CN108135560B - X射线ct数据处理装置以及搭载其的x射线ct装置 - Google Patents

X射线ct数据处理装置以及搭载其的x射线ct装置 Download PDF

Info

Publication number
CN108135560B
CN108135560B CN201680055695.0A CN201680055695A CN108135560B CN 108135560 B CN108135560 B CN 108135560B CN 201680055695 A CN201680055695 A CN 201680055695A CN 108135560 B CN108135560 B CN 108135560B
Authority
CN
China
Prior art keywords
ray
data
reference substance
energy
unit
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201680055695.0A
Other languages
English (en)
Other versions
CN108135560A (zh
Inventor
昆野康隆
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Healthcare Corp
Original Assignee
Hitachi Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Ltd filed Critical Hitachi Ltd
Publication of CN108135560A publication Critical patent/CN108135560A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN108135560B publication Critical patent/CN108135560B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/46—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B6/461—Displaying means of special interest
    • A61B6/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • A61B6/5217—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10072—Tomographic images
    • G06T2207/10081—Computed x-ray tomography [CT]
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/408—Dual energy

Abstract

为了在用能量区分方式的检测器进行多能量拍摄，将被写体区分为多个基准物质从而作成图像时，估计所假定的基准物质的适当与否，精度良好地决定合适的基准物质，X射线CT数据处理装置对在多个检测能量范围分别取得的CT数据进行处理，作成区分为给定的基准物质的重构像，所述X射线CT数据处理装置具备：基准物质数据算出部，其使用多个所述CT数据的不同组合，针对多个基准物质分别算出不依赖于能量的物理量，对同一基准物质作成多个基准物质数据；和适当判定指标作成部，其基于所述基准物质数据算出部算出的多个基准物质数据，作成判定所述基准物质的适当与否的指标。

Description

X射线CT数据处理装置以及搭载其的X射线CT装置
技术领域
本发明涉及由X射线CT装置取得的数据的处理技术，特别涉及使用由搭载了能量区分方式的X射线检测器的X射线CT装置拍摄得到的投影数据来对多个基准物质进行区分的技术，其中能量区分方式的X射线检测器将入射X射线能量区分为多个能量范围来进行测量。
背景技术
X射线CT装置是根据从多个方向拍摄的被检体的X射线透过像即投影数据算出X射线吸收系数(射线减弱系数)、得到被检体的断层像即重构像的装置。
进而，近年来，通过双能拍摄法，能得到单色X射线等效图像、基准物质密度图像、有效原子序数图像、电子密度图像、光电效应图像、康普顿散射图像、拍摄中所用的所述能谱以外的能谱中的吸收系数像等众多重构像。以后将这样的重构像记作多能量图像。在该拍摄法中，例如以能量谱不同的多个X射线取得图像，使用其投影数据或重构像来对多个基准物质进行区分，能得到各个基准物质的图像。
这时期望精度良好地进行对基准物质的区分。为此例如在专利文献1中提出了如下方法：根据用双能拍摄法得到的结果作成多个能带的图像，使用适于各基准物质的能带的图像来进行区分，由此提升区分精度。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：JP特开2014-239840号公报
发明内容
发明要解决的课题
在利用上述那样的双能拍摄法的X射线CT装置(以后记作双能CT装置)中，假定基准物质来进行区分，在假定为基准物质的物质与实际的物质不同的情况下，有如下问题：会将该物质表现为多个基准物质的和，进行区分导致存在实际上没有的物质。
进而，在假定的基准物质与实际的物质不同的情况下，或者在选择了不适当的基准物质的情况下，存在所算出的密度和存在率等量不会成为正确的值而成为定量性降低的值的问题。进而根据区分结果难以判定假定的基准物质是否是接近于实际的物质的适当的物质。
以上那样的问题即使运用例如专利文献1那样提高区分精度的技术也不能解决。即，即使要使用专利文献1的技术来提升区分的精度，也由于不能判定基准物质是否适当而即使是不合适的基准物质也不能予以改善，在不适当的情况下会降低对基准物质的区分精度。进而，由于区分中使用的适当的能带依赖于基准物质，因此在基准物质不适当的情况下，不能使用适当的能带。
用于解决课题的手段
为了解决上述课题，本发明的X射线CT数据处理装置对在多个检测能量范围分别取得的CT数据进行处理，区分为给定的基准物质来作成基准物质数据，所述X射线CT数据处理装置具备：基准物质数据算出部，其使用多个所述CT数据的不同组合，针对多个基准物质，分别算出不依赖于能量的物理量，对同一基准物质作成多个所述基准物质数据；和适当判定指标作成部，其基于所述基准物质数据算出部算出的多个基准物质数据，作成判定所述基准物质的适当与否的指标即适当判定指标。这里所谓CT数据，是指在X射线CT装置得到的投影数据或重构像。
另外，本发明的X射线CT装置具备：X射线产生部，其照射X射线；X射线检测部，其测量所述X射线来得到CT数据；控制部，其控制所述X射线产生部和/或所述X射线检测部来取得3个以上不同的检测能量范围的所述CT数据；和运算部，其对所述CT数据进行处理，作成区分为给定的基准物质的重构像。
运算部具备：上述的X射线CT数据处理装置；和重构像作成部，其使用由所述X射线CT数据处理装置求得的所述基准物质数据来作成所述重构像。
发明效果
根据本发明，能判定基准物质是否适当，能使基准物质最佳化。另外能防止区分为存在实际上没有的物质。进而能提升根据基准物质的图像等算出的密度、存在率等量的定量性。
附图说明
图1是表示运用本发明的X射线CT装置的实施方式的概略图。
图2是表示图1的X射线CT装置的X射线检测元件110的配置例的图。
图3是表示图1的X射线CT装置的X射线检测器104的结构的一例的说明图。
图4是用于说明本发明所采用的能量的区分方法的一例的说明图。
图5是表示实施方式1的运算部105的构成例的功能框图。
图6是表示实施方式1的数据处理的流程的一例的图。
图7是用于说明实施方式1中求取相同概率的方法的一例的说明图。
图8的(a)、(b)分别是表示实施方式1中的基准物质适当判定的输入画面例的图。
图9是表示运用本发明的X射线CT数据处理装置的实施方式的概略图。
图10是用于说明实施方式2的基准物质数据的作成方法的说明图。
图11是表示实施方式2的运算部105的构成例的功能框图。
图12是表示实施方式3的运算部105的构成例的功能框图。
图13是表示实施方式3的数据处理的流程的一例的图。
图14是表示实施方式4的数据处理的流程的一例的图。
图15的(a)、(b)分别是作为实施方式4的适当判定指标144而显示的图表的一例，是表示基准物质不适当的情况的图。
图16是作为实施方式4的适当判定指标144而显示的图表的一例，是表示基准物质适当的情况的说明图。
图17是表示GUI的一例的图。
具体实施方式
以下说明本发明的X射线CT装置以及X射线CT数据处理装置的实施方式。
X射线CT数据处理装置对在多个检测能量范围分别取得的CT数据进行处理，区分为给定的基准物质从而作成重构像，该X射线CT数据处理装置具备：基准物质数据算出部，其使用多个所述CT数据的不同组合对多个基准物质分别算出不依赖于能量的物理量，对同一基准物质作成多个基准物质数据；和适当判定指标作成部，其基于所述基准物质数据算出部算出的多个基准物质数据，来作成判定所述基准物质的适当与否的指标。在此，所谓CT数据，是指在X射线CT装置中得到的投影数据或重构像。
X射线CT装置中，对CT数据进行处理的运算部具备上述的X射线CT数据处理装置的功能，该X射线CT装置中除了具备运算部以外，还具备：X射线产生部，其照射X射线；X射线检测部，其获得测量所述X射线而得到的所述CT数据；和控制部，其控制所述X射线产生部和/或所述X射线检测部来取得3个以上不同的检测能量范围的所述CT数据。
以下，参考附图来说明运用本发明的X射线CT装置的一个实施方式的构成和动作。在以下的实施方式中，作为取得多个检测能量范围的CT数据的手段，主要说明具备能量区分方式的X射线检测器、特别是光子计数型的X射线检测器的X射线CT装置，但本发明只要能取得多个检测能量范围的CT数据，就并不限定于此。
本实施方式的X射线CT装置如图1所示那样，作为拍摄系统而具备：X射线源100；能谱变更部111；X射线检测器104，其配置在从X射线源100照射的X射线的照射范围；和台架旋转部101，其将这些X射线源100以及X射线检测器104对置配置，以给定的旋转轴为中心旋转。在台架旋转部101的中央设有插入被检体102的开口，在该开口内配置使被检体102躺着的卧台顶板103。卧台顶板103和台架旋转部101是能在给定方向上相对移动的结构。
本实施方式的X射线源100例如使以管电压进行了加速的电子束碰撞钨或钼等靶金属，从该碰撞位置(焦点)使X射线产生。
能谱变更部111通过变更例如管电压、X射线过滤器来变更从焦点照射的X射线的能谱。作为该X射线过滤器，例如能有钨、钼、铜、锡、铝、铁、它们的合金等金属。
另外X射线CT装置具备控制部107、信号收集部108、运算部105、显示部106、输入部110以及存储部109等，作为控制这些拍摄系统的控制系统以及对伴随拍摄系统的动作由X射线检测器104取得的信号进行处理的信号处理系统。
控制部107由控制X射线源100的产生驱动源的动作的X射线控制部、控制X射线检测器104的信号读出动作的读出控制部、控制台架旋转部101的旋转和卧台顶板103的移动的拍摄控制部、以及控制这些各部整体的整体控制部构成。
控制部107以及运算部105能将一部分或全部构建为包含CPU(中央处理装置)、内存以及存储部109的系统，构成控制部107以及运算部105的各部的功能能通过由CPU将预先存放在存储部109的程序载入到内存并执行来实现。另外，功能的一部分还能由ASIC(Application Specific Integrated Circuit，专用集成电路)或FPGA(FieldProgrammable Gate Array，现场可编程门阵列)等硬件构成。
只要没有特别说明，构成拍摄系统、控制系统以及信号处理系统的要素就具有与公知的X射线CT装置所具备的要素相同的构成，具有同样的功能。
X射线检测器104以X射线源100为大致中心圆弧状配置多个，伴随台架旋转部101的旋转，在保持与X射线源100的位置关系的同时进行旋转。另外，在图1中，为了使说明简单而示出了X射线检测器104是8个的情况，但在实际的装置中例如是40个左右。另外在X射线检测器104的前面设置了X射线栅格(未图示)，防止从X射线源100照射的X射线当中在被检体102等散射的X射线入射到X射线检测器104。
X射线检测器104例如如图2所示那样，形成多个光子计数方式的X射线检测元件400在通道方向和切片方向上二维配置的结构。在此图2表示配置于X射线检测器104的X射线检测元件400的一部分，切出通道方向上4个、切片方向上3个来进行记述。另外使通道方向和旋转方向一致、切片方向和旋转轴方向一致来配置X射线检测元件400。
X射线检测器104的各X射线检测元件400例如如图3所示那样具有夹着检测层401设置正负的电极402、403并且在该电极连接了信号收集部108的读出电路405的结构。在本实施方式中，负的电极402是在各X射线检测元件400中共通的结构。
另外X射线如箭头404所示那样从负的电极402侧入射到检测层401。检测层401例如由CdTe(镉碲)、CdZnTe(镉锌碲)、Si(硅)等半导体材料构成，检测入射的X射线光子，产生与其能量相应的量的电荷。读出电路405以给定的采样间隔读出在检测层401产生的电荷，通过由该电荷产生的电信号，用给定的阈值将入射的X射线光子的能量区分为多个能量范围。
例如通过是不足给定阈值的能量范围(以下记作低能量范围)还是给定阈值以上的能量范围(以下记作高能量范围)来判别2个能量范围。按每个采样进行这样的判别，在X射线光子入射时区分为高能量范围和低能量范围，并按每个视角来计数各自的X射线光子数。
对区分方法的一例，参考图4进行说明。图4是表示由产生电荷产生的电压120的图表，横轴128表示时间，纵轴129表示电压。在图示的示例中，在采样时间123中X射线入射而产生脉冲输出121，在采样时间125中X射线入射而产生脉冲输出122。另外在图4中示出采样不仅在X射线入射的定时进行、在X射线不入射的情况下(采样时间124)也周期性地进行的情况，但也有在X射线光子入射的定时进行采样的情况。
读出电路(图3，405)，按每个采样，比较并区分其区间中的输出电压的最大值、能量阈值126和能量阈值127。该能量阈值126是用于区分为入射的X射线光子是高能量范围还是低能量范围的阈值。能量阈值127是用于判定有无X射线光子的输入的阈值。
在此，由于输出电压120在不输入X射线时也因X射线检测器104的电路噪声而变动，因此为了不将其误检测为X射线引起的信号，能量阈值127需要是大于零的值。通过使用这些能量阈值，例如在图4的采样时间124中，由于输出电压120为能量阈值127以下，因此判定为没有X射线光子的输入。
另外，在采样时间125中，由于输出电压120大于能量阈值126，因此判定为入射了高能量范围的X射线。另外在采样时间123中，由于输出电压120大于能量阈值127但小于能量阈值126以下，因此判定为入射了低能量范围的X射线。如以上那样进行有无入射和能量范围的区分。
另外能量范围的区分方法也可以取代使用采样中的输出电压的最大值进行区分，而例如使用采样中的输出电压的积分值，并不限定于上述方法。
另外在以上的说明中记述了X射线检测器是对X射线光子进行计数的光子计数型的情况，但这是一例，并不以此限定本发明。例如可以是不同的具有多个不同的检测能量范围的电流测量型的X射线检测器。这样的X射线检测器例如是在光电二极管粘接了闪烁体(scintillator)的结构的X射线检测元件，形成通过闪烁体厚度或素材不同来实现多个检测能量范围的结构。
另外，作为另一例，形成被粘接的光电二极管与闪烁体的组在X射线入射方向上层叠多个的结构。这时，由于X射线入射侧的闪烁体吸收X射线而改变X射线能谱，因此入射到检测该透过X射线的其他闪烁体的X射线能谱改变，由此能实现多个检测能量范围。
将以上的构成为基础，以能量范围为2个、照射X射线的能谱为2个的情况为例来说明X射线CT装置的一般的拍摄动作。但这是为了使说明简单，并不以此限定本发明。也可以设置3个以上的能量范围，也可以将照射X射线的能谱改变为3种以上来使用。
首先，若拍摄者从输入部110输入拍摄条件来输入实际拍摄的开始，则控制部107控制来自X射线源100的X射线的照射和台架旋转部101开始拍摄。这时，例如以140kV的管电压来加速电子束，从X射线源100照射X射线，将这时的照射X射线的能谱在以后记作第1能谱。
从X射线源100的焦点照射的X射线向载于卧台顶板103的被检体102照射，由X射线检测器104检测透过被检体102的X射线。X射线检测器104对应于入射X射线的能量如前述区分为高能量范围和低能量范围。进而在1视角间进行给定的采样次数的该区分，对入射在高能量范围和低能量范围的X射线光子数进行计数。信号收集部108将与各个X射线光子数相应的信号变换成数字信号，作为各能量范围中的计数数而输出。
接下来，控制部107为了进行这样的拍摄，通过使台架旋转部101在旋转方向上旋转从而使X射线对被检体102的照射角度变化。在该视角中也与前视角相同地进行测量，输出为各能量范围内的计数数。在此，从X射线源100产生的X射线可以是与视角同步的脉冲X射线，也可以是连续X射线。进而如此一边进行旋转驱动一边在按每个视角变更焦点位置来重复进行拍摄，取得360度的数字信号。拍摄例如按每0.4度在多个视角之间进行。
接下来，能谱变更部111例如将加速电子束的管电压变更为80kV，使X射线源100的产生X射线的能谱变化。在该第2周的拍摄中，也与第1周同样地，在各视角一边区分为高能量范围和低能量范围一边对入射到X射线检测器104的X射线光子数进行计数，一边使X射线对被检体102的照射角度变化一边进行计数，获得360度的数字数据。将如此得到的数字数据在以后记作投影数据。
接下来，运算部105对信号收集部108收集的投影数据进行给定的校正处理和运算处理，作成多能量投影数据。在本实施方式中，作为一例，作成密度图像的投影数据作为多能量投影数据。接下来，运算部105对多能量投影数据进行重构处理和运算处理，作成被检体102的多能量图像。进而，本实施方式的运算部105作成用于判定多能量投影数据作成中所用的基准物质是否适当的指标(以下称作基准物质适当判定指标或适当判定指标)。作成的基准物质适当判定指标能显示在显示部106。或者能为了变更基准物质而使用。
以下，说明运算部105的处理的各实施方式。
[实施方式1]
在本实施方式中，运算部105为了判定作成多能量图像时所用的多个基准物质的适当与否，对各基准物质分别使用不同的CT数据的组合算出不依赖于能量的物理量(基准物质数据)，并且根据在不同的组合下得到的多个基准物质数据的类似性来将判定基准物质的适当与否的指标算出为数值。
在图5示出实现上述处理的运算部105的构成的一例。如图5所示那样，运算部105具备主控制部50、校正处理部51、多能量图像作成部53以及基准物质运算部55。主控制部50控制校正处理部51、多能量图像作成部53以及基准物质运算部55的动作、各部间以及各部与存储部109的数据的交换等。校正处理部51包含校正X射线检测器104的缺陷元件的数据的缺陷元件校正部511和进行空气校正的空气校正部512。多能量图像作成部53使用在校正处理部51校正过的投影数据来进行图像重构、密度图像算出、多能量运算等运算，作成多能量图像。
基准物质运算部55是进行双图像作成中假定的基准物质的适当与否等与基准物质相关的运算的运算部105的功能，包含基准物质数据算出部551以及基准物质适当判定指标作成部(以下称作指标作成部)552。图5例示了基准物质数据算出部551具备算出密度图像的投影数据作为基准物质数据的密度图像算出部553的情况。
运算部105的各部的计算中所用的参数和数据保存在存储部109，运算部105根据需要从存储部109读出参数等，进行校正处理、判定处理、运算处理、图像重构等的计算。在该参数和数据中例如包含：缺陷元件校正部511所用的缺陷元件位置图(图6，141)；空气校正部512所用的X射线灵敏度分布和X射线分布(图6，142)；密度图像算出部553算出密度图像的投影数据时、多能量图像作成部53作成多能量图像时所用的X射线能谱分布和质量吸收系数数据等计算用数据(图6，140)等。
接下来使用图6的流程来说明在运算部105进行的数据处理的一例。
<缺陷元件校正S601>
如图6所示那样，运算部105对从信号收集部108接受的投影数据143首先用缺陷元件校正部511进行缺陷元件校正S601。该校正例如是如下那样的处理：基于正式拍摄之前测量、作成并保存在存储部109的缺陷元件位置图141来确定有缺陷的X射线检测元件(缺陷元件)，对其输出值进行估计。关于输出值的估计方法，例如使用缺陷元件的周边的正常的X射线检测元件400的输出值来算出平均值，将该值作为缺陷元件的输出值。
<空气校正S602>
接下来在空气校正部512进行空气校正S602。该校正例如用投影数据除以正式拍摄之前测量、作成并保存在存储部109的灵敏度/X射线分布数据142来实现。灵敏度/X射线分布数据142按每个能量范围作成。关于作成方法，例如不设置被检体102，从X射线源100照射X射线，并按每种能量取得投影数据143，对它们进行缺陷元件校正S601后，对每个X射线检测元件400在视角方向上进行算数平均，用X射线检测器104中的输出的平均值进行标准化，来进行作成。
这些校正处理S601、S602对在各个能量范围和照射X射线能谱下取得的每个投影数据143进行。
<指标作成处理S603>
接下来在基准物质运算部55进行指标作成处理S603。该处理包括：作为前提由基准物质数据算出部551所进行的基准物质数据算出处理S6031、和使用所算出的基准物质数据由指标作成部552进行的基准物质适当判定指标作成处理S6032。基准物质数据是不依赖于能量的基准物质的物理量，在以下说明的处理中，算出基准物质的密度图像的投影数据作为基准物质数据。为此，首先在密度图像算出部553进行密度图像算出处理(基准物质数据算出处理)S6031。
《基准物质数据算出处理S6031》
在该基准物质数据算出处理S6031中，根据保存在计算用数据140中的所设定的物质的物理量和投影数据来算出基准物质的密度图像的投影数据。该基准物质例如在拍摄前用输入部110进行输入时指定。
对密度图像的投影数据的算出方法的一例进行说明。计算中所用的投影数据(X射线检测器的拍摄图像)是在多个能谱种类中分别取得的多个能量范围的投影数据(若将能谱的种类设为p种，将能量范围设为q个，则所得到的投影数据的数量成为p×q)，使用这些投影数据来算出多个基准物质的密度图像的投影数据。
这里为了简化说明，说明将能谱的种类设为2种、将能量范围设为2个、基准物质为2个的情况。这时，将能量范围记作a(a在高能量时成为H，在低能量时成为L)，将能谱种类记作b(b在第1照射X射线是1、在第2照射X射线是2)，将能量范围为a、能谱种类为b的情况下的X射线检测元件400的投影数据的值记作Pab，将照射X射线中的能量ε的光子数(即照射X射线能谱分布)记作Sb(ε)。
另外，将基准物质设为基准物质1和基准物质2这两种，将各自的质量吸收系数(质量减弱系数)记作μmn(ε)(n为1或2的整数，表示是哪一种基准物质)，将密度记作ρn，将基准物质n的密度图像的投影数据记作δn。该密度图像的投影数据δn是将位于从焦点到对象的X射线检测元件400的路径中的基准物质n的密度进行积分的结果，写成式(1)那样。
[数学式1]
δn＝∫ρn(r)ds(n＝1、2) (1)
在式(1)中r表征上述路径中的位置。
另一方面，由X射线检测元件400检测到的投影数据存在使用第1照射X射线在高能量范围以及低能量范围得到的2个投影数据、和使用第2照射X射线在高能量范围以及低能量范围得到的2个投影数据合计4个投影数据PH1、PH2、PL1、PL2。
例如考虑在第1能谱(b＝1)取得的高能量范围(a＝H)的投影数据PH1。首先，可知由于某能量ε的透过X射线的光子数T1是以第1能谱照射的X射线(照射X射线能谱分布S1)在基准物质1和基准物质2减弱而得到的，因此写成式(2)。
[数学式2]
T1＝S1(ε)·exp[-μm1(ε)δ1-μm2(ε)δ2] (2)
高能量范围的投影数据PH1是将该透过X射线的光子数T在高能量范围加在一起的结果，写成式(3)。
[数学式3]
PH1＝∫HS1(ε)·exp[-μm1(ε)δ1-μm2(ε)δ2]dε (3)
这里∫H是指高能量范围的积分。
若同样进行考虑，则可知能量范围为a、能谱种类为b的情况下的X射线检测元件400的投影数据的值Pab写成式(4-1)～(4-4)(以下汇总称作式(4))。这里∫L是指低能量范围的积分。
[数学式4]
PH1＝∫HS1(ε)·exp[-μm1(ε)δ1-μm2(ε)δ2]dε (4-1)
PL1＝∫LS1(ε)·exp[-μm1(ε)δ1-μm2(ε)δ2]dε (4-2)
PH2＝∫HS2(ε)·exp[-μm1(ε)δ1-μm2(ε)δ2]dε (4-3)
PL2＝∫LS2(ε)·exp[-μm1(ε)δ1-μm2(ε)δ2]dε (4-4)
由于密度不依赖于能量，因此基准物质的密度图像的投影数据δn本来在高能量范围时和低能量范围时相同。但在基准物质与实际的被检体不相同的情况下，以经由输入部指定的基准物质的物理量为前提的式(4)的投影数据δn存在根据能量范围不同而不同的可能性。
将根据高能量范围的投影数据(PH1和PH2)的式子算出的基准物质n(n＝1、2)的密度图像的投影数据表征为δHn，将根据低能量范围的投影数据(PL1和PL2)的式子算出的密度图像的投影数据表征为δLn，若将它们区别记述，则式(4)能写成式(5)((5-1)～(5-4))。根据该式(5-1)和(5-3)算出δH1和δH2，根据(5-2)和(5-4)算出δL1和δL2。
[数学式5]
PH1＝∫HS1(ε)·exp[-μm1(ε)δH1-μm2(ε)δH2]dε (5-1)
PL1＝∫LS1(ε)·exp[-μm1(ε)δL1-μm2(ε)δL2]dε (5-2)
PH2＝∫HS2(ε)·exp[-μm1(ε)δH1-μm2(ε)δH2]dε (5-3)
PL2＝∫LS2(ε)·exp[-μm1(ε)δL1-μm2(ε)δL2]dε (5-4)
该密度图像的投影数据δHn和δLn针对全部X射线检测元件进行计算。
《基准物质适当判定指标作成处理S6032》
接下来进行基准物质适当判定指标作成处理S6032。在该处理中，指标作成部552使用在密度图像算出处理(基准物质数据算出处理)S6031算出的投影数据δHn和δLn来算出基准物质是否适当的基准物质适当判定指标(以下称作适当判定指标，或仅称作判定指标)。在此，作为判定指标，算出对同一基准物质根据不同数式算出的2个投影数据的类似度(它们相同的概率)。
该处理中算出的概率如以下说明的那样，其越高，则可以说基准物质与实际的被检体的物质相同的概率越高，能作为适当判定指标。
即，在基准物质与实际的被检体的物质相同的情况下，若除去噪声引起的误差，则由于密度不依赖于能量，因此认为根据式(4)中的哪两个式子算出的投影数据δ1都成为相同(δH1＝δL1)，同样地，根据哪两个式子算出的投影数据δ2(δH2＝δL2)也相同。另一方面，在基准物质与实际的被检体的物质不同的情况下，它们不会成为相同。
这还能理解是因为，例如仅基准物质1是与被检体的物质不同的物质(设为物质A)，该物质A与基准物质1在高能量范围是大致相同质量吸收系数而在低能量大幅不同的情况下，若使用在高能量范围得到的两个式子，则利用基准物质1得到的密度图像的投影数据δ1与物质A的密度图像的投影数据相同，与此相对，若使用在低能量范围得到的两个式子，则利用基准物质1得到的密度图像的投影数据δ1成为与物质A的密度图像的投影数据不同的值。换言之，在根据式(5)中的不同的两个式子的组算出的密度图像的投影数据一致的情况下，基准物质是与被检体的物质相似或相同的物质的盖然性高。
在此，在判定密度图像的投影数据的类似度或一致度的情况下，由于在数据中有噪声，因此需要考虑具有扩散。为此，将密度图像的投影数据以其能取的值的概率分布表征，求取对比的数据为相同的概率。具体地，将在式(5)算出的一个X射线检测元件的投影数据表征为以其值为中心值、将分布的扩散设为噪声级别、将高度标准化的高斯函数。噪声级别例如使用密度图像的投影数据中的该X射线检测元件和其周边的X射线检测元件的值来算出。
图7是表示如此作成的投影数据的概率分布的图表，曲线171是根据高能量范围的基准物质1的密度图像的投影数据δH1求得的曲线，曲线170是根据低能量范围的基准物质1的密度图像的投影数据δL1求得的曲线。如此决定的曲线170和曲线171的高度分别能视作取该输出值的概率。为此，曲线170与曲线171的交点172的高度是曲线170和曲线171为相同的概率，即，能视作各个密度图像的投影数据的输出值相同的概率(以下称作相同概率)。将在全X射线检测元件求取该相同概率并进行平均的结果作为基准物质1是否正确的概率。
同样地，在基准物质2下也算出相同概率，将在全X射线检测元件求得并进行平均的结果作为基准物质2是否正确的概率。进而将基准物质1的概率与基准物质2的概率的平均值作为适当判定指标144。
另外，作为算出适当判定指标144的方法，根据将上述的噪声级别作为分布的扩散来作成的曲线(图7)进行算出的方法是一例，作为图7的曲线的取代品，只要能视作一个X射线检测元件的输出值的概率分布，就并不限定于此，能有作为现有技术存在的各种图表、曲线、分布图或数据。
例如可以使用根据多个X射线检测元件的输出值求得的正弦图。这时，纵轴是成为相同输出值的X射线检测元件的个数。其中在该方法中，在作成正弦图时，期望限定基准物质的存在方式一样的区域来选择所使用的X射线检测元件的范围。
这是因为，由于在一样区域作成的正弦图成为以大致相同输出值的平均值为中心、因噪声而具有扩散的分布，因此同样能视作1个X射线检测元件能取的输出值的概率分布，能视作与图7所示的概率分布同样。与此相对，在不一样区域作成的正弦图包含位置引起的输出值的差异，不能视作1个X射线检测元件能取的输出值的概率分布。
<显示S604>
接下来将适当判定指标144显示在显示部106(S604)。在图8示出显示例。在图8的(a)所示的示例中，将适当判定指标144显示为相同概率的数值。另外在图8的(b)所示的示例中显示图7所示那样的图表。此外，虽未图示，但显示形态能有各种形态。
如此，观察显示于显示部106的适当判定指标144，拍摄者能判定基准物质是否适当。在图示的示例中，显示部106兼作显示用于进行拍摄者判定的结果、基准物质的再输入的GUI的输入部110，通过该GUI能够进行基准物质的再输入。当然输入基准物质的输入部110也可以与显示部106分开。
若拍摄者判定为基准物质不适当而再次通过输入部110重新输入基准物质(S605)，则回到指标作成处理S603，进行基准物质数据算出处理S6031、基准物质适当判定指标作成处理S6032，重新算出适当判定指标144。判定基准物质的适当与否的基准并没有特别限定，例如可以设定为适当判定指标144为0.9以上(概率为0.9以上)为适当，不足则不适当。
另一方面，在判定为基准物质适当时，在多能量图像作成部53进行多能量图像作成处理S606来作成多能量图像145，在显示部106进行显示(S607)。
多能量图像作成部53例如重构在基准物质数据算出处理S6031中使用适当的基准物质算出的密度图像的投影数据，作成单色X射线等效图像、基准物质密度图像、有效原子序数图像、电子密度图像、光电效应图像、康普顿散射图像、拍摄中所用的所述能谱以外的能谱中的吸收系数像等多能量图像。各种多能量图像的作成方法为公知，这里省略说明。
以上说明了本实施方式的X射线CT装置的构成和在该运算部105进行的数据处理。本实施方式的X射线CT装置，作为运算部的功能而具备：基准物质数据算出部，其使用在不同组合的检测能量范围取得的多个CT数据来对多个基准物质的每一个算出基准物质数据；和基准物质适当判定指标作成部，其使用根据不同组合的多个CT数据算出的针对同一基准物质的多个基准物质数据来作成判定基准物质适当与否的指标，由此能判定基准物质是否适当，能精度良好地确定适当的基准物质。进而能防止区分为存在实际上没有的物质。进而，能提升算出的密度、以下所示的存在率等量的定量性。
在本实施方式中记为基准物质运算部55搭载于X射线CT装置内的情况，但这是一例，并不以此限定本发明。例如也可以搭载在与X射线CT装置分离的对X射线CT装置的数据进行处理的X射线CT数据处理装置(以下仅称作数据处理装置)中。
这时，数据处理装置具备：基准物质数据算出部，其从X射线CT装置或存储介质取入在3个以上不同的检测能量范围取得的投影数据或重构像即CT数据，使用这些CT数据区分为多个基准物质，算出基准物质的密度数据等基准物质数据；和基准物质判定指标作成部，其根据基准物质数据来作成适当判定指标。也可以还具备存储所取入的CT数据的CT数据存储部。通过该X射线CT数据处理装置，能根据CT数据算出适当判定指标。
在图9示出数据处理装置的构成例。图示的X射线CT数据处理装置900具备基准物质数据算出部911和基准物质适当判定指标作成部912作为基本的功能部。也可以进一步具备多能量作成部(未图示)、使用基准物质判定指标来判定基准物质的适当与否的判定部等。这些基准物质数据算出部911以及基准物质适当判定指标作成部912与上述的X射线CT装置的基准物质运算部55中所含的同名的各部551、552的功能相同。本说明书中说明的X射线CT装置的基准物质数据算出部551、指标作成部552包含这些数据处理装置的对应的功能部。
在该X射线CT数据处理装置900所处理的CT数据是校正处理前或校正处理后的CT数据，具体是投影数据或将其重构的重构像等数据。这些CT数据也可以经由输入部914输入，还可以将在其他X射线CT装置取得的数据以有线、无线或可移动介质等存放在存储部915。在处理校正处理前的数据的情况下，也可以在数据处理装置内具备校正处理部。
X射线CT数据处理装置900的处理结果显示在显示部913。该显示部913可以是数据处理装置所具备的固有的显示装置，也可以是与取得CT数据的X射线CT装置共通的显示装置。
根据这样的数据处理装置，能由与操作X射线CT装置的拍摄者不同的操作者在远离X射线CT装置的场所或在与拍摄不同的时间进行CT数据的处理，还能将其结果反馈给X射线CT装置。另外通过使用这样的数据处理装置，还能进行仿真来决定最佳的基准物质。
另外图9所示的数据处理装置是单纯的例示，图中记载的要素的一部分能省略，另外还能追加未图示的要素。另外在图中记述了CT数据位于存储部914的情况，但这是一例，还能有如云那样位于其他场所来使用其的情况等。
[实施方式1的变形例]
(基准物质数据算出方法的变形例)
在实施方式1中，按每个能量范围算出了作为基准物质数据而算出的密度图像的投影数据，但这是一例，并不以此限定本发明。例如也可以按每个照射X射线能谱进行计算，也可以使用能量范围和照射X射线能谱的不同组合，例如分别根据式(5)的第1式和第4式((5-1)和(5-4))、第2式和第3式((5-2)和(5-3))算出。进而，也可以始终使用共通的式子来算出。即，也可以如第1式和第2式、第1式和第3式、第1式和第4式那样使用来算出。另外，也可以不是如此比较2个密度图像的投影数据的类似性，而是以3个以上进行比较。
(能量范围的变形例)
在实施方式1中，能量范围设为已有的固定值来使用，但这是一例，并不以此限定本发明。例如可以对应于管电流、管电压、X射线过滤器、被检体等各种拍摄条件来进行变更。作为其一例，例如可以在拍摄大的被检体时，变更其阈值等来决定能量范围，使得低的能量的能量范围的幅度扩大。由于在拍摄大的被检体时，低的能量的光子与高的能量的光子相比显著要少，因此通过将低的能量的能量范围取得大来增加光子数，具有能提升SNR(Signal-to-noise ratio：信噪比)等优点。
另外，作为其他方法，也可以将低的能量的多个能量范围整合到1个范围，在整体上减少能量范围数的同时扩大低能量范围的幅度。另外也可以减少能量范围数，并重设定各自的能量范围数。进而由于在拍摄大的被检体时，几乎没有低的能量的光子，因此可以将最低的能量的下限的阈值向上方变更，还可以消除最低的能量范围。通过如此减少能量范围，能实现处理的高速化。
进而也可以由用户选择、决定。进而也可以运算部105算出最佳的能量范围来决定。
在如此选择、决定、变更能量范围时，有上述那样被检体的尺寸带来影响的情况。为了正确获得该被检体尺寸，也可以在正式拍摄之前进行预扫描取得扫描图像，据此预估被检体尺寸，并利用到能量范围的选择、决定、变更中。
另外，作为决定能量范围时的方法，例如可以决定为使各个能量范围的SNR成为相同程度。在式(4)的某1个式子的SNR不好时，虽然使用该式子决定的密度图像的投影数据的精度降低，但由于成为同程度的SNR，因此防止了这样的精度的降低，能使全部密度图像的投影数据的精度成为相同程度。即，例如在从扫描图像算出的被检体尺寸大的情况下，决定能量范围，将低的能量范围扩大，实现同程度的SNR。
进而同样地，为了在不同的能谱中SNR也成为同样而还可以变更辐射剂量。如先前记述的那样，在被检体大时，由于低能量的X射线光子相较于高的能量的光子容易被吸收，因此例如增加以低的管电压拍摄时的辐射剂量。其中，这时期望高管电压的辐射剂量减低，以使被辐射量不增加。
另外，决定该能量范围、辐射剂量的方法是一例，并不以此限定本发明。例如可以决定能量范围、辐射剂量，使得在各个能量范围入射的X射线光子数成为同程度。通过如此决定，能使各能量范围的SNR简单地成为同程度。
进而作为其他决定能量范围、辐射剂量的方法，例如可以决定能量范围、辐射剂量，使得各能量范围的重构像的CNR(Contrast-to-noise ratio：对比度噪声比)成为同程度。如此，例如如后述那样根据重构拍摄图像得到的重构像来算出基准物质的密度(密度图像)的情况下，如式(7)所示那样使用根据重构像求得的吸收系数，而通过决定能量范围以使该CNR成为同程度，能防止根据特定的式子求得的密度的精度降低。进而，还可以用其他方法决定能量范围、辐射剂量，这点不言自明。
(适当判定指标的变形例)
在实施方式1中记述了根据基准物质数据直接求取适当判定指标的情况，但这是一例，并不以此限定本发明。例如还能有根据用基准物质数据作成的重构像或投影数据来进行求取的情况。作为这样的数据，例如能有能通过使用基准物质的密度数据等来算出的密度图像、单色X射线等效图像、基准物质密度图像、有效原子序数图像、电子密度图像、光电效应图像、康普顿散射图像、假设管电压时的吸收系数像等多能量图像、它们的投影数据。在它们中，能与密度数据的情况同样地求取相同概率，算出适当判定指标。
另外实施方式1中说明的相同概率的算出方法和根据相同概率算出适当判定指标的方法是一例，能考虑各种方法。例如还能有使用现有技术的各种验证法来算出概率的情况。另外，适当判定指标并不限于1个，还能有使用多个相同概率的情况。例如在实施方式1中，对基准物质1和基准物质2进一步对全X射线检测元件将相同概率平均化，但还能有各种情况：不进行平均化的情况；仅在一部分X射线检测元件进行平均化的情况；仅基准物质1和基准物质2进行平均在各X射线检测元件决定适当判定指标的情况；不使用平均而使用相同概率最不好的X射线检测元件、基准物质的结果的情况等。
(处理的追加、省略或顺序的变形例)
在实施方式1中，记述为多能量图像作成处理S606包括重构处理和作成多能量图像的运算处理的情况，但这是一例，为了作成多能量图像，只要具有至少它们的一方即可。
另外在实施方式1中，作为校正处理而进行了缺陷元件校正S601和空气校正处理S602，但这是一例，并不以此限定本发明。例如可以在没有缺陷元件的情况下不进行缺陷元件校正S601，可以在各X射线检测元件400的灵敏度的偏差小的情况下等不进行空气校正处理S602。即，可以不进行这些校正处理的一方或双方。另外，例如也可以校正其他特性。作为这样的校正，例如考虑基于积存或极化的计数数的校正等处理。进而，本实施方式的校正处理在基准物质数据算出处理S6031之前进行，但还能有其一部分或全部在基准物质数据算出处理S6031的处理中或处理后、多能量图像作成处理S606的处理中或处理后等校正顺序不同的情况。
(X射线能谱等的变形例)
在实施方式1中，记述为照射2种X射线能谱，在2个能量范围进行计数，区分为2个基准物质的情况，但这是一例，并不以此限定本发明。不言自明地，还能有如下那样的各种情况：X射线能谱变更单元照射2种类以上的X射线能谱，X射线检测器104在2个以上的能量范围进行计数来进行多能量拍摄，运算部105区分为2个以上的基准物质。
进而在实施方式中，记述为算出在照射X射线能谱和能量范围不同的条件下取得的投影数据的情况，但这是一例，并不以此限定本发明。
例如还能有如下情况：以3个以上的照射X射线能谱在1个能量范围取得从而使用3个以上的投影数据的情况；以1个照射X射线能谱在3个以上的能量范围取得从而使用3个以上的投影数据的情况。
即，还能有如下那样的各种情况：在照射X射线能谱和能量范围等下，使用X射线检测器中检测到的能谱范围(以后记作检测能量范围)不同的3个以上的CT数据对同一基准物质算出2个以上的基准物质数据，并作成成为基准物质的适当的指标的适当判定指标。
在这样的变形例中，在实施方式1的密度图像算出处理S6031使用式(5)来算出密度图像的投影数据时，能使用例如式(5)中的3个式子。其中，此时需要3个式子中1个以上的式子不同的2个以上的组合。若一般化进行说明，则在照射p种(p是2以上的整数)X射线能谱并在q个(q是2以上的整数)能量范围进行计数的情况下，得到(p×q)个投影数据，从而式(5)能写成(p×q)个方程式，在将基准物质数设为r个(r是2以上的整数)的情况下，通过使用该r个以上且(p×q-1)个以下的式子，能算出密度图像的投影数据。
[实施方式2]
在实施方式1中，作为用于算出适当判定指标144的基准物质数据使用了密度图像的投影数据，但本实施方式特征在于，使用投影数据以外的数据、例如密度图像，作为基准物质数据。
为此，本实施方式的X射线CT装置或数据处理装置的运算部105(基准物质数据算出部551)使用多个投影数据(将X射线检测器检测到的数据或由校正处理部51校正过的数据汇总称作CT数据)来算出每种基准物质的密度图像，作为基准物质数据。算出对同一基准物质算出的多个密度图像的相同概率来作成适当判定指标，这点与利用投影数据的实施方式1同样。
在此，密度图像的算出方法能采用几种方法。一种方法是，如图10所示那样，从拍摄图像143通过处理S901算出密度图像的投影数据147，对该密度图像的投影数据147进行重构处理S904来作成密度图像148。该处理S901的详细情况，如实施方式1中例如图6的基准物质数据算出处理S6031中说明的那样。另一种方法是，对投影数据即拍摄图像143进行重构等处理S902来作成重构像146，对重构像146进行处理S903来作成密度图像148。
在图11示出用后者的方法算出密度图像148的情况的运算部105的构成例。在图示的示例中，基准物质运算部55的基准物质数据算出部551具备重构拍摄图像的投影数据143的重构部554以及从重构像146算出密度图像148的密度图像算出部553。另外在用前者的方法的情况下，密度图像算出部553与实施方式1同样地(图6：基准物质数据算出处理S6031)使用投影数据143来算出基准物质的密度图像的投影数据(图10：处理S901)，重构部554重构密度图像的投影数据147(图10：处理S904)，并作成密度图像148。
本实施方式中的运算部105的处理次序除了密度图像的算出处理以外都与实施方式1同样，以下适当援用图6以及图10来说明本实施方式中的运算部105的处理。
首先在对拍摄图像(投影数据)143实施校正处理S601、S602后，进行基准物质数据算出处理S6031，算出密度图像148。该处理如图10所示那样包括：重构投影数据143来作成重构像146的处理S902、和从重构像146作成每种基准物质的密度图像148的处理S903。
处理S902以公知的重构技术进行，省略说明，说明处理S903的详细情况。在以下的说明中，也与实施方式1同样，作为一例而说明处理以2种照射X射线能谱分别区分为高能量范围和低能量范围的2个能量范围来进行计数的投影数据的情况。
在该处理S903中，例如是双拍摄，能运用已有的算出方法。在该方法中，是照射的X射线的有效能量为E1和E2的情况，在以各个能量进行拍摄并作成重构像146时，将得到的吸收系数(射线减弱系数)μ(Ep)(p是1或2的整数，表示X射线能量的种类。以下相同)用基准物质的质量吸收系数表征。在此，不管射线减弱系数还是质量吸收系数，都是表征减弱的程度的系数，每单位密度的射线减弱系数是质量吸收系数。
因此，在X射线透过的物质为1种的情况下，射线减弱系数与质量吸收系数和密度之积一致。在2种物质以上的情况下，射线减弱系数能表征为每种物质的质量吸收系数和密度之积的和，例如若将透过的物质的基准物质设为基准物质1和基准物质2的2种，将其质量吸收系数设为μmn(Ep)(n为1或2的整数，表示是哪种基准物质。以下相同)，将密度设为cn，则吸收系数(射线减弱系数)μ(Ep)和质量吸收系数μmn(Ep)能写成式(6-1)、(6-2)(汇总称作式(6))。
[数学式6]
μ(E1)＝c1μm1(E1)+c2μm2(E1) (6-1)
μ(E2)＝c1μm1(E2)+c2μm2(E2) (6-2)
质量吸收系数是由物质决定的量，是不论物质为何，若与物质相互作用的X射线的能量确定，就能通过文献或仿真得到值的量。因此，若各有效能量下的照射X射线的能谱和基准物质确定，就能确定质量吸收系数μmn(Ep)。有效能量下的照射X射线的能谱例如只要X射线管的管电压等确定，就能通过仿真等来确定。
在本实施方式中，以各照射X射线能谱区分为高能量范围和低能量范围的2个能量范围进行计数，得到吸收系数的4个式子。这时，在基准物质为2个的情况下，由于只要是至少2个式子就能决定密度cn，因此例如能在高能量范围和低能量范围的各个范围决定密度来进行决定。因此，若将c1L和c2L设为低能量范围的基准物质1和基准物质2的密度，将c1H和c2H设为高能量范围的基准物质1和基准物质2的密度，则基准物质的吸收系数能使用密度和质量吸收系数写成式(7)((7-1)～(7-4))。
[数学式7]
μ(E1H)＝c1Hμm1(E1H)+c2Hμm2(E1H) (7-1)
μ(E2H)＝c1Hμm1(E2H)+c2Hμm2(E2H) (7-2)
μ(E1L)＝c1Lμm1(E1L)+c2Lμm2(E1L) (7-3)
μ(E2L)＝c1Lμm1(E2L)+c2Lμm2(E2L) (7-4)
如上述那样，在各有效能量Ep下得到的基准物质n的质量吸收系数即μmn(Ep)能使用各有效能量各自的能量范围中的照射X射线的能谱、和能通过文献或仿真得到的质量吸收系数来决定，因此能解式(7)，从而能决定密度c1L、c1H、c2L、c2H，能得到基准物质的密度图像。即，对一个基准物质得到2个基准物质数据即密度图像。
接下来求取以上那样决定的密度图像的c1H和c1L和/或c2H和c2L的类似性，决定适当判定指标144(S6032)。作为表征类似性的指标，例如能使用前述的相同概率。在该情况下，作为密度图像的值，能适当选择给定的位置的值、平均值、最大值等，另外还能设置考虑了噪声的分布。
将适当判定指标144显示于显示部106(S604)、基于所显示的适当判定指标来判定基准物质的适当与否从而根据需要来重复进行基准物质的再设定以及适当判定(S605)与实施方式1相同。由此能得到与实施方式1同样的效果。
[密度图像算出方法的变形例]
以上说明了使用密度图像作为基准物质数据的情况，但还能对进行图10所示的处理S902、S903算出的基准物质的密度图像148进行正向投影处理等处理S905来算出密度图像的投影数据147，将其用做基准物质数据。该基准物质的密度图像的投影数据147和实施方式1中从拍摄图像143通过处理S901作成的密度图像的投影数据147虽然算出方法不同，但实质相同，同样用在适当判定处理中。
[基准物质数据的变形例]
进而，作为基准物质数据，可以使用密度图像、其投影数据即密度数据以外。作为其一例，例如有基准物质的存在率。在此存在率是表征重构像的体素(voxel)内物质有何种程度的值。上述的密度图像中的密度cn与该物质的本来的密度(质量/体积)不同，是物质本来的密度乘以体素内的存在率的结果，也就是说是体素内的物质的密度。因此，若使用基准物质的真实密度Cn、存在率εn来表述密度图像的体素中的基准物质的密度cn，则能写成式(8)。
[数学式8]
cn＝∈nCn (8)
若与密度的情况同样地将ε1L和ε2L设为低能量范围中的基准物质1和基准物质2的存在率，将ε1H和ε2H设为高能量范围中的基准物质1和基准物质2的存在率，则式(7)能写成式(9-1)～(9-4)(以下总称为式(9))。
[数学式9]
μ(E1H)＝ε1HC1μm1(E1H)+ε2HC2μm2(E1H) (9-1)
μ(E2H)＝ε1HC1μm1(E2H)+ε2HC2μm2(E2H) (9-2)
μ(E1L)＝ε1LC1μm1(E1L)+ε2LC2μm2(E1L) (9-3)
μ(E2L)＝ε1LC1μm1(E2L)+ε2LC2μm2(E2L) (9-4)
在式(9)中可知，质量吸收系数即μmn(Ep)和基准物质的真实密度Cn如前述那样是能通过文献或仿真得到的值，吸收系数(射线减弱系数)μ(Ep)能从重构像得到，因此能求取存在率εn。
进而还能有使用基准物质的存在率的投影数据的情况。这例如与密度图像的情况同样，能通过对得到的存在率进行正向投影来获得。这样的存在率的投影数据还能视作假设的密度的基准物质在X射线的路径上存在的长度。
如以上说明的那样，作为基准物质数据而能取各种物理量，但由式(5)、式(7)可知，成为基准物质数据的物理量需要没有能量依赖性。如此在实施方式1、2和其变形例中，根据由投影数据、重构像构成的CT数据的不同的组合，对同一基准物质算出多个没有能量依赖性、每种基准物质的物理量的数据即基准物质数据，根据这多个基准物质数据的类似性(相同概率)来算出适当判定指标，并进行显示。由此能判定所选择的基准物质是否适当。
[实施方式3]
实施方式1以及实施方式2将用于判定基准物质是否适当的指标显示在显示部106，根据该指标由拍摄者判定基准物质的适当与否，但本实施方式特征在于，通过电子电路或软件自动进行判定。具体地，基准物质运算部55基于指标的值来判定基准物质的适当与否。
以下，以与实施方式1不同点为中心来说明本实施方式的构成和动作。
在本实施方式中，装置的构成也与图1所示的X射线CT装置同样，但运算部105的构成不同。在图12示出运算部105的构成例。在图12中，与图5相同的要素以相同标记示出，省略重复的说明。
在本实施方式的运算部105(基准物质运算部55)如图示那样追加了基准物质判定部555和基准物质变更部556。它们被主控制部50控制。另外在存储部109中设定基准物质判定部555用在基准物质的适当与否判定中的阈值等数据，作为计算用数据140。例如在适当与否判定指标是实施方式1说明的相同概率的情况下，例如设定概率0.9作为阈值。
接下来参考图13的流程来说明本实施方式的处理，主要说明基准物质判定处理。在图13中，与图6相同的处理以相同标记示出，省略重复的说明。
在本实施方式中，也使用投影数据143在进行校正处理S601、S602后进行基准物质数据算出处理S6031以及基准物质适当判定指标作成处理S6032，作成适当判定指标144。
在基准物质数据算出处理S6031中算出的基准物质数据例如是基准物质的密度图像的投影数据、密度，是在多个检测能量范围取得的以投影数据的不同组合得到的关于同一基准物质的多个数据。另外，在基准物质适当判定指标作成处理S6032中作成的适当判定指标144例如是表示关于同一基准物质的多个基准物质数据间的类似度的指标，例如是相同概率(数值)等。
若作成了适当判定指标144，就在基准物质判定部555判定基准物质是否适当(S6033)。该判定使用存储部109中作为计算用数据140保存的阈值，若适当判定指标144为阈值以上则设为适当，若不是阈值以上，则设为不适当(S6034)。
在判定为不适当时，在基准物质变更部556变更基准物质(S6035)，从基准物质数据算出处理S6031起重新进行处理。在该基准物质变更处理S6035中，在存储于存储部109的基准物质中变更之前进行过判定的基准物质的至少一方。而且，不仅变更基准物质的种类，还有变更个数的情况。如此变更基准物质，重复判定是否适当。
另一方面，在判定处理S6033中判定为适当的情况下，对该密度图像的投影数据进行多能量图像作成处理S606来作成多能量图像145，并将其显示在显示部106(S607)。这时也可以显示判定为适当的基准物质名。
另外，在图13的流程中示出还自动进行判定处理之后的基准物质的变更的情况，但也可以将判定结果显示在显示部106，由拍摄者对其进行观察来变更基准物质。
在该情况下，可以使显示部106显示作为候补的基准物质，由拍摄者进行选择。此外，基于适当判定指标来判定基准物质是否适当的方法、变更基准物质的方法，并不限定于上述处理，能采用各种方法。
另外实施方式1以及实施方式2中能采用的变形例在本实施方式也同样能运用。例如能有基准物质数据本身或其算出方法的变更、X射线能谱或检测能量范围、其种类数的变更、适当判定指标的变更、以及处理的追加、省略或顺序变更等的变形例。
根据本实施方式，通过使基准物质的适当与否判定以及再设定的一部分或全部自动化，从而减轻了拍摄者的负担，能设定更适当的基准物质。通过设定适当的基准物质，与实施方式1同样，能提高将CT数据区分为基准物质时的精度。
[实施方式4]
在实施方式1中，将关于一个基准物质的多个基准物质数据的类似性、即它们相同的概率作为适当判定指标，将适当判定指标数值化来进行求取，但在本实施方式中，通过将基准物质数据示出为图表来作为适当判定指标144。即在本实施方式中，将要对比的多个基准物质数据的图形化的显示本身设为适当判定指标。在本实施方式中，作为基准物质数据，也是只要是不依赖于能量的物理量就没有限定，另外检测能量范围和其数量也没有限定，在以下的说明中，作为一例说明如下情况：基准物质数据是密度图像，多个检测能量范围为3个，来实现的情况。以下以与实施方式1不同点为中心来说明本实施方式。
由于本实施方式的运算部105的构成与图11所示的实施方式2的构成共通，因此以下适当援用图11进行说明。
本实施方式的运算部105与实施方式1的情况同样，都具有进行校正处理的校正处理部51、用于作成基准物质适当判定指标的基准物质运算部55、多能量图像作成部53，校正处理部51包括缺陷元件校正部511和空气校正部512。
基准物质运算部55根据重构拍摄得到的投影数据而获得的重构像算出基准物质的密度图像148，作为基准物质数据。为此，基准物质运算部55与实施方式2同样地包含进行重构处理的重构部554和算出密度图像的投影数据的密度图像算出部553，作为基准物质数据算出部551。基准物质运算部55包含指标作成部552这点与实施方式1、2相同。另外图11中虽未示出，但与实施方式3同样地，在通过电子电路或软件进行基准物质的适当判定以及变更的情况下，可以具备图12所示那样的基准物质判定部555、基准物质变更部556。运算部105的各部在主控制部50的控制下动作。
接下来参考图14来说明在运算部105进行的数据处理的流程。另外与图6或图13相同的处理以相同标记示出，省略详细的说明。
首先对各能量范围的投影数据143进行缺陷校正处理S601、空气校正S602。接下来进行指标运算S703。在该处理中，首先在各能量范围由重构部554进行重构处理S6036来作成重构像146。
接下来进行密度图像算出处理S6037。该处理与实施方式2中说明的处理(图10的处理S903)基本同样，但由于在本实施方式中检测能量范围为3个，所以如以下说明的那样建立3个式子来算出密度。
首先将3个能量范围按能量从高到低记作高能量范围、中能量范围、低能量范围，将表征它们的下标分别表示为H、M、L。与前述的式(6)对应的重构像与密度的值的关系式写成式(10)((10-1)～(10-3))。
[数学式10]
μ(EH)＝c1μm1(EH)+c2μm2(EH) (10-1)
μ(EM)＝c1μm1(EM)+c2μm2(EM) (10-2)
μ(EL)＝c1μm1(EL)+c2μm2(EL) (10-3)
这里，μ(Ei)(i＝H、M、L)表征在各个能量范围取得的重构像的值、即吸收系数值(射线减弱系数)，cn(n是1或2的整数，表示是哪个基准物质。以下相同)表征密度，μmn(ε)表征能量ε下的质量吸收系数(质量减弱系数)，Ei表征照射的X射线的能量。
在密度图像算出处理S6037中，根据这些式子算出多个c1和多个c2。
例如根据式(10)的第1式和第2式算出第一对c1和c2(将其在以后称作高能量下的密度，记作c1H和c2H)，根据第2式和第3式算出第二对c1和c2(将其在以后称作低能量下的密度，记作c1L和c2L)。
接下来作成基准物质适当判定指标(S6038)。在该基准物质适当判定指标作成处理S6038中作成密度c1H、c1L、c2H、c2L的图表，将其作为适当判定指标144显示在显示部106(S604)。能有各种图表和其显示方法，在图15的(a)、(b)中示出其示例。图15是将对每种基准物质算出的密度的值图表化的图，纵轴是表征密度的任意尺度，横轴是表征基准物质的任意尺度。图中，位置155表征基准物质1，位置156表征基准物质2。另外，白圈153-1表征c1L的结果，白圈153-2表征c2L，的结果，黑圈154-1表征c1H的结果，黑圈154-2表征c2H的结果。
在此，密度的值能在重构像中的给定的位置算出，但这里例如使用重构像的全区域中的密度图像的平均值。如此求得的密度的值也可以如图15的(a)所示那样，描绘为一点的值，也可以如图15的(b)所示那样追加误差条157。一般在取得的数据中有噪声，算出的密度图像具有噪声。误差条157是表示这样的噪声引起的值的分布的显示，其幅度优选例如与图像的噪声相同，或者设为其固定倍数。
图15的结果是选择的基准物质不适当的情况下的结果的一例。即，在基准物质不适当的情况下，用两种不同方法求得的同一能量范围的密度的值不同。这包括c1L(153-1)与c1H(154-1)不同的情况和c2L(153-2)与c2H(154-2)不同的情况。在本实施方式中，在双方的能量范围的密度不同，或至少一方的密度值不同的情况下，能判定为不适当。
另一方面，在选择的基准物质适当的情况下，例如如图16所示那样，用两种不同的方法求得的相同基准物质的密度的值一致。这意味着c1L(153-1)与c1H(154-1)一致、且c2L(153-2)与c2H(154-2)一致。但由于在密度的值中有噪声引起的分布，因此它们的一致也可以不完全。在该情况下，通过追加获知图15的(b)所示的误差条157那样的值的分布的显示，易于根据其重合状况来进行一致度的判定。
如此，在选择的基准物质适当的情况下，即使使用其他组合的能量范围的投影数据进行计算，各个基准物质的密度的值在同一基准物质下也一致。例如在一方的基准物质不适当、低能量范围的质量吸收系数值使用与实际不同的值来进行式(10)的计算的情况下，使用高能量范围和中能量范围算出的结果是正确的，与此相对，使用低能量范围和中能量范围算出的结果成为错误的不同的结果，因此可知它们不一致。
这时，使用低能量范围和中能量范围算出的基准物质1和基准物质2的双方的密度的值被一方的基准物质的质量吸收系数值的错误连累，双方取错误的值。但实际上在基准物质不恰当时，由于在低能量范围、中能量范围、高能量范围的全部范围，与实际不同的质量吸收系数值不同，因此还能有在双方的基准物质都取不正确的值的情况、仅一方的基准物质成为正确的值的情况。但是，由于在双方的组合的能量范围求得的结果一致的情况下，认为是大致全部能量范围的双方的基准物质的质量吸收系数值与实际一致的情况，因此可以说能判定双方的基准物质是否正确。
将以上那样算出的适当判定指标144(图表)显示在显示部106(S604)，拍摄者能够对其进行观察来判定基准物质是否适当。在拍摄者判定为不适当的情况下，例如与图6所示的实施方式1的情况同样地变更基准物质，再次进行密度图像算出处理S6037、基准物质适当判定指标作成处理S6038来求取适当判定指标144，并进行显示(S604)。另一方面，在判定为适当的情况下，使用该基准物质在多能量图像作成部53进行多能量图像作成处理S606来作成多能量图像145，在显示部106进行显示(S607)。
如以上的说明那样，根据本实施方式，通过使用基准物质的密度的值的图表作为适当判定指标144，能决定适当的基准物质。
另外，图15和图16的图表是单纯的例示，在显示方法中，能有各种种类、颜色、表现方法等的情况。进而对图表和误差条也可以有各种附加表现，这点不言自明。例如可以使c1L(153-1)和c1H(154-1)的误差条157的颜色、形状等表现不同，使得易于观察c1L(153-1)和c1H(154-1)的误差条157彼此的重合。另一方面，还能有没有图15的(a)的虚线158-1、虚线158-2等没有一部分表现的情况。
另外在本实施方式中记述了作为适当判定指标144而使用重构像的全区域的平均值的情况，但这是一例，并不以此限定本发明。例如可以是给定的位置上的值，进而可以是给定的位置和大小的范围中的最大值、最小值、平均值。
进而，拍摄者可以决定该位置、大小。作为其方法，能由如下方法等：例如将重构像146、区分而得到的密度图像148显示在显示部106，来决定它们。
本实施方式与上述的其他实施方式同样，不仅能运用在X射线CT装置中，还能运用在与其不同形态的X射线CT数据处理装置中。另外其他实施方式中例示的变形例，只要在技术没有矛盾也能运用在本实施方式中。
[实施方式4的变形例]
以下说明实施方式4的几个变形例。
(图表的变形例)
在实施方式4中记述了在图表上以点来显示数据的情况，但这是一例，并不以此限定本发明。例如还能有柱形图或折线图等其他各种图表的情况。进而并不限于显示其本身的情况，还能有显示进行了拟合的函数的情况等。也可以进一步使用这些函数将其计数或斜率等作为判定是否相同的指标。
在本实施方式中，记述了作为适当判定指标144的图表而在纵轴使用密度、在横轴使用基准物质的情况，但这是一例，并不以此限定本发明。例如还能有纵轴和横轴反过来的情况。进而还能有横轴是其他参数的情况。例如能有是表征密度的算出中使用的多个式子的能量范围的各种代表值，例如是使用的能量范围的平均值或中心值等的情况。
例如在本实施方式中，由于从低能量范围和中能量范围求取1个密度值，从高能量范围和中能量范围求取另1个密度值，因此还能有使横轴取低能量范围和高能量范围的情况。进而还可以在横轴使用其他值。例如，使用基准物质的原子序数的情况、使用低能量范围的中心值和高能量范围的中心值的情况等。进而还能有使用基准物质、能量以外的参数的情况，还能有使用物质等的物理量的情况、使用数据序数那样非物理量的量的情况。
另外还能有纵轴也使用密度以外的基准物质数据的情况。例如可以使用实施方式1记述的各种基准物质数据本身、根据它们计算出的数据。其一例如实施方式2记载的那样，能有使用基准物质的存在率的情况。另外也可以在纵轴使用密度或存在率的重构像或投影数据、进一步根据它们算出的单色X射线等效图像、基准物质密度图像、有效原子序数图像、电子密度图像、光电效应图像、康普顿散射图像、假设管电压时的吸收系数像等多能量图像或它们的投影数据的一部分或全部的值、进一步根据它们求得的值例如平均值等。其中在本方法中，由于用两种以上的方法求取本来不依赖于能量的物理量，根据其是否一致来判定基准物质是否适当，因此需要在纵轴使用不依赖于能量的物理量。
(图表以外的适当判定指标的变形例)
进而，作为适当判定指标144，也可以不是图表，而是将基准物质数据即密度图像或其投影数据、根据它们求得的多能量图像或其投影数据本身作为适当判定指标144来进行比较。这些图像例如在本实施方式中，使用从低能量范围和中能量范围求得的密度即c1L(153-1)和c2L(154-1)作成一个，使用从高能量范围和中能量范围求得的密度即c1H(153-2)和c2H(154-2)作成另一个，作为适当判定指标144来进行比较。即，使用其他组合的能量范围的数据来作成多个多能量图像或它们的投影数据，将它们进行比较。
(密度的算出方法的变形例)
在实施方式4中，使用高能量范围与中能量范围的组合、和高能量范围与低能量范围的组合的重构像来分别求取密度值，但这是一例，并不以此限定本发明。还能有从高能量范围、中能量范围、低能量范围选择2组投影数据的各种情况。
例如，还能有一方从高能量范围和低能量范围算出密度，另一方从中能量范围和低能量范围算出密度的情况等。进而在本实施方式中是3个能量范围的情况，但也可以是3个以上的情况，这点不言自明。这时还能有从n个(n是3以上的整数)中选择2组投影数据的各种情况。进而，并不限于从2组投影数据求取1组基准物质的密度值的情况，还能有使用3组以上的投影数据来决定1组基准物质的密度值的情况。
另外在实施方式4中，在进行重构而得到各能量范围的投影数据后进行密度图像算出处理S6037来得到基准物质的密度的值，但这是一例，并不以此限定本发明。例如可以如图10所示那样对投影数据143进行密度图像算出处理S901来求取密度图像的投影数据147，对其进行重构处理S904来得到密度图像148。
(适当判定处理的变形例)
在实施方式4中，说明了基于显示于显示部106的判定指标(图表等)，由拍摄者进行基准物质的适当判定的情况，但这是一例，并不以此限定本发明。也可以使用电子电路判定数据是否一致，还可以使用计算机等用软件来判定数据是否一致，这是不言自明的。
另外在实施方式4中，以基于相同能量的密度的值来判定基准物质是适当还是不适当，但也可以例如与实施方式1同样，算出求得的相同能量的密度值相同的概率，以该概率为基础自动决定。进而也可以在图表上显示是否是相同的指标，作为判定的助力来使用。
[显示形态的实施方式]
在上述的各实施方式的X射线CT装置或数据处理装置中，在运算部105动作时，除了从存储部109适当读取存储于此的数据以外，还接收从显示部106/输入部110由操作X射线CT装置的拍摄者或操作数据处理装置的操作者(以下将两者汇总称作操作者)输入的信息(例如基准物质数据或以仿真得到的结果的数值等)，来进行各种运算。
对用于顺利地接收这样的输入信息的GUI的实施方式进行说明。
在图17示出GUI的一例。在图17中，CT图像是显示例如由重构部554根据拍摄图像作成的重构像146的一例，CT图像160-1、160-2、160-3分别是能量范围为高能量范围、中能量范围、低能量范围时的图像。
区域161表示用于算出适当判定指标144的范围，能由操作者经由输入部110任意变更其位置、大小、形状。表162用于输入、显示输入参数，作为参数是基准物质的个数和种类。在本GUI中，选择2个基准物质，分别在基准物质1(物质1)选择骨，在基准物质2(物质2)选择水。这些基准物质例如通过将光标带到基准物质1或基准物质2的输入栏上而显示，能通过点击其中的基准物质来选择。
进行以上那样的输入，例如若是X射线CT装置，则按下拍摄完成的按钮(若是数据处理装置则是输入完成的按钮)166时进行计算。若通过已经在个实施方式或其变形例中说明的处理作成了适当判定指标144，则适当判定指标144例如作为图表163进行显示。在此示出显示与图15的(a)所示的图表相同的图表的情况。
操作者观察适当判定指标144用按钮164输入基准物质是适当(Good)还是不适当(NG)。在选择了不适当(NG)时，能再次选择基准物质，若在选择后再次按下拍摄完成或输入完成的按钮166，则同样作成适当判定指标144的图表。在选择了适当(Good)时，作成密度图像，并进行显示。该图像是在多能量图像作成部53作成的多能量图像145的一例，图像165-1是基准物质1的图像，图像165-2是基准物质2的图像。
通过使用这样的GUI，拍摄者能选择适当的基准物质。
但图17的GUI是一例，并不以此限定本发明。例如作为基准物质输入画面还能有图8例示的画面，关于图17所示的图像、图表、输入方法、选择方法，还能有是各种其他形态的情况。另外，还能有没有其一部分的情况。进而还有附加其他信息的情况，这点不言自明。另外基准物质1或基准物质2的显示方法、选择方法也是一例，例如可以在GUI有能选择的物质的一览，从其中选择来决定基准物质的种类和个数。
[应用例]
在上述的各实施方式以及其变形例中，通过改变照射的X射线的能谱、X射线检测器进行能量区分时的能量阈值来实现变更检测X射线能量范围，但本发明并不限于此，也可以是变更在各能量范围中在X射线检测器检测到的X射线的能量范围的其他各种方法。
在上述的各实施方式以及其变形例中，以医疗用的X射线CT装置为例进行说明，但本发明并不限于此，能运用在搭载了按每个能量范围区分入射到检测元件的辐射线并进行光子数的计数的光子计数方式的辐射线检测器的任何CT装置中，这点不言自明。作为其一例，还能运用在无损检查用的X射线CT装置、X射线锥束CT装置等中。
进而本发明并不限定于上述的实施方式，在实施的阶段，能在不脱离其主旨的范围内实施各种变形来实施。进而在上述实施方式中包含各种阶段，能通过公开的多个构成要素中的适当的组合来提取各种发明。例如也可以从实施方式所示的全构成要素删除几个构成要素。
作为其一例，还能有没有多能量图像作成部53不进行图像重构处理，而作成、显示多能量投影数据144、以此为基础算出的图像的各种辐射线拍摄装置。作为其一例，能有X射线图像诊断装置、X射线图像拍摄装置、X射线透视装置、乳腺X射线摄影、数字减影装置、核医学检查装置、辐射线治疗装置等。
产业上的可利用性
根据本发明，能提供如下那样的X射线CT装置：用能量区分方式的检测器进行多能量拍摄，在将被检体区分为多个基准物质并作成图像时，示出基准物质是否适当的指标，能精度良好地决定适当的基准物质。另外提供如下那样的X射线CT数据处理装置：在使用由多能量拍摄得到的数据将被检体区分为多个基准物质并作成图像时，示出基准物质是否适当的指标，能精度良好地决定适当的基准物质。
附图标记说明
100 X射线源
101 台架旋转部
103 卧台顶板
104 X射线检测器
105 运算部
50 主控制部
51 校正处理部
52 基准物质运算部
53 多能量图像作成部
106 显示部
107 控制部
108 信号收集部
109 存储部
110 输入部
111 能谱变更部
123～125 采样时间
126～127 能量阈值
140 计算用数据
141 缺陷元件位置图
142 灵敏度/X射线分布数据
143 投影数据
144 适当判定指标
145 多能量图像
146 重构像
153～154 密度值(计算结果)
155～156 能量值
400 X射线检测元件
401 检测层
402～403 电极
405 读出电路
511 缺陷元件校正部
512 空气校正部
551 基准物质数据算出部
552 基准物质适当判定指标作成部(指标作成部)
553 密度图像算出部
554 重构部
555 基准物质判定部
556 基准物质变更部
900 X射线CT数据处理装置
911 基准物质数据算出部
912 基准物质适当判定指标作成部

Claims (11)

1.一种X射线CT数据处理装置，其特征在于，
对在多个检测能量范围分别取得的CT数据进行处理，区分为给定的基准物质从而作成基准物质数据，
所述X射线CT数据处理装置具备：
基准物质数据算出部，其使用多个所述CT数据的不同组合，针对多个基准物质，分别算出成为所述基准物质数据的不依赖于能量的物理量，对同一基准物质作成多个所述基准物质数据；和
适当判定指标作成部，其基于所述基准物质数据算出部算出的多个所述基准物质数据，作成判定所述基准物质的适当与否的指标即适当判定指标，
所述适当判定指标是针对所述同一基准物质的多个所述基准物质数据的类似性，
多个所述基准物质数据的类似性是多个所述基准物质相同的概率。
2.根据权利要求1所述的X射线CT数据处理装置，其特征在于，
所述基准物质数据算出部算出的基准物质数据包含所述基准物质的密度图像、该密度图像的投影数据、所述基准物质的存在率、该存在率的投影数据的至少一者。
3.根据权利要求1所述的X射线CT数据处理装置，其特征在于，
所述适当判定指标是表征所述基准物质数据的图表。
4.根据权利要求3所述的X射线CT数据处理装置，其特征在于，
所述图表的一个轴是所述基准物质的种类或所述检测能量范围的代表值，另一个轴是所述基准物质数据的值。
5.根据权利要求1所述的X射线CT数据处理装置，其特征在于，
所述X射线CT数据处理装置还具备：
基准物质判定部，其使用所述适当判定指标来判定区分的所述基准物质是否合适。
6.根据权利要求5所述的X射线CT数据处理装置，其特征在于，
所述X射线CT数据处理装置还具备：
基准物质变更部，其变更区分的所述基准物质，
所述基准物质判定部比较各个所述基准物质中的适当判定指标来决定合适的基准物质。
7.根据权利要求1所述的X射线CT数据处理装置，其特征在于，
所述X射线CT数据处理装置还具备：
显示部，其显示成为所述基准物质的物质；
选择部，其从所述显示部显示的所述物质选择作成所述适当判定指标的所述基准物质。
8.一种X射线CT装置，其特征在于，具备：
X射线产生部，其照射X射线；
X射线检测部，其测量所述X射线来得到CT数据；
控制部，其控制所述X射线产生部和/或所述X射线检测部来取得3个以上不同的检测能量范围的所述CT数据；和
运算部，其对所述CT数据进行处理，区分为给定的基准物质从而作成重构像，
所述运算部搭载：
权利要求1所述的X射线CT数据处理装置；和
重构像作成部，其使用由所述X射线CT数据处理装置求得的所述基准物质数据来作成所述重构像。
9.根据权利要求8所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述X射线检测部是区分为多个不同检测能量范围来得到X射线光子信号的能量区分方式的检测器，
所述控制部通过在所述X射线检测部的各个检测能量范围得到投影数据来取得多个所述检测能量范围的CT数据。
10.根据权利要求8所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述X射线产生部具备：
能谱变更部，其变更要产生的X射线能谱，实现多个所述检测能量范围，
所述控制部通过用所述能谱变更部变更所述X射线能谱，用所述X射线检测部在各个所述X射线能谱取得投影数据，来取得多个所述检测能量范围的CT数据。
11.根据权利要求8所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述X射线产生部具备：
能谱变更部，其变更要产生的X射线的能谱；
所述X射线检测部是区分为多个不同检测能量范围来得到X射线光子信号的能量区分方式的检测器，
所述控制部通过用所述能谱变更部变更所述X射线能谱，在各个所述X射线的能谱中，在所述X射线检测部的各个检测能量范围得到投影数据，来取得多个所述检测能量范围的CT数据。
CN201680055695.0A 2015-10-27 2016-10-18 X射线ct数据处理装置以及搭载其的x射线ct装置 Active CN108135560B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015-210701 2015-10-27
JP2015210701 2015-10-27
PCT/JP2016/080787 WO2017073399A1 (ja) 2015-10-27 2016-10-18 Ｘ線ｃｔデータ処理装置、及び、これを搭載したｘ線ｃｔ装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN108135560A CN108135560A (zh) 2018-06-08
CN108135560B true CN108135560B (zh) 2021-07-30

Family

ID=58630098

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680055695.0A Active CN108135560B (zh) 2015-10-27 2016-10-18 X射线ct数据处理装置以及搭载其的x射线ct装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US11179115B2 (zh)
JP (1) JP6539748B2 (zh)
CN (1) CN108135560B (zh)
WO (1) WO2017073399A1 (zh)

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6351164B2 (ja) * 2014-06-12 2018-07-04 国立研究開発法人量子科学技術研究開発機構 ビーム照射対象確認装置、ビーム照射対象確認プログラム、および阻止能比算出プログラム
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
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
JP7271209B2 (ja) * 2019-02-06 2023-05-11 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像システムおよび放射線撮像装置の制御方法
JP7362752B2 (ja) * 2019-02-19 2023-10-17 プリズマティック、センサーズ、アクチボラグ 拡張スペクトルｘ線画像化
JP7324115B2 (ja) 2019-10-11 2023-08-09 富士フイルムヘルスケア株式会社 物質弁別装置、ｐｃｃｔ装置および物質弁別方法
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
CN112033982A (zh) * 2020-07-15 2020-12-04 成都飞机工业（集团）有限责任公司 一种基于能谱的3d打印无损检测方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101495039A (zh) * 2005-09-22 2009-07-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于能谱ct的定量物质分解
CN103327901A (zh) * 2011-09-28 2013-09-25 株式会社东芝 X射线ct装置、物质确定方法及图像处理装置
CN103764037A (zh) * 2012-08-30 2014-04-30 株式会社东芝 医用图像处理装置及x射线计算机断层摄影装置
CN104105445A (zh) * 2012-08-30 2014-10-15 株式会社东芝 X射线ct装置、图像处理装置以及图像处理方法

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100518860B1 (ko) * 1999-07-05 2005-09-30 엘지전자 주식회사 이미지의 특징소 정규화 정보를 사용한 이미지 검색 방법
JP2009178493A (ja) * 2008-02-01 2009-08-13 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
EP2377467A1 (en) * 2010-04-08 2011-10-19 CSEM Centre Suisse d'Electronique et de Microtechnique SA - Recherche et Développement System and method for determining the composition of an object
EP2666413A1 (en) * 2012-05-23 2013-11-27 Stryker Trauma GmbH Bone density measurement
WO2014119628A1 (ja) 2013-01-30 2014-08-07 株式会社 東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、および医用画像処理装置
JP6595154B2 (ja) 2013-06-12 2019-10-23 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔを用いた画像診断装置
WO2016028655A1 (en) * 2014-08-16 2016-02-25 Fei Company Correction of beam hardening artifacts in microtomography for samples imaged in containers
US10261204B2 (en) * 2014-12-31 2019-04-16 Ge Energy Oilfield Technology, Inc. Methods and systems for scan analysis of a core sample
NZ737271A (en) * 2015-04-20 2019-08-30 Mars Bioimaging Ltd Improving material identification using multi-energy ct image data

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101495039A (zh) * 2005-09-22 2009-07-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于能谱ct的定量物质分解
CN103327901A (zh) * 2011-09-28 2013-09-25 株式会社东芝 X射线ct装置、物质确定方法及图像处理装置
CN103764037A (zh) * 2012-08-30 2014-04-30 株式会社东芝 医用图像处理装置及x射线计算机断层摄影装置
CN104105445A (zh) * 2012-08-30 2014-10-15 株式会社东芝 X射线ct装置、图像处理装置以及图像处理方法

Also Published As

Publication number Publication date
WO2017073399A1 (ja) 2017-05-04
US20180263576A1 (en) 2018-09-20
CN108135560A (zh) 2018-06-08
JPWO2017073399A1 (ja) 2018-07-19
JP6539748B2 (ja) 2019-07-03
US11179115B2 (en) 2021-11-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN108135560B (zh) X射线ct数据处理装置以及搭载其的x射线ct装置
JP6590381B2 (ja) Ｘ線装置、データ処理装置及びデータ処理方法
JP6665158B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP6747787B2 (ja) 光子計数型ｘ線ｃｔ装置
US8000434B2 (en) Energy spectrum reconstruction
EP3577495B1 (en) Coincidence-enabling photon-counting detector
CN110678125B (zh) 能量鉴别光子计数检测器及其用途
JPWO2018235823A1 (ja) Ｘ線装置、ｘ線検査方法、及びデータ処理装置
JP6727155B2 (ja) 画像処理装置、ｘ線ｃｔ装置及び画像処理方法
WO2017150068A1 (ja) Ｘ線検出器、ｘ線ｃｔ装置、ｘ線検出方法、及びｘ線検出プログラム
JP6564330B2 (ja) フォトンカウンティングｃｔ装置
WO2015146691A1 (ja) Ｘ線撮影装置
US10107766B2 (en) Photon counting imaging modes
WO2018030055A1 (ja) 画像処理装置、ｘ線撮像装置及び画像処理方法
JP5798787B2 (ja) 画像撮影装置、画像撮影方法
JP6815209B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2018118038A (ja) Ｘ線ｃｔ装置及び再構成処理装置

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
TR01 Transfer of patent right
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20211116

Address after: Chiba County, Japan

Patentee after: Fujifilm medical health Co., Ltd

Address before: Tokyo, Japan

Patentee before: Hitachi Manufacturing Co., Ltd