在X线管装置107以及X线检测器127等绕被检体119一周时的扫描169中，按每个X线有效能量来变更照射X线165的位置163的数量比例。
例如，对于扫描部103而言，设X线管电压80kV时进行摄影的位置163-1转1周中的比例为54％，设X线管电压110kV时进行摄影的位置163-2转1周中的比例为28％，设X线管电压140kV时进行摄影的位置163-3转1周中的比例为18％。
若扫描169中的其他条件相同，则进行摄影的位置163的数量(取景位置数)的比例越大转1周获得的信息量越增加，取得数据中的噪声减少。
因此，扫描部103根据X线有效能量来改变进行摄影的位置163的数量(取景位置数)的比例，从X线管装置107进行X线照射。扫描部103在照射低有效能量的X线时增大照射位置的数量(取景位置数)的比例进行摄影，在照射高有效能量的X线时减小照射位置的数量(取景位置数)的比例进行摄影。
从而，各图像(投影数据或重构图像)中的SN比以及CN比的数值的差异减小。
此外，希望根据X线有效能量来改变进行摄影的位置的数量(取景位置数)的比例，使得各图像(投影数据或重构图像)中的SN比或CN比尽可能相等。
这样，在第13实施方式中，由于X线CT装置100的扫描部103，将照射低有效能量的X线的位置的数量(取景位置数)比例增大进行摄影，将照射高有效能量的X线的位置的数量(取景位置数)比例减小进行摄影，因此，可减小通过多能量扫描而取得的各图像(投影数据或重构图像)中的SN比以及CN比的数值的差异。
另外，在第13实施方式中，与第11以及第12实施方式不同，无需变更X线管电流以及扫描速度。
根据本实施方式，通过根据在X线CT装置中照射的X线能量，改变转1次旋转中的取景位置数的比例，可使各能量中的噪声量大致相等。
(第14实施方式)
第14实施方式是包括具备不同的碰撞角度的碰撞面的靶，通过改变使电子束碰撞的碰撞面来改变X线的有效能量的实施方式。其中，下面以变更有效能量的情况为例进行说明，但在变更能谱的情况下也同样。
利用图33～图35，对本发明的第14实施方式的X线CT装置100进行说明。
图33是表示X线管装置107的图。
X线管装置107具备：靶(阳极)1137、偏向器1141、以及电子枪(阴极)1139。X线管装置107从电子枪1139发出电子束1143，由偏向器1141调整电子束1143的角度，使其与靶1137的碰撞面碰撞，从而产生X线1145。
图34是靶1137的概略立体图。
图35是表示靶1137的一个形态(靶1137a)的图。图35相当于图34的A箭头方向向视图。
靶1137a具备多个碰撞面1138-1～碰撞面1138-4。各碰撞面1138-1～碰撞面1138-4分别相对于电子束1143的前进方向成不同的角度(θ1～θ4)。
X线1145的有效能量根据碰撞角度(电子束1143的前进方向相对于碰撞面1138的角度)而变化。随着碰撞角度增大，所产生的X线1145的有效能量增加，随着碰撞角度减小，所产生的X线1145的有效能量减少。
即，X线管装置107使电子束1143碰撞到靶1137a的碰撞面1138-1～碰撞面1138-4，从各碰撞面1138-1～碰撞面1138-4分别产生不同有效能量的X线1145。
此外，为了使电子束1143选择性地碰撞到所希望的碰撞角度的碰撞面1138，通过偏向器1141使电子束1143的前进方向偏转。此时，例如可利用飞焦点(flying focal spot)机构。
这样，在第14实施方式中，由于在X线CT装置100的X线管装置107中，包括具有不同的多个碰撞角度的碰撞面的靶，因此，可通过使电子束碰撞到各碰撞面上而产生不同有效能量的X线。另外，可高速进行X线有效能量的变更。
因此，X线CT装置100的X线管装置107在多能量扫描中，能照射有效能量不同的多个X线。
另外，X线管装置107可按高速变更X线有效能量来进行摄影的位置(按取景位置)来变更X线有效能量，能在一次扫描中进行多能量扫描。
而且，可由单一的材质构成靶，因此，容易筹集靶原材料。
此外，关于靶的碰撞面的数量和碰撞角度的大小并未特别限定，可在靶上设置2种、3种或4种以上的碰撞面。
根据本实施方式，在具有不同的多个靶角的X线管中，例如利用飞焦点机构使来自阴极的电子照射到不同碰撞角度或不同靶材质的位置，从而可高速进行不同X线能量的照射。
(第15实施方式)
第15实施方式是利用多种不同材质构成靶，通过改变使电子束碰撞的部位来改变X线有效能量的实施方式。其中，下面以变更有效能量的情况为例进行了说明，但在变更能谱的情况下也同样。
利用图36以及图37，对第15实施方式的X线CT装置100进行说明。
图36是表示靶1137的一个形态(靶1137b)的图。图36相当于图34的A方向向视图。
靶1137b由多个靶构件1147-1～靶构件1147-4构成。靶构件1147-1～靶构件1147-4各自材质不同。
图37是表示利用了材质不同的靶时的X线的能量分布的曲线图。
横轴表示光子能量149，纵轴表示能量密度151。此外，能量强度151相当于(光子能量)×(光子数)。
能量曲线149以及能量强度151分别表示对靶1137采用不同的材质A以及材质B时的X线1145的能量分布。
在对靶1137采用了材质A的情况下，参照能量曲线1149，在点1153的位置产生特性X线。在对靶1137采用了材质B的情况下，参照能量曲线1151，在点1155的位置产生特性X线。
这样，当特定的光子能量的能量强度突出而产生特性X线时，X线的有效能量表示靶材质特有的值。
例如，当靶材质为钼时，会以约20keV的光子能量产生特性X线，当靶材质为钨时会以约70keV的光子能量产生特性X线。与不产生特性X线的情况相比，X线有效能量的值偏向产生特性X线一方。
因此，X线1145的有效能量根据靶1137的材质而变化。
即，X线CT装置100的X线管装置107使电子束1143碰撞到靶1137b的靶构件1147-1～靶构件1147-4，从各靶构件1147-1～靶构件1147-4分别产生不同的有效能量的X线。
此外，为了使电子束1143选择性地碰撞到所希望的靶构件1147，通过偏向器1141使电子束1143的前进方向偏转。此时，例如可利用飞焦点机构。
这样，在第15实施方式中，由于在X线CT装置100的X线管装置107中，具备分别由不同材质的多个靶构件构成的靶，因此，可通过使电子束碰撞到各靶构件上而产生不同有效能量的X线。另外，能高速进行X线有效能量的变更。
因此，X线CT装置100的X线管装置107在多能量扫描中，能照射有效能量不同的多个X线。
另外，X线管装置107可按高速变更X线有效能量来进行摄影的位置(按取景位置)变更X线有效能量，可在一次扫描中进行多能量扫描。
而且，可由单一的碰撞角度构成靶，因此，容易实现靶构件的成形。
此外，关于靶构件的数量和靶材质并未特别限定，可由2种、3种或4种以上的靶构件构成靶。
(第16实施方式)
第16实施方式是通过不同灵敏度的多个X线检测器进行透过X线的检测的实施方式。
利用图38对本发明的第16实施方式的X线CT装置100进行说明。
图38是表示X线检测器127的一个形态的图。
X线检测器127被多层化，由多个的X线检测器127-1～X线检测器127-3构成。X线检测器127-1～X线检测器127-3具有各自灵敏度不同的X线检测元件。X线检测器127-1～X线检测器127-3例如是固体检测器、气体检测器等各自灵敏度不同的X线检测器
X线检测器127-1～X线检测器127-3分别通过同一有效能量的X线1157来取得投影数据1159-1～投影数据1159-3。由于X线检测器127-1～X线检测器127-3的灵敏度分别不同，因此，投影数据1159-1～投影数据1159-3分别相当于通过不同有效能量的X线取得的投影数据。
此外，X线检测器127-1～X线检测器127-3也可在圆周径向、圆周方向等任意一方向上多层化，或者分离设置。而且，在检测器面方向上进行多层化时还可交替配置。此时，各元件相互可用作分离器。但是，在考虑X线量的抑制以及曝光量的降低时，希望在圆周径向上多层化。
这样，在第16实施方式中，X线CT装置100通过各自灵敏度不同的多个X线检测器进行透过X线的检测。因此，X线CT装置100可不改变X线有效能量，而按照照射有效能量不同的多个X线的方式，取得与各X线有效能量对应的图像数据(投影数据或重构图像)。
(第17实施方式)
第17实施方式是将管电压、带X线管的滤波器(以下称为滤波器)、靶材质、碰撞角度等会对能谱和有效能量产生影响的参数、与能谱或有效能量对应起来进行画面显示的实施方式。
图39是第17实施方式的画面显示例。
画面170上显示着能谱以及有效能量与各种参数的对应表1671。在对应表171中，作为记录项有“能谱”、“有效能量”、“管电压”、“滤波器”、“靶材质”、“碰撞角度”，也可使“能谱”或“有效能量”与“管电压”、“滤波器”、“靶材质”、“碰撞角度”中的至少一个相对应。也可如对应表171那样，将改变了上述参数之后的能谱或有效能量仅通过标记来区分。
并且，在画面170上显示曲线图172，也可对上述第一能谱、第二能谱的形状、第一有效能量、第二有效能量进行图示。
另外，若向画面170的对应表171中输入参数，则也可根据该输入的参数对X线管装置107进行控制。
根据本实施方式，可将参数、能谱或有效能量对应起来进行确认。
以上，参照附图，对本发明的X线CT装置等的优选实施方式进行了说明，但本发明并不限定于上述例子。对于本领域技术人员而言，在本申请所公开的技术思想范围内，很容易想到各种变更例或修正例，应了解这些也当然属于本发明的技术范围内。
而且，在上述实施方式中，利用了X线CT装置，但并不限定于此，也可应用于利用了中子射线、阳电子、伽马射线或光的CT装置、X线摄影装置中。
另外，在本实施方式中，采用了具有一组X线管与X线检测器一般X线CT装置，但也可应用于具有多组X线管和X线检测器的多管球CT装置中。
(工业上的可利用性)
上述放射线摄影装置以及图像处理程序，只要是利用具有不同能谱的多个X线来非侵袭地对被摄体的内部构造进行摄影的放射线摄影装置，则并不限定于医疗目的，还可应用于其他产业目的。

Claims (2)

1、一种放射线摄影装置，包括：
X线源，其照射第一能谱的X线以及第二能谱的X线；
X线检测器，其对透过了被检体的所述第一能谱的X线以及第二能谱的X线进行检测，输出第一能谱的投影数据以及第二能谱的投影数据；
控制单元，其对所述X线源以及所述X线检测器的动作进行控制；
图像处理单元，其基于所述第一能谱的投影数据生成第一图像，基于所述第二能谱的投影数据生成第二图像；和
修正单元，其对所述第一图像和所述第二图像，进行与所述第一能谱的有效能量以及所述第二能谱的有效能量的高低相对应的修正，以使所述第一图像的噪声和所述第二图像的噪声平滑化。
2、根据权利要求1所述的放射线摄影装置，其特征在于，
所述修正单元是对图像滤波器尺寸、扫描速度、管电流、或扫描摄影中X线照射范围的至少一个进行调整的单元。
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