CN108348203B - 放射线成像系统、信息处理装置和方法、以及存储介质 - Google Patents

放射线成像系统、信息处理装置和方法、以及存储介质 Download PDF

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Abstract

一种放射线成像系统，包括：检测器，包括多个像素，所述多个像素获得与透射通过被检体的入射放射线对应的像素值；以及信息处理单元，被配置为执行如下处理：使用所述多个像素中的一个任意像素的像素值，根据所述任意像素的像素值计算出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，指示在所述任意像素的像素值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第一表格，以及指示在所述任意像素的放射线量子的能量的平均值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第二表格，来估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息。

Description

放射线成像系统、信息处理装置和方法、以及存储介质
技术领域
本发明涉及一种放射线成像系统、处理放射线图像的信息处理装置、用于处理放射线图像的图像处理方法和程序。
背景技术
作为用于使用放射线(X射线)的医学图像诊断和非破坏性检查的成像装置，已经使用了使用由半导体材料形成的平板检测器(FPD)的放射线成像装置。例如，这样的放射线成像装置可以用作在医学图像诊断中捕获静止图像和运动图像的数字成像装置。
FPD的例子包括积分传感器和光子计数传感器。积分传感器测量由入射放射线产生的电荷的总量。光子计数传感器区分入射放射线的能量(波长)并计数针对各个能级检测到放射线的次数。具体而言，由于光子计数传感器具有能量分辨能力，因此期望将光子计数传感器应用于在利用单能放射线虚拟地执行成像的情况下物质的辨别和图像的产生以及骨密度的测量。然而，由于入射的放射线量子数量大，因此需要高的操作速度来单独计数放射线量子。因此，难以在大面积的FPD中实现光子计数传感器。
因此，专利文献1提出了一种放射线成像装置，其通过使用每个预定区域的平均图像密度信息和图像密度的分布信息估计放射线量子的数量和能量的平均值来实现能量分辨能力。具体而言，专利文献1公开了一种信息处理方法，用于使用每个预定区域的平均图像浓度信息和图像浓度的分布信息估计放射线量子的数量和能量的平均值，并且获得两种类型的图像信息，即，放射线量子数和放射线量子能量的平均值。当采用专利文献1中公开的方法时，与光子计数传感器相比，即使在低操作速度的情况下也可以实现具有能量分辨能力的传感器。
另一方面，专利文献2公开了能量减法方法的技术。当采用能量减法方法时，通过照射相应的两种能量来获得两个图像，并且对经过了期望计算的两个图像执行差分处理，以使得以区分的方式产生具有不同衰减系数的两种物质的图像。能量减法方法利用这样的现象：其中不同物质具有不同的衰减系数，该衰减系数表示在放射线通过物质时放射线的衰减程度，并且衰减系数取决于放射线的能量。此外，专利文献2还公开了作为利用相同现象测量骨密度的技术的双能量X射线吸收测量法(DEXA法)的技术。然而，在专利文献2中公开的能量减法方法和DEXA方法中，使用两种能量执行放射线成像两次。因此，产生了在切换能量的同时由于被检体的移动而产生伪影，并且需要高速切换放射线能量的问题。就这些问题而言，专利文献1中公开的处理方法是更加有利的，因为物质可以通过使用一种能量的一次放射线成像而被彼此区分。
引用列表
专利文献
专利文献1：日本专利公开第2009-285356号
专利文献2：日本专利公开第2013-236962号
发明内容
技术问题
然而，专利文献1没有公开用于使用两种类型的图像信息来获得构成放射线图像的用于区分两种物质的信息的方法，所述两种类型的图像信息即为所获得的放射线量子数和所获得的放射线量子的能量的平均值。
解决问题的方案
因此，本发明提供了一种不通过改变放射线能量来执行成像而获得包括在被检体的放射线图像中的用于区分两种物质的信息的技术。根据本发明的放射线成像系统包括：检测器，包括多个像素，所述多个像素获得与透射通过被检体的入射放射线对应的像素值；以及信息处理单元，被配置为执行如下处理：使用所述多个像素中的一个任意像素的像素值，被根据所述任意像素的像素值计算出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，指示在所述任意像素的像素值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第一表格，以及指示在所述任意像素的放射量子的能量的平均值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第二表格，来估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息。根据本发明的处理放射线图像的信息处理装置执行如下处理：使用获得与透射通过被检体的入射放射线相对应的像素值的多个像素中的一个任意像素的像素值，被根据所述任意像素的像素值计算出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，指示在所述任意像素的像素值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第一表格，以及指示在所述任意像素的放射线量子的能量的平均值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第二表格，来估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息。根据本发明的用于放射线图像的信息处理方法包括执行如下处理：使用获得与透射通过被检体的入射放射线相对应的像素值的多个像素中的一个任意像素的像素值，被根据所述任意像素的像素值计算出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，指示在所述任意像素的像素值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第一表格，以及指示在所述任意像素的放射线量子的能量的平均值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第二表格，来估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息。根据本发明的对放射线图像执行信息处理的程序使得计算机执行如下处理：使用获得与透射通过被检体的入射放射线相对应的像素值的多个像素中的一个任意像素的像素值，被根据所述任意像素的像素值计算出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，指示在所述任意像素的像素值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第一表格，以及指示在所述任意像素的放射线量子的能量的平均值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第二表格，来估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息。
本发明的有益效果
根据本发明，可以在不通过改变放射线能量进行成像的情况下获得用于区分包含在被检体中的两种物质的信息。
根据下面参照附图对示例性实施例的描述，本发明的另外的特征将变得清楚。
附图说明
[图1]图1是示意性地示出放射线成像系统的功能配置的图。
[图2]图2是示出处理流程的流程图。
[图3]图3是示出骨和脂肪的线性衰减系数的曲线图。
[图4A]图4A是估计单元使用的表格。
[图4B]图4B是估计单元使用的表格。
[图5]图5是示意性地示出放射线成像系统的功能配置的图。
[图6]图6是示出处理流程的流程图。
[图7]图7是示意性地示出放射线成像系统的框图。
具体实施方式
在下文中，将参照附图详细描述本发明的实施例。注意，在本说明书中，除了包括作为由因为放射性衰减而发射的粒子(包括光子)形成的射束的α射线、β射线、γ射线等之外，放射线的例子还包括其能量基本上与由诸如X射线、粒子射线和宇宙射线之类的粒子形成的射束的能量相同的射束。
第一实施例
现在将分别参照图1和2描述根据第一实施例的放射线成像系统的配置和处理流程。图1是示意性地示出根据第一实施例的放射线成像系统的功能配置的图。图2是示出根据第一实施例的处理流程的流程图。
放射线成像系统可以包括放射线成像装置10、计算机13、放射线控制装置12和放射线产生装置11。放射线产生装置11向被检体发射放射线。放射线成像装置10包括具有多个像素的检测器，所述多个像素获得与通过被检体进入的放射线对应的像素值。检测器获得对应于通过被检体进入的放射线的像素值。用作本发明的图像处理单元和/或图像处理装置的计算机13使用像素值来估计到达检测器的放射线量子的能量的平均值，并且还估计关于组成被检体的物质的厚度的信息。该估计将在下文中被详细描述。此外，计算机13基于摄影者(未示出)通过计算机13中包括的控制台(未示出)输入的成像信息向放射线成像装置10和放射线控制装置12提供控制信号。当接收到来自计算机13的控制信号时，放射线控制装置12控制从放射线产生装置11中所包含的放射线源(未示出)发射放射线的操作和照射场光阑机构(未示出)的操作。放射线成像装置10的检测器输出与由放射线控制装置12控制的放射线产生装置11发射的放射线对应的图像信号。输出图像信号在经过由信号处理器执行的诸如偏移校正之类的图像处理之后被发送到计算机13。这里，所述发送中使用一般无线通信或一般有线通信。所发送的图像信号在被显示在计算机13的显示单元(未示出)中之前经过了由计算机13执行的所需的图像处理。注意，像素值构成像素信号。
计算机13包括第一计算单元131、第二计算单元132和估计单元133作为其功能配置。
在步骤S201中，放射线在预定的时间段内通过被检体发射到放射线成像装置10，使得计算机13获得多个数字图像信号。
接下来，将描述在步骤S202和步骤S203中执行的计算的原理。这里假设在预定时间段发射的放射线是固定的并且被检体不移动。从获得的数字图像信号当中选择任意一个像素。尽管从所选择的像素获得的数字信号(以下称为“像素值”)理想上是固定的，但实际上像素值按时间序列变化。变化包括量子噪声。量子噪声是由于每单位时间的放射线量子数量(例如X射线光子的数量)的变化而产生的。如果放射线量子数量的变化被认为是每单位时间的离散事件的发生概率，则放射线量子数量的变化基于泊松分布，该泊松分布是具有用于对以给定的时间间隔产生的离散事件进行计数的特定随机变量的离散概率分布。对于泊松分布，当在常数λ大于0的条件下具有自然数值的随机变量满足所需条件时，随机变量基于参数λ的泊松分布。具体而言，即使在图像具有像素值的相同的平均值的情况下，由具有较大能量的放射线量子形成的图像中的一个图像的像素值的分布大于另一个图像的像素值的分布。通过利用这个，可以估计放射线量子(例如X射线光子)的能量。
在下文中，将使用表达式来描述用于估计放射线量子的能量的方法。首先，假设向放射线成像装置10发射放射线T次(T是等于或大于2的自然数)，从而由放射线成像装置10获得T个数字图像信号。这里，假设将第t个数字图像信号的像素的像素值(t是等于或大于2且等于或小于T的自然数)由“I(t)”表示，已经到达像素并被该像素吸收的放射线量子的总数由“N”表示，并且放射线量子的能量的平均值由“EAve”表示时，获得下式(1)。
EAve×N＝ΣI(t) (1)
根据式(1)，假设已经达到单个数字图像信号的像素并被其吸收的放射线量子的数量的算术平均由“nAve”表示，则获得下式(2)。
nAve＝N/T＝ΣI(t)/EAve/T (2)
此外，根据式(1)，假设已经达到单个数字图像信号的像素并被其吸收的放射线量子的数量的样本方差由“nVar”表示，则获得下式(3)。
nVar＝Σ[{I(t)/EAve-nAve}2]/T (3)
这里，在泊松分布中，期望值和方差等于参数λ。此外，随着样本数量增加，算术平均变得接近期望值，并且样本方差变得接近方差。因此，假设样本数量足够大(优选无限大)并且放射线量子数量的算术平均nAve和放射线量子数量的样本方差nVar近似为彼此相等，则由于式(2)和式(3)彼此相等，所以获得式(4)。
EAve＝Σ{I(t)2}/Σ{I(t)}-Σ{I(t)}/T (4)
以这种方式，使用任意第t个数字图像信号的像素的像素值I(t)来估计和计算已经到达像素并且已经被该像素吸收的放射线量子的能量的平均值EAve。
此外，假设像素值I(t)的算术平均由“IAve”表示，算术平均IAve使用放射线量子数的算术平均nAve由下式(5)表示。
IAve＝nAve×EAve (5)
此外，假定像素值的样本方差由“IVar”表示，则像素值的样本方差IVar使用放射线量子数的样本方差nVar由下式(6)表示。
IVar＝nVar×EAve 2 (6)
相应地，已经到达像素并且已经被该像素吸收的放射线量子的能量的平均值E也由下式(7)表示。
EAve＝IVar/IAve (7)
在步骤S202中，第一计算单元131根据下式(8)，使用任意像素的像素值I(t)来计算任意像素的像素值的样本方差IVar。尽管在该实施例中使用样本方差作为方差，但也可以使用无偏方差。此外，尽管像素值I(t)的算术平均IAve被用作像素值的平均，但是本发明不限于此。
[数学式1]
Figure GDA0003053545030000071
在步骤S203中，根据使用式(7)计算出的下式(9)，第二计算单元132使用任意像素的像素值的样本方差IVar来计算任意像素的放射线量子的能量的平均值EAve。这里，α是用于执行在像素值和能量单位之间的转换的任意常数。尽管在该实施例中使用样本方差作为方差，但也可以使用无偏方差。
[数学式2]
Figure GDA0003053545030000072
在以下步骤中，使用在步骤S202和步骤S203中计算出的任意像素的放射线量子的能量的平均值和任意像素的像素值来估计关于组成被检体的物质的厚度的信息。注意，为了简化描述，假设包含在用作被检体的示例的人体中的物质中的骨(第一组成物质)以外的物质(第二组成物质)为脂肪。请注意，第一种和第二种组成物质彼此不同。尽管除骨以外的物质包括脂肪、肌肉、内脏器官和水，但与骨相比，这些物质具有彼此相似的线性衰减系数。图3是示出骨和脂肪的线性衰减系数的曲线图。尽管在下文中将使用骨和脂肪的线性衰减系数来进行描述，但是两个任意的线性衰减系数根据被检体的诊断用途或组成物质被使用。
在步骤S204中，估计单元133使用任意像素的放射线量子的能量的平均值EAve和被使用任意像素的像素值计算出的任意像素的像素值的算术平均IAve来估计被检体的厚度和包含在被检体中的物质的混合比率。这里，估计单元133可以使用图4A所示的表格来估计被检体的厚度和包含在被检体中的物质的混合比率。图4A是指示被检体的厚度d、包含在被检体中的物质的混合比率γ、和任意像素的像素值的算术平均IAve之间的关系的第一表格。注意，在混合比率γ为1的情况下，被检者仅由骨(第一组成物质)构成，而在混合比率γ为0的情况下，被检者仅由脂肪(第二组成物质)构成。优选地，第一表格预先通过实验获得。第一表格可以根据下式(10)预先计算出。这里假设在放射线能量为E[kev]时骨的线性衰减系数由“μ1(E)”表示，在放射线能量为E[kev]时脂肪的线性衰减系数由“μ2(E)”表示，被检体的厚度由“d”表示，以及包含在被检体中的物质的混合比率由“γ”表示。而且，在径向射线通过被检体之前的径向射线的能量的放射线量子数的比率(能谱)由“n(E)”表示。在步骤S204中，估计单元133使用下式(10)进行计算，以获得被检体的厚度d和混合比率γ。这里，“β”表示用于将能量转换为像素值的任意系数。
[数学式3]
Figure GDA0003053545030000081
注意，“n(E)”优选使用市售的光谱仪预先测量。由于用于获得能谱的简单表达式是公众可获得的，所以可以根据发射放射线时的管电压、附加滤波器等的条件，使用简单表达式来计算能谱。此外，基于在放射线成像装置10中使用的闪烁体的特性和系统增益的特性来确定“β”。
估计单元133可以根据图4B所示的表格来估计被检体的厚度和包含在被检体中的物质的混合比率。图4B是指示被检体的厚度d、包含在被检体中的物质的混合比率γ、和任意像素的放射线量子的能量的平均值EAve之间的关系的第二表格。优选地，第二表格也预先通过实验获得。第二表格可以根据下式(11)预先计算出。
[数学式4]
Figure GDA0003053545030000091
估计单元133使用图4A和图4B中所示的表格来估计包含在被检体中的物质的厚度和物质的混合比率，该厚度和混合比率满足任意像素的放射线量子的能量的计算平均值EAve和计算出的任意像素的像素值的算术平均IAve。
在下文中，作为示例将描述在如下情况下执行的估计：从任意像素的像素值计算出的任意像素的像素值的算术平均IAve是图4A的i3，并且，任意像素的放射线量子的能量的计算出的平均值EAve是图4B的e4。首先，从图4A中的第一表格中检索满足i3的被检体的厚度d和混合比率γ的组合。在这种情况下，满足i3的这种组合被包括在区域401中。此后，从图4B中的第二表格中检索满足e4的被检体的厚度d和混合比率γ的组合。在这种情况下，满足e4的这种组合被包括在区域402中。最后，检索满足区域401和402两者的被检体的厚度d和混合比率γ的组合。在这种情况下，被检体的厚度d4和混合比率γ4的组合满足区域401和402两者。如上所述，由于使用了两个表格，因此可以估计被检体的厚度和包含在被检体中的两种物质的混合比率。尽管在本实施例中表格具有六行六列作为示例，但实际上优选使用更大的表格。此外，在以相邻数值获得满足区域401和402两者的多个结果的情况下，考虑到散射放射线的影响，获得最小厚度d和最小混合比率γ的组合。在实际成像中，由于散射放射线的影响，像素值可能大于正常值。因此，在以相邻的数值获得满足区域401和402两者的多个结果的情况下，选择以下厚度d和混合比率γ：该厚度d和混合比率γ实现任意像素的放射线量子的能量的最大计算平均值EAve和任意像素的像素值的最大计算算术平均值IAve。
通过执行上述从步骤S201到步骤S204的处理，可以估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息和关于成分比率的信息。根据该实施例，可以在不改变成像中的放射线能量的情况下估计关于包括在被检体中的两种不同物质的厚度的信息和关于物质的成分比率的信息。因此，可以获得放射线图像中包含的用于区分两种物质的信息，该放射线图像可以在普通成像和荧光成像中应用于复杂放射线照相系统。
尽管在本实施例中作为示例使用人体作为被检体来估计关于人体中的骨和脂肪的信息，但是本发明不限于此。例如，可以估计关于造影剂和人体的信息，从而改善造影剂的分布的可视性并减少要使用的造影剂的量。此外，可以估计关于导丝(guide wire)和人体的信息，从而提高导丝的可视性，因此可以确保手术期间患者的安全，并且可以减少手术期间医生的负担。以这种方式，在本发明中可以获得关于任意不同类型的两种物质中的至少一种的厚度的信息和密度的信息，而不管物质的类型如何。
此外，例如，可以通过使用骨的密度ρ1[g/cm3]和厚度d[cm]以及混合比率γ来估计与骨密度相对应的值BMD[g/cm2]。
此外，尽管在本实施例中估计了关于包含在被检体中的物质的厚度和混合比率的信息，但本发明不限于此。例如，如果骨密度和脂肪密度不能被获得或未知，则可以将包含在被检体中的物质的厚度d乘以密度ρ，以获得值ρd。例如，关于第一组成物质的厚度和密度的第一信息由“ρ1d1”表示，并且，关于第二组成物质的厚度和密度的第二信息由“ρ2d2”表示。这里，假设在放射线能量由“E[kev]”表示时获得的骨的质量衰减系数由“μ(E)1”表示，骨的厚度由“d1”表示，并且骨的密度由“ρ1”表示。另外，假设在放射线能量由“E[kev]”表示时获得的脂肪的质量衰减系数由“μ(E)2”表示，脂肪的厚度由“d2”表示，并且脂肪的密度由“ρ2”表示。估计单元133通过使用下式(12)执行计算来估计任意像素的像素值的算术平均iAve。注意，虽然像素值I(t)的算术平均iAve被估计为像素值的平均，但是本发明不限于此。
[数学式5]
Figure GDA0003053545030000111
此外，估计单元133通过使用下式(13)执行计算来估计任意像素的放射线量子的能量的平均值eAve。注意，虽然像素值I(t)的算术平均iAve被估计为像素值的平均，但是本发明不限于此。
[数学式6]
Figure GDA0003053545030000112
然后，估计单元133使用“ρ1”和“iAve”代替图4A的“γ”和“IAve”，并使用“ρ2”和“eAve”代替图4B的“γ”和“EAve”，以便估计关于包含在被检体中的物质的厚度和密度的信息。具体而言，在本发明中，对于估计处理，估计单元133可以使用指示在任意像素的像素值的算术平均IAve与包含在被检体中的物质的厚度d之间的关系的第一表格。此外，对于估计处理，估计单元133可以使用指示在任意像素的放射线量子的能量的计算出的平均值EAve与包含在被检体中的物质的厚度d之间的关系的第二表格。然后，估计单元133使用任意像素的像素值的算术平均值IAve、任意像素的像素值的算术平均IAve、第一表格和第二表格来估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息。
另外，尽管在本实施例中使用按时间序列获得的多个像素值来计算样本方差和算术平均，并且估计了放射线量子的能量的平均值，但是本发明不限于此。例如，将考虑排列在具有指示列的X轴和指示行的Y轴的矩阵中的二维空间布置位置中的多个像素中的一个任意像素的像素值的情况。在这种情况下，可以在使用多个周围像素的像素值来计算任意像素的像素值的样本方差和算术平均之后，估计放射线量子的能量的平均值。由此，可以从单个静止图像计算能量图像。
此外，尽管使用利用任意像素的像素值计算的算术平均和样本方差来获得本实施例的放射线量子的能量的平均值EAve，但是本发明不限于此。如下所述，基于任意像素的像素值来计算放射线量子的能量的平均值，因此例如，任意像素的像素值的时间和/或空间变化量可以用于计算。
在实际的放射线成像中，被检体可以在捕获多个图像(或者由放射线成像装置10获得多个数字图像信号)的同时移动。这发生在执行诸如心脏之类的具有运动的器官的成像的情况下、在手术期间执行荧光透视射线照相的情况下等。如果被检体具有运动，则在放射线成像装置10输出多个图像数据的同时，改变作为到达特定像素的放射线量子数的示例的X射线光子的数量。具体而言，泊松分布的参数λ被改变。因此，在利用能量的平均值产生的图像中产生伪影，因此诊断性能下降。
因此，优选的是，当估计任意像素中的放射线量子的能量的平均值时，使用任意像素的像素值的时间和/或空间变化量来估计任意像素中的放射线量子的能量。这里，像素值的时间变化量是指在与不同于其中指定了任意像素的帧的帧中的任意像素对应的像素(与其位置相同或在其附近的位置处的像素)的像素值和任意像素的像素值之间的差。此外，像素值的空间变化量是指在位于与其中指定了任意像素的帧中的任意像素相邻或其附近的像素的像素值和任意像素的像素值之间的差。时间和空间变化量是指上述方式的混合。注意，任意像素的像素值的数量和与任意像素相比较的像素的像素值的数量可以是单个或多个。在多个像素的情况下，将像素的代表值(例如，通过对任意像素的值执行递归滤波处理或平均处理而获得的值)确定为像素值。注意，尽管在要获得时间变化量时使用的上述不同帧优选地在时间轴上与特定帧相邻，但是可以将不同帧从特定帧分离到效果不会降低的程度。此外，尽管在要获得空间变化量时，任意像素和不同像素优选彼此相邻，但是像素可以彼此分离到效果不会降低的程度。尽管分离但是效果不会降低的范围被称为任意范围，其包括信号处理中使用的所有像素值中的一些。通过使用改变量，可以抑制任意像素的能量的平均值的估计的误差。
更具体地，本发明基于这样的构思：其中像素值的样本方差被认为是任意像素的像素值的时间和/或空间变化量的平方的一半，并且，任意像素中的放射线量子的能量被近似。特别地，本发明基于这样的构思：其中像素值的样本方差被认为是在任意像素的像素值和与不同帧中的任意像素的位置相同的位置处的像素的像素值之间的差的平方的一半，并且任意像素中的放射线量子的能量被近似。然后，利用任意像素的放射线量子的近似能量进行平均，从而获得任意像素的放射线量子的能量的平均值。只有当等于泊松分布的参数λ的期望值改变时，任意像素中的放射线量子的能量才具有大的误差。因此，可以抑制伪影的产生。
此外，例如，可以使用通过使用光子计数传感器作为检测器对于每个任意像素的多个能级中的检测次数进行计数而获得的放射线量子的能量来估计放射线量子的能量的平均值。在这种情况下，本发明中的任意像素的像素值可以包括光子计数传感器中的任意像素的像素值。
第二实施例
在第二实施例中，将描述使用在第一实施例中获得的关于包含被检体中的物质的厚度的信息来产生单独的物质的像素值的方法。在下文中，将参照图5和图6作为示例描述用于以区分的方式产生人骨(第一组成物质)的图像和除骨之外的部分的图像的方法。图5是示意性示出根据第二实施例的放射线成像系统的功能配置的图。图6是示出根据第二实施例的处理流程的流程图。注意，与第一实施例相同的功能配置和处理步骤由与第一实施例相同的附图标记表示，并且省略其详细描述。
图5的像素值产生单元14基于关于包含在被检体中的物质的厚度和混合比率的信息来产生各个物质的物质像素值。像素值产生单元14包括第一像素值产生单元141和第二像素值产生单元142。第一像素值产生单元141基于关于骨(第一组成物质)的厚度和混合比率的信息(第一信息)产生骨的像素值(第一像素值)。第二像素值产生单元142基于关于脂肪(第二组成物质)的厚度和混合比率的信息(第二信息)产生脂肪的像素值(第二像素值)。注意，为了简化描述，与第一实施例一样，假定通过将包含在物质中的物质中的骨以外的物质可视化而获得的图像被确定为脂肪图像。尽管除骨以外的物质包括脂肪、肌肉、内脏器官和水，但与骨的线性衰减系数相比这些物质的线性衰减系数彼此相似。
在图6的步骤S205中，基于从步骤S201到步骤S204的处理中获得的第一信息，使用根据下式(14)的计算来获得骨的像素值(第一像素值)I1。
[数学式7]
Figure GDA0003053545030000141
在步骤S206中，基于从步骤S201至步骤S204的处理中获得的第二信息，使用根据下式(15)的计算来计算脂肪的像素值(第二像素值)I2。
[数学式8]
Figure GDA0003053545030000142
通过执行上述处理，可以产生包含在被检体中的单独的两种物质的物质像素值。
尽管在本实施例中作为示例描述了用于产生作为被检体的人体中的骨和脂肪的像素值的方法，但是本发明不限于此。例如，可以估计关于造影剂和人体的信息，从而改善造影剂分布的可视性并减少要使用的造影剂的量。此外，如果产生造影剂的像素值，则可以产生等同于数字减法血管造影图像的图像而不在注入造影剂之前捕获图像，因此可以应付在拍摄过程中被检体和放射线成像之间的相对位置变化。此外，可以估计关于导丝和人体的信息，从而提高导丝的可视性，因此确保手术期间患者的安全，并且减少手术期间医生的负担。以这种方式，在本发明中可以产生两种任意类型的物质的像素值，而不管物质的类型如何。此外，在不需要所有两种物质的像素值的情况下，即，在仅需要骨的像素值的情况下或仅需要造影剂的像素值的情况下，步骤S205和步骤S206中的处理中的相应处理可以被省略。注意，在式(14)和(15)中获得的像素值分别对应于当放射线成像装置仅虚拟捕获骨时获得的像素值和仅虚拟捕获脂肪时获得的像素值。
此外，可以通过使用发射的放射线的能量谱的平均(有效能量)Eeff根据下式(16)和(17)执行计算来产生像素值。
[数学式9]
Figure GDA0003053545030000151
[数学式10]
Figure GDA0003053545030000152
以这种方式，可以使用发射的放射线的有效能量来简化计算。
此外，在设置任意单色放射线能量Emono时，根据下式(18)的计算，可以产生虚拟地具有任意频谱的能量的像素值。
[数学式11]
Figure GDA0003053545030000153
假定碘化造影剂的线性衰减系数由“μ1”表示，人体的线性衰减系数由“μ2”表示，碘化造影剂的厚度由“d1”表示，人体的厚度由“d2”表示，碘化造影剂与人体之间的混合比率由“γ”表示，并且要提高碘化造影剂与其他物质之间的对比度。在这种情况下，由于碘化造影剂在33.2keV处具有K吸收边缘，所以在设置33.2keV的任意单色放射线能量Emono的同时进行计算。
此外，可以使用基于所获得的像素值I(t)的像素值的算术平均IAve通过根据下式(19)和(20)执行计算来产生各种像素值。
[数学式12]
Figure GDA0003053545030000161
[数学式13]
Figure GDA0003053545030000162
此外，所获得的信息μ1dγ可以被设置为骨的像素值(第一像素值)，并且所获得的信息μ2d(1-γ)可以被设置为脂肪的像素值(第二像素值)。通过显示值μdγ，各个物质中的放射线衰减程度可以被可视化。例如，如果骨密度和脂肪密度不能被获得或未知，则可以将包含在被检体中的物质的厚度d乘以密度ρ，以获得值ρd而不是dγ。假设关于第一组成物质的厚度和密度的第一信息由“ρ1d1”表示，并且，关于第二组成物质的厚度和密度的第二信息由“ρ2d2”表示。通过显示值ρd，各个物质的面密度可以被可视化。例如，“ρ1d1”可以显示骨密度的分布。此外，在可以通过不同的方法获得或估计骨密度和脂肪密度的情况下，各个厚度dγ和d(1-γ)可以分别被确定为骨的像素值(第一像素值)和脂肪的像素值(第二像素值)。以这种方式，可以使各个物质的厚度的二维分布可视化。
在下文中，将描述适于获得要在本发明中使用的像素值的放射线成像装置和放射线成像系统。
首先，将参照图7描述放射线成像系统。图7是示意性示出放射线成像系统的框图。注意，在本实施例中与图1和图5所示的配置相同的配置由与图1和图5中所示的相同的附图标记表示，并且省略了其详细描述。
检测器101可以包括：像素阵列102，其包括将放射线或光转换为电信号的以矩阵形式的像素；驱动电路103，其驱动像素阵列102；以及输出电路104，其输出从驱动像素阵列102供给的电信号作为图像信号。像素阵列102包括输出与入射放射线相对应的电信号以获得与放射线对应的像素值的多个像素，并且多个像素优选地排列成矩阵。多个像素中的每一个可以包括光电转换元件和像素电路单元。光电转换元件将通过闪烁体从放射线转换的光转换成电荷，并且设置在诸如硅基板之类的半导体基板上的光电二极管被用作光电转换元件。然而，本发明不限于此。例如，可以使用设置在诸如玻璃基板之类的绝缘基板上的非晶硅的光电转换元件，或者不使用闪烁器而直接将放射线转换为电荷的转换元件。放射线成像装置10的控制器107响应于从计算机13供给的控制信号来控制包括在放射线成像装置10中的各种单元。放射线成像装置10的检测器101输出与从由放射线控制装置12控制的放射线产生装置11发射的放射线相对应的图像信号。输出图像信号在经过由信号处理器105执行的诸如偏移校正之类的图像处理之后被发送到计算机13。这里，在发送中使用一般的无线通信或一般的有线通信。所发送的图像信号在被显示在计算机13的显示单元(未示出)中之前经过了由计算机13执行的所需的图像处理。
注意，例如，可以在本发明中采用系统、装置、方法、程序或存储介质等的实施例。具体而言，本发明可以应用于包括多个设备的系统或包括单个设备的装置。此外，尽管上述处理优选根据程序来执行，但是所有或一些处理可以由电路执行。可替代地，处理可以由信号处理器105而不是计算机13来执行，或者可以利用信号处理器105和计算机13两者来执行。即，根据本发明的信息处理单元和/或信息处理装置对应于信号处理器105、计算机13以及信号处理器105和计算机13的组合中的至少一种。
本发明也通过执行以下处理来实现。即，实现前述实施例的功能的软件(程序)通过网络或各种存储介质被供给系统或装置。然后，系统或装置中包括的计算机(或CPU，MPU，GPU等)读取并执行程序。
其它实施例
本发明的实施例也可以通过如下实现：一种系统或装置的计算机，该计算机读出并执行在存储介质(其也可被更充分地称为“非暂态计算机可读存储介质”)上记录的计算机可执行指令(例如，一个或更多个程序)，以执行上述实施例中的一个或更多个的功能，并且/或者，该计算机包括用于执行上述实施例中的一个或更多个的功能的一个或更多个电路(例如，专用集成电路(ASIC))；以及由该系统或者装置的计算机执行的方法，例如，从存储介质读出并执行计算机可执行指令以执行上述实施例中的一个或更多个的功能，并且/或者，控制所述一个或更多个电路以执行上述实施例中的一个或更多个的功能。所述计算机可以包括一个或更多处理器(例如，中央处理单元(CPU)，微处理单元(MPU))，并且可以包括分开的计算机或分开的处理器的网络，以读出并执行所述计算机可执行指令。所述计算机可执行指令可以例如从网络或存储介质被提供给计算机。所述存储介质可以包括例如硬盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、分布式计算系统的存储器、光盘(诸如压缩光盘(CD)、数字通用光盘(DVD)或蓝光光盘(BD)TM)、闪存设备以及存储卡等中的一者或更多。
虽然针对示例性实施例描述了本发明，但是，应该理解，本发明不限于公开的示例性实施例。所附权利要求的范围应当被赋予最宽的解释，以便涵盖所有这类修改以及等同的结构和功能。
本申请要求于2015年10月30日提交的日本专利申请第2015-215209号的权益，在此通过引用将其全部并入本文。
附图标记列表
101 检测器
105 信号处理器
13 计算机

Claims (13)

1.一种放射线成像系统，包括：
检测器，包括多个像素，所述多个像素获得与透射通过被检体的入射放射线对应的像素值；以及
信息处理单元，被配置为执行如下处理：使用所述多个像素中的一个任意像素的像素值，根据所述任意像素的像素值而计算出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，指示在所述任意像素的像素值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第一表格，以及指示在所述任意像素的放射线量子的能量的平均值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第二表格，来估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息，
其中，信息处理单元包括：
第一计算单元，被配置为基于所述任意像素的像素值来计算所述多个像素中的所述任意像素的像素值的平均，
第二计算单元，被配置为根据使用所述任意像素的像素值而计算出的所述任意像素的像素值的方差和由第一计算单元计算出的所述任意像素的像素值的平均，来计算所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，以及
估计单元，被配置为使用由第一计算单元计算出的所述任意像素的像素值的平均、由第二计算单元计算出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值、第一表格和第二表格来估计关于包括在被检体中的物质的厚度的信息，
其中，
第一表格指示在所述任意像素的像素值的平均、包含在被检体中的物质的厚度、和包含在被检体中的物质间的混合比率之间的关系，
第二表格指示在所述任意像素的放射线量子的能量的平均值、包含在被检体中的物质的厚度、和包含在被检体中的物质间的混合比率之间的关系，并且
估计单元估计关于包含在被检体中的物质的厚度和混合比率的信息。
2.根据权利要求1所述的放射线成像系统，其中，图像处理单元还包括：像素值产生单元，被配置为根据所估计的关于物质的厚度和混合比率的信息来产生物质的像素值。
3.根据权利要求2所述的放射线成像系统，其中，像素值产生单元包括第一像素值产生单元，第一像素值产生单元被配置为基于关于第一组成物质的厚度和混合比率的第一信息来产生作为第一组成物质的像素值的第一像素值，并且，像素值产生单元包括第二像素值产生单元，第二像素值产生单元被配置为基于关于第二组成物质的厚度和混合比率的第二信息来产生作为第二组成物质的像素值的第二像素值。
4.根据权利要求3所述的放射线成像系统，其中，在当包含在被检体中的两种不同物质中的第一组成物质的放射线能量表示为“E[kev]”时获得的线性衰减系数由“μ1(E)”表示，当这两种物质中的第二组成物质的放射线能量表示为“E[kev]”时获得的线性衰减系数由“μ2(E)”表示，被检体的厚度由“d”表示，第一组成物质的混合比率由“γ”表示，用于将能量转换为像素值的任意系数由“β”表示，第一像素值由“I1”表示，第二像素值由“I2”表示，并且在通过被检体之前的放射线的能谱由“n(E)”表示时，像素值产生单元通过执行以下计算中的至少一项来产生至少一种物质的像素值：
[数学式7]
Figure FDA0003240476840000021
和
[数学式8]
Figure FDA0003240476840000022
5.根据权利要求3所述的放射线成像系统，其中，在放射线的有效能量由“Eeff”表示，当包含在被检体中的两种不同物质中的第一组成物质的放射线的有效能量表示为“Eeff[kev]”时获得的线性衰减系数由“μ1(Eeff)”表示，当这两种物质中的第二组成物质的放射线的有效能量表示为“Eeff[kev]”时获得的线性衰减系数由“μ2(Eeff)”表示，第一组成物质的厚度由“d1”表示，第二组成物质的厚度由“d2”表示，第一物质的混合比率由“γ”表示，用于将能量转换为像素值的任意系数由“β”表示，第一像素值由“I1”表示，并且第二像素值由“I2”表示时，像素值产生单元通过执行以下计算中的至少一项来产生至少一种物质的像素值：
[数学式9]
Figure FDA0003240476840000031
和
[数学式10]
Figure FDA0003240476840000032
6.根据权利要求3所述的放射线成像系统，其中，当放射线的有效能量由“Eeff”表示，当包含在被检体中的两种不同物质中的第一组成物质的放射线的有效能量表示为“Eeff[kev]”时获得的线性衰减系数由“μ1(Eeff)”表示，当这两种物质中的第二组成物质的放射线的有效能量表示为“Eeff[kev]”时获得的线性衰减系数由“μ2(Eeff)”表示，被检体的厚度由“d”表示，第一物质的混合比率由“γ”表示，用于将能量转换为像素值的任意系数由“β”表示，所述任意像素的像素值的计算出的算术平均由“IAve”表示，第一像素值由“I1”表示，并且第二像素值由“I2”表示时，像素值产生单元通过执行以下计算中的至少一项来产生至少一种物质的像素值：
[数学式12]
Figure FDA0003240476840000033
和
[数学式13]
Figure FDA0003240476840000041
7.根据权利要求2所述的放射线成像系统，其中，当包含在被检体中的两种不同物质中的第一组成物质的放射线能量表示为“E[kev]”时得到的线性衰减系数由“μ1(E)”表示，当两种物质中的第二组成物质的放射线能量表示为“E[kev]”时得到的线性衰减系数由“μ2(E)”表示，第一组成物质的厚度由“d1”表示，第二组成物质的厚度由“d2”表示，第一组成物质的混合比率由“γ”表示，用于将能量转换为像素值的任意系数由“β”表示，任意单色放射线能量由“Emono”表示，并且具有任意谱的能量的像素值由“I(Emono)”表示时，像素值产生单元通过执行以下计算来产生具有任意谱的能量的像素值：
[数学式11]
Figure FDA0003240476840000042
8.根据权利要求1所述的放射线成像系统，其中，使用所述任意像素的像素值的时间和/或空间变化量来计算放射线量子的能量的平均值。
9.一种放射线成像系统，包括：
检测器，包括多个像素，所述多个像素获得与透射通过被检体的入射放射线对应的像素值；以及
信息处理单元，被配置为执行如下处理：使用所述多个像素中的一个任意像素的像素值，根据所述任意像素的像素值而计算出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，指示在所述任意像素的像素值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第一表格，以及指示在所述任意像素的放射线量子的能量的平均值和包含在被检体中的物质的厚度之间的关系的第二表格，来估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息，
其中，信息处理单元包括：
第一计算单元，被配置为基于所述任意像素的像素值来计算所述多个像素中的所述任意像素的像素值的平均，
第二计算单元，被配置为根据使用所述任意像素的像素值而计算出的所述任意像素的像素值的方差和由第一计算单元计算出的所述任意像素的像素值的平均，来计算所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，以及
估计单元，被配置为使用以下各项来估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息：通过使用包含在被检体中的物质的衰减系数执行计算而估计出的所述任意像素的像素值的平均，通过使用包含在被检体中的物质的衰减系数执行计算而估计出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，第一表格，以及第二表格，
其中，
第一表格指示在所述任意像素的像素值的估计平均、包含在被检体中的物质的厚度、和包含在被检体中的物质的密度之间的关系，
第二表格指示在所述任意像素的放射线量子的能量的估计平均值、包含在被检体中的物质的厚度、和包含在被检体中的物质的密度之间的关系，并且
估计单元估计关于包含在被检体中的物质的厚度和密度的信息。
10.根据权利要求9所述的放射线成像系统，其中，图像处理单元还包括：像素值产生单元，被配置为根据所估计的关于物质的厚度和密度的信息来产生物质的像素值。
11.一种信息处理装置，执行如下处理：使用获得与透射通过被检体的入射放射线相对应的像素值的多个像素中的一个任意像素的像素值，根据所述任意像素的像素值而计算出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，指示在所述任意像素的像素值的平均、包含在被检体中的物质的厚度、和包含在被检体中的物质间的混合比率之间的关系的第一表格，以及指示在所述任意像素的放射线量子的能量的平均值、包含在被检体中的物质的厚度、和包含在被检体中的物质间的混合比率之间的关系的第二表格，估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息。
12.一种信息处理方法，包括执行如下处理：使用获得与透射通过被检体的入射放射线相对应的像素值的多个像素中的一个任意像素的像素值，根据所述任意像素的像素值而计算出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，指示在所述任意像素的像素值的平均、包含在被检体中的物质的厚度、和包含在被检体中的物质间的混合比率之间的关系的第一表格，以及指示在所述任意像素的放射线量子的能量的平均值、包含在被检体中的物质的厚度、和包含在被检体中的物质间的混合比率之间的关系的第二表格，估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息。
13.一种存储有对放射线图像执行信息处理方法的程序的计算机可读存储介质，该程序在被计算机执行时使得计算机执行如下处理：使用获得与透射通过被检体的入射放射线相对应的像素值的多个像素中的一个任意像素的像素值，根据所述任意像素的像素值而计算出的所述任意像素的放射线量子的能量的平均值，指示在所述任意像素的像素值的平均、包含在被检体中的物质的厚度、和包含在被检体中的物质间的混合比率之间的关系的第一表格，以及指示在所述任意像素的放射线量子的能量的平均值、包含在被检体中的物质的厚度、和包含在被检体中的物质间的混合比率之间的关系的第二表格，来估计关于包含在被检体中的物质的厚度的信息。
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