JP5179268B2

JP5179268B2 - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP5179268B2
Application number: JP2008158263A
Authority: JP
Inventors: 明彦西出; 靖浩今井
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2008-06-17
Filing date: 2008-06-17
Publication date: 2013-04-10
Anticipated expiration: 2028-06-17
Also published as: JP2009297442A

Description

本発明は、エネルギーの異なる複数のＸ線を被検体に照射してＸ線ＣＴ撮影することが可能なＸ線ＣＴ装置に関する。

エネルギーの異なる複数のＸ線を被検体に照射してＸ線ＣＴ撮影するデュアルエネルギー撮影技術が、例えば特許文献１に開示されている。
特開２００６−６５３１号

ところで、Ｘ線ＣＴ装置は１つのＸ線管による被検体の動きに強いデュアルエネルギー撮影方法が求められている。そこで、１ビュー又は数ビューごとに高速にＸ線管電圧を切り換えながら被検体を撮影することで体動の影響を少なくしたデュアルエネルギー撮影方法が検討されている。しかしながら、Ｘ線管電圧の切り替えの際にＸ線管電圧が変化する過渡区間のＸ線投影データも収集されることから、コントラストの良い画像を得ることが困難となる場合があり、一方、過渡区間のＸ線投影データを使用せずにコントラストの良い画像を得ようとすると、無駄被曝となる上にデータの不足からＳ／Ｎの観点から画質が悪化するという問題点があった。
そこで、本発明は、１ビュー又は数ビューごとで高速にＸ線管電圧を切り換えながら被検体を撮影することが可能なＸ線ＣＴ装置において、所望の画質の画像を得ることが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。

第１の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１エネルギーを有するＸ線と、前記第１エネルギーとは異なる第２エネルギーを有するＸ線とを少なくとも１ビューごとに切り替えて被検体に照射するＸ線照射部と、前記被検体に照射したＸ線の投影データを収集するＸ線投影データ収集部と、前記投影データに基づいて、画像再構成を行う画像再構成部であって、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを実質的に除く前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第１の画像の再構成を行う第１の画像再構成部と、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを含む前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第２の画像の再構成を行う第２の画像再構成部とを含む画像再構成部とを備えることを特徴とする。
第１の観点においては、Ｘ線投影データの全範囲を使用したＳ／Ｎの良い断層像と、過渡領域を除くＸ線投影データを用いた物質が高精度に識別されたデュアルエネルギー画像の両方を得ることができる。

第２の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記第１の画像再構成部は、前記第１エネルギーを有するＸ線に基づく投影データを用いて再構成された画像の画素値と、前記第２エネルギーを有するＸ線に基づく投影データを用いて再構成された画像の画素値との比に基づく前記第１の画像を再構成することを特徴とする。第２の観点においては、デュアルエネルギー比画像を用いることにより、物質の識別を好適に行うことができる。

第３の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記第１の画像再構成部は、前記第１エネルギーを有するＸ線に基づく投影データ又は該投影データを用いて再構成された画像と前記第２エネルギーを有するＸ線に基づく投影データ又は該投影データを用いて再構成された画像との加重減算により得られた、前記被検体の物質が強調された前記第１の画像を再構成することを特徴とする。
第３の観点においては、加重減算により得られた前記被検体の所定の物質が強調された画像を用いることにより、物質の識別を好適に行うことができる。

第４の観点のＸ線ＣＴ装置は、第３の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記画像再構成部は、前記第１の画像に基づいて所望の物質の画素領域を特定し、前記第１の画像により特定された前記所望の物質の画素領域に基づいて、前記第２の画像において、前記所望の物質の画素領域を抽出することを特徴とする。
第４の観点においては、第１の画像における物質の高精度な識別情報に基づき、Ｓ／Ｎの良い第２の画像から物質の画素領域を抽出することにより、高精度に抽出されＳ／Ｎの良い抽出画像を得ることができる。

第５の観点のＸ線ＣＴ装置は、第４の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記画像再構成部は、前記第１の画像に基づいて所望の物質の画素領域を特定するマスク画像を生成し、前記第２の画像に前記マスク画像を用いた論理積処理を施すことにより、前記第２の画像において、前記所望の物質の画素領域を抽出することを特徴とする。
第５の観点では、第１の画像に基づく物質を高精度に識別可能なマスク画像に基づき、Ｓ／Ｎの良い第２の画像から物質の画素領域を抽出することにより、高精度に抽出されＳ／Ｎの良い抽出画像を得ることができる。

第６の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１から第５のいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記第１の画像再構成部は、Ｘ線のエネルギーの切り替えに伴い変化するエネルギーに対応するＸ線投影データのうち、Ｘ線エネルギーの極小値を含む所定収集積分範囲及び極大値を含む所定収集積分範囲のＸ線投影データを、それぞれ前記第１エネルギーを有するＸ線に基づく投影データ又は前記第２エネルギーを有するＸ線に基づく投影データの一部から特定し、当該特定した収集積分範囲の投影データを用いて第１の画像の再構成を行うことを特徴とする。
第６の観点では、コントラストの良い第１の画像を得ることができる

第７の観点のＸ線ＣＴ装置は、第６の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線エネルギーの極小値及び極大値は、Ｘ線管電圧の測定値又は推測値に基づく値であることを特徴とする。
第７の観点では、収集積分範囲の特定を、容易に行うことができる。

第８の観点のＸ線ＣＴは、第１から第７のいずれかのＸ線ＣＴ装置において、第１エネルギーを有するＸ線及び前記第２エネルギーを有するＸ線とは、それぞれ８０ｋＶ及び１４０ｋＶのＸ線管電圧をＸ線に印加して照射されたＸ線であることを特徴とする。

本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを実質的に除く前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第１の画像の再構成を行う第１の画像再構成部と、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを含む前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第２の画像の再構成を行う第２の画像再構成部とを備えることにより、第１の画像再構成部により得られた高コントラスト画像と、第２の画像再構成部により得られたＳ／Ｎの良い画像とを得ることが可能となり、所望の画質の画像を得ることができる。

図１は、本発明の実施例１にかかるＸ線ＣＴ装置１００の構成ブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。

操作コンソール１は、操作者の入力を受け付けるキーボード又はマウスなどの入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線検出器データを収集するデータ収集バッファ５とを具備している。さらに、操作コンソール１は、Ｘ線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ６と、プログラムやＸ線検出器データや投影データやＸ線断層像を記憶する記憶装置７とを具備している。撮影条件の入力はこの入力装置２から入力され、記憶装置７に記憶する。撮影テーブル１０は、被検体ＨＢを乗せて走査ガントリ２０の開口部に出し入れするクレードル１２を具備している。クレードル１２は撮影テーブル１０に内蔵するモータで昇降及びテーブル直線移動する。

走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線制御部２２と、コリメータ２３と、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８と、多列Ｘ線検出器２４と、データ収集装置２５（ＤＡＳ：Data Acquisition System）２５とを具備している。Ｘ線制御部２２は、Ｘ線管２１の管電圧を８０ｋＶ及び１４０ｋＶに切り換えたりする。データ収集装置２５は多列Ｘ線検出器２４からのアナログ信号を所定の積分時間でデジタル信号に変換する。

さらに、走査ガントリ２０は、被検体ＨＢの体軸の回りに回転するＸ線管２１など有する回転部１５の回転制御を行う回転部制御部２６と、制御信号などを操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りするガントリ制御部２９とを具備している。ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は撮影中心である回転中心に向かうＸ線の方向にはフィルタの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルタの厚さが増し、Ｘ線をより吸収できるようになっているＸ線フィルタである。

中央処理装置３は、前処理部３３、画像再構成部３４を有している。

前処理部３３は、データ収集装置２５で収集された生データに対して、チャネル間の感度不均一を補正し、またＸ線強吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下又は信号脱落を補正するＸ線量補正等の前処理を実行する。また、ビームハードニング処理を行う。

画像再構成部３４は、前処理部３３で前処理された投影データを受け、その投影データに基づいて画像を再構成する。投影データは、周波数領域に変換する高速フーリエ変換（ＦＦＴ： Fast Fourier Transform）がなされて、それに再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳し、逆フーリエ変換する。そして、画像再構成部３４は、再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳処理した投影データに対して、三次元逆投影処理を行い、被検体ＨＢの体軸方向（Ｚ軸方向）ごとに断層像（ｘｙ平面）を求める。画像再構成部３４は、この断層像を記憶装置７に記憶させる。

また、画像再構成部３４は、低いＸ線エネルギースペクトルの投影データ及び高いＸ線エネルギースペクトルの投影データから、所定物質（原子）の分布に関連したＸ線管電圧依存情報の二次元分布断層像、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像を画像再構成する。ここで、画像再構成部３４は、第１の画像再構成部と第２の画像再構成部を備える。この第１の画像再構成部と第２の画像再構成部についての説明は、後述する。

また、画像再構成部３４は、デュアルエネルギー撮影の断層像における所定の物質の領域をマスク領域に設定したマスク画像を生成し、画像再構成部３４が画像再構成した断層像の画素領域からマスク領域と同じ画素領域を抽出する。

次に、本実施例において使用するデュアルエネルギー撮影法について説明する。
即ち、１つのＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４を有する走査ガントリ２０で、Ｘ線管電圧を高速に切り換えながら、ビューごと又は数ビューごとにＸ線データを収集する方法である。

図２は、ビューごと又は複数ビューごとにＸ線管電圧を切り換えるタイミングを示す図である。図２（ａ）で示す撮影方法は、奇数ビューでＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データを収集し、偶数ビューでＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データを収集する。また、図２（ｂ）で示す撮影方法は、複数の連続したビューごとにＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとのＸ線投影データ収集を交互に繰り返す。

この場合、デュアルエネルギー画像再構成部３５は通常１回転でＮビューのＸ線データ収集を行うと、それぞれＮ／２ビューのＸ線投影データで断層像を作成することになる。このため、撮影視野が大きい肺野部、腹部においては撮影視野の周辺部においてエリアジング・アーチファクト（aliasing artifact）が起きることがある。この場合はビュー方向の補間処理又は加重加算処理で補う。

前述のデュアルエネルギー撮影において、ビューごと又は数ビューごとにＸ線データ収集する方法は、以下の課題がある。

コンベンショナルスキャン、又はヘリカルスキャンで頭部のように被検体の動きの少ない部位を１秒スキャン／回転で撮影すると、Ｘ線データ収集時間は約１０００ビュー収集で１ビュー当たり１ミリ秒となる。このＸ線データ収集時間の場合、ビューごとでＸ線管電圧を切り換えることは充分可能である。

しかし、心拍の動きのある心臓や臓器の蠕動のある腹部の撮影においては、０．３秒スキャンのようにさらに速いＸ線ＣＴ撮影が行われる。この場合の１ビューのＸ線データ収集時間は０．３ミリ秒となる。この僅かな時間間隔でＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線発生装置の高圧を発生させる過程、Ｘ線管電流値を切り換える過程、Ｘ線を発生させる過程、Ｘ線を検出する過程の全てが充分な応答を持つ必要がある。

図３は、Ｘ線管２１のフィラメントに充分な応答性がない場合を示した図である。図４（ａ）は、Ｘ線管電流が一定でＸ線データ収集のビュー数を変えたＸ線データ収集を示した図であり、（ｂ）は、全てのＸ線データを利用して収集する方法を示した図である。

通常、Ｘ線管電流値は０．３ミリ秒の時間間隔で切り換えたとしてもＸ線管２１のフィラメントから発生する熱電子量を充分な速度で制御できない。例えば、Ｘ線管２１電流は、図３に示すように矩形波でＸ線管２１電流を２００ｍＡ、６００ｍＡと切り換えても、実測値において減衰を持った波形となる。

このように、Ｘ線管２１のフィラメントに充分な応答性がない場合は、図４（ａ）に示すようにＸ線管電流値を一定にしておき、Ｘ線管電圧を８０ｋＶと１４０ｋＶとで交互に切り換える。このとき、Ｘ線データ収集周期は充分に短くしておく。

この場合のＸ線検出器出力ＤＯＰは図４（ｂ）のようになる。Ｘ線制御部２２はＸ線データ収集周期を短くしておくことで、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データＲ−Ｈｉｇｈの収集時間ｔ１とＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線データＲ−Ｌｏｗの収集時間ｔ２とを調整する。これにより、Ｘ線管電流値を変化させなくても、データ収集装置２５はＸ線データ収集時間の調整を行うことで、投影データ又は断層像のＳ／Ｎ、画像ノイズの制御、最適化が行える。

しかし、この場合のＸ線管電圧１４０ｋＶの平均Ｘ線管電圧と、Ｘ線管電圧８０ｋＶの平均Ｘ線管電圧とは平均することでその差が少なくなる。つまりＸ線吸収係数の差が少なくなることで、Ｘ線管電圧間のコントラストは大きく得ることができない。

このように、Ｘ線検出器出力ＤＯＰが応答性良く変化しない場合は、Ｘ線管電圧８０ｋＶの収集データ積分範囲とＸ線管電圧１４０ｋＶの収集データ積分範囲との選び方に工夫が必要となる。

そこで、第１の画像再構成部において、１つのＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４でビューごと又は数ビューごとにデュアルエネルギー撮影して得られた投影データについて、目的物質のコントラストの良い領域を抽出するために、Ｘ線管電圧の極大値近傍と極小値近傍とＸ線投影データを選定する。そして、それぞれのＸ線エネルギーの投影データが、フルスキャンまたはハーフスキャン分の投影データとなるように、抜けたビューの投影データを隣り合う同じＸ線エネルギーの投影データを用いて補間処理又は加重加算処理を行って求める。

これらのＸ線投影データより、コントラストの良いデュアルエネルギー等価画像又は比画像を作成する。
以下、デュアルエネルギー比画像及びデュアルエネルギー等価画像について説明する。

まず、デュアルエネルギー等価画像について説明する。
図５（ａ）は、投影データ空間におけるデュアルエネルギー撮影の画像再構成方法の概要を示す。（ｂ）は、デュアルエネルギー比による各物質の分類を示した図である。

図３（ａ）において、第１の画像再構成部は、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗに加重加算係数ｗ１を乗算し、同様に高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈに加重加算係数−ｗ２を乗算し、定数Ｃ１とともに加重加算処理し、（低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗに加重減算係数ｗ１を乗算し、同様に高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈに加重減算係数ｗ２を乗算し、定数Ｃ１とともに加重減算処理、と等価な処理であり、以下、これらの処理を総称して加重減算処理と言う）、デュアルエネルギー断層像Ｍ−ＣＳＩを作成する。
また、第１の画像再構成部は、画像空間、断層像空間おいても投影データ空間と同様に加重減算処理することでデュアルエネルギー断層像Ｍ−ＣＳＩを得ることができる。

これら加重減算係数ｗ１，ｗ２及び定数Ｃ１は、抽出したい原子、強調したい原子、表示上で消したい原子又は部位により定まる。例えば第１の画像再構成部はＣＴ値の近い骨、石灰化を構成するカルシウム成分（Ｃａ成分）と、ヨウ素を主成分とする造影剤（Ｉｏｄｉｎｅ成分）とを分離するために、カルシウム成分が表示上で消える、即ち画素値が０になるような加重減算処理を行うと造影剤成分が抽出され、強調して表示することができる。また反対に、第１の画像再構成部は造影剤成分が表示上で消える、即ち画素値が０になるような加重減算処理を行うとカルシウム成分が抽出され、骨や石灰化の部分を強調して表示することができる。

この時に用いるＸ線投影データは、前処理部３３が前処理及びビームハードニング補正したＸ線投影データを用いる。特にビームハードニング補正では、各Ｘ線管電圧において水等価でない物質の部分を水等価なＸ線透過経路長にすることにより、水以外の物質のＸ線管電圧依存性をより正しく評価することができる。

また、断層像空間においても、前処理部３３により前処理及びビームハードニング補正が補正済であるとすると、第１の画像再構成部は、断層像空間でもデュアルエネルギー断層像を画像再構成することができる。
以上より、第１の画像再構成部は、断層像空間と投影データ空間とにおいて、例えば、造影剤等価画像、カルシウム等価画像を作成することができる。

次に、デュアルエネルギー比画像について説明する。
図５（ｂ）は、例えば、グラフの縦軸にＸ線管電圧８０ｋＶの断層像での各画素値Ｌ−ＨＵを取り、横軸にＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像での各画素値Ｈ−ＨＵを取った図である。これにより、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとのカルシウムの画素Ｃａや造影剤の主成分であるヨウ素の画素値Ｉｏは、図中のカルシウムの直線及びその近傍の分布範囲や、ヨウ素の直線及びその近傍の分布範囲に入る。

例えば、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像の画素値をｇ８０（ｘ，ｙ）とし、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の画素値をｇ１４０（ｘ，ｙ）とすると、画素値のデュアルエネルギー比ｒ（ｘ，ｙ）は、ｇ８０（ｘ，ｙ）／ｇ１４０（ｘ，ｙ）で求めることができる。

このデュアルエネルギー比ｒ（ｘ，ｙ）は、グラフの直線の傾きを表し、実効質量数を表す。この実効質量数は原子によって異なる値となるため、第１の画像再構成部は、物質ごとに分離又は差を強調することができる。この傾きは骨では約１．５前後、造影剤では約１．７〜１．８の値を取る。

また、このデュアルエネルギー比ｒ（ｘ，ｙ）の傾きの範囲で各画素を分類することで、第１の画像再構成部は、物質の成分分析又は組成分析を行うことができ、値によりカラーマップを割り付けることで、各原子又は各物質の色分けも行うことができる。
一方で、第２の画像再構成部においては、１つのＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４でビューごと又は数ビューごとにデュアルエネルギー撮影して得られた全投影データを用いて、Ｓ／Ｎの良い画像を再構成する。
そして、第１の画像再構成部において再構成した画像から、所望の物質を特定するマスク画像領域を求め、第２の画像再構成部のＸ線投影データから得られたＳ／Ｎの良い断層像について、マスク画像を用いた論理積処理で所望の物質の領域を抽出して表示する。

図６は、目的物質のマスク画像を求め、Ｓ／Ｎの良い断層像より領域を抽出するフローチャートである。
ステップＤ２１において、操作者は、スカウト像の撮影をする。
ステップＤ２２において、操作者は、デュアルエネルギー撮影の撮影条件設定を行う。

ステップＤ２３において、Ｘ線管２１は、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとを切り換え、多列Ｘ線検出器２４はＸ線投影データ収集を行う。収集されたＸ線投影データは記憶装置７に記憶される。この時のＸ線管電圧は、図７（ａ）のようにＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとのＸ線出力時間が等しくても良いし、図７（ｂ）、図７（ｃ）のように異なっていても良い。図７（ｂ）はＸ線検出器出力ＤＯＰの上昇、下降時間が違った場合を示している。図８はＸ線検出器出力ＤＯＰの上昇、下降時間は同じだがＸ線管電圧の出力時間が異なる場合を示す。同様に、データ収集装置２５のデータ数はＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線データＲ−ＬｏｗとＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データＲ−Ｈｉｇｈとの収集積分回数が等しくても、異なっていても良い。尚、図７、図８におけるＸ線管電圧実測値は、照射されたＸ線により測定した値又は、印加したＸ線管電圧に基づく推測値である。

これらの場合のデータ収集装置２５は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データＲ−ＨｉｇｈとＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線データＲ−Ｌｏｗとの収集積分範囲をそれぞれ適切な位置、時間長にする。また、データ収集装置２５は、データ収集装置２５自身の基本データ収集周期ｔ１に合わせて、各Ｘ線管電圧の収集積分範囲の位置と時間長とを決めると制御しやすい。

ステップＤ２４において、Ｘ線管電圧の切り換え周期を考慮してＸ線投影データの極小値を決めたり、又は、前もって周期内の予測される極小値の位置を決めたりする。この極小値近傍の時間幅ｔ１のＸ線投影データをＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データとする。

例えば、図７、図８に示すようにＸ線管電圧８０ｋＶの出力範囲内でＸ線検出器出力ＤＯＰの低い範囲を抽出する。このＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データのみを抽出して、抜けているＸ線投影データを補間処理又は加重加算処理して、１スキャン分のＸ線投影データを求める。第１の画像再構成部はこのＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データで画像再構成を行う。

ステップＤ２５では、ステップＤ２４と同様に極大値近傍のＸ線投影データを求め、第１の画像再構成部はそのＸ線投影データを使ってＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像を画像再構成する。

ステップＤ２６において、第１の画像再構成部は、Ｓ／Ｎの良い断層像を画像再構成するために、Ｘ線投影データの全範囲Ｒ−Ａｌｌ（Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データＲ−Ｈｉｇｈ、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線データＲ−Ｌｏｗ、及び管電圧の切り換え中の過渡Ｘ線投影データ）を用いて断層像を画像再構成する。

この時のＸ線投影データはＸ線管電圧８０ｋＶからＸ線管電圧１４０ｋＶまでのＸ線投影データが混在している。そのため、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データをＸ線管電圧８０ｋＶの補正データで前処理、ビームハードニング補正をし、その後、１２０ｋＶにＸ線管電圧補正を行う。同様に、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データも１２０ｋＶにＸ線管電圧補正を行う。また、投影データ処理部３７は、Ｘ線管電圧が８０ｋＶから１４０ｋＶと１４０ｋＶから８０ｋＶとの移行期間のＸ線投影データも、Ｘ線管電圧１２０ｋＶ相当のＸ線投影データに変換する。Ｘ線管電圧１２０ｋＶ相当のＸ線投影データに変換する理由は、１４０ｋＶのＸ線スペクトルと８０ＫＶのＸ線スペクトルとの違いによるアーチファクトを防ぐためである。

ステップＤ２７において、第１の画像再構成部は、デュアルエネルギー比画像を画像再構成する。例えば、図３（ｂ）に示すようにデュアルエネルギー比は、傾き［ｓｌｃａ０，ｓｌｃａ１］の傾きの範囲でカルシウムＣａの領域を抽出でき、傾き［ｓｌｉｏ０，ｓｌｉｏ１］の傾きの範囲で造影剤Ｉｏ（ヨウ素）の領域を抽出できる。
ステップＤ２８において、画像表示部は、デュアルエネルギー比画像をモニタ６に画像表示する。

ステップＤ２９において、第１の画像再構成部は、カルシウム強調画像、造影剤強調画像を画像再構成する。例えば、第１の画像再構成部は、図９に示すように加重加算処理によりカルシウムＣａ等価画像を求め、閾値Ｔｈｃａ以上又は傾きｓｌｃａ以上を造影剤領域とする。又は、第１の画像再構成部は、造影剤Ｉｏ等価画像を求め、閾値Ｔｈｉｏ以下、傾きｓｌｉｏ以下をカルシウム領域とする。これらの処理により、カルシウムＣａ（石灰化、骨）領域、造影剤Ｉｏ（ヨウ素）領域を抽出する。

ステップＤ３０において、画像表示部はカルシウム強調画像、造影剤強調画像をモニタ６に画像表示する。
ステップＤ３１において、第１の画像再構成部はステップＤ２７、ステップＤ２９で抽出した領域をマスク領域とする。

ステップＤ３２において、画像再構成部３４は、ステップＤ２６で求めたＳ／Ｎの良い断層像と、ステップＤ３１のマスク領域との論理積処理により、Ｓ／Ｎの良いカルシウム領域、又は造影剤領域を得ることができる。すなわち、Ｘ線投影データの全範囲Ｒ−Ａｌｌから画像再構成した断層像の画素領域からマスク領域と同じ画素領域を切り出す。

ステップＤ３３において、画像表示部は得られたカルシウム領域、又は造影剤領域をモニタ６に表示する。また、画像表示部は、ステップＤ３２の画像をステップＤ２６のＳ／Ｎの良い断層像上にオーバーレイ表示、半透明表示することでカルシウム領域、造影剤領域の全体的な位置を把握しやすくなる。

以上のＸ線ＣＴ装置１００は、１つのＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４でビューごと又は数ビューごとに切り換えるデュアルエネルギー撮影方法において、Ｓ／Ｎが良く、Ｘ線管電圧差のコントラストの良いデュアルエネルギー撮影の断層像を得ることができる。

以上の説明では、図７（ａ）に示すように周期ＴでＸ線管電圧１４０ｋＶとＸ線管電圧８０ｋＶが切換えられている場合、投影データ処理部３７は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶ又はＸ線管電圧８０ｋＶの出力されている範囲内でＸ線検出器出力の高い範囲、又はＸ線管電圧出力の低い範囲を抽出した。しかし、Ｘ線管電圧１４０ｋＶからＸ線管電圧８０ｋＶに移る場合と、Ｘ線管電圧８０ｋＶからＸ線管電圧１４０ｋＶに移る場合でＸ線検出器出力の遅れが異なる場合がある。

このような場合は、図７（ｂ），図８に示すようにＸ線管２１のＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線照射時間の長さ、Ｘ線管２１のＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線照射時間の長さを変えたりしても良い。このことは、データ収集装置２５のＸ線データ収集積分範囲の位置と時間の長さを変えたり、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線データ収集積分範囲の位置と時間の長さを変えたりすることで、適切な積分開始の位置、適切な積分時間の長さにすることができる。なお、この場合、図７（ｂ），図８に示すようにデータ収集装置２５の基本データ収集周期ｔ１に合わせて、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データ収集積分範囲の位置と時間長さ、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線データ収集積分範囲の位置と時間長さを決めると制御しやすい。

本実施例においては、低いＸ線管電圧として８０ｋＶを高いＸ線管電圧として１４０ｋＶを用いているが、他のＸ線管電圧を用いても同様の効果を出すことができる。
また、本実施例においては、抽出したい領域又は強調したい領域として造影剤領域、石灰化領域、骨領域を用いているが、他の物質による領域においても同様の効果を出すことができる。

なお、本実施例における画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による三次元画像再構成法でもよい。さらに、他の三次元画像再構成方法でもよい。又は二次元画像再構成でも良い。

本実施例では、コンベンショナルスキャンとヘリカルスキャンとを代表して記載しているが、シネスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンの場合についても同様に効果を出すことができる。
本実施例では、Ｘ線ＣＴ装置を元について記載されているが、他の装置と組み合わせたＸ線ＣＴ−ＰＥＴ装置，Ｘ線ＣＴ−ＳＰＥＣＴ装置などにおいても利用できる。

本実施形態は、生体信号にＸ線データ収集が同期しない場合について記載しているが、生体信号、特に、心拍信号に同期させても同様な効果を出すことができる。
また、本実施形態では、多列Ｘ線検出器２４又は、フラットパネルＸ線検出器に代表するマトリクス構造の二次元Ｘ線エリア検出器を持ったＸ線ＣＴ装置について書かれているが、１列のＸ線検出器のＸ線ＣＴ装置においても同様の効果を出せる。

本発明の実施例にかかるＸ線ＣＴ装置１００を示すブロック図である（ａ）は、ビューごとにＸ線管電圧を切り換える図である。（ｂ）は、データ収集セグメントごとにＸ線管電圧を切り換える図である。Ｘ線管２１のフィラメントに充分な応答性がない場合を示した図である。（ａ）は、Ｘ線管電流が一定でＸ線データ収集のビュー数を変えたＸ線データ収集を示した図である。（ｂ）は、全てのＸ線データを利用して収集する方法を示した図である。（ａ）は、投影データ空間におけるＸ線吸収係数の断層像を求めるイメージ図である。（ｂ）は、デュアルエネルギー比による各物質の分類を示した図である。目的物質のマスク領域を求め、Ｓ／Ｎの良い断層像よりマスク領域を切り出すフローチャートである。（ａ）は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとＸ線管電圧８０ｋＶとのＸ線データ収集を示した図である。（ｂ）は、Ｘ線検出器出力ＤＯＰが非対称のＸ線データ収集を示した図である。Ｘ線検出器出力ＤＯＰが対称でＸ線管電圧の出力時間が異なる場合のＸ線データ収集を示した図である。カルシウム強調画像と造影剤強調画像とを示した図である。

符号の説明

１ … 操作コンソール
２ … 入力装置
３ … 中央処理装置（３３ … 前処理部，３４ … 画像再構成部）
５ … データ収集バッファ
６ … モニタ
７ … 記憶装置
１０ … 撮影テーブル
１２ … クレードル
１５ … 回転部
２０ … 走査ガントリ
２１ … Ｘ線管
２２ … Ｘ線制御部
２３ … コリメータ
２４ … 多列Ｘ線検出器
２５ … データ収集装置（ＤＡＳ）
２６ … 回転制御部
２８ … ビーム形成Ｘ線フィルタ
２９ … ガントリ制御部

Claims

第１エネルギーを有するＸ線と、前記第１エネルギーとは異なる第２エネルギーを有するＸ線とを少なくとも１ビューごとに切り替えて被検体に照射するＸ線照射部と、
前記被検体に照射したＸ線の投影データを収集するＸ線投影データ収集部と、
前記投影データに基づいて、画像再構成を行う画像再構成部であって、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを実質的に除く前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第１の画像の再構成を行う第１の画像再構成部と、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを含む前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第２の画像の再構成を行う第２の画像再構成部とを含む画像再構成部と
を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記第１の画像再構成部は、前記第１エネルギーを有するＸ線に基づく投影データを用いて再構成された画像の画素値と、前記第２エネルギーを有するＸ線に基づく投影データを用いて再構成された画像の画素値との比に基づく前記第１の画像を再構成することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記第１の画像再構成部は、前記第１エネルギーを有するＸ線に基づく投影データ又は該投影データを用いて再構成された画像と前記第２エネルギーを有するＸ線に基づく投影データ又は該投影データを用いて再構成された画像との加重減算により得られた、前記被検体の所定の物質が強調された前記第１の画像を再構成することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記画像再構成部は、前記第１の画像に基づいて所望の物質の画素領域を特定し、前記第１の画像により特定された前記所望の物質の画素領域に基づいて、前記第２の画像において、前記所望の物質の画素領域を抽出することを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記画像再構成部は、前記第１の画像に基づいて所望の物質の画素領域を特定するマスク画像を生成し、前記第２の画像に前記マスク画像を用いた論理積処理を施すことにより、前記第２の画像において、前記所望の物質の画素領域を抽出することを特徴とする請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記第１の画像再構成部は、Ｘ線のエネルギーの切り替えに伴い変化するエネルギーに対応するＸ線投影データのうち、Ｘ線エネルギーの極小値を含む所定収集積分範囲及び極大値を含む所定収集積分範囲のＸ線投影データを、それぞれ前記第１エネルギーを有するＸ線に基づく投影データ又は前記第２エネルギーを有するＸ線に基づく投影データの一部から特定し、当該特定した収集積分範囲の投影データを用いて第１の画像の再構成を行うことを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記Ｘ線エネルギーの極小値及び極大値は、Ｘ線管電圧の測定値又は推測値に基づく値であることを特徴とする請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。
第１エネルギーを有するＸ線及び前記第２エネルギーを有するＸ線とは、それぞれ８０ｋＶ及び１４０ｋＶのＸ線管電圧をＸ線に印加して照射されたＸ線であることを特徴とする請求項１から請求項７のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。