CN104105445A - X射线ct装置、图像处理装置以及图像处理方法 - Google Patents

X射线ct装置、图像处理装置以及图像处理方法 Download PDF

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Abstract

X射线CT装置具有：X射线管；高电压电源；X射线检测器；基于通过扫描对被检体进行摄影而获得的多重能量的重构前数据，生成与多种基准物质分别相当的多个基准物质图像的重构部；基于多个基准物质图像，对包含于被检体的摄影范围内的多种物质分别进行判别的物质判别部；生成与由判别出的多种物质的各物质确定的能量相关的单色X射线图像的单色X射线图像生成部；以及统合与多种物质相当的多个单色X射线图像，生成统合图像并显示于显示装置的合成图像生成部。

Description

X射线CT装置、图像处理装置以及图像处理方法
技术领域
作为本发明的一方式的本实施方式涉及能够执行双能量扫描或者多重能量扫描的X射线CT(computed tomography)装置、图像处理装置以及图像处理方法。
背景技术
X射线CT装置基于透射了被检体的X射线的强度，通过图像提供关于被检体的信息，在以疾病的诊断、治疗以及手术计划等为首的大量的医疗行为中起到重要的作用。
近年来，在X射线CT装置中，使用双能量扫描(dual energy scan)这样的方法。此处所说的双能量扫描是使用两个种类的不同的管电压对被检体进行摄影而取得图像的方法。将使用了双能量扫描的CT称作“双能量CT(Dual Energy CT)”。
并且，作为与双能量扫描的方法相关联的技术，已知有下述的非专利文献1以及专利文献1。基于这些，使用了双能量扫描的方法的X射线CT装置，基于通过两个种类的不同的管电压得到的信息进行物质的分离，并且，能够取得单色X射线图像、密度图像、有效原子序数图像、伪影被除去(减少)等的各种图像。另外，在该情况下使用的X射线是包含各种能量的X射线且具有特定的能量分布的连续光谱X射线。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2009－261942号公报
非专利文献
非专利文献1：JohnsonTR.etal.，“Material differentiation by dual energyCT：initial experience”，Eur Radiol(2007)，17，1510－1517
发明内容
发明所要解决的课题
在现有技术中，通过双能量扫描的方法获得各种图像。但是，认为通常在摄影的对象范围包含多种物质，因被检体的诊断部位、物质等而图像诊断的最佳的能量不同，从而存在难以从被认定为候补的能量中选择某一个能量的问题。另外，当判断是否是图像诊断的最佳的能量时，例如考虑CT值的差大而容易附带对比度、能够除去骨、伪影等。
例如，假定X射线CT装置通过双能量扫描的方法生成单色X射线图像的情况。当在摄影的对象范围中包含软组织且对软组织进行图像诊断的情况下，当为比较低的能量时，CT值的差大而容易附带对比度，从而容易进行软组织的图像诊断，但当为比较高的能量时，CT值的差小而不附带对比度，从而难以进行软组织的图像诊断。于是，从对软组织进行图像诊断的观点出发，作为生成单色X射线图像时的最佳的能量，应当选择比较低的能量。另一方面，为了除去在摄影的对象范围中包含的骨、伪影，适合选用高的能量。于是，从骨、伪影的除去的观点出发，作为生成单色X射线图像时的最佳的能量，应当选择比较高的能量。在这种情况下，难以从被认定为候补的能量中选择某一个能量。
此外，作为其他的例子，假定在对软组织进行图像诊断的情况下产生金属伪影(因包含金属的人工物而引起的伪影)的时候。如上所述，从对软组织进行图像诊断的观点出发，作为生成单色X射线图像时的最佳的能量，应当选择比较低的能量。但是，当是比较高的能量时，减少金属伪影，因此，从金属伪影的减少的观点出发，作为生成单色X射线图像时的最佳的能量，应当选择比较高的能量。在该情况下，同样难以进行生成单色X射线图像时的最佳的能量的选择。
附图说明
图1是示出第一实施方式的X射线CT装置的构成例的图。
图2是示出设置于第一实施方式的X射线CT装置的X射线管以及高电压产生装置的构成例的图。
图3是示出第一实施方式的X射线CT装置所具备的DAS的构成例的图。
图4是示出第一实施方式的X射线CT装置的功能的框图。
图5是示出第一实施方式的X射线CT装置的动作的流程图。
图6是示出关于c1(x，y)与c2(x，y)的相关关系，以造影剂、脂肪、尿酸、石灰化的碳酸钙(CaCO3)为例进行图表化的图。
图7是示出预先存储于图像处理装置的HDD、存储器的能量表格的构成例的图。
图8是用于对合成图像的生成的概念图进行说明的图。
图9是用于对合成图像的生成的概念图进行说明的图。
图10是示出表示第二实施方式的X射线CT装置的构成例的图。
图11是用于对第二实施方式的X射线CT装置的X射线检测器的结构进行说明的立体图。
图12是以第二实施方式的X射线CT装置的X射线检测器以及DAS为中心的电框图。
图13是示出第二实施方式的X射线CT装置的功能的框图。
图14是示出第二实施方式的X射线CT装置的动作的流程图。
具体实施方式
参照附图对本实施方式的X射线CT装置、图像处理装置以及图像处理方法进行说明。
为了解决上述的课题，本实施方式的X射线CT装置具有：X射线管，照射X射线；高电压电源，对上述X射线管施加管电压；X射线检测器，具有多个X射线检测元件，对上述X射线进行检测；图像生成单元，基于通过扫描对被检体进行摄影而获得的多重能量的重构前数据，生成与多种基准物质分别相当的多个基准物质图像；判别单元，基于上述多个基准物质图像，对上述被检体的包含于摄影范围内的多种物质分别进行判别；单色X射线图像生成单元，生成与由上述判别的多种物质的各物质确定的能量相关的单色X射线图像；统合图像生成单元，统合与上述多种物质相当的多个单色X射线图像，生成统合图像；以及显示单元，使上述统合图像显示于显示装置。
为了解决上述的课题，本实施方式的图像处理装置具有：图像生成单元，基于通过扫描对被检体进行摄影而获得的多重能量的重构前数据，生成与多种基准物质分别相当的多个基准物质图像；判别单元，基于上述多个基准物质图像，对上述被检体的包含于摄影范围内的多种物质分别进行判别；单色X射线图像生成单元，生成与由上述判别的多种物质的各物质确定的能量相关的单色X射线图像；统合图像生成单元，统合与上述多种物质相当的多个单色X射线图像，生成统合图像；以及显示单元，使上述统合图像显示于显示装置。
为了解决上述的课题，本实施方式的图像处理方法具有：图像生成步骤，基于通过扫描对被检体进行摄影而获得的存储于存储装置的多重能量的重构前数据，生成与多种基准物质分别相当的多个基准物质图像；判别步骤，基于上述多个基准物质图像，对上述被检体的包含于摄影范围内的多种物质分别进行判别；单色X射线图像生成步骤，生成与由上述判别的多种物质的各物质确定的能量相关的单色X射线图像；统合图像生成步骤，统合与上述多种物质相当的多个单色X射线图像，生成统合图像；以及显示步骤，使上述统合图像显示于显示装置。
根据本实施方式的X射线CT装置、图像处理装置以及图像处理方法，即便因被检体的诊断部位、物质等而图像诊断的最佳的能量不同，也不存在从被认定为候补的能量中选择某一个能量的必要性。此外，根据本实施方式的X射线CT装置、图像处理装置以及图像处理方法，即便因被检体的诊断部位、物质等而图像诊断的最佳的能量不同，也能够提供减少伪影并且同时针对每个物质改善了对比度的图像。
另外，在本实施方式的X射线CT装置中，具有X射线管和检测器作为一体绕被检体的周围旋转的旋转/旋转(ROTATE/ROTATE)类型、多个检测元件呈环状排列，仅X射线管绕被检体的周围旋转的固定/旋转(STATIONARY/ROTATE)类型等各种类型，不论是哪种类型都能够应用本发明。在本实施方式中，以当前占主流的旋转/旋转类型进行说明。
此外，在作为本实施方式的X射线CT装置的一个的第一实施方式的X射线CT装置中，利用使用不同的多个种类的管电压对被检体进行摄影而取得图像的方法亦即双能量扫描。在基于该双能量扫描的摄影方法中，大体上划分的话包含至少三个方法。作为第一方法，具有在使用一个X射线管以第一个管电压进行摄影之后，以与第一个管电压不同的第二个管电压进行摄影的“Slow－kV switching方式(双旋转方式)”。作为第二方法，具有针对旋转中(扫描中)的每个视图高速地切换X射线管的管电压来进行摄影的“Fast－kV switching方式(高速开关方式)”。在该情况下，与管电压的切换同步地由数据收集装置进行数据收集，在一次扫描中收集不同的管电压的数据。此外，作为第三方法，具有不是搭载一个X射线管而是搭载两个X射线管并且使用它们以不同的管电压进行摄影的“Dual Source(双管球方式)”。作为第四方法，具有使用多层构造的X射线检测器的“多层方式”。例如在使用2层构造(浅层的检测器、深层的检测器)的X射线检测器的情况下，利用浅层的检测器对低能量的X射线进行检测，利用通过了浅层的检测器的深层的检测器对高能量的X射线进行检测。不论是哪个类型都能够应用本发明。在本实施方式中，对上述第二方法的情况进行说明。
进而，在第一实施方式的X射线CT装置中对使用双能量扫描收集双重能量的重构前数据(原始数据或者投影数据)的情况进行说明，但也能够将本发明应用于使用双能量(双重能量)以上的多重能量扫描收集多重能量的重构前数据的情况。
而且，在作为本实施方式的X射线CT装置的一个的第二实施方式的X射线CT装置中对使用单能量扫描收集双重能量的重构前数据的情况进行说明，但也能够将本发明应用于使用单能量扫描收集多重能量的重构前数据的情况。
(第一实施方式)
图1是示出表示第一实施方式的X射线CT装置1的构成例的图。
图1示出第一实施方式的执行双能量扫描的X射线CT装置1。X射线CT装置1大体上由扫描装置11以及图像处理装置(控制台)12构成。X射线CT装置1的扫描装置11通常设置于检查室，为了生成与患者O(被检体)相关的X射线的透射数据而构成。另一方面，图像处理装置12通常设置于与检查室相邻的控制室，为了基于透射数据生成投影数据来进行重构图像的生成、显示而构成。
X射线CT装置1的扫描装置11具备X射线管21、光阑22、X射线检测器23、DAS(data acquisition system)24、旋转部25、高电压产生装置26、光阑驱动机构27、旋转驱动机构28、顶板30、顶板驱动装置31以及控制器32。
X射线管21与从高电压产生装置26供给的管电压相应地使电子束与金属制的对阴极碰撞而产生X射线，并朝向X射线检测器23照射X射线。利用从X射线管21照射的X射线，形成扇形光束X射线、锥形光束X射线。X射线管21通过经由高电压产生装置26的控制器32的控制而被供给X射线的照射所需要的电力。
光阑22通过光阑驱动机构27调整从X射线管21照射的X射线的x轴方向以及z轴方向(切片方向)的照射范围。即，通过利用光阑驱动机构27对光阑22的开口进行调整，能够变更切片方向的X射线照射范围。
X射线检测器23是在通道方向具有多个检测元件以及在列(切片)方向具有一个检测元件的一维阵列型的检测器。此外，X射线检测器23也可以是矩阵状、即在通道方向具有多个检测元件以及在切片方向具有多个检测元件的二维阵列型的检测器(也称作多切片型检测器。)。X射线检测器23对从X射线管21照射且透射了患者O的X射线进行检测。
DAS24与双能量扫描的管电压的切换同步地进行数据收集。DAS24对X射线检测器23的各检测元件所检测的透射数据(X射线检测数据)的信号进行放大并转换成数字信号。将DAS24的输出数据经由扫描装置11的控制器32供给至图像处理装置12。将在后面对DAS24的详细情况进行叙述。
旋转部25将X射线管21、光阑22、X射线检测器23、DAS24以及光阑驱动机构27作为一体加以保持。旋转部25构成为在使X射线管21与X射线检测器23对置的状态下，能够将X射线管21、光阑22、X射线检测器23、DAS24以及光阑驱动机构27作为一体绕患者O的周围旋转。高电压产生装置26也可以保持于旋转部25。另外，以z轴方向定义与旋转部25的旋转中心轴平行的方向，以x轴方向、y轴方向定义与该z轴方向正交的平面。
高电压产生装置26通过控制器32所进行的控制朝X射线管21供给为了执行双能量扫描而需要的电力。
图2是示出设置于第一实施方式的X射线CT装置1的X射线管21以及高电压产生装置26的构成例的图。
如图2所示，X射线管21具备阳极21a以及灯丝(阴极)21b。此外，高电压产生装置26具备低管电压设定器26a、高管电压设定器26b、定时控制器26c、开关26d、高电压电源26e、阈值设定器26f、比较器26g以及电容器C。以下，对将双能量扫描中的High－kV(高管电压)设定为140kV、将Low－kV(低管电压)设定为80kV的情况进行说明，但并不限定于该情况，也可以设定为任意组合的高管电压和低管电压。并且，将双能量扫描中的High－kV(高管电压)定义为“第一管电压”，将Low－kV(低管电压)定义为“第二管电压”。
低管电压设定器26a设定Low－kV，另一方面，高管电压设定器26b设定High－kV。管电压设定器26a和26b的输出都能够选择。管电压设定器26a或者26b的输出经由由定时控制器26c控制的开关26d与高电压电源26e连接。根据从定时控制器26c输出的信号a对开关26d进行控制。在信号a表示“L”的情况下，选择低管电压设定器26a，另一方面，在表示“H”的情况下，选择高管电压设定器26b。
高电压电源26e的正侧输出与X射线管21的阳极21a电连接，并且被接地。此外，高电压电源26e的负侧输出与X射线管21的灯丝21b电连接。高电压电源26e的输出在基于信号a的切换的定时被切换成Low－kV或者High－kV(例如管电压80kV或者140kV等)。在高电压电源26e中具备管电压检测端子T，管电压检测端子T与比较器26g的正侧输入连接。阈值设定器26f与比较器26g的负侧输入连接。
比较器26g输入从高电压电源26e的管电压检测端子T输入的信号b以及从阈值设定器26f输入的信号c，将在信号b大于信号c的情况下表示“L”、而在信号b为信号c以下的情况下表示“H”的信号d输出至DAS24。DAS24在信号d表示“L”的情况下判断为基于Low－kV的透射数据，而在表示“H”的情况下判断为基于High－kV的透射数据。
控制器32根据来自后述的图4的CPU41的管电压控制部51的管电压控制信号，经由高电压产生装置26的定时控制器26c对开关26d的切换进行控制来执行双能量扫描，选择是从高电压电源26e输出基于低管电压设定器26a的Low－kV，还是从高电压电源26e输出基于高管电压设定器26b的High－kV。根据来自控制器32的控制信号，开关26d将所选择的管电压设定信号赋予高电压电源26e。
此外，来自控制器32的控制信号也被发送至DAS24。DAS24识别通过双能量扫描而收集的数据是基于Low－kV的X射线照射的数据还是基于High－kV的X射线照射的数据。
返回到图1的说明，光阑驱动机构27具有通过控制器32所进行的控制对光阑22的X射线的x轴方向以及z轴方向的照射范围进行调整的机构。
旋转驱动机构28具有通过控制器32所进行的控制以在旋转部25维持该位置关系的状态下绕空洞部的周围旋转的方式使旋转部25旋转的机构。
顶板30能够载置患者O。
顶板驱动装置31具有通过控制器32所进行的控制使顶板30沿着y轴方向进行升降移动，并且，使顶板30沿着z轴方向进行进入/退避移动的机构。旋转部25的中央部分具有开口，载置于顶板30的患者O插入到该开口部中。
控制器32具备未图示的CPU(central processing unit)以及存储器等。控制器32根据来自图像处理装置12的指示进行对X射线检测器23、DAS24、高电压产生装置26、光阑驱动机构27、旋转驱动机构28以及顶板驱动装置31等的控制来执行双能量扫描。
X射线CT装置1的图像处理装置12以计算机为基础而构成，能够与网络(local area network)N进行相互通信。图像处理装置12大体上由CPU41、存储器42、HDD(hard disc drive)43、输入装置44以及显示装置45等的基本的硬件构成。CPU41经由作为共通信号传送路的总线与构成图像处理装置12的各硬件构成要素相互连接。另外，存在图像处理装置12具备存储介质驱动器46的情况。
CPU41是具有将由半导体构成的电子电路封入具有多个端子的封装的集成电路(LSI)的结构的控制装置。当医生等的操作者对输入装置44进行操作等而输入指令时，CPU41执行存储于存储器42的程序。或者，CPU41将存储于HDD43的程序、从网络N传送并安装到HDD43的程序、或者从装配于存储介质驱动器46的存储介质读出并安装到HDD43的程序下载到存储器42中并加以执行。
存储器42是包括ROM(read only memory)以及RAM(random accessmemory)等的存储装置。存储器42存储IPL(initial program loading)、BIOS(basic input/output system)以及数据，或者用于CPU41的工作存储器、数据的暂时存储。
HDD43是具有以不能拆装的方式内置涂覆或者蒸镀磁性体的金属盘的结构的存储装置。HDD43是对安装到图像处理装置12的程序(除了应用程序之外，也包含OS(operating system)等)、数据进行存储的存储装置。此外，也能够使OS提供在相对于做手术的人等的操作者的朝显示装置45的信息的显示中多用图解、能够通过输入装置44进行基础的操作的GUI(graphical userinterface)。
输入装置44是能够供操作者进行操作的定点设备，将按照操作的输入信号发送至CPU41。
显示装置45包括未图示的图像合成电路、VRAM(video random accessmemory)以及显示器等。图像合成电路生成在图像数据中合成各种参数的文字数据等的合成数据。VRAM将合成数据在显示器展开。显示器由液晶显示器、CRT(cathode ray tube)等构成，依次显示图像。
图3是示出第一实施方式的X射线CT装置1所具备的DAS24的构成例的图。
如图3所示，DAS24具备增益存储电路24a、增益控制电路24b、QV转换电路(积分电路以及增益可变放大电路)24c、A/D转换电路24d、校准数据存储电路24e以及校准数据应用电路24f。以下，设为对于每个构成X射线检测器23的X射线检测元件具备各电路24a～24f，但也可以对于每个由多个X射线检测元件构成的X射线检测元件组具备各电路24a～24f。
增益存储电路24a预先存储增益(放大率)。增益存储电路24a为了头部摄影用预先存储与头部的大小相应的增益，为了胸部摄影用预先存储与胸部的大小相应的增益，为了腹部摄影用预先存储与腹部的大小相应的增益。增益存储电路24a也能够存储能够通过一次的X射线照射对体径尺寸不同的多个部位进行图像收集的增益。
增益控制电路24b通过控制器32的控制对QV转换电路24c进行控制以设定存储于增益存储电路24a的增益。
QV转换电路24c对从构成X射线检测器23的第m通道、第n列的X射线检测元件Em，n输出的电压信号与X射线的照射周期同步地周期性地进行积分。此外，QV转换电路24c具备运算放大器(operational amplifier)A、不同容量的三个电容器C(C1、C2、C3)以及三个开关S(S1、S2、S3)。开关S1、S2、S3分别与各电容器C1、C2、C3对应，通过增益控制电路24b对开/关进行控制。通过电容器C1、C2、C3的开/关的组合，QV转换电路24c能够设定6个种类的增益。另外，QV转换电路24c也可以为了设定6个种类的增益而具备相同容量的6个电容器C。此外，QV转换电路24c所具备的电容器C的数量并不限定于3个以及6个。
QV转换电路24c使用由增益控制电路24b控制的增益对从X射线检测元件Em，n输出的透射数据进行放大。
A/D转换电路24d将从QV转换电路24c输出的模拟数据转换成数字数据。
校准数据存储电路24e通过控制器32的控制为了校准数据(校准数据)用而存储通过双能量扫描而预先获得的准确的校准数据。对存储于校准数据存储电路24e的校准数据进行说明。
校准数据应用电路24f在基于双能量扫描的A/D转换电路24d的输出数据中应用存储于校准数据存储电路24e的校准数据。校准数据应用电路24f识别通过双能量扫描而收集的数据的管电压对、以及管电流调制的管电流的各值。校准数据应用电路24f从校准数据存储电路24e取得与所识别的管电压对以及管电流的各值对应的校准数据并将所取得的校准数据应用于A/D转换电路24d的输出信号。
在校准数据存储电路24e相对于离散的管电流具有校准数据的情况下，校准数据应用电路24f对校准数据进行插补并应用于无数据的管电流。
返回到图1的说明，图像处理装置12对从扫描装置11的DAS24输入的双重能量的原始数据进行对数转换处理、灵敏度校正等的校正处理(前处理)而生成投影数据并将其存储于HDD43等的存储装置。此外，图像处理装置12对被前处理后的投影数据进行散射线的除去处理。图像处理装置12基于X射线曝射范围内的投影数据的值进行散射线的除去，从作为对象的投影数据减去根据进行散射线校正的对象的投影数据或者其相邻投影数据的值的大小推定的散射线来进行散射线校正。图像处理装置12基于被校正后的投影数据生成图像数据并将其存储于HDD43等的存储装置或者显示于显示装置45。
图4是示出第一实施方式的X射线CT装置1的功能的框图。
通过图1所示的图像处理装置12的CPU41执行程序，如图4所示，X射线CT装置1具备作为管电压控制部51以及任意能量图像生成部52的功能。具体而言，管电压控制部51具备条件设定部61以及灯丝电流值运算部62。此外，任意能量图像生成部52具备投影数据读出部71、分离部72、重构部73、物质判别部74、能量设定部75、单色X射线图像生成部76以及合成图像生成部77。另外，图像处理装置12的管电压控制部51与任意能量图像生成部52的全部或者一部分也可以作为硬件而设置于图像处理装置12。此外，图像处理装置12的管电压控制部51和任意能量图像生成部52的全部或者一部分也可以不仅设置于图像处理装置12，而且设置于高电压产生装置26、控制器32。
首先，对管电压控制部51的结构进行说明。管电压控制部51生成用于对由高电压产生装置26产生的管电压的切换以及切替时的条件等进行控制的管电压控制信号，将所生成的管电压控制信号供给至控制器32。
管电压控制部51的条件设定部61具有基于根据扫描计划、在扫描之前的定位图像(搜索图像)获得的信息或者在扫描中透射了被检体的X射线透射数据，设定管电流条件(调制时的最大的管电流值)的功能。此外，条件设定部61具有基于根据扫描计划、搜索图像获得的信息或者在扫描中透射了被检体的X射线透射数据，设定相对于时间序列的X射线照射量的调制(调制)的条件的功能。作为调制，能够举出相对于旋转角的周期性的调制(旋转角调制)、相对于z轴方向的调制(z轴调制)、与心电信号同步的周期性的调制(心电同期调制)、以及用于减少眼球以及卵巢等的高敏感度部位的被照射的调制(高敏感度部位调制)、它们的组合。将利用条件设定部61分别设定的管电流条件以及调制条件发送至灯丝电流值运算部62。
灯丝电流值运算部62具有经由控制器32以及高电压产生装置26算出基于利用条件设定部61设定的管电流条件以及调制条件的X射线管21的灯丝电流值的功能。此外，灯丝电流值运算部62具有将所算出的灯丝电流值供给至X射线管21的灯丝的功能。
其次，对任意能量图像生成部52的结构进行说明。任意能量图像生成部52针对存在于摄影的对象范围的每个物质生成使用了适当的能量的任意的能量图像。在任意能量图像生成部52生成任意的能量图像的情况下，在第一实施方式的X射线CT装置1中，利用X射线CT装置1执行双能量扫描并收集双重能量的投影数据。例如，作为双能量扫描的一个方法，使用针对旋转中(扫描中)的每个视图高速地切换X射线管的管电压并进行摄影的“Fast－kV switching方式(高速开关方式)”。
任意能量图像生成部52的投影数据读出部71读出存储于图像处理装置12的HDD43的双重能量的投影数据来作为重构前数据。投影数据读出部71将读出的双重能量的投影数据供给至分离部72。另外，投影数据读出部71也可以代替投影数据而读出作为重构前数据的原始数据。
分离部72使用来自投影数据读出部71的双重能量的投影数据，分离(辨别)存在于摄影的对象范围的、预先决定的多种基准物质(造影剂、CaCo3、尿酸以及脂肪等)。以下，对分离部72分离两种基准物质并生成与两种基准物质分别对应的两组投影数据的情况进行说明，但只要是多种即可，并不限定于两种。分离部72将与分离后的两种基准物质分别对应的两组投影数据供给至重构部73。另外，使用图5的流程图对分离部72的基准物质的分离方法进行详细叙述。
重构部73基于与由分离部72分离的两种基准物质分别对应的两组投影数据，针对每种基准物质对作为图像数据的基准物质图像(基准物质强调图像)进行重构。重构部73基于与基准物质1相当的组的投影数据生成基准物质1的基准物质图像，基于与基准物质2相当的组的投影数据生成基准物质2的基准物质图像。通过组合由重构部73生成的多种基准物质图像，能够生成与多种能量相当的作为多个图像数据的多个单色图像。重构部73将所生成的与两种基准物质分别对应的两个基准物质图像供给至物质判别部74以及单色X射线图像生成部76。
物质判别部74使用由重构部73生成的与两种基准物质分别对应的两个基准物质图像，进行存在于摄影的对象范围的各物质(包含组织、造影剂以及骨等)的判别(特定)，并将判别结果供给至能量设定部75。另外，使用图5的流程图对物质判别部74的物质的判别方法进行详细叙述。
能量设定部75基于来自物质判别部74的判别结果，参照预先存储于图像处理装置12的HDD43、存储器42的能量表格，针对存在于摄影的对象范围的每个物质，设定当生成与各物质相关的单色X射线图像时的能量。能量设定部75将与所设定的能量相关的数据供给至单色X射线图像生成部76。
单色X射线图像生成部76基于由能量设定部75设定的与各物质相关的能量、以及由重构部73生成的与两种基准物质分别对应的两个基准物质图像，生成与存在于摄影的对象范围的各物质相关的单色X射线图像。另外，在第一实施方式中使用的“单色X射线图像”是基于使用具有特定的X射线实效能量的连续光谱X射线进行摄影的投影数据而制作的图像，意味着与在使用具有特定的能量的单色X射线进行摄影的情况下获得的图像之间具有等价的关系的图像。单色X射线图像生成部76将与所生成的单色X射线图像相关的数据供给至合成图像生成部77。
合成图像生成部77使用由单色X射线图像生成部76生成的单色X射线图像生成合成图像。
接着，对第一实施方式的X射线CT装置1的合成图像显示处理进行说明。
图5是示出第一实施方式的X射线CT装置1的动作的流程图。
在步骤S1中，X射线CT装置1的扫描装置11按照控制器32的控制执行双能量扫描，收集基于双能量扫描(例如，Fast－kV switching方式(高速开关方式))的投影数据。具体而言，扫描装置11针对旋转中(扫描中)的每个视图高速地切换X射线管的管电压并进行摄影，使用High－kV(高管电压)和Low－kV(低管电压)这两个种类的不同的管电压对被检体O进行摄影。另外，X射线CT装置1能够使用双能量以上的多重能量，例如在三重能量扫描的情况下使用3个种类的不同的管电压对被检体O进行摄影。
在步骤S2中，扫描装置11的DAS24与双能量扫描的管电压的切换同步地进行数据收集，对X射线检测器23的各检测元件所检测的透射数据的信号进行放大并转换成数字信号。将DAS24的输出数据经由扫描装置11的控制器32供给至图像处理装置12。
并且，X射线CT装置1的图像处理装置12的CPU41取得从扫描装置11的DAS24输入的双重能量的原始数据，对所取得的原始数据进行对数转换处理、灵敏度校正等的校正处理(前处理)而生成投影数据并将所生成的投影数据存储于HDD43等的存储装置。HDD43按照CPU41的控制对双重能量的投影数据进行存储。
在步骤S3中，CPU41的任意能量图像生成部52的投影数据读出部71读出存储于图像处理装置12的HDD43的与双重能量相当的投影数据。投影数据读出部71将所读出的投影数据供给至分离部72。
在步骤S4中，分离部72使用来自投影数据读出部71的双重能量的投影数据对存在于摄影的对象范围的两种基准物质进行分离。分离部72将与分离后的两种基准物质分别对应的两组投影数据供给至重构部73。
在步骤S5中，重构部73基于与由分离部72分离后的两种基准物质分别对应的两组投影数据，针对每种基准物质对作为图像数据的基准物质图像(基准物质强调图像)进行重构。重构部73基于与第一基准物质相当的组的投影数据生成第一基准物质的基准物质图像，基于与第二基准物质相当的组的投影数据生成第二基准物质的基准物质图像。通过组合由重构部73生成的多个基准物质图像，能够生成与多种能量相当的作为多个图像数据的多个单色图像。重构部73将所生成的与两种基准物质分别对应的两个基准物质图像供给至物质判别部74以及单色X射线图像生成部76。
在步骤S6中，物质判别部74使用由重构部73生成的与两种基准物质分别对应的两个基准物质图像，进行存在于摄影的对象范围的各物质的判别。此处，对存在于摄影的对象范围的基准物质的分离方法、各物质的判别方法的概念进行说明。
第一，对存在于摄影的对象范围的物质的特定方法的概念进行详细叙述。对于基于双重能量的数据的物质的特定方法，大体上分为基于根据双重能量的投影数据生成的图像本身进行物质的特定的图像基础的特定方法(参照上述的非专利文献1)、基于将双重能量的投影数据分离成两种基准物质，制作基于各种基准物质的图像，并利用这些图像进行物质的特定的原始基础的特定方法(上述的专利文献1)。在任一个情况下都能够应用本发明，但在第一实施方式中使用后者进行说明。当然也可以是上述以外的方法，只要能够特定物质即可。
分离部72针对双重能量的投影数据利用两种基准物质进行分离。利用两种基准物质进行分离的方法是上述的专利文献1所记载的方法。例如在假定任意的物质由两种基准物质构成的情况下，考虑将关于任意的物质而取得的X射线减弱系数μ(E，x，y)通过与两种基准物质相关的X射线减弱系数(线减弱系数)之和表示。另外，假定任意的物质由两种基准物质构成的意义主要在于将关于任意的物质而取得的X射线减弱系数μ(E，x，y)通过与两种基准物质相关的X射线减弱系数(线减弱系数)之和(线性结合)并用算式表示(表现)，并不是以任意的物质实际由两种基准物质物理地构成为前提。并且，通过该方法，与何种物质相关的X射线减弱系数μ(E，x，y)都能够分离成与两种基准物质相关的X射线减弱系数(线减弱系数)之和。
重构部73对这样分离的投影数据分别进行重构处理而生成两个重构图像。基于这两个重构图像，导出c1(x，y)、c2(x，y)。c1(x，y)和c2(x，y)表示(x，y)的像素(或者体素)的基准物质1和基准物质2的存在率。也就是说，c1(x，y)和c2(x，y)表示任意的物质以何种程度与基准物质1和基准物质2类似。
在该情况下，关于任意的物质而取得的X射线减弱系数μ(E，x，y)如下式(1)那样表示。
【算式1】
μ(E，x，y)＝μ1(E)c1(x，y)+μ2(E)c2(x，y)            …(1)
此处，E表示X射线能量。此外，μ1(E)、μ2(E)表示能量E时的基准物质1的线减弱系数和基准物质2的线减弱系数。
其次，对在取得与c1(x，y)和c2(x，y)相关的信息之后进行的物质的判别方法的概念进行说明。在判别任意的物质为何种物质的情况下，利用c1(x，y)和c2(x，y)的相关关系。例如将基准物质1设定为造影剂50[mgI/ml]，且将基准物质2设定为水。并且，在通过基准物质的分离处理进行c1(x，y)和c2(x，y)的计算之后，针对各像素或者体素的每个取y轴作为c1，取x轴作为c2进行图表化。在图6中示出该图表。
另外，在第一实施方式中，作为例子取y轴作为c1，取x轴作为c2，但相反地也可以取x轴作为c1，取y轴作为c2，也可以代替正交坐标系而使用斜交坐标系等的其他坐标系，也可以以原点为中心旋转预定的角度、对c1、c2加入系数而使2轴变形等。即，只要能够表示线性结合图像的两个基准物质图像的相关就足够，只要是表示c1、c2的相关的图，就能够应用本发明。
在图6的情况下，作为基准物质，以造影剂、脂肪，尿酸、石灰化的碳酸钙(CaCO3)为例进行了图表化。如上所述，考虑将关于任意的物质取得的X射线减弱系数μ(E，x，y)通过作为两种基准物质的造影剂50[mgI/ml]和与水相关的X射线减弱系数(线减弱系数)之和表示。另外，利用两种基准物质分解任意的物质的结果，对于任意的物质而言，c1(x，y)和c2(x，y)可成为大于1的值。
例如在将作为基准物质的一种的造影剂50[mgI/ml]通过作为两种基准物质的造影剂50[mgI/ml]和与水相关的X射线减弱系数(线减弱系数)之和表示的情况下，由于为100％的造影剂50[mgI/ml]，所以c1＝1、c2＝0。100％的造影剂50[mgI/ml]由A点表示。另一方面，在将作为基准物质的一种的水通过作为两种基准物质的造影剂50[mgI/ml]和与水相关的X射线减弱系数(线减弱系数)之和表示的情况下，由于为100％的水，所以c1＝0、c2＝1。100％的水由B点表示。据此，造影剂和水的混合物由存在于利用点A和点B连结的直线1上的点表示。具有这样的相关关系的直线1由直线的方程式c1＝a1c2+b1表示。
同样地，求出表示水和脂肪、水和尿酸、水和碳酸钙的相关关系的直线的方程式。例如水和脂肪的混合物由存在于利用点B和点C连结的直线2上的点表示。另外，在第一实施方式中为了方便而求出表示水和其他物质的相关关系的直线的方程式，但并不限定于这样的情况，只要以利用任一点表示的物质为中心求出表示相关关系的直线的方程式即可。
利用这样的相关关系成立的情况，能够基于与c1(x，y)和c2(x，y)相关的信息进行物质的判别。即，通过上述求出的相关的直线所表示的是示出各物质和水的混合物。也就是说，表示当直线不同时混合物所含的物质不同，由此能够进行物质的分离。进而，借助由c1(x，y)和c2(x，y)表示的点是存在于哪条直线上的哪个位置，也能够判别是哪种物质。
例如，如果是造影剂和水的混合物，则基准物质为水和造影剂，从而利用斜率a1＝－1、截距b1＝1的直线1(c1＝a1c2+b1)能够判别是造影剂和水的混合物以及造影剂和水的混合的比例是何种程度。此外，如果是碳酸钙(CaCO3)和水的混合物，则利用斜率aCa＝0.9、截距bCa＝－0.9的直线4能够判别是碳酸钙和水的混合物以及碳酸钙和水的混合的比例是何种程度。
另外，在第一实施方式中，使用两种基准物质进行了说明，但也可以使用三种以上的基准物质进行物质的判别。由此，能够更高精度地判别物质。
此外，为了得到图6所示的直线的式子，根据双重能量的数据对预先已知的物质进行摄影，取得各物质的直线的式子并以表格等的形式分别建立对应后进行存储，认为是当进行物质判别时参照的方法。进而，在取得双重能量的投影数据的情况下，具有使用线减弱系数算出获得图6所示那样的直线的式子的方法。
对使用后者的线减弱系数算出的方法进行说明。各物质的线减弱系数μ是已知的。因此，在骨、造影剂、水，脂肪等所存在的部位明确的情况下，在上述式(1)中代入使用High－kV(高管电压)和Low－kV(低管电压)这两个种类的不同的管电压的情况下的不同的两个种类的X射线能量的μ1(ELow)和μ2(ELow)以及μ1(EHigh)和μ2(EHigh)，通过对下式(2)所示的联立方程式求解，能够取得c1、c2的值。之所以这样是因为下式(2)的未知数仅为c1、c2这两个的缘故。
【算式2】
μ(ELow)＝μ1(ELow)c1+μ2(ELow)c2
                               …(2)
μ(EHigh)＝μl(EHigh)c1+μ2(EHigh)c2
此处，E表示X射线能量。Low、High表示两个种类的X射线能量的低、高能量。μ是X射线能量E的各物质的线减弱系数。
通过求出与连结该c1、c2和水的直线相关的斜率和截距，能够取得与各物质和水的混合物相关的直线的斜率a和截距b。结果，能够取得与图6相同的相关关系。这样，通过将对预先已知的物质进行摄影的方法或者使用线减弱系数计算的方法取得直线的式子的数据、同与基于重构部73根据双重能量的投影数据生成的基准物质图像的c1(x，y)和c2(x，y)相关的信息进行比较，能够进行物质的判别。
另外，在第一实施方式中，对根据重构前数据进行基准物质的分离，根据基准物质图像进行物质的判别的情况进行了说明，但只要能够进行基准物质的分离以及物质的判别即可，也可以是其他方式。
物质判别部74将存在于摄影的对象范围的各物质的判别结果供给至能量设定部75。
在步骤S7中，能量设定部75取得来自物质判别部74的判别结果。能量设定部75读出预先存储于图像处理装置12的HDD43、存储器42的能量表格。
图7是示出预先存储于图像处理装置12的HDD43、存储器42的能量表格的构成例的图。
如图7所示，将物质和生成与物质相关的单色X射线图像时的能量建立对应地存储。例如将物质A和作为生成与物质A相关的单色X射线图像时的能量为75[keV]建立对应地存储。此外，将骨和生成与伪影相关的单色X射线图像时的能量为130[keV]建立对应地存储。进而，将伪影和作为生成与伪影相关的单色X射线图像时的能量为130[keV]建立对应地存储。另外，也可以不是仅由任意的物质构成，可以将能量与两个物质的混合物建立对应，也可以将能量与一个物质建立对应。
另外，在能量表格中与物质建立对应地存储的能量是对于物质而言所谓的适当的能量，当进行是否是此处所说的适当的能量的判断时，例如能够在考虑了CT值的差大而容易附加对比度、能够进行骨、伪影的除去等各种要素的情况下决定。
能量设定部75参照能量表格，针对存在于摄影的对象范围的每个物质，设定生成与各物质相关的单色X射线图像时的能量。另外，针对每个物质高精度地进行此处的能量设定，由此，通过此后的步骤S8的处理能够高精度地制作单色X射线图像。
能量设定部75将与所设定的能量相关的数据供给至单色X射线图像生成部76。
在步骤S8中，单色X射线图像生成部76基于由能量设定部75设定的与各物质相关的能量、以及由重构部73生成的两个基准物质图像，生成与存在于摄影的对象范围的各物质相关的单色X射线图像。此时，单色X射线CT图像用下式(3)定义。
【算式3】
CT number ( E , x , y ) = 100 × μ ( E , x , y ) - μ water ( E , x , y ) μ water ( E , x , y ) . . . ( 3 )
此处，μwater(E，x，y)表示水的线减弱系数。μ(E，x，y)表示关于物质取得的X射线减弱系数，是通过上述式(1)求出的值。因而，如果通过步骤S6的处理针对每个像素(体素)取得与c1(x，y)和c2(x，y)相关的信息，则通过上述式(1)求出任意的能量下的线减弱系数μ(E，x，y)，并将其代入上述式(3)，由此能够取得任意的能量下的单色X射线图像。该计算在如上述那样进行物质的判别之后，针对每个物质以任意的能量生成单色X射线图像。
单色X射线图像生成部76将与所生成的单色X射线图像相关的数据供给至合成图像生成部77。另外，单色X射线图像生成部76也可以针对每个物质生成使用用户输入装置44指定的任意的能量的单色X射线图像。
在步骤S9中，合成图像生成部77使用由单色X射线图像生成部76生成的单色X射线图像，生成合成(统合)图像。具体而言，如图8所示，合成图像生成部77对每个物质的单色X射线图像进行合成(重叠或者统合)，生成合成图像(统合图像)。
图8以及图9是用于对合成图像的生成的概念图进行说明的图。
如图9所示，设为对软组织1设定的能量(最佳能量)为80[keV]，对软组织2设定的能量(最佳能量)为50[keV]，对软组织3设定的能量(最佳能量)为50[keV]。此外，设为对骨设定的能量为130[keV]，对伪影设定的能量为130[keV]。在该情况下，如图8所示，对于软组织1，生成(制作)能量为80[keV]的情况下的单色X射线图像，对于软组织2和3，生成能量为50[keV]的情况下的单色X射线图像，对于骨和伪影，生成能量为130[keV]的情况下的单色X射线图像。并且，对于软组织1乃至3和骨和伪影生成的三个单色X射线图像被合成(统合)而生成合成图像。
另外，合成图像生成部77也可以对于每个物质的单色X射线图像中的特定的图像以任意的系数实施加权加法处理或者加权减法处理。由此，并不是仅对每个物质的单色X射线图像以相同的比例均匀地统合，而能够强调特定的单色X射线图像。
合成图像生成部77将所生成的合成图像供给至显示装置45。在步骤S10中，CPU41对显示装置45进行控制，使显示装置45显示所生成的合成图像。对于该合成图像，可以进行2D显示(二维显示)，也可以进行3D显示(三维显示)。另外，CPU41也可以不对每个物质的单色X射线图像进行统合而直接将各个单色X射线图像显示于显示装置45。此时，CPU41也可以在显示装置45中使用不同的颜色对各个单色X射线图像进行彩色显示，也可以进行2D显示或者3D显示(三维显示)。此外，也可以对一张单色X射线图像附加加权系数并进行显示，显示强调或者抑制图像。
另外，由于生成单色X射线图像的能量针对每个物质而不同，所以认为显示于显示装置45的CT值不同。因此，也可以在将显示于显示装置45的CT值以特定的能量固定的基础上，如上述那样仅在进行图像的显示时对于各物质使能量不同。
此外，第一实施方式的X射线CT装置1在进行合成图像显示处理的情况下执行双能量扫描或者多重能量扫描而生成投影数据。但是，并不限定于这种情况，在将预先执行双能量扫描或者多重能量扫描而生成的投影数据存储于HDD43的情况下也能够应用本发明。
根据第一实施方式的X射线CT装置1，能够在基于多重能量的重构前数据针对每个物质制作任意的能量的图像，并且制作一张合成图像并进行显示。由此，根据第一实施方式的X射线CT装置1，即便因被检体的诊断部位、物质等而图像诊断的最佳的能量不同，也不存在从被认定为候补的能量中选择某一种能量的必要性。此外，根据第一实施方式的X射线CT装置1，即便因被检体的诊断部位、物质等而图像诊断的最佳的能量不同，也能够提供减少伪影并且同时针对每个物质改善了对比度的图像。
(变形例)
在第一实施方式的X射线CT装置1中，对为了获得多重能量的投影数据而进行双能量扫描的结构进行了说明。X射线CT装置1的变形例为，在使用多层构造的X射线检测器的“多层方式”中通过进行单能量扫描而获得多重能量的投影数据。
在X射线CT装置1的变形例中，X射线检测器23(在图1中示出)具有多层构造，例如具有2层构造(浅层的检测器，深层的检测器)。在该情况下，利用浅层的检测器对低能量的X射线进行检测，利用通过了浅层的检测器的深层的检测器对高能量的X射线进行检测。并且，投影数据读出部71(在图4中示出)读出存储于图像处理装置12的HDD43的与从2层构造的各个层获得的双重能量相当的投影数据。另外，X射线CT装置1的分离部72(在图4中示出)以后的动作也能够应用于X射线CT装置1的变形例。
(第二实施方式)
第二实施方式的X射线CT装置是光子计数型的X射线CT装置。
图10是示出第二实施方式的X射线CT装置的构成例的图。
图10示出第二实施方式的X射线CT装置1A。X射线CT装置1A大体上由扫描装置11A以及图像处理装置(控制台)12A构成。X射线CT装置1A的扫描装置11A通常设置于检查室，为了生成与患者O(被检体)相关的X射线的透射数据而构成。另一方面，图像处理装置12A通常设置于与检查室相邻的控制室，为了基于透射数据生成投影数据并进行重构图像的生成、显示而构成。
X射线CT装置1A的扫描装置11A具备X射线管21、光阑22、X射线检测器(光子计数型图像检测器)23A、DAS24A、旋转部25、高电压产生装置26A、光阑驱动机构27、旋转驱动机构28、顶板30、顶板驱动装置31以及控制器32。
另外，在图10所示的X射线CT装置1A的结构中，对与图1所示的X射线CT装置1相同的部件标注相同的标记并省略说明。
X射线检测器23A为矩阵状，即在通道方向具有多个通道且在切片方向具有多个列的像素。而且，X射线检测器23A的通道方向尤其是考虑到从X射线管21发出的X射线束的扩展角度而具有弯曲。另外，X射线检测器23A的整体形状由用途决定，可以是平板状。以下，以半导体检测器为例进行说明，但本发明并不限应用于半导体检测器，也能够应用于能够进行光子计算的任意的检测器。
图11是用于对第二实施方式的X射线CT装置1A的X射线检测器23A的结构进行说明的立体图。
如图11所示，X射线检测器23A以将二维面分割成多个面的方式分割成多个检测器块23a，并且，能够将多个检测器块23a彼此以拆装自如的方式结合。此外，在检测器块23a的X射线入射侧的前面沿切片方向配置有钼制或者钨制的未图示的准直仪的状态下，能够获得来自X射线管21的X射线透射像。
各检测器块23a由化合物半导体构成，并且，具有预定尺寸(例如数厘米×数厘米)的层状的半导体单元S、利用电压施加用的带电电极E1覆盖半导体单元S的放射线入射面，并且利用被分割成二维阵列状(棋盘格状)的多个集电电极E2覆盖与半导体单元S的放射线入射面相反侧的面的单片构造。集电电极E2与各像素对应。作为半导体单元S的材料，使用碲化镉半导体(CdTe半导体)、碲锌镉半导体(CdZnTe半导体)，硅半导体(Si半导体)等。对带电电极E1施加例如数十V～数百V程度的比较高的电压。由此，借助入射到半导体单元S的X射线光子，在该内部产生电子和空穴的对，其中的电子相对地在正电位的集电电极E2的各个聚集，因该电子而引起的电荷被作为脉冲状的信号检测。也就是说，入射到放射线入射面的X射线被直接转换成电量的脉冲信号。
根据被分割成棋盘格状的多个集电电极E2各自的尺寸，决定相对于X射线的像素的尺寸。该尺寸成为能够将X射线作为光子(粒子)检测到的足够小的值。由此，构成能够进行光子计数(Photon counting)的X射线检测器23A，整体上形成预定个数且矩阵状的像素通道。
由此，对于透射了患者O的X射线，利用X射线检测器23A作为X射线粒子(即X射线光子)每隔一定时间进行计数，将与光子能量相应的模拟量的检测信号针对每个像素P(像素P1乃至Pk)输出。
将从X射线检测器23A输出的各像素的检测信号发送至DAS24。
图12是以第二实施方式的X射线CT装置1A的X射线检测器23A以及DAS24A为中心电框图。
如图12所示，X射线检测器23A针对每个像素P具备通过控制器32控制的半导体单元S。
DAS24A针对每个像素P具备由控制器32控制的处理电路C。处理电路C具备电荷放大器81、波形整形电路82、n(n：正的整数)级的比较器(Dual Discri)831～83n，n级的开关841～84n，阈值逻辑电路(Discri Logic)85、m(m：正的整数)级的计数器(counter CLK)861～86m、加权电路87以及加法电路88。
电荷放大器81与半导体单元S的多个集电电极E2分别连接。电荷放大器81将响应X射线粒子的入射而集电的电荷作为电压脉冲信号予以输出。电荷放大器81的输出端与能够调整增益以及偏移的波形整形电路82连接。
波形整形电路82以预先调整的增益以及偏移对所检测到的电压脉冲信号的波形进行处理来进行波形整形。波形整形电路82的增益以及偏移是考虑了相对于半导体单元S的每个像素的电荷充电特性的不均匀性的调整参数。通过利用校准作业预先调整每个像素的波形整形电路82的增益以及偏移，能够进行排除了这种不均匀性的波形整形。结果，从各收集通道的波形整形电路82输出的、被波形整形后的脉冲信号实质上具有反映入射X射线粒子的能量量的特性，几乎消除像素间的这种偏差。波形整形电路82的输出端与多个比较器831～83n的比较输入端分别连接。
对比较器831～83n的各基准输入端分别施加值不同的基准值TH1(上限基准值THH)～THn(下限基准值THL)。从波形整形电路82以不同的基准值TH1～THn对1个脉冲信号的波高值(吸收的X射线光子的能量)进行比较，由此，能够将由半导体单元S吸收的X射线光子(X射线粒子)的能量分离到预先分成多个而设定的能量区域中的任一个区域。例如在n为3的情况下，根据脉冲信号的波高值是超过基准值TH1～TH3的任一值，被分离的能量区域不同。在波高值处于基准值TH1与TH2之间的情况下，吸收的X射线光子的能量以包含于第一能量区域的方式被分离。在波高值处于基准值TH2与TH3之间的情况下，吸收的X射线光子的能量以包含于第二能量区域的方式被分离。在波高值在基准值TH3(下限基准值THL)以下的情况下，或者在基准值TH1(上限基准值THH)以上的情况下，作为无法检测干扰、来自半导体单元S、电荷放大器81的白噪声而被分离。在基准值TH1(上限基准值THH)以上的情况下，除此之外在X射线光子为2个以上同时入射到像素的情况下也可以引起，此处这样的现象的产生概率低，不是形成图像信息的主信号，与干扰等相同地加以处理。
另外，并不限定于基准值的数量为3，即，可分离的能量区域的数量为3的情况。基准值的数量也可以是2、4等。
开关841～84n被设计成在从比较器831～83n分别输出的脉冲信号超过开关841～84n的基准值TH1～THn的情况下接通，在除此之外的情况下断开。例如，开关841被设计成在从比较器831输出的脉冲信号超过开关841的基准值TH1的情况下接通，在除此之外的情况下断开。开关841～84n的输出端与阈值逻辑电路85连接。
阈值逻辑电路85基于从开关841～84n分别输出的脉冲信号，读取比较器831～83n中的某一个是否接通(断开)，以对与接通的比较器831～83n中的最大的脉冲信号对应的输出脉冲进行计数(count)的方式产生时钟脉冲。阈值逻辑电路85的多个输出端与多个计数器861～86m分别连接，对时钟脉冲进行计数。多个计数器861～86m以与脉冲信号的波高对应地在各个计数器中计数的方式进行动作。例如超过TH2且小于TH1的脉冲由计数器861计数，超过TH3且小于TH2的脉冲由计数器862计数(以下相同)。在该情况下，对于需要的计数器的数量m，在使用的比较器的数量为n时，成为m＝n－1。
在其他例子中，对于计数器的数量m，在使用的比较器的数量为n时，有时成为m＜n－1。对由各比较器波高分离后的脉冲数并不是针对各个波高范围的每个，而是将多个波高范围汇总来计数的情况与此相符。对于最小的计数器的数量m而言，m＝1。在该情况下，利用一个计数器对阈值逻辑电路85所输出的时钟脉冲进行计数，因此，不区分X射线光子的能量而对光子数进行计数。
计数器861～86m对从阈值逻辑电路85输出的时钟脉冲计数完了之后，经过一定时间计测进入到各担当的能量区域的X射线光子的数量。
加权电路87进行相对于从计数器861～86m分别输出的计数值的加权。
加法电路88将从加权电路87输出的被加权后的不同能量区域的计数值相互相加，生成针对每个像素P的原始数据，并将原始数据经由控制器32发送至图像处理装置12A。加法电路88生成基于与多个能量区域分别对应的多个计数值的双重能量的原始数据、基于通过不同的多个加权而分别获得的多个相加值的双重能量的原始数据。
这样，DAS24在到被重置为止的一定时间内，通过多个计数器861～86m针对每个与计数器的级数m相应的能量区域计测入射到X射线检测器23A的各像素P的X射线光子的数量。从多个计数器861～86m读出作为其结果的计数值、即X射线光子的计数值来作为数字量的检测数据(原始数据)。在ASIC层AS内针对每个像素P进行数据读出。
返回到图10的说明，高电压产生装置26A通过控制器32所进行的控制将X射线的照射所需要的电力供给至X射线管21。
X射线CT装置1A的图像处理装置12A以计算机为基础而构成，能够与网络N相互通信。图像处理装置12A与图像处理装置12(在图1中示出)相同，由CPU41、存储器42、HDD43、输入装置44以及显示装置45等的基本的硬件构成。CPU41经由作为共通信号传送路的总线与构成图像处理装置12A的各硬件构成要素相互连接。另外，存在图像处理装置12A具备存储介质驱动器46的情况。
图像处理装置12A与图像处理装置12(在图1中示出)相同，对从扫描装置11A的DAS24A输入的双重能量的原始数据进行对数转换处理、灵敏度校正等的校正处理(前处理)而生成投影数据并将所生成的投影数据存储于HDD43等的存储装置。此外，图像处理装置12A与图像处理装置12(在图1中示出)相同，对前处理后的投影数据进行散射线的除去处理。图像处理装置12A与图像处理装置12(在图1中示出)相同，基于X射线曝射范围内的投影数据的值进行散射线的除去，从作为对象的投影数据减去要进行散射线校正的对象的投影数据或者根据其相邻投影数据的值的大小推定的散射线来进行散射线校正。图像处理装置12A与图像处理装置12(在图1中示出)相同，基于校正后的投影数据生成图像数据，将所生成的图像数据存储于HDD43等的存储装置或者显示于显示装置45。
图13是示出第二实施方式的X射线CT装置1A的功能的框图。
通过图10所示的图像处理装置12A的CPU41执行程序，如图13所示，X射线CT装置1A具备作为任意能量图像生成部52的功能。具体而言，任意能量图像生成部52具备投影数据读出部71、分离部72、重构部73、物质判别部74、能量设定部75、单色X射线图像生成部76以及合成图像生成部77。另外，图像处理装置12A的任意能量图像生成部52的全部或者一部分也可以作为硬件而设置于图像处理装置12A。此外，图像处理装置12A的任意能量图像生成部52的全部或者一部分也可以不仅设置于图像处理装置12A，还设置于高电压产生装置26A、控制器32。
另外，在图13所示的X射线CT装置1A的功能中，对与图14所示的X射线CT装置1相同的部件标注相同的标记并省略说明。
图14是示出第二实施方式的X射线CT装置1A的动作的流程图。
另外，在图14所示的X射线CT装置1A的动作中，对与图5所示的X射线CT装置1相同的步骤标注相同的标记并省略说明。
在步骤S11中，X射线CT装置1A的扫描装置11A按照控制器32的控制执行单能量扫描。
在步骤S12中，扫描装置11A的DAS24A生成基于与多个能量区域分别对应的多个计数值的双重能量的原始数据、基于通过不同的多个加权而分别获得的多个相加值的双重能量的原始数据。将DAS24A的输出数据经由扫描装置11A的控制器32供给至图像处理装置12A。
并且，X射线CT装置1A的图像处理装置12A的CPU41取得从扫描装置11A的DAS24A输入的双重能量的原始数据，对所取得的原始数据进行对数转换处理、灵敏度校正等的校正处理(前处理)而生成双重能量的投影数据并将所生成的投影数据存储于HDD43等的存储装置。HDD43按照CPU41的控制来存储双重能量的投影数据。
另外，第二实施方式的X射线CT装置1A在进行合成图像显示处理的情况下执行单能量扫描而生成投影数据。但是，并不限定于这种情况，在将预先执行单能量扫描而生成的投影数据存储于HDD43的情况下也能够应用本发明。
根据第二实施方式的X射线CT装置1A，能够基于双重能量的重构前数据针对每个物质制作任意的能量的图像，并且制作一张合成图像并进行显示。由此，根据第二实施方式的X射线CT装置1A，即便因被检体的诊断部位、物质等而图像诊断的最佳的能量不同，也不存在从被认定为候补的能量中选择某一种能量的必要性。此外，根据第二实施方式的X射线CT装置1A，即便因被检体的诊断部位、物质等而图像诊断的最佳的能量不同，也能够提供减少伪影并且同时针对每个物质改善了对比度的图像。
以上，对本发明的几个实施方式进行了说明，这些实施方式作为例子而示出，并不意图对发明的范围进行限定。这些新的实施方式能够以其他各种方式加以实施，在不脱离发明的主旨的范围内能够进行各种省略、置换、变更。这些实施方式及其变形包含于发明的范围及主旨中，并且包含于权利要求书所记载的发明和与其等同的范围中。

Claims (15)

1.一种X射线CT装置，具有：
X射线管，照射X射线；
高电压电源，对所述X射线管施加管电压；
X射线检测器，具有多个X射线检测元件，对所述X射线进行检测；
图像生成单元，基于通过扫描对被检体进行摄影而获得的多重能量的重构前数据，生成与多种基准物质分别相当的多个基准物质图像；
判别单元，基于所述多个基准物质图像，对所述被检体的包含于摄影范围内的多种物质分别进行判别；
单色X射线图像生成单元，生成与由所述判别出的多种物质的各物质确定的能量相关的单色X射线图像；
统合图像生成单元，统合与所述多种物质相当的多个单色X射线图像，生成统合图像；以及
显示单元，使所述统合图像显示于显示装置。
2.如权利要求1所述的X射线CT装置，其中，
所述图像生成单元通过作为所述扫描的使用不同的多个管电压的双能量扫描或者多重能量扫描对所述被检体进行摄影，由此获得所述多重能量的重构前数据。
3.如权利要求1所述的X射线CT装置，其中，
所述X射线检测器是光子计数型图像检测器，
所述图像生成单元基于与多个能量区域分别对应的多个计数值来获得所述多重能量的重构前数据。
4.如权利要求1所述的X射线CT装置，其中，
所述X射线检测器是多层构造的X射线检测器，
所述图像生成单元从所述多层构造的各个层获得所述多重能量的重构前数据。
5.如权利要求1至4中任一项所述的X射线CT装置，其中，
所述统合图像生成单元对所述多个单色X射线图像进行加权加法处理或者加权减法处理，生成所述统合图像。
6.如权利要求1至4中任一项所述的X射线CT装置，其中，
所述显示单元显示基于与所述各物质相当的单色X射线图像的单色X射线图像。
7.如权利要求1至4中任一项所述的X射线CT装置，其中，
所述显示单元彩色显示基于与所述各物质相当的单色X射线图像的单色X射线图像。
8.如权利要求1至4中任一项所述的X射线CT装置，其中，
所述显示单元显示基于进行加权加法处理或者加权减法处理后的所述单色X射线图像的单色X射线图像。
9.如权利要求1至4中任一项所述的X射线CT装置，其中，
所述显示单元二维显示或者三维显示所述统合图像。
10.如权利要求1至4中任一项所述的X射线CT装置，其中，
所述显示单元显示所述统合图像，并且，对于所述被检体的对象范围内的CT值的显示，固定于特定的能量，显示仅与特定的能量相关的CT值。
11.如权利要求1至4中任一项所述的X射线CT装置，其中，
所述单色X射线图像生成单元针对所述多种物质的每种物质生成与任意的能量相关的单色X射线图像。
12.如权利要求2所述的X射线CT装置，其中，
所述判别单元基于在双能量扫描或者多重能量扫描的执行中获得的多个基准物质图像，用对与所述多种基准物质相关的多个X射线减弱系数分别乘以预定的系数而得到的值的和表示对于所述各物质取得的X射线减弱系数，根据所述多个预定的系数的相关关系判别所述被检体的包含于摄影范围内的物质。
13.如权利要求1至4中任一项所述的X射线CT装置，其中，
所述X射线CT装置还具有存储单元，该存储单元将所述各物质与由所述单色X射线图像单元生成所述单色X射线图像时的能量建立对应并作为表格加以存储，
所述单色X射线图像生成单元参照由所述存储单元存储的所述表格，设定由所述各物质确定的能量，生成所述单色X射线图像。
14.一种图像处理装置，具有：
图像生成单元，基于通过扫描对被检体进行摄影而获得的多重能量的重构前数据，生成与多种基准物质分别相当的多个基准物质图像；
判别单元，基于所述多个基准物质图像，对所述被检体的包含于摄影范围内的多种物质分别进行判别；
单色X射线图像生成单元，生成与由所述判别出的多种物质的各物质确定的能量相关的单色X射线图像；
统合图像生成单元，统合与所述多种物质相当的多个单色X射线图像，生成统合图像；以及
显示单元，使所述统合图像显示于显示装置。
15.一种图像处理方法，具有：
图像生成步骤，基于通过扫描对被检体进行摄影而获得的、存储于存储装置的多重能量的重构前数据，生成与多种基准物质分别相当的多个基准物质图像；
判别步骤，基于所述多个基准物质图像，对所述被检体的包含于摄影范围内的多种物质分别进行判别；
单色X射线图像生成步骤，生成与由所述判别出的多种物质的各物质确定的能量相关的单色X射线图像；
统合图像生成步骤，统合与所述多种物质相当的多个单色X射线图像，生成统合图像；以及
显示步骤，使所述统合图像显示于显示装置。
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Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105559813A (zh) * 2014-11-04 2016-05-11 株式会社东芝 医用图像诊断装置以及医用图像处理装置
JP2016127909A (ja) * 2015-01-09 2016-07-14 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
CN107072627A (zh) * 2014-10-20 2017-08-18 皇家飞利浦有限公司 用于针对心脏和肺图像的光子计数ct的心脏重建
CN107610196A (zh) * 2017-09-04 2018-01-19 沈阳东软医疗系统有限公司 双能量ct图像处理方法、装置以及图像处理设备
CN108135560A (zh) * 2015-10-27 2018-06-08 株式会社日立制作所 X射线ct数据处理装置以及搭载其的x射线ct装置
WO2019000418A1 (zh) * 2017-06-30 2019-01-03 上海联影医疗科技有限公司 组织密度分析方法及系统
CN110881993A (zh) * 2018-09-07 2020-03-17 佳能医疗系统株式会社 X射线ct装置、医用图像处理装置以及x射线ct系统
CN112129792A (zh) * 2019-06-05 2020-12-25 株式会社岛津制作所 试样解析系统、试样解析装置以及试样解析方法
CN112513925A (zh) * 2018-08-01 2021-03-16 皇家飞利浦有限公司 为ct虚拟单色提供自动自适应能量设置的方法
CN115813419A (zh) * 2023-02-20 2023-03-21 武汉联影生命科学仪器有限公司 能谱ct成像的方法、装置和ct扫描成像系统

Families Citing this family (33)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20140125352A1 (en) * 2011-07-05 2014-05-08 Nokia Corporation Apparatus, system, method and computer program for testing an electrical connection
KR20140092438A (ko) * 2012-12-27 2014-07-24 삼성전자주식회사 엑스선 검출 패널, 엑스선 촬영 장치 및 엑스선 영상 생성 방법
JP6242683B2 (ja) * 2012-12-27 2017-12-06 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置及び制御方法
JP6289223B2 (ja) * 2013-04-04 2018-03-07 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2014226376A (ja) * 2013-05-23 2014-12-08 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
JP2014230600A (ja) * 2013-05-28 2014-12-11 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置およびｘ線ｃｔ装置用ｘ線検出器
KR20150043630A (ko) * 2013-10-14 2015-04-23 삼성전자주식회사 엑스선 영상 장치 및 그 제어 방법
US20150264789A1 (en) * 2014-03-14 2015-09-17 General Electric Company Methods and systems for controlling voltage switching
US10451568B2 (en) * 2014-08-22 2019-10-22 Canon Medical Systems Corporation Photon counting X-ray CT apparatus
KR102301409B1 (ko) * 2014-09-26 2021-09-14 삼성전자주식회사 엑스선 장치 및 그 제어방법
US10159450B2 (en) * 2014-10-01 2018-12-25 Toshiba Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus including a photon-counting detector, and an image processing apparatus and an image processing method for correcting detection signals detected by the photon-counting detector
JP6656891B2 (ja) * 2014-11-19 2020-03-04 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置、画像処理装置およびプログラム
KR101725099B1 (ko) * 2014-12-05 2017-04-26 삼성전자주식회사 컴퓨터 단층 촬영장치 및 그 제어방법
CN104545960B (zh) * 2014-12-18 2017-05-31 沈阳东软医疗系统有限公司 一种双能ct的扫描电压的选择方法及设备
US9913622B2 (en) * 2015-02-23 2018-03-13 Toshiba Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus and image processing device
JP7015781B2 (ja) * 2015-07-24 2022-02-03 フォト・ダイアグノスティック・システムズ，インコーポレイテッド 多重エネルギー（二重エネルギーを含む）コンピュータ断層撮影（ｃｔ）イメージングを行うための方法および装置
US10165996B2 (en) * 2015-09-30 2019-01-01 General Electric Company Systems and methods for dual-energy computed tomography imaging
TWI617291B (zh) * 2015-11-20 2018-03-11 Kaohsiung Chang Gung Memorial Hospital Method for reducing metal artifacts of computed tomography images
EP3555858B1 (en) * 2016-12-16 2021-07-07 Prismatic Sensors AB Reproduction of conventional computed tomography images from spectral computed tomography data
US10573030B2 (en) 2017-04-07 2020-02-25 Photo Diagnostic Systems, Inc. Method for artifact reduction using monoenergetic data in computed tomography
US11076823B2 (en) * 2017-06-28 2021-08-03 Canon Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus including a photon-counting detector and circuitry configured to set a control parameter corresponding to a position of each detecting element in the photon-counting detector
US20190154852A1 (en) * 2017-11-16 2019-05-23 NueVue Solutions, Inc. Analog Direct Digital X-Ray Photon Counting Detector For Resolving Photon Energy In Spectral X-Ray CT
WO2020003744A1 (ja) 2018-06-27 2020-01-02 キヤノン株式会社 放射線撮影装置、放射線撮影方法およびプログラム
JP7144987B2 (ja) * 2018-06-27 2022-09-30 キヤノン株式会社 放射線撮影装置、放射線撮影方法およびプログラム
WO2020059306A1 (ja) * 2018-09-18 2020-03-26 富士フイルム株式会社 画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム
US11172904B2 (en) 2018-10-12 2021-11-16 Canon Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus and imaging planning apparatus
JP7169853B2 (ja) * 2018-11-09 2022-11-11 キヤノン株式会社 画像処理装置、放射線撮影装置、および画像処理方法
US11071514B2 (en) * 2018-11-16 2021-07-27 Varex Imaging Corporation Imaging system with energy sensing and method for operation
JP2020103571A (ja) * 2018-12-27 2020-07-09 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用処理装置及びｘ線診断システム
JP7440271B2 (ja) * 2020-01-10 2024-02-28 富士フイルムヘルスケア株式会社 放射線撮像装置および光子計数型検出器の較正方法
JP7342283B2 (ja) 2020-09-17 2023-09-11 富士フイルム株式会社 画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム
EP4201329A1 (en) * 2021-12-24 2023-06-28 Koninklijke Philips N.V. An imaging method and system
EP4304163A1 (en) * 2022-07-07 2024-01-10 Koninklijke Philips N.V. Voltage generator and x-ray imaging system

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1502309A (zh) * 2002-11-27 2004-06-09 GEҽ��ϵͳ���������޹�˾ 便于减少伪影的方法和装置
CN1518955A (zh) * 2002-11-27 2004-08-11 GEҽ��ϵͳ���������޹�˾ 软组织容积可视化的方法和装置
WO2012015285A2 (en) * 2010-07-29 2012-02-02 Samsung Electronics Co., Ltd. Method and apparatus for processing image and medical image system employing the apparatus
CN102462504A (zh) * 2010-11-08 2012-05-23 通用电气公司 用于分析和可视化能谱ct数据的系统和方法

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5042465B2 (ja) * 2005-05-18 2012-10-03 株式会社日立メディコ 放射線撮影装置、画像処理方法
US7876874B2 (en) 2005-05-18 2011-01-25 Hitachi Medical Corporation Radiographing apparatus and image processing program
US7724865B2 (en) * 2007-08-22 2010-05-25 General Electric Company System and method of optimizing a monochromatic representation of basis material decomposed CT images
US8194961B2 (en) * 2008-04-21 2012-06-05 Kabushiki Kaisha Toshiba Method, apparatus, and computer-readable medium for pre-reconstruction decomposition and calibration in dual energy computed tomography
US8031831B2 (en) * 2009-05-28 2011-10-04 Kabushiki Kaisha Toshiba Voltage and or current modulation in dual energy computed tomography
JP5631580B2 (ja) * 2009-11-27 2014-11-26 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 画像表示装置、ｘ線ｃｔ装置およびプログラム
JP5595724B2 (ja) 2009-12-28 2014-09-24 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｘ線ｃｔ装置
JP2011172803A (ja) * 2010-02-25 2011-09-08 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
JP5442530B2 (ja) 2010-05-24 2014-03-12 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 画像処理装置、画像表示装置およびプログラム並びにｘ線ｃｔ装置
JP5675257B2 (ja) 2010-10-13 2015-02-25 株式会社東芝 医用画像処理装置、ｘ線コンピュータ断層撮影装置、医用画像処理方法および医用画像処理プログラム

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1502309A (zh) * 2002-11-27 2004-06-09 GEҽ��ϵͳ���������޹�˾ 便于减少伪影的方法和装置
CN1518955A (zh) * 2002-11-27 2004-08-11 GEҽ��ϵͳ���������޹�˾ 软组织容积可视化的方法和装置
WO2012015285A2 (en) * 2010-07-29 2012-02-02 Samsung Electronics Co., Ltd. Method and apparatus for processing image and medical image system employing the apparatus
CN102462504A (zh) * 2010-11-08 2012-05-23 通用电气公司 用于分析和可视化能谱ct数据的系统和方法

Cited By (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107072627B (zh) * 2014-10-20 2020-10-16 皇家飞利浦有限公司 用于针对心脏和肺图像的光子计数ct的心脏重建
CN107072627A (zh) * 2014-10-20 2017-08-18 皇家飞利浦有限公司 用于针对心脏和肺图像的光子计数ct的心脏重建
CN105559813A (zh) * 2014-11-04 2016-05-11 株式会社东芝 医用图像诊断装置以及医用图像处理装置
CN105559813B (zh) * 2014-11-04 2019-01-15 东芝医疗系统株式会社 医用图像诊断装置以及医用图像处理装置
JP2016127909A (ja) * 2015-01-09 2016-07-14 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
CN108135560A (zh) * 2015-10-27 2018-06-08 株式会社日立制作所 X射线ct数据处理装置以及搭载其的x射线ct装置
CN108135560B (zh) * 2015-10-27 2021-07-30 株式会社日立制作所 X射线ct数据处理装置以及搭载其的x射线ct装置
WO2019000418A1 (zh) * 2017-06-30 2019-01-03 上海联影医疗科技有限公司 组织密度分析方法及系统
CN107610196A (zh) * 2017-09-04 2018-01-19 沈阳东软医疗系统有限公司 双能量ct图像处理方法、装置以及图像处理设备
CN107610196B (zh) * 2017-09-04 2020-12-11 东软医疗系统股份有限公司 双能量ct图像处理方法、装置以及图像处理设备
CN112513925A (zh) * 2018-08-01 2021-03-16 皇家飞利浦有限公司 为ct虚拟单色提供自动自适应能量设置的方法
CN112513925B (zh) * 2018-08-01 2024-03-08 皇家飞利浦有限公司 图像处理系统、成像装置和图像处理的方法
CN110881993A (zh) * 2018-09-07 2020-03-17 佳能医疗系统株式会社 X射线ct装置、医用图像处理装置以及x射线ct系统
CN112129792A (zh) * 2019-06-05 2020-12-25 株式会社岛津制作所 试样解析系统、试样解析装置以及试样解析方法
CN115813419A (zh) * 2023-02-20 2023-03-21 武汉联影生命科学仪器有限公司 能谱ct成像的方法、装置和ct扫描成像系统

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