CN107072612B - 医疗用x射线测量装置以及方法 - Google Patents

Abstract

骨密度测量装置，一边扫描X射线束，一边交替重复进行低能量X射线的照射和高能量X射线的照射。在处理由此所得的检测值阵列时，根据关注的H检测值的两侧的2个L检测值来运算L插补值。由H检测值和L插补值按照DEXA法来运算像素值(骨密度)。该像素值被映射到H检测值的取得位置。可以代替2个L检测值的插补而对2个H检测值进行插补。

Description

医疗用X射线测量装置以及方法

技术领域

本发明涉及医疗用X射线测量装置以及方法，特别是涉及一边扫描X射线束，一边交替重复进行高能量X射线照射和低能量X射线照射的装置以及方法。

背景技术

作为医疗用X射线测量装置，已知有X射线组织诊断装置、X射线拍摄装置、X射线CT装置等。在下文中，以作为X射线组织诊断装置的一种的骨密度测量装置为例来对其进行说明。

骨密度测量装置一般是根据双能X射线吸收法(DEXA(dual energy X-rayabsorptiometry)法)，针对被检体内的骨骼测量以及运算骨密度的装置(参照专利文献1以及专利文献2)。在骨密度测量装置中，例如将具有笔形束的X射线机械地进行2维扫描，与此同时，检测透过被检体的X射线。更具体来说，一边进行射束扫描，一边交替照射低能量X射线以及高能量X射线，由此取得在机械扫描方向上交替地排列的多个低能量检测值(以下称为“L检测值”。)以及多个高能量检测值(以下称为“H检测值”。)。实际上，每个检测值相当于入射强度与出射强度的比。此外，测量入射强度时，对空气层而不是被检体照射X射线。

在以往的骨密度测量装置中，针对由多个L检测值以及多个H检测值组成的2维检测值阵列，固定地关联有2维像素阵列。构成像素阵列的各像素由先取得的L检测值以及后取得的H检测值构成，或者由先取得的H检测值以及后取得的L检测值构成。以像素为单位，根据构成其的L检测值以及H检测值，运算骨密度(每单位面积的骨矿物质含量)。以往，在骨密度测量装置中，还存在照射具有2维的扩展的扇形射束、具有3维的扩展的锥形束的装置。

在以往的骨密度测量装置中，如上述那样，各像素由先取得的L检测值(或H检测值)以及后取得的H检测值(或L检测值)构成。在每个像素内，2个检测值的取得坐标严格来说互不一致。虽然也与机械扫描速度、能量切换周期有关，但是在这些坐标间具有一定的差。

现有技术文献

专利文献

专利文献1:日本专利第4980862号公报

专利文献2:日本特开2012-192118号公报

发明内容

发明要解决的课题

以往，形成像素值运算的基础的2种检测值的取得位置(照射位置)互不相同。因此，如后面详细描述的那样，在组织厚度增大的位置与组织厚度减少的位置，测量条件会不同。

本发明的目的是在生物体组织的厚度在扫描方向上增大和减少时，在测量条件中尽量不产生差异。

用于解决课题的手段

本发明所涉及的医疗用X射线测量装置包含：通过一边进行X射线束的扫描，一边对被检体交替进行第1能量X射线的照射以及第2能量X射线的照射，取得由在扫描方向上交替地排列的多个第1能量检测值以及多个第2能量检测值组成的检测值列的测量部；以及根据所述检测值列运算多个像素值的运算部，所述运算部包含针对每个像素，根据与该像素相对应的第1能量检测值和存在于该第1能量检测值的两侧的2个第2能量检测值来运算像素值的第1运算部。

像以往那样，如果根据1个第1能量检测值和1个第2能量检测值来运算像素值，则会产生在组织的厚度增加和减少时测量条件不同的问题。与此相对，根据上述结构，考虑2个第2能量检测值，因此能够解决或减轻上述问题。理想的是，根据奇数个第1能量检测值和偶数个第2能量检测值来运算像素值。特别理想的是，根据1个第1能量检测值和基于其两侧的2个第2能量检测值的第2能量插补值来运算像素值。在那种情况下，第2能量插补值具有视为存在于2个第2能量检测值之间，特别理想的是存在于与第1能量检测值相同的位置那样的值。通过与多个检测值列相对应的多个像素值列的映射构成二维画像。理想的是，每个检测值具有按照双能X射线吸收法的值，具体地，是表示入射强度与出射强度的比的值。

理想的是，所述第1运算部包含：根据所述2个第2能量检测值来运算所述第2能量插补值的插补运算器；以及根据所述第1能量检测值和所述第2能量插补值来运算所述像素值的像素值运算器。插补运算器根据多个第2能量检测值来运算第2能量插补值，在那种情况下，可以采用单纯几何平均法、加权几何平均法等方法。特别是当每个检测值为对数值时，理想的是采用单纯加法平均法、加权加法平均法等方法。

理想的是，作为通过映射所述多个像素值来形成画像的单元，包含把通过所述像素值运算器所运算出的像素值映射到与其相对应的第1能量检测值的取得位置的画像形成单元。也就是说，当应用插补法时，理想的是，像素值被映射到第1能量检测的取得位置。另一方面，当应用非插补法时，理想的是，与以往同样地，像素值被映射到第1能量检测值的取得位置与第2能量检测值的取得位置的中间位置。

理想的是所述第1能量X射线以及所述第2能量X射线内的一个是低能量X射线，所述第1能量X射线以及所述第2能量X射线内的另一个是高能量X射线。

理想的是，所述运算部还包含：对每个像素，根据与该像素相对应的第1能量检测值和与该第1能量检测值的一侧相邻的第2能量检测值来运算像素值的第2运算部；以及选择性地使所述第1运算部与所述第2运算部进行工作的选择部。例如，可以在组织边缘部位中选择第2运算部的动作，在组织中选择第1运算部的动作。

附图说明

图1是表示本发明所涉及的骨密度测量装置的优选实施方式的图。

图2是表示二维检测值阵列的图。

图3是表示沿着扫描方向的一维检测值列的图。

图4是表示在组织厚度增加时的非插补型像素值运算法的应用例的图。

图5是表示在组织厚度减少时的非插补型像素值运算法的应用例的图。

图6是表示在组织厚度增加时的插补型像素值运算法的第1应用例的图。

图7是表示在组织厚度减少时的插补型像素值运算法的第1应用例的图。

图8是表示在组织厚度增加时的插补型像素值运算法的第2应用例的图。

图9是表示在组织厚度减少时的插补型像素值运算法的第2应用例的图。

图10是表示插补型像素值运算法的第1例的图。

图11是表示插补型像素值运算法的第2例的图。

图12是表示对体脂肪率运算的应用例的图。

图13是表示加权插补型像素值运算法的图。

具体实施方式

以下，根据附图来说明本发明的优选实施方式。

在图1中，作为概念图示出了骨密度测量装置的结构例。骨密度测量装置是医疗用X射线测量装置，更详细地，是通过对被检体照射X射线来形成骨密度画像的装置。骨密度一般是每单位面积的骨矿物质含量。在本实施方式中，根据DEXA法来测量以及运算骨密度。也可以代替骨密度来运算体脂肪率等其他。

在图1中，骨密度测量装置大致由测量单元10以及运算控制单元12组成。测量单元10被设置在例如X射线管理区域内。运算控制单元12由例如信息处理装置所构成。

首先，对测量单元10进行说明。如图1所示，被检体16被放置在拍摄台14的顶板14A上。被检体16具有作为测量对象的骨骼16A。该骨骼16A为例如腰椎、大腿骨等。测量单元10具有下部18和上部20。如果针对下部18进行说明，则在顶板14A的下方设置有可以水平运动的发生器24。发生器24具有产生X射线的X射线发生管26。在发生器24的上侧，在图1所示的例子中，设置有过滤器单元28。可以与过滤器单元28一同设置快门单元。从高电压源30对X射线发生管26提供电压。具体地，在按照控制信号31的定时，对X射线发生管26交替地施加低电压L以及高电压H。由此，在X射线发生管26中，交替地产生低能量X射线以及高能量X射线。通过未图示的准直器以及过滤器单元28的作用，在图1所示的结构例中形成了作为2维射束的扇形射束32。图示的扇形射束(fan beam)32是从下向上扩展的射束，也就是面状的射束。过滤器单元28具备被旋转驱动的过滤板，该过滤板具备低能量X射线用过滤部件以及高能量X射线用过滤部件。根据X射线的种类，在X射线通过路径上插入与其相对应的适当的过滤器。过滤器单元28由后述的控制部44控制。

下部18具有扫描机构22。其动作由控制部44控制。在本实施方式中，包含发生器24的下部可动体和包含后述的检测器34的上部可动体都在X方向、也就是在图1中的垂直纸面方向被机械地扫描。由扫描机构22进行这种机械扫描。通过在X方向扫描扇形射束32，形成三角柱状的照射区域。顺便说一下，Y方向是扇形射束的扩展方向，Z方向是X射线的照射方向，更具体地，是扇形射束中心线所指向的方向。可以在上部20进行X射线的发生，在下部18进行X射线的检测。

如果针对上部20进行说明，则上部20具有检测器34。检测器34具有沿着扇形射束32的扩展方向、也就是Y方向所设置的多个检测单元(传感器)。各检测单元个别地进行X射线的检测。例如对约500个检测单元进行1维排列。通过它们取得由在Y方向、也就是扇形射束的扩展方向排列的多个检测值组成的检测值列。通过在X方向的各位置按顺序进行X射线的照射，在X方向的各位置按顺序取得检测值列。但是，如上所述，由于交替地照射低能量X射线以及高能量X射线，因此交替地取得低能量X射线检测值列(L检测值列)以及高能量X射线检测值列(H检测值列)。

伴随着扇形射束32的X方向的机械扫描，检测器34也在X方向被机械扫描。也可以利用笔形射束(pencil beam)来代替扇形射束。在这种情况下，笔形射束2维地进行锯齿形扫描。另外，也可以对宽度窄的扇形射束2维地进行锯齿形扫描。

此外，在图1所示的结构例中，拍摄台14与下部18被彼此独立地构成。但是，也可以将它们一体化。

接下来，对运算控制单元12进行说明。运算控制单元12由信息处理装置，例如个人计算机所构成。运算控制单元12进行测量单元10的控制，并且处理通过测量单元10所取得的数据。在图1所示的结构例中，作为软件的功能来实现运算控制单元12所执行的各处理。在图1中，各处理被显示为块。

在数据存储器36中存储有多个检测值列。由它们构成2维检测值阵列。2维检测值阵列由在X方向交替地配置的多个L检测值列和多个H检测值列组成。如果改变视角90度，则在2维检测值阵列中，可以设想在Y方向排列的多个检测值列。在这种情况下的每个检测值列由在X方向排列的多个检测值组成，具体地，由在X方向交替地配置的多个L检测值以及多个H检测值组成。针对像那样的检测值列定义多个像素。在后面针对检测值列以及像素列进行详细描述。

骨密度运算部38是对每个构成2维像素阵列的像素，运算作为像素值的骨密度的模块。在本实施方式中，骨密度运算部38按照从插补法和非插补法中选择出的方法来运算像素值。当选择了插补法时，插补运算器40进行工作。也就是说，根据1个第1能量检测值(低能量检测值(L检测值)或高能量检测值(H检测值)内的一个)和基于与其相邻的前后的(或左右的)2个第2能量检测值(L检测值或H检测值内的另一个)的插补值(第2能量插补值)，按照DEXA法来运算骨密度。当选择了非插补法时，执行与以往同样的像素值运算。也就是说，根据1个第1能量检测值(L检测值或H检测值内的一个)和与其相邻的1个第2能量检测值(L检测值或H检测值内的另一个)，按照DEXA法来运算骨密度。例如，可以在边缘部分选择非插补法，在此之外的区域选择插补法。可以通过二维检测值阵列的分析来确定是否为边缘部分。

此外，在本实施方式中，如上述那样按照DEXA法来运算骨密度。为了实现该方式，在每个照射位置取得在未插入被检体的状态下所测量出的值(入射强度)和在插入了被检体的状态下所测量出的值(出射强度)，用这些值的比来构成检测值。

骨密度作为与R_L-α·R_H成比例的值而被计算。在这里，R_L＝ln(I_OL/I_L)、R_H＝ln(I_OH/I_H)、α＝R_L/R_H。其中，各值如下。α是在软组织区域(骨区域以外)进行测量的系数。

I_OL：低能量X射线的入射强度

I_OH：高能量X射线的入射强度

I_L：在骨骼和软组织所存在的区域的低能量X射线的出射强度

I_H：在骨骼和软组织所存在的区域的高能量X射线的出射强度

上述的L检测值以及H检测值是例如RL以及RH。可以在骨密度运算部38中执行这些值的运算。

在图1中，控制部44是执行骨密度测量的控制的模块。另外，控制部44具有在运算范围(关注区域)内进行平均骨密度的运算的功能等。顺便说一下，通过骨密度运算部38或控制部44来设定运算范围。由检查者操作输入部46。显示部48是显示骨密度图像等的显示器。

在图2中示出了二维检测值阵列50。该检测值阵列50是通过在X方向对在Y方向扩展的X射线束54进行扫描而形成的。在X射线束54的扫描时，如符号52所示地切换施加电压。也就是说，交替地设定低电压L以及高电压H。由此，交替地取得L检测值列56和H检测值列58。检测值阵列50由多个L检测值列56和多个H检测值列58组成。检测值列56，58分别由在Y方向排列的多个检测值组成。当应用非插补法、即以往的方法时，如图2所示，通过1个L检测值和与其相邻的1个H检测值构成1个像素60。该像素的像素值被映射在L检测值与H检测值的中间位置。也就是说，那样的中间位置被视为像素中心。然而，如果根据非插补法，则会产生在组织厚度单调增加时和单调减少时测量条件(运算条件)不同的问题。以下对其进行说明。

在图3中，(A)表示具有椭圆形状的组织(例如骨骼)64。如果X射线束66向X方向移动，则取得在(B)中示出的检测值列68。(C)表示检测值列68的一部分。该一部分由在X方向交替地排列的L检测值70和H检测值72组成。符号70表示组织64的厚度大致单调增加的区间，符号72表示组织64的厚度大致单调减少的区间。

在图4中示出了在单调增加区间中所取得的检测值列。具体地，(A)表示由沿着X方向所取得的多个检测值组成的图形。(B)表示单调增加区间内的组织70A。各检测值的取得位置的组织厚度由符号80表示。(C)表示检测值列74，(C)还示出由1个L检测值和1个H检测值所构成的像素。符号76表示在X方向排列的像素值列。符号78L表示L检测值的取得位置，符号78H表示H检测值的取得位置。

在以往的方法、即非插补法中，在每个像素中，使用由1个L检测值82和1个H检测值84组成的检测值对86，根据DEXA法来运算骨密度。各像素的中心相当于L检测值与H检测值的中间点。

在图5中示出了单调减少区间中的像素值列。此外，对于与图4示出的要素同样的要素赋予相同的符号并省略其说明。图6之后的各图也同样。

在图5中，(A)把单调减少区间中的像素值列作为图形进行表示。(B)表示组织，并用符号80表示每个位置的组织厚度。(C)表示沿着X方向的检测值列74和像素值列76。对每个由1个L检测值88和1个H检测值90组成的检测值对92，运算作为像素值的骨密度。

在图4示出的单调增加区间中，如果着眼于1个像素，则取得了L检测值82的位置78L上的组织厚度与取得了H检测值84的位置78H上的组织厚度互不相同，具体地，与前者相比，后者总是较大。另一方面，在图5示出的单调减少区间中，取得了L检测值的位置78L上的组织厚度与取得了H检测值的位置78H的组织厚度互不相同，具体地，与后者相比，前者总是较大。也就是说，在单调增加区间和单调减少区间的运算条件会不同。这会成为运算结果的误差的主要原因。X射线能量伴随X射线束的扫描而被交替切换，因此不可避免地产生上述那样的问题。

因此，在本实施方式中采用了插补法。以下对此进行详细描述。

在图6中示出了单调增加区间中的像素值列。当应用了插补法时，参照某H像素值的两侧的2个L检测值，并通过基于它们的插补运算来运算L插补值98。然后，由该L插补值98和H检测值100构成检测值对102，根据该检测值对102按照DEXA法来运算骨密度。像这样运算出的骨密度被映射到与H检测值100相对应的位置。符号76表示在非插补法中所映射的像素值，与此相对，符号104表示应用了插补法时的多个像素。由它们的对比可以清楚地看出，如果根据插补法，则像素的映射位置比应用了非插补法时偏移半个像素。当然，如符号76所示，作为映射位置也可以采用与以往同样的位置。

在图7中示出了单调减少区间中的检测值列。如图所示，当着眼于H检测值112时，参照与其相邻的两侧的L检测值106、108，并根据它们运算L插补值110。由该L插补值110和H检测值112构成检测值对114。根据该检测值对114基于DEXA法运算骨密度。即使在这种情况下，各像素的像素值也被映射到H检测值的取得位置。也就是说，相对于根据非插补法的像素值列76，根据插补法的像素值列116移位了半个像素的量。

在图6以及图7中示出了针对L检测值的插补，但是也可以代替其进行针对H检测值的插补。这在图8以及图9中进行了表示。

在图8中示出了单调增加区间中的检测值列。如果着眼于某L检测值124，则参照在其两侧的2个H检测值118、120，根据它们运算H插补值122。由该H插补值122和L检测值124构成检测值对126，并由此运算骨密度。该骨密度被映射到L检测值124的取得位置。其结果，相对于根据非插补法的像素值列76，根据插补法的像素列130移位了半个像素的量。

在图9中示出了单调减少区间中的检测值列。如果着眼于某L检测值124，则参照存在于其两侧的2个H检测值118、120，根据它们运算H插补值122。由该H插补值122和L检测值124来检测检测值对126，并由此运算骨密度。在这个例子中，相对于根据非插补法的像素列76，根据插补法的像素列130也在X方向移位了半个像素的量。

通过以上说明的插补法，当着眼于L检测值和H检测值中的一个时，根据其两侧的检测值来运算插补值，因此可以在单调增加的情况与单调减少的情况下统一运算条件。也就是说，可以在与一个检测值相同的位置，生成通过插补处理所生成的另一个检测值。

但是，当跨越组织边界来应用上述处理时，认为反而在运算结果中会产生误差，因此理想的是针对边缘区域应用非插补法，针对此外的部位应用插补法。或者，理想的是根据情况选择性地应用插补法与非插补法。

在图10中示出了图1示出的骨密度运算部38的结构例(骨密度运算算法)。在该例中，针对H检测值应用了插补处理。检测值列132具有H检测值136、L检测值140、H检测值138。此外，用符号142表示L检测值140的求解方法，用符号144表示H检测值138的求解方法。插补运算器40根据存在于L检测值140的两侧的2个H检测值136、138来执行插补运算，由此来运算插补值。在本实施方式中，考虑各个检测值为对数值，通过单纯加法型平均运算来求解平均值。骨密度运算器134根据用插补运算器40求出的H插补值和L检测值140来运算骨密度。

在图11中示出了骨密度运算部38的其他结构例(其他骨密度运算算法)。检测值列132具有L检测值146、H检测值150、L检测值148。用符号152表示H检测值150的求解方法，并用符号154表示L检测值148的求解方法。插补运算器40根据存在于H检测值150的两侧的2个L检测值146、148来运算L插补值。骨密度运算器134根据L插补值和H检测值150来运算骨密度。

在图12中示出了变形例。在该例中，根据DEXA法来运算体脂肪率。具体地，在检测值列132中，在插补运算器40中，由2个H检测值136、138运算H插补值，并根据H插补值和L检测值140，在体脂肪率运算器156中运算体脂肪率。

在图13中还示出了其他的变形例。在该例中，在检测值列132中排列有H检测值158、L检测值162、H检测值160、……，但在这里，L检测值162与H检测值160之间是分开的。因此，在加权插补运算器168中，考虑从L检测值162到H检测值158、160的距离164、166，通过加权插补运算，具体地是通过加权加法型平均运算求解作为平均值的H插补值。骨密度运算器170根据该H插补值和L检测值162来运算骨密度。

如上所述，通过插补法，在针对两种检测值内的一个应用了插补处理的基础上运算骨密度，因此可以得到如下优点：即使在组织厚度发生了变化的情况下，也能够不管其极性地对骨密度进行运算。也就是说，能够解决运算条件根据身体厚度的变化方向而不同的问题。通过本实施方式，在如上所示地运算出的像素值即骨密度的映射时，针对插补处理的中心坐标进行了映射，因此得到能够进行更加正确的映射的优点。通过本实施方式，还能够切换地应用插补法与非插补法，因此可以根据情况实现高可靠性的处理。

Claims (8)

1.一种医疗用X射线测量装置，其特征在于，包含：

测量部，其通过一边进行X射线束的扫描，一边对被检体交替重复进行第1能量X射线的照射以及第2能量X射线的照射，来取得由在扫描方向上交替地排列的多个第1能量检测值以及多个第2能量检测值构成的检测值列；以及

运算部，其根据所述检测值列来运算多个像素值，

所述运算部包含第1运算部，其针对每个像素，根据与该像素对应的第1能量检测值和基于存在于该第1能量检测值两侧的2个第2能量检测值的第2能量插补值来运算像素值，

所述像素值被映射到所述第1能量检测值的取得位置；

其中，所述运算部还包含：

第2运算部，其针对每个像素，根据与该像素对应的第1能量检测值和与该第1能量检测值的一侧相邻的第2能量检测值来运算像素值；以及

选择部，其选择性地使所述第1运算部与所述第2运算部进行工作，其中在组织边缘部位中选择所述第2运算部的动作，在组织中选择所述第1运算部的动作。

2.根据权利要求1所述的医疗用X射线测量装置，其特征在于，

所述第1运算部包含：

插补运算器，其根据所述2个第2能量检测值来运算所述第2能量插补值；以及

像素值运算器，其根据所述第1能量检测值和所述第2能量插补值来运算所述像素值。

3.根据权利要求2所述的医疗用X射线测量装置，其特征在于，

该医疗用X射线测量装置包含：

图像形成单元，其是通过映射所述多个像素值来形成图像的单元，该图像形成单元把通过所述像素值运算器所运算出的像素值映射到与其对应的第1能量检测值的取得位置。

4.根据权利要求1所述的医疗用X射线测量装置，其特征在于，

所述第1能量X射线以及所述第2能量X射线内的一个为低能量X射线，所述第1能量X射线以及所述第2能量X射线内的另一个为高能量X射线。

5.根据权利要求1所述的医疗用X射线测量装置，其特征在于，

所述像素值表示骨密度或体脂肪率。

6.根据权利要求2所述的医疗用X射线测量装置，其特征在于，

所述插补运算器通过基于所述2个第2能量检测值的单纯加法型平均运算来运算所述第2能量插补值。

7.根据权利要求2所述的医疗用X射线测量装置，其特征在于，

所述插补运算器通过基于所述2个第2能量检测值的加权加法型平均运算来运算所述第2能量插补值。

8.一种处理检测值列的方法，其特征在于，

所述检测值列是通过一边进行X射线束的扫描，一边对被检体交替重复进行第1能量X射线的照射以及第2能量X射线的照射而取得的，

所述检测值列由在扫描方向上交替地排列的多个第1能量检测值以及多个第2能量检测值而构成，

该方法包含：

针对每个像素，根据与该像素对应的第1能量检测值和基于存在于该第1能量检测值两侧的2个第2能量检测值的第2能量插补值来运算像素值的第1步骤；以及

通过将针对每个所述像素所运算的像素值映射到所述第1能量检测值的取得位置来形成图像的步骤；

其中，该方法还包含：

针对每个像素，根据与该像素对应的第1能量检测值和与该第1能量检测值的一侧相邻的第2能量检测值来运算像素值的第2步骤；以及

选择性地进行所述第1步骤与所述第2步骤，其中在组织边缘部位中选择进行所述第2步骤，在组织中选择进行所述第1步骤。

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