CN102573634B - 医用图像处理装置、x射线计算机断层摄影装置以及医用图像处理方法 - Google Patents

医用图像处理装置、x射线计算机断层摄影装置以及医用图像处理方法 Download PDF

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Abstract

本发明的目的在于使用与两种不同的X射线能量分别对应的医用图像，短时间、高对比度、低噪音地生成与操作者希望的X射线能量对应的医用图像。本发明涉及的医用图像处理装置包括：存储分别来自第1、第2能量X射线的第1、第2医用图像的存储部、根据与第1、第2能量对应的第1物质的衰减系数、与第1、第2能量对应的第2物质的衰减系数与第1、第2医用图像的像素值，对每一像素推定第1、第2物质中的一方相对于另一方的存在比率的推定部、根据第1、第2物质的存在比率以及与目的能量有关的第1、第2物质各个的衰减系数，对每一像素决定第1、第2医用图像间的像素值的合成率的合成率决定部、使用决定的合成率，根据第1、第2医用图像生成与目的能量有关的合成图像。

Description

医用图像处理装置、X射线计算机断层摄影装置以及医用图像处理方法
技术领域
本发明的实施方式涉及对与两种不同的X射线能量分别对应的医用图像进行处理的医用图像处理装置、X射线计算机断层摄影装置以及医用图像处理方法。
背景技术
以往，存在一种通过对与两种不同的X射线能量分别对应的医用图像进行加法平均来取得图像降噪后的图像的技术。并且，有在X射线产生部中产生具有两种不同能谱的X射线的X射线计算机断层摄影装置。存在一种通过使用与两种能谱分别对应的被检体的投影数据，重建与操作者希望的X射线的能量(以下称为目的能量)对应的医用图像的技术。
然而，存在通过加法平均生成的医用图像不对应目的能量的情况。并且，使用与两种能谱分别对应的被检体的投影数据来重建与目的能量对应的医用图像，存在需要很多时间的问题。
现有技术文献
专利文献1：日本特开2009-261942号公报
发明内容
本发明是鉴于上述情况而完成的，其目的在于：使用与两种不同的X射线能量分别对应的医用图像，短时间且高对比度、低噪音地产生与操作者希望的X射线能量对应的医用图像。
本实施方式涉及的医用图像处理装置包括：图像存储部，存储分别来源于第1、第2能量X射线的第1、第2医用图像；推定部，根据与第1、第2能量对应的第1物质的衰减系数、与第1、第2能量对应的第2物质的衰减系数与第1、第2医用图像的像素值，对每一像素推定第1、第2物质中的一方相对于另一方的存在比率；合成率决定部，根据第1、第2物质的存在比率以及与目的能量有关的第1、第2物质各个的衰减系数，对每一像素决定第1、第2医用图像间的像素值的合成率；合成图像产生部，使用决定的合成率，根据第1、第2医用图像生成与目的能量有关的合成图像。
附图说明
图1为表示第1实施方式的X射线计算机断层摄影装置的结构的图。
图2为表示第1实施方式的、各个第1、第2物质的归一化衰减系数对于X射线能量的变化的依赖性的一例的图。
图3为第1实施方式的、将第1、第2衰减系数比与各个第1、第2物质的质量衰减系数对于X射线能量的依赖性一起示出的图。
图4为第1实施方式的、针对各个第1、第2物质示出质量衰减系数对于X射线能量的依赖性的图。
图5为第1实施方式的、将基于各个第1、第2物质的存在比率的线性插补与目的能量的各个第1、第2物质的归一化衰减系数一起示出的图。
图6为表示第1实施方式的、对分别来自两种不同能量X射线的两张医用图像进行合成的步骤的概略的概略图。
图7为表示第1实施方式的、图6的概略图中的步骤的流程图。
图8为表示第1实施方式的、图7的步骤Sa2的处理步骤的流程图。
图9为表示第1实施方式的、图7的步骤Sa3的处理步骤的流程图。
图10为表示第1实施方式的、将合成图像产生部产生的合成图像的一例与多个目的能量一起示出的图。
符号说明
1：X射线计算机断层摄影装置；5：高电压产生部；7：机架；9：前处理部；11：重建部；13：接口；15：显示部；17：控制部；19：图像处理装置；31：床板；71：X射线产生部；73：旋转环；75：X射线检测部；77：数据收集部(DAS)；79：驱动部；81：滑环；105：非接触数据传送部；191：图像存储部；193：变换部；195：除法值计算部；197：衰减系数存储部；199：推定部；201：输入部；203：合成率决定部；205：合成图像产生部；207：图像处理控制部；715：X射线焦点；717：X射线的放射范围；719：摄像区域。
具体实施方式
以下，针对X射线计算机断层摄影装置1(ComputedTomography)的实施方式，参照附图进行说明。另外，X射线计算机断层摄影装置1有X射线产生部71与X射线检测部75作为一体在被检体周围旋转的Rotate/Rotate-Type、固定多个排列成环装的X射线检测元件，仅X射线产生部71在被检体周围旋转的Stationary/Rotate Type等各种类型。任一种类型都可应用于本实施方式。并且，重建图像需要被检体的周围一周、360°量的投影数据，即使在半扫描法中也需要180°+扇角的量的投影数据。对于任何重建方式都可适用于本实施方式。并且，将入射X射线变为电荷的机械装置其主流为使用闪烁器等荧光体将X射线变换为光，再使用光电二极管等光电变换元件将该光变换成电荷的间接变换型，以及利用了基于X射线的硒等半导体内的电子空穴对的生成以及向其电极的移动即光导电现象的直接变换型。作为X射线检测元件，也可以采用其中的任一方式。并且，近年来人们正在推进一种在旋转环73上搭载有多对X射线产生部71与X射线检测部75的所谓多管球型X射线计算机断层摄影装置的产品化，并推进着其周边技术的开发。在本实施方式中，不管是以往的一管球型X射线计算机断层摄影装置，还是多管球型X射线计算机断层摄影装置都可适用。在此，作为一管球型进行说明。
另外，在以下说明中，针对具有大致同一功能及结构的结构要素，添加同一符号，只在需要时进行重复说明。
(第1实施方式)
图1为表示第1实施方式的X射线计算机断层摄影装置1的结构的图。第1实施方式的X射线计算机断层摄影装置1具有高电压产生部5、机架7、前处理部9、重建部11、接口13、显示部15、控制部17、图像处理装置19。
高电压产生部5产生用于供给于X射线产生部71的高电压。高电压产生部5在后述的控制部17的控制下，产生多个高电压。
在机架7中收纳有旋转支撑机构。旋转支撑机构具有旋转环73、以旋转轴Z为中心自由旋转地支撑旋转环73的环支撑机构和驱动环旋转的驱动部79(电动机)。旋转环73上搭载有X射线产生部71、称为二维阵列型或多列型的区域检测器(以下称为X射线检测部75)。
X射线产生部71从高电压产生部5经由滑环81接受电压施加以及电流供给，从而从X射线的焦点715放射X射线。在从高电压产生部5施加的电压(以下称为管电压)不同时，X射线产生部71产生具有与多个管电压分别对应的多个能谱的X射线。以下，为了简单说明，设管电压有两种，分别为66kV、135kV。另外，管电压也可以是多种。并且，将X射线能谱的平均能量称为X射线能量。例如，与管电压80kV对应的X射线能量为49keV，与管电压135kV对应的X射线能量为66keV。以下，将49keV的X射线能量称为第1能量，将66keV的X射线能量称为第2能量。另外，在有多种管电压时，多个X射线能量分别对应多个管电压。另外，第1能量也可以是与49keV不同的X射线能量。并且，第2能量若是大于第1能量的能量，则不限定于66keV。
从X射线焦点715放射出的X射线通过安装于X射线放射窗的准直仪单元，整形为例如锥束状(角锥状)。X射线的放射范围用虚线717来示出。X轴是与旋转轴Z正交并通过所放射的X射线的焦点715的直线。Y轴是与X轴以及旋转轴Z正交的直线。另外，为了便于说明，将该XYZ坐标系作为以旋转轴Z为中心进行旋转的旋转坐标系进行说明。
X射线检测部75以隔着旋转轴Z与X射线产生部71对峙的位置以及角度来安装。X射线检测部75具有多个X射线检测元件。在此，针对单个X射线检测元件构成单个通道的情况进行说明。多个通道正交于旋转轴Z，并且在以所放射的X射线的焦点715为中心，将从该中心到1个通道量的X射线检测元件的受光部中心的距离作为半径的圆弧方向(通道方向)和Z方向这两方向上排列成二维状。并且，X射线检测部75可以通过将多个X射线检测元件排列成一列的多个模块来构成。各个模块沿上述通道方向在大致圆弧方向排列成一维状。
并且，多个X射线检测元件也可以在通道方向和切片方向上这两方向排列成二维状。即，二维状的排列在切片方向上排列多列沿上述通道方向排列成一维状的多个通道而构成。具有这种二维状X射线检测元件排列的X射线检测部75也可以在切片方向排列多列在大致圆弧方向排列成一维状的多个上述模块而构成。
在进行摄影或扫描时，在X射线产生部71与X射线检测部75之间的圆筒状摄影区域719内，插入载置有被检体P的床板31。X射线检测部75的输出连接有被称为DAS(Data Acquisition System)的数据收集电路77。
在数据收集电路77中，针对每一通道安装有将X射线检测部75的各通道的电流信号变换为电压的I-V变换器、与X射线的照射周期同步且周期性地积分该电压信号的积分器、对该积分器的输出信号进行放大的放大器、对该放大器的输出信号进行数字信号变换的模数转换器。从数据收集电路77输出的数据(纯原始数据(pure raw data))经由使用了磁收发或光收发的非接触数据传送部105传送至前处理部9。
前处理部9对从数据收集电路77中输出的纯原始数据执行前处理。前处理包含例如通道间的灵敏度不均匀校正处理、校正由X射线强吸收体主要是金属部致使极端信号强度下降或信号脱落的处理等。从前处理部9输出的重建处理紧接之前的数据(称为原始数据(raw、data)或投影数据的、在此称为投影数据)在收集到数据时与表示视角的数据关联在一起，然后存储至具有磁盘、光磁盘或半导体存储器的未图示的投影数据存储部内。
所谓投影数据是指与透过被检体的X射线强度对应的数据值的集合。在此，为了便于说明，将一次摄影大致同时收集到的视角相同的遍历所有通道的一套投影数据称为投影数据集。并且，视角是从旋转轴Z起将垂直向上的圆轨道的最上部作为0°而用360°范围的角度表示X射线产生部71以旋转轴Z为中心转圈的圆轨道的各位置。另外，投影数据集的对于各通道的投影数据能够根据视角、锥角、通道编号来识别。并且，投影数据集的对于各通道的投影数据也可以根据从X射线产生部71中放出的X射线能量来识别。
重建部11具有根据视角为360°或180°+扇角的范围内的投影数据集，通过FDK(Feldkamp-Davis-Kress)法或锥束重建法，重建大致圆柱状的三维图像的功能。重建部11具有通过例如扇束重建法(也称为扇束·卷积·反投影法)或滤波反投影法重建二维图像(断层图像)的功能。FDK法是投影射线像锥束那样交叉于重建面情况的重建法。FDK法是以锥角小为前提而在卷积时将锥束视为扇投影束，沿扫描时的射线对逆投影进行处理的近似图像重建法。锥束重建法作为通过FDK法抑制锥角的错误的方法，是根据射线相对于重建面的角度来校正投影数据的重建法。
重建部11重建分别由来于多个X射线能量的多个医用图像。具体而言，重建部11产生与第1能量对应的第1医用图像。重建部11产生与第2能量对应的第2医用图像。与多个X射线能量分别对应的多个医用图像被存储至后述的图像处理装置19的图像存储部191内。另外，与X射线能量对应的多个医用图像也可以经由后述的接口13存储至未图示的外部存储装置内。
接口13连接本X射线计算机断层摄影装置1或图像处理装置19与电子通信线路(以下称为网络)。在网络上连接有未图示的放射线部门信息管理系统以及未图示的医院信息系统等。
显示部15显示由重建部11重建的医用图像、由后述的图像处理装置19处理的医用图像、为了X射线计算机断层摄影而设定的条件等。
控制部17作为本X射线计算机断层摄影装置1的中枢发挥作用。控制部17具有未图示的CPU(Central Processing Unit)与存储器。控制部17根据未图示的存储器中存储的检查日程数据与控制程序，为了X射线计算机断层摄影而控制高电压产生部5以及机架7等。具体而言，控制部7将从后述的输入部201以及未图示的放射线部门信息管理系统以及未图示的医院信息系统等发送来的操作者的指示、图像处理条件、摄影条件(多个管电压或多个X射线能量的设定)等信息临时存储至未图示的存储器内。控制部17根据存储器中临时存储的这些信息，控制高电压产生部5以及机架7等。控制部17从未图示的存储部中读出用于执行规定的图像生成、显示等的控制程序并将其展开在自身具有的存储器上，并执行与各处理有关的运算·处理等。
图像处理装置19具有图像存储部191、变换部193、除法值计算部195、衰减系数存储部197、推定部199、输入部201、合成率决定部203、合成图像产生部205、图像处理控制部207。
图像存储部191将由重建部11重建的医用图像与管电压或X射线能量对应在一起而存储。具体而言，图像存储部191存储与第1能量对应的第1医用图像和与第2能量对应的第2医用图像。第1医用图像与第2医用图像是只有管电压即X射线能量不同的医用图像。
变换部193针对每一像素将图像存储部191中存储的医用图像的像素值变换成质量衰减系数。具体而言，变换部193将各第1、第2医用图像的多个像素中的各个像素的CT值(亨斯菲尔德单元：Hounsfield unit)变换为质量衰减系数。通过该变换，变换部193生成针对每一像素将第1医用图像的像素值变换为质量衰减系数的第1衰减映射图。变换部193生成针对每一像素将第2医用图像的像素值转为质量衰减系数的第2衰减映射图。在与多个X射线能量分别对应的多个医用图像存储在图像存储部191中时，变换部193对于与经由后述的输入部201由操作者选择的第1、第2能量分别对应的多个医用图像，生成第1、第2衰减映射图。
除法值计算部195根据第1、第2衰减映射图，生成除法映射图。具体而言，除法值计算部195计算使用第2衰减映射图的质量衰减系数针对每一像素除第1衰减映射图的质量衰减系数的除法值。除法值是第1能量的质量衰减系数相对于第2能量的质量衰减系数的比例。
衰减系数存储部197存储与各第1、第2物质对应的进行归一化后的质量衰减系数(以下，称为归一化衰减系数)对于X射线能量的依赖性。图2为表示各第1、第2物质的归一化衰减系数对于X射线能量的依赖性的一例的图。图2的横轴用KeV表示X射线能量。图2的纵轴表示关于各第1、第2物质的归一化衰减系数。所谓归一化衰减系数具体是指根据第1能量的质量衰减系数与第2能量的质量衰减系数，对各第1、第2物质中的质量衰减系数进行归一化的值。图2中的三角标记用0.5keV单位表示第1物质(例如骨、造影剂等)的归一化衰减系数的变化对于X射线能量的变化的依赖性。图2中的正方形标记用0.5keV单位表示第2物质(例如水)的归一化衰减系数的变化对于X射线能量的变化的依赖性。另外，衰减系数存储部197也可以存储经由后述的输入部201由操作者输入的目的能量与各第1、第2物质的归一化衰减系数之间的对应表。
衰减系数存储部197，关于第1物质，存储第1能量的质量衰减系数相对于第2能量的质量衰减系数的比例(以下，称为第1衰减系数比)。衰减系数存储部197，关于第2物质，存储第1能量的质量衰减系数相对于第2能量的质量衰减系数的比例(以下，称为第2衰减系数比)。图3为将第1、第2衰减系数比与各第1、第2物质的质量衰减系数对于X射线能量的依赖性一起示出的图。图3中的菱形标记用0.5keV单位表示第1物质(例如骨、造影剂等)对于X射线能量的质量衰减系数。图3中的正方形标记用0.5keV单位表示第2物质(例如水)对于X射线能量的质量衰减系数。
图3中的As表示第1衰减系数比。具体而言，As是关于第1物质，第1能量(49keV)的质量衰减系数(0.363)相对于第2能量(66keV)的质量衰减系数(0.246)的比例(0.363/0.246＝1.475)。图3中的Bs表示第2衰减系数比。具体而言，Bs是有关第2物质，第1能量(49keV)的质量衰减系数(0.233)相对于第2能量(66keV)的质量衰减系数(0.197)的比例(0.233/0.197＝1.187)。
另外，衰减系数存储部197也可以针对各第1、第2物质存储质量衰减系数对于X射线能量的依赖性。图4为针对各第1、第2物质表示质量衰减系数对于X射线能量的依赖性的一例的图。图4的横轴用keV表示X射线能量。纵轴表示质量衰减系数。图4中的三角形标记用0.5keV单位表示第1物质(例如骨、造影剂等)的质量衰减系数对于X射线能量的依赖性。图4中的正方形标记用0.5keV单位表示第2物质(例如水)的质量衰减系数对于X射线能量的依赖性。另外，图4中的X射线能量为49keV至66keV范围，质量衰减系数的范围为0.15至0.4范围，但也可以是更广范围。此时，图像处理装置19具有未图示的衰减系数计算部。衰减系数计算部根据质量衰减系数对于X射线能量的依赖性，计算各个第1、第2衰减系数比。衰减系数计算部根据各第1、第2物质的质量衰减系数对于X射线能量的依赖性与经由后述的输入部201输入的目的能量，计算目的能量中的各第1、第2物质的归一化衰减系数。
推定部199根据除法映射图中的除法值、第1衰减系数比(As)、第2衰减系数比(Bs)，对第1、第2医用图像的每一像素推定第1、第2物质中的一方相对于另一方的存在比率。具体而言，推定部199对除法值与第1、第2衰减系数比进行比较。推定部199在除法值在第1衰减系数比(As)以上(除法值≥As)时，推定与除法值的计算相关的第1、第2医用图像的像素(以下称为除法相关像素)中的第1物质的存在比率为100％，第2物质的存在比率为0％。推定部199在除法值在第2衰减系数比(Bs)以下(Bs≤除法值)时，推定除法相关像素的第1物质的存在比率推定为0％，第2物质的存在比率为100％。
推定部199在除法值不足第1衰减系数比(As)且大于第2衰减系数比(Bs)(Bs＜除法值＜As)时，通过以下处理推定除法相关像素的第1、第2物质的存在比率。首先，推定部199计算从第1衰减系数比(As)中减去第2衰减系数比(Bs)后的值(As-Bs)。另外，As-Bs也可以预存至衰减系数存储部197内。推定部199针对除法映射图的每一像素计算从除法值中减去第2衰减系数比(Bs)后的值(除法值-Bs)。推定部199计算(除法值-Bs)对(As-Bs)的比率(以下称为第1比率)。推定部199将计算出的第1比率应用于除法相关像素的第1物质的存在比率。推定部199将从1中减去计算出的第1比率后的值(1-第1比率)应用于除法相关像素的第2物质的存在比率。
另外，推定部199也可以在除法值不足第1衰减系数比(As)且大于第2衰减系数比(Bs)(Bs＜除法值＜As)时，通过以下的处理推定除法相关像素的第1、第2物质的存在比率。推定部199计算从第2衰减系数比(Bs)中减去第1衰减系数比(As)后的值(Bs-As)。另外，Bs-As也可以预存在衰减系数存储部197内。推定部199针对除法映射图的每一像素计算从除法值中减去第1衰减系数比(As)后的值(除法值-As)。推定部199计算(除法值-As)对(Bs-As)的比率(以下称为第2比率)。推定部199将计算出的第2比率应用于除法相关像素的第2物质的存在比率。推定部199将从1中减去计算出的第2比率后的值(1-第2比率)应用于除法相关像素中的第1物质的存在比率。
输入部201输入操作者希望的X射线计算机断层摄影的摄影条件、图像处理条件等。摄影条件是例如多个管电压或多个X射线能量的设定等。图像处理条件是例如与合成的医用图像有关的能量(第1、第2能量)的选择、目的能量的设定等。输入部201将来自操作者的各种指示、命令、信息、选择、设定取入到图像处理装置19内。所取入的各种指示、命令、信息、选择、设定被输出至后述的图像处理控制装置207、控制部17、合成率决定部203等。输入部201具有用于进行关心区域(Region OF Interest：以下称为ROI)的设定等的轨迹球、开关按钮、鼠标、键盘等，虽然没有图示。输入部201检测显示画面上显示的光标的坐标，并将检测出的坐标输出至控制部17。另外，输入部201也可以是设置为覆盖显示画面的触摸面板。此时，输入部201使用电磁感应式、电磁应变式、感压式等坐标读取原理来检测触摸指示的坐标，并将检测出的坐标输出至控制部17。
合成率决定部203根据与目的能量有关的第1物质的归一化衰减系数和与目的能量有关的第2物质的归一化衰减系数中的至少一个与第1、第2物质的存在比率，针对每一像素决定第1、第2医用图像间的像素值的合成率。
具体而言，合成率决定部203在除法相关像素中的第1物质的存在比率为100％时，从衰减系数存储部197中读出与经由输入部201输入的目的能量对应的第1物质的归一化衰减系数。合成率决定部203根据读出的第1物质的归一化衰减系数，决定与各第1、第2医用图像的除法相关像素的像素值对应的合成率。例如，在经由输入部201输入的目的能量为57keV时，合成率决定部203决定与第1物质有关的57keV的归一化衰减系数作为乘以第1医用图像的除法相关像素的像素值的第1合成率。并且，合成率决定部203决定从1中减去与第1物质有关的57keV的归一化衰减系数后的值作为乘以第2医用图像的除法相关像素的像素值的第2合成率。
合成率决定部203在除法相关像素的第2物质的存在比率为100％时，从衰减系数存储部197中读出与经由输入部201输入的目的能量对应的第2物质的归一化衰减系数。合成率决定部203根据读出的第2物质的归一化衰减系数，决定与各第1、第2医用图像的除法相关像素的像素值分别对应的合成率。例如，在经由输入部201输入的目的能量为57keV时，合成率决定部203决定与第2物质有关的57keV的归一化衰减系数作为乘以第1医用图像的除法相关像素的像素值的第1合成率。并且，合成率决定部203决定从1中减去与第2物质有关的57keV的归一化衰减系数后的值作为乘以第2医用图像的除法相关像素的像素值的第2合成率。
合成率决定部203在推定部199推定的第1、第2物质的存在比率都不足100时，通过使用第1、第2物质的存在比率线性插补与经由输入部201输入的目的能量对应的第1、第2物质的各个归一化衰减系数，从而决定第1、第2合成率。具体而言，合成率决定部203从衰减系数存储部197中读出与经由输入部201输入的目的能量对应的第1、第2物质的各个归一化衰减系数。合成率决定部203通过将读出的第1物质的归一化衰减系数与第1物质的存在比率相乘，从而决定乘以第1医用图像的除法相关像素的像素值的第1合成率。合成率决定部203通过将所读出的第2物质的归一化衰减系数与第2物质的存在比率相乘，从而决定乘以第2医用图像的除法相关像素的像素值的第2合成率。
图5为将基于各第1、第2物质的存在比率的线性插补与目的能量的各第1、第2物质的归一化衰减系数一起示出的图。设图5中的目的能量为57keV，第1、第2物质的存在比率分别为0.5。图5中的三角标记以及通过三角标记的直线关于第1物质(骨)，示出了归一化衰减系数对于X射线能量的依赖性。图5中的方形标记以及通过方形标记的直线关于第2物质(水)，示出了归一化衰减系数对于X射线能量的依赖性。通过使用第1、第2物质的存在比率对这两条直线的目的能量中的归一化衰减系数的幅度进行线性插补，从而决定第1、第2合成率。
合成图像产生部205使用合成率决定部203决定的第1、第2合成率，根据第1、第2医用图像产生与目的能量有关的合成图像。具体而言，合成图像产生部205将对第1医用图像的像素值乘以第1合成率而得到的值与对第2医用图像的像素值乘以第2合成率而得到的值进行相加。合成图像产生部205针对每一像素执行上述相加，并生成与目的能量有关的合成图像。所生成的合成图像在显示部15中与目的能量一起显示。另外，各第1、第2合成率相当于分别乘以除法相关像素中的多个像素的像素值的权重。
图像处理控制部207作为图像处理装置19的中枢发挥作用。图像处理控制装置207具有未图示的CPU与存储器。图像处理装置207按照未图示的存储器中存储的用于图像处理的控制程序，控制图像处理装置19。具体而言，图像处理装置207将从输入部201以及未图示的放射线部门信息管理系统以及未图示的医用信息系统等发送来的操作者的指示、图像处理条件、与医用图像有关的X射线能量等信息临时存储至未图示的存储内。图像处理控制部207根据存储器中临时存储的这些信息，控制图像处理装置19的各部等。图像处理控制部207将用于执行规定的图像生成、显示等的控制程序展开在自身具有的存储器上，并执行与各种处理有关的运算、处理等。
图像处理控制部207对于在合成图像产生部205中生成的合成图像，计算用于评价低对比分辨率的指标。具体而言，所谓用于评价低对比分辨率的指标是例如对比噪声比(contrast Noise Ratio：以下，称为CNR)。CNR是与在合成对象中设定的ROI和合成对象的背景之间的对比度有关的指标。计算出的CNR例如也可以与合成图像一起显示在显示部15上。另外，CNR也可以与合成图像一起存储在图像存储部191内。由此，对比度的提高程度与降噪程度变得明显。另外，图像处理控制部207也可以计算DEI(Dose Efficiency Index)等其他指标来代替CNR。
在计算CNR之前，经由输入部201对合成图像设定ROI。图像处理控制部207计算合成图像的ROI中的亨斯菲尔德(HounsfieldUnit：以下，称为HU)的平均值(以下，称为ROI平均值)。图像处理控制部207计算合成图像整体的HU的平均值(以下，称为整体平均值)。图像处理控制部207计算合成图像整体的HU的标准偏差(以下，称为整体标准偏差)。图像处理控制部207使用ROI平均值、整体平均值与整体标准偏差，计算CNR。具体而言，图像处理控制部207用整体标准值除从ROI平均值中差分整体平均值后的差分值。另外，图像处理控制部207也可以使用合成图像的像素值，计算ROI平均值、整体平均值、整体标准偏差。并且，图像处理控制部207也可以对除去ROI后的合成图像的区域，计算整体平均值。并且，图像处理控制部207也可以用整体标准偏差的平方除从ROI平均值平方中差分整体平均值平方后的差分值，并计算该除法的结果值的平方根，作为CNR。
(单色X射线图像生成功能)
所谓单色X射线图像生成功能是指按照与各第1、第2物质有关的存在比率以及目的能量的规一化衰减函数，根据第1、第2医用图像生成与目的能量有关的医用图像的功能。以下，对按照单色X射线图像生成功能的处理(以下称为单色X射线图像生成处理)进行说明。
图6为表示单色X射线图像生成处理的概略的概略图。管电压低的图像(低kV图像)与管电压的高图像(高kV图像)被输入至变换部193。像素值的单位针对每一像素从CT值变换为线衰减系数。μ表示质量衰减系数，ρ表示密度。该变换对应于求解μ_Object·ρ_Object。在线衰减系数变换后，用高kV图像的像素值(线衰减系数)除低kV图像的像素值(线衰减系数)。此时，由于ρ_Object被约分，因此被除的值(Diff)的单位成为质量衰减系数的单位。被除的值与第1衰减系数比(As)以及第2衰减系数比(Bs)进行比较。通过该比较，推定第1物质(造影剂或骨)以及第2物质(水)的存在比率。根据与存在比率和目的能量(keV)有关的各第1、第2物质的归一化衰减系数，决定与低kV图像和高kV图像的像素值分别对应的合成率。根据决定的合成率，对低kV图像与高kV图像进行合成。由此，能够取得S/N(信噪比)良好的目的能量(单色)的图像。
图7为表示单色X射线图像生成处理的步骤的流程图。
从图像存储部191中读出来源于第1、第2能量X射线的第1、第2医用图像(步骤Sa1)。另外，在将分别来源于多个X射线能量的多个医用图像存储于图像存储部191内的情况下，在步骤Sa1的处理前，根据经由输入部201的操作者的指示来选择两种不同的X射线能量。
根据读出的第1、第2医用图像的像素值与第1衰减系数比(As)、第2衰减系数比(Bs)，针对每一像素推定第1、第2物质的存在比率(步骤Sa2)。针对推定第1、第2物质的存在比率的处理，使用以下存在比率推定功能进行详述。根据第1、第2物质的存在比率与目的能量的各第1、第2物质的归一化衰减系数，针对每一像素决定第1、第2医用图像间的像素值的合成率(步骤Sa3)。针对决定第1、第2医用图像间的像素值的合成率的处理，使用以下合成率决定功能进行详述。按照决定的合成率，根据第1、第2医用图像而产生与目的能量有关的合成图像(步骤Sa4)。
(存在比率推定功能)
存在比率推定功能是指根据第1、第2医用图像的像素值与第1、第2衰减系数比，对每一像素推定第1、第2物质的存在比率的功能。以下，对按照存在比率推定功能的处理(以下称为存在比率推定处理)进行说明。
图8为表示图7步骤Sa2的存在比率推定处理的步骤的流程图。
将读出的第1、第2医用图像的CT值变换为衰减系数(步骤Sb1)。针对第1、第2医用图像中的同一坐标的每一像素计算使用来源于第1医用图像的衰减系数除来源于第2医用图像的衰减系数后的值(除法值)(步骤Sb2)。从衰减系数存储部197中读出第1衰减系数比(As)与第2衰减系数比(Bs)(步骤Sb3)。
将除法值与第1衰减系数比(As)进行比较(步骤Sb4)。若除法值为As以上，则推定与除法值有关的第1、第2医用图像的各个像素中的第1物质的存在比率为100％(步骤Sb5)。此时，第2物质的存在比率推定为0％。若除法值不足As时，将除法值与第2衰减系数比(Bs)进行比较(步骤Sb6)。若除法值为Bs以下，则推定与除法值有关的第1、第2医用图像的各个像素中的第2物质的存在比率为100％。此时，第1物质的存在比率推定为0％(步骤Sb7)。
若除法值大于Bs(Bs＜除法值＜As)，则根据除法值、第1衰减系数比(As)、第2衰减系数比(Bs)推定第1、第2医用图像的各个像素的第1、第2物质的存在比率(步骤Sb8)。对于在步骤Sb2的处理中计算出的所有除法值，重复步骤Sb4的处理至步骤Sb8的处理，直到推定第1、第2物质的存在比率(Sb9)。
(合成率决定功能)
合成率决定功能是指根据与第1、第2物质的存在比率以及目的能量有关的各第1、第2物质的归一化衰减系数，针对每一像素决定第1、第2医用图像间的像素值的合成率的功能。以下，对按照合成率决定功能的处理(以下称为合成率决定处理)进行说明。
图9为表示图7的步骤Sa3中的合成率决定处理的步骤的流程图。
操作者经由输入部201输入作为目的的X射线能量(目的能量)(步骤Sc1)。判定第1、第2医用图像的像素中的第1物质的存在比率是否为100％(步骤Sc2)。若第1物质的存在比率为100％，则根据与目的能量有关的第1物质的归一化衰减系数决定与第1、第2医用图像的像素值分别对应的合成率(步骤Sc3)。若第1物质的存在比率不是100％，则判定第1、第2医用图像的像素中的第2物质的存在比率是否为100％(步骤Sc4)。若第2物质的存在比率为100％，则根据与目的能量有关的第2物质的归一化衰减系数决定与第1、第2医用图像的像素值分别对应的合成率(步骤Sc5)。
若第1、第2物质的存在比率都不为100％，则根据与目的能量对应的各第1、第2物质的归一化衰减系数与第1、第2物质的存在比率决定与第1、第2医用图像的像素值分别对应的合成率(步骤Sc6)。
图10为将从合成图像产生部205输出的合成图像的一例与多个目的能量一起示出的图。与第1医用图像有关的管电压为80kV(第1能量为49keV)。与第2医用图像有关的管电压为135kV(第2能量为66keV)。从这些医用图像中输出与多个目的能量(55kV、60kV、65kV)分别对应的多个医用图像。
根据以上所述的结构，能够取得以下效果。
根据本实施方式X射线计算机断层摄影装置1，能够使用与两种不同的X射线能量分别对应的两种医用图像，短时间、高对比度、低噪音地生成与操作者希望的X射线能量对应的医用图像。具体而言，基于本实施方式X射线计算机断层摄影装置1，能够根据与两种不同的X射线能量分别对应的两种医用图像的像素值、第1物质的衰减系数、第2物质衰减系数，推定各像素的第1、第2物质的存在比率。能够根据推定的第1、第2物质的存在比率和与目的能量有关的各第1、第2物质的归一化衰减系数，对每一像素决定第1、第2医用图像间的像素值的合成率。能够按照决定的合成率，根据第1、第2医用图像生成与目的能量有关的合成图像。由此，能够使用与两种不同的X射线能量分别对应的医用图像，短时间、高对比度、低噪音地生成与操作者希望的X射线能量(目的能量)对应的医用图像。并且，根据本X射线计算机断层摄影装置1，能够对所生成的合成图像，计算CNR等用于评价低对比分辨率的指标。并且，可以显示或存储合成图像的对比度提高程度与降噪程度。
另外，作为本实施方式的变形例，在使用医用图像处理装置实现本X射线计算机断层摄影装置1的技术思想的情况下，成为具有例如图1结构图中虚线内(图像处理装置19)的结构要素的装置。单色X射线图像产生功能、存在比率推定功能、合成率决定功能中的各处理与第1实施方式相同。此外，各实施方式涉及的各功能也可以通过将执行该处理的程序装于工作站等计算机上，并将其展开在存储器上来实现。此时，能够使计算机执行该方法的程序也可以存储在磁盘(软盘(注册商标)、硬盘等)、光盘(CD-ROM、DVD等)、半导体存储器等存储介质内并发布。
针对本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子而示出的，并不是为了限定发明的范围。这些新的实施方式可以通过其他各种形态来实施，在不脱离发明的要旨范围内，可以进行各种省略、置换、变更。这些实施方式或其变形在被包含发明范围或要旨内的同时，被包含在专利要求范围内所述的发明与其均等的范围内。

Claims (6)

1.一种医用图像处理装置，其特征在于，包括：
图像存储部，存储分别来源于第1、第2能量的X射线的第1、第2医用图像；
推定部，根据与上述第1、第2能量对应的第1物质的衰减系数、与上述第1、第2能量对应的第2物质的衰减系数以及上述第1、第2医用图像中的像素值，对每一像素推定上述第1、第2物质中的一方相对于另一方的存在比率；
合成率决定部，根据上述第1、第2物质的存在比率以及与目的能量有关的各个上述第1、第2物质的衰减系数，对每一像素决定上述第1、第2医用图像间的像素值的合成率；以及
合成图像产生部，使用上述决定的合成率，根据上述第1、第2医用图像产生与上述目的能量有关的合成图像。
2.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，其特征在于：
还包括：变换部，针对每一像素将上述第1、第2医用图像中的像素值变换为衰减系数；以及
衰减系数存储部，关于上述第1物质，存储上述第1能量的衰减系数相对于上述第2能量的衰减系数的比例，关于上述第2物质，存储上述第1能量的衰减系数相对于上述第2能量的衰减系数的比例，
上述推定部根据上述比例与上述第1、第2医用图像的每个像素的衰减系数，对上述第1、第2医用图像的每个像素推定上述第1、第2物质的存在比率。
3.一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，包括：
X射线产生部，产生X射线；
X射线检测部，检测从上述X射线产生部产生并透过被检体的X射线；
重建部，根据来自上述X射线检测部的输出，重建分别来源于第1、第2能量的X射线的第1、第2医用图像；
推定部，根据与上述第1、第2能量对应的第1物质的衰减系数、与上述第1、第2能量对应的第2物质的衰减系数以及上述第1、第2医用图像中的像素值，对每一像素推定上述第1、第2物质中的一方相对于另一方的存在比率；
合成率决定部，根据上述第1、第2物质的存在比率以及与目的能量有关的各个上述第1、第2物质的衰减系数，对每一像素决定上述第1、第2医用图像间的像素值的合成率；以及
合成图像产生部，使用上述决定的合成率，根据上述第1、第2医用图像产生与上述目的能量有关的合成图像。
4.根据权利要求3所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于：
还包括：变换部，针对每一像素将上述第1、第2医用图像中的像素值变换为衰减系数；以及
衰减系数存储部，关于上述第1物质，存储上述第1能量的衰减系数相对于上述第2能量的衰减系数的比例，关于上述第2物质，存储上述第1能量的衰减系数相对于上述第2能量的衰减系数的比例，
上述推定部根据上述比例与上述第1、第2医用图像的每个像素的衰减系数，对上述第1、第2医用图像的每个像素推定上述第1、第2物质的存在比率。
5.一种医用图像处理方法，其特征在于，包括：
存储分别来源于第1、第2能量的X射线的第1、第2医用图像的步骤；
根据与上述第1、第2能量对应的第1物质的衰减系数、与上述第1、第2能量对应的第2物质的衰减系数以及上述第1、第2医用图像中的像素值，对每一像素推定上述第1、第2物质中的一方相对于另一方的存在比率的步骤；
根据上述第1、第2物质的存在比率以及与目的能量有关的各个上述第1、第2物质的衰减系数，对每一像素决定上述第1、第2医用图像间的像素值的合成率的步骤；以及
使用上述决定的合成率，根据上述第1、第2医用图像产生与上述目的能量有关的合成图像的步骤。
6.根据权利要求5所述的医用图像处理方法，其特征在于，还包括：
针对每一像素将上述第1、第2医用图像中的像素值变换为衰减系数的步骤；以及
关于上述第1物质，存储上述第1能量的衰减系数相对于上述第2能量的衰减系数的比例，关于上述第2物质，存储上述第1能量的衰减系数相对于上述第2能量的衰减系数的比例的步骤，
推定上述第1、第2物质中的一方相对于另一方的存在比率的步骤是根据上述比例与上述第1、第2医用图像的每个像素的衰减系数，对上述第1、第2医用图像的每个像素推定上述第1、第2物质的存在比率。
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