JP5220374B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ装置に関し、特に複数のＸ線管電圧間を使ったデュアルエネルギー撮影の断層像のコントラストに関わる画質改善を実現する技術に関する。

従来、Ｘ線ＣＴ技術として、複数種のＸ線管電圧を用いることにより複数種のエネルギースペクトルのＸ線を発生し、当該Ｘ線を被検体に照射して得られる投影データに基づき、断層像を画像再構成するマルチエネルギースキャンが知られている。このマルチエネルギースキャンによれば、被検体内の物質が、エネルギースペクトルによって異なるＸ線吸収係数を有することを利用し、２つの異なるエネルギースペクトルのＸ線をそれぞれ被検体に照射して得られた投影データを用いてデュアルエネルギー断層像を画像再構成することにより、被検体内の物質を分離して表示することができる。
上述のような２つの異なるエネルギースペクトルのＸ線をそれぞれ被検体に照射することができるＸ線ＣＴ装置として、例えば、特許文献１には、それぞれ異なるエネルギースペクトルを発生する２つのＸ線管及びそれに対応する２つのＸ線検出器を用いることが記載されている。
特開２００７−１１１５２５

しかしながら、従来のデュアルエネルギー断層像の画質は、被検体の大きさによって変化してしまうという問題点があった。この問題は、デュアルエネルギー断層像の画質は、撮影に用いる複数のＸ線の線質に依存するが、被検体の大きさによってこの複数のＸ線の線質が異なってしまうということが原因として考えられる。例えば、被検体が大きいと、被検体である患者の表面側の脂肪等が占める体積が多く、その領域によりＸ線エネルギースペクトルの低エネルギー成分（軟らかいＸ線成分とも言う）が吸収され、デュアルエネルギー断層像として表示させたい骨や血管等に到達するＸ線スペクトルは、軟らかいＸ線成分が多く除去されたＸ線エネルギースペクトルとなる。一方、被検体が小さいと、被検体が大きい場合と比べ、被検体の表面側での軟らかい成分のＸ線の吸収が少ないので、軟らかいＣＸ線成分を多く含むＸ線エネルギースペクトルがデュアルエネルギー断層像として表示させたい骨や血管等に到着することになる。このことから、被検体の大きさによって、照射されるＸ線の線質が異なってしまうことが考えられる。
本発明は、上記課題を解決するためになされたものであり、被検体の大きさに依存しないデュアルエネルギー断層像が得ることが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。

第１の観点におけるＸ線ＣＴ装置は、第１エネルギースペクトルを有する第１Ｘ線と第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有する第２Ｘ線とを発生するＸ線発生部と、被検体の幾何学的特徴量を特定する特徴特定部と、幾何学的特徴量に基づいて、Ｘ線発生部より発生される第１Ｘ線及び第２Ｘ線の少なくとも一方の線質を制御可能とする線質制御部と、幾何学的特徴量に基づく線質の第１Ｘ線及び第２Ｘ線を被検体に照射してそれぞれ得られた第１エネルギー投影データ及び第２Ｘ線の第２エネルギー投影データを収集するＸ線データ収集部と、第１エネルギー投影データと第２エネルギー投影データとに基づいて被検体のＸ線管電圧依存情報を表す断層像を画像再構成するデュアルエネルギー画像再構成部と、を備える。
第１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、幾何学的特徴量に基づく線質の第１Ｘ線及び第２Ｘ線を被検体に照射してその第１エネルギー投影データと第２エネルギー投影データとを得る。これら投影データに基づいて被検体のＸ線管電圧依存情報を表す断層像を画像再構成することでコントラストが明瞭な断層像を得ることができる。

第２の観点におけるＸ線ＣＴ装置の線質制御部は、Ｘ線発生部と被検体との間に配置して該Ｘ線発生部から発生するＸ線の線質を制御するＸ線フィルタを、当該Ｘ線発生部と被検体との間に挿入又は退避させるＸ線フィルタ制御部を含む。
第２の観点におけるＸ線ＣＴ装置は、線質を制御するためにＸ線フィルタ制御部がX線フィルタを挿入又は退避させる。これによりＸ線発生部から発生するＸ線の線質が変わる。

第３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、線質制御部が第１Ｘ線と第２Ｘ線とによる被検体の物質のＸ線吸収係数の差を大きくする。
第３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、被検体の物質のＸ線吸収係数の差を大きくすることができ、被検体のＸ線管電圧依存情報を表す断層像のコントラストを明瞭にすることができる。

第４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、特徴特定部はスカウト像に基づいて幾何学的特徴量を特定する。
第４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、スカウト像に基づいて幾何学的特徴量、例えば被検体の撮影部位の大きさを特定することができ、被検体の撮影部位の大きさを考慮して最適なデュアルエネルギー撮影の撮影条件を設定することができる。

第５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線発生部及びＸ線データ収集部は被検体の周りを回転しながらスキャン撮影を行ってＸ線投影データを収集し、特徴特定部はスキャン撮影により収集されたＸ線投影データに基づいて幾何学的特徴量を特定する。
第５の観点におけるＸ線ＣＴ装置は、被検体の撮影部位の大きさを特定するためにスキャン撮影により幾何学的特徴量、例えば被検体の撮影部位の大きさを特定することができる。そして、Ｘ線ＣＴ装置は被検体の撮影部位の大きさを考慮して最適なデュアルエネルギー撮影の撮影条件を設定することができる。

第６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、特徴特定部が被検体の外観像に基づいて幾何学的特徴量を特定する。
第６の観点におけるＸ線ＣＴ装置は、被検体の撮影部位の大きさを観察する外観像用カメラなどを取り付けておき、その外観像に基づいて幾何学的特徴量、例えば撮影部位の大きさ又は撮影部位の径などを求めることができる。

第７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、特徴特定部は、被検体の体重又は身長のうち少なくとも１つと撮影する被検体の部位情報に基づいて幾何学的特徴量を特定する。
第７の観点におけるＸ線ＣＴ装置は、被検体の体重又は身長のうち少なくとも１つと撮影する被検体の部位の情報とに基づいて被検体の撮影部位の大きさを特定する。

第８の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、特徴特定部が被検体の幾何学的特徴量が所定の基準に対して小さいと特定した場合に、Ｘ線フィルタ制御部が第１Ｘ線と第２Ｘ線とによる被検体の物質のＸ線吸収係数の差を大きくするようなＸ線フィルタを第１Ｘ線及び第２Ｘ線のいずれか一方の発生時に挿入する。
被検体の幾何学的特徴量が所定の基準に対して小さい場合は、Ｘ線フィルタを用いずに高いＸ線管電圧のＸ線データ収集と低いＸ線管電圧のＸ線データ収集を行うと、例えば複数のＸ線エネルギースペクトルとして８０ｋＶと１４０ｋＶとのＸ線管電圧に基づくＸ線を用いた場合、図３のようにＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線エネルギースペクトルはＸ線エネルギーの軟らかいＸ線成分まで含んでしまい、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線スペクトルまでも含んでしまう。このため、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データとＸ線管電圧８０ｋＶの被検体中の物質のＸ線吸収係数の差が比較的小さくなってしまい、デュアルエネルギー撮影の断層像としては複数のＸ線管電圧間のコントラストが充分取れず、Ｓ／Ｎの良くない画像となってしまう。そこで、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線にＸ線エネルギーの低い軟らかいＸ線成分を除去するフィルタをかけて、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線の軟らかいＸ線成分を除去してやれば良い。なお、この時にＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線にも軟らかいＸ線成分を除去するフィルタをかけた場合は、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線は出力が小さくなるが、Ｘ線スペクトルのエネルギー分布は小さくなるだけで含まれるＸ線エネルギー分布の割合はさほど変化しない。
このため、被検体の撮影部位が小さい場合はＸ線エネルギーの低い軟らかいＸ線成分を除去するフィルタを第１Ｘ線及び第２Ｘ線の両方にかけるか、又は一方のＸ線のみにかけることにより、デュアルエネルギー撮影の第１エネルギー投影データ又は第２エネルギー投影データの間には充分なＸ線管電圧間のコントラストが得られ、Ｓ／Ｎの良いデュアルエネルギー撮影の断層像が得られる。

第９の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、特徴特定部は被検体の体軸方向の座標位置における幾何学的特徴量を特定し、Ｘ線フィルタ制御部は体軸方向の座標位置における幾何学的特徴量に基づいてＸ線フィルタを挿入する。
第９の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、被検体は体軸方向に各部位で断面積やそのＸ線吸収のプロファイル面積が変化しているため、体軸方向の各部位においてデュアルエネルギー撮影の撮影条件を変える必要がある。被検体の体軸方向の座標位置の幾何学的特徴量に基づいてＸ線フィルタを挿入する。

第１０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、幾何学的特徴量は被検体のプロファイル面積又は楕円率を少なくとも含む。
第１０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、幾何学的特徴量には、被検体のＸ線投影データにおけるプロファイルをチャネル方向に積分したプロファイル面積又はプロファイル面積を楕円として近似した時の楕円率とのうち少なくとも１つを用いる。

第１１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、第１エネルギー投影データを用いて画像再構成される断層像のＳ／Ｎと第２エネルギー投影データを用いて画像再構成される断層像のＳ／Ｎとがほぼ等しいか又は所定比になるように、Ｘ線照射部は管電流を制御する。
第１１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、このＳ／Ｎの劣化を最小限にとどめるために管電流を制御して、第１エネルギー投影データのＳ／Ｎと第２エネルギー投影データのＳ／Ｎをほぼ等しくすることができる。

本発明のＸ線ＣＴ装置は、被検体の撮影部位の大きさに依存しない画質の安定したデュアルエネルギー断層像を得る効果がある。

＜Ｘ線ＣＴ装置１００の全体構成＞
図１は、本発明の実施例にかかる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、多列Ｘ線検出器２４と、データ収集装置（ＤＡＳ：Data Acquisition System）とを具備している。Ｘ線管２１と被検体ＨＢとの間には、コリメータ２３、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８及びＸ線フィルタ３１が配置されている。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。回転部１５はデジタルカメラからなる外観画像収集カメラ３２を有しており、外観画像収集カメラ３２を３６０度回転させる。Ｘ線制御部２２はＸ線管２１への管電圧を制御して低いＸ線管電圧ｋＶ１及び高いＸ線管電圧ｋＶ２を発生するように制御する。

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線を多くし、周辺部でＸ線量を少なくするフィルタである。このため、円形又は楕円形に近い被検体ＨＢの体表面の被曝を少なくできるようになっている。また、Ｘ線フィルタ３１はＸ線エネルギーの線質を変化させるフィルタである。

中央処理装置３は、前処理部３３、画像再構成部３４、デュアルエネルギー画像再構成部３５、Ｘ線フィルタ制御部３６、外観画像処理部３７、及び特徴特定部３８を有している。

前処理部３３は、データ収集装置２５で収集された投影生データに対して、チャネル間の感度不均一を補正する感度補正、ビームハードニング補正等各種補正を行う。

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。

デュアルエネルギー画像再構成部３５は、低いＸ線管電圧ｋＶ１の投影データＲＥ１及び高いＸ線管電圧ｋＶ２の投影データＲＥ２に基づく、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。デュアルエネルギー撮影の断層像として、水等価画像、脂肪等価画像、造影剤等価画像又は骨等価画像を得ることができる。

Ｘ線フィルタ制御部３６は線質制御部の一つであり、Ｘ線フィルタ３１をＸ線管２１と被検体ＨＢとの間に挿入する。Ｘ線フィルタ制御部３６は、Ｘ線フィルタ３１を挿入することで、Ｘ線管２１より発生される低いＸ線管電圧ｋＶ１及び高いＸ線管電圧ｋＶ２の少なくとも一方の線質を制御可能とする。そして多列Ｘ線検出器２４はＸ線吸収係数値の差が拡大した投影データを検出する。
外観画像処理部３７は、外観画像収集カメラ３２の撮影画像から被検体領域の２値プロファイルＰ（ｃｈ，θ）を求める。
特徴特定部３８は、デュアルエネルギー撮影の断層像を最適化するために、被検体ＨＢのプロファイル面積又は楕円率などの幾何学的特徴量を算出する。

＜Ｘ線ＣＴ装置１００の動作フローチャート＞
図２は、本実施例のＸ線ＣＴ装置１００についての動作の概要を示すフローチャートである。
ステップＰ１では、被検体ＨＢをクレードル１２に乗せ、位置合わせを行う。ここでは、クレードル１２の上に乗せられた被検体ＨＢは各部位の基準点に走査ガントリ２０のスライスライト中心位置を合わせる。そして、スカウト像収集を行う。スカウト像撮影では、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを固定させ、クレードル１２を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行う。ここでは、スカウト像は通常０度，９０度のビュー角度位置で撮影する。図２中の右側は、０度で胸部付近を撮影したスカウト像ＳＤの例である。このスカウト像上から断層像の撮影位置を計画できる。

ステップＰ２では、スカウト像上に撮影する断層像の位置、大きさを表示させながら撮影条件設定を行う。スカウト像中に示した点線は、断層像画像の位置である。本実施例では、コンベンショナルスキャン、ヘリカルスキャン、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などの複数のスキャンパターンを有している。コンベンショナルスキャンとは、クレードル１２をｚ軸方向に所定の間隔で移動するごとにＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４を回転させてＸ線投影データを取得するスキャン方法である。ヘリカルスキャンとは、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４からなるガントリ回転部１５が回転しながらクレードル１２を一定速度で移動させ、Ｘ線投影データを収集する撮影方法である。可変ピッチヘリカルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４からなるガントリ回転部１５を回転させながらクレードル１２の速度を可変させてＸ線投影データを収集する撮影方法である。ヘリカルシャトルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４からなるガントリ回転部１５を回転させながらクレードル１２を加速・減速させて、ｚ軸の正方向又はｚ軸の負方向に往復移動させてＸ線投影データを収集するスキャン方法である。これらの複数の撮影を設定すると、１回分の全体としてのＸ線線量情報の表示を行う。

断層像の撮影条件設定においては、Ｘ線ＣＴ装置１００の自動露出機構を用いることにより、被検体ＨＢの被曝を最適化することもできる。また、この断層像撮影条件設定において、いわゆるデュアルエネルギー撮影のために、Ｘ線管電圧を８０ｋＶと１４０ｋＶとに設定できる。また、デュアルエネルギー撮影における自動露出機構においては、デュアルエネルギー断層像ＤＴＭの最終的な画像のノイズ指標値が設定したノイズ指標値にほぼ等しくなるように、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとの撮影条件を定めることができる。また、画像ノイズがほぼ等しくなるように撮影条件を定めることは、Ｘ線被曝最適化の観点から好ましい。

ステップＰ３ないしステップＰ９では、断層像撮影を行う。ステップＰ３において、Ｘ線データ収集を行う。ここでヘリカルスキャンによってデータ収集を行う場合には、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを被検体ＨＢの回りに回転させ、かつ、撮影テーブル１０上のクレードル１２を直線移動させながら、Ｘ線検出器データのデータ収集動作を行う。そして、ビュー角度ｖｉｅｗと、検出器列番号ｊと、チャネル番号ｉとで表わすＸ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）（ｊ＝１〜ＲＯＷ，ｉ＝１〜ＣＨ）にｚ軸座標の位置情報Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）を付加させる。このようにヘリカルスキャンにおいては、一定速度の範囲のＸ線検出器データ収集を行う。このｚ軸座標の位置情報はＸ線投影データ（Ｘ線検出器データ）に付加させても良いし、また別ファイルとしてＸ線投影データと関連付けて用いても良い。ヘリカルシャトルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン時にＸ線投影データを三次元画像再構成する場合に、このｚ軸座標の位置情報は用いられる。また、ヘリカルスキャン又はコンベンショナルスキャン又はシネスキャン時に用いることにより、画像再構成した断層像の精度改善、画質改善を実現することもできる。

ステップＰ４では、Ｘ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して前処理を行い、投影データに変換する。具体的には、オフセット補正を行い、対数変換を行い、Ｘ線線量補正を行い、そして感度補正を行う。
ステップＰ５では、前処理部３３がビームハードニング補正を行う。ここでは、前処理した投影データＤ１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ビームハードニング補正を行う。この時、検出器のｊ列ごとに独立したビームハードニング補正を行うことができるため、撮影条件で各ガントリ回転部１５の管電圧が異なっていれば、列ごとの検出器のＸ線エネルギー特性の違いを補正できる。本実施例では、被検体ＨＢのプロファイル面積、楕円率などに応じて、ビームハードニング補正の処理を変更する。

ステップＰ６において、画像再構成部３４はｚフィルタ重畳処理を行う。ここでは、ビームハードニング補正した投影データＤ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ｚ軸方向（列方向）のフィルタをかけるｚフィルタ重畳処理を行う。すなわち、各ビュー角度、各ガントリ回転部１５における前処理後、ビームハードニング補正した投影データＤ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ） （ｉ＝１〜ＣＨ，ｊ＝１〜ＲＯＷ）に対し、例えば列方向フィルタサイズが５列のフィルタをかける。

また、列方向フィルタ係数をチャネルごとに変化させると、画像再構成中心からの距離に応じてスライス厚を制御できる。一般的に、断層像では、再構成中心に比べ周辺部の方が、スライス厚が厚くなる。このため、フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させて、スライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でもほぼ一様にすることもできる。例えば、列方向フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させて、列方向フィルタ係数を中心部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅を広く変化させると共に、周辺部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅をせまく変化させることにより、スライス厚を周辺部と画像再構成中心部との両方においてほぼ一様にすることができる。

ステップＰ７において、画像再構成部３４は再構成関数重畳処理を行う。すなわち、Ｘ線投影データを周波数領域に変換するフーリエ変換（Fourier Transform）を行い、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。
ステップＰ８において、画像再構成部３４は三次元逆投影処理を行う。ここでは、再構成関数重畳処理した投影データＤ３（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、三次元逆投影処理を行い、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ，ｚ）を求める。画像再構成する画像はｚ軸に垂直な面である。以下の再構成領域はｘｙ平面に平行なものとする。

ステップＰ９において、画像再構成部３４は後処理を行う。逆投影データＤ３（ｘ，ｙ，ｚ）に対して画像フィルタ重畳、ＣＴ値変換などの後処理を行い、断層像Ｄ３１（ｘ，ｙ，ｚ）を得る。
ステップＰ１０において、画像表示部は画像再構成した断層像を表示する。断層像の例として、図２の右側に断層像ＴＭを示す。
ステップＰ１１において、画像表示部はデュアルエネルギー断層像ＤＴＭの表示を行う。ここでは、Ｘ線管電圧１４０ｋＶで得た投影データ又は断層像とＸ線管電圧８０ｋＶの投影データ又は断層像とを加重加算して、デュアルエネルギー断層像ＤＴＭを画像再構成する。

下記に、上記のような１対のＸ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とで構成する本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１００におけるＸ線フィルタ制御装置について実施例を用いて説明する。

＜Ｘ線フィルタの役目＞
まず、本実施例に関わるＸ線フィルタの役目について説明する。Ｘ線フィルタ３１は図１で示すようにＸ線管２１のＸ線放射口の前に挿入する。Ｘ線フィルタ３１の材質はアルミニウム、銅、ステンレスなどの様々なＸ線透過厚のＸ線フィルタを持ち、挿入及び退避可能な構造とする。また、Ｘ線フィルタ制御部３６はＸ線フィルタ３１をＸ線放射口の前に配置しないこともできる。なお、Ｘ線フィルタ３１はビーム形成Ｘ線フィルタ２８と一体な構造として、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８と連動して切り換え可能な構造でも良い。

このＸ線フィルタ３１の役目はＸ線のエネルギースペクトルを変化させることで、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線とＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線との間で充分なＸ線吸収係数ＡＣｆの差が出るようにするためである。これにより、デュアルエネルギー断層像ＤＴＭはよりＳ／Ｎの良い画像を得ることができる。

例えば、図３（ａ）はＸ線フィルタ３１をかける前のＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線エネルギースペクトルＳＰｘとＸ線管電圧１４０ｋＶのとのＸ線エネルギースペクトルＳＰｘを示している。Ｘ線管電圧８０ｋＶはＸ線エネルギー約４０ｋｅＶの近辺で大きなＸ線スペクトル強度を持つが、Ｘ線管電圧１４０ｋＶは実効エネルギーのピークは約７０ｋＶ近辺である。同様にＸ線エネルギー４０ｋｅＶの近辺でもＸ線管電圧８０ｋＶ相当で大きなＸ線スペクトル強度を持っているため、カルシウムＣａやヨウ素のＸ線吸収係数ＡＣｆの差を出すのは難しい。そこで、Ｘ線フィルタ制御部３６は後述のように被検体の大きさの測定結果に基づいてＸ線管電圧１４０ｋＶに最適なＸ線フィルタ３１をかけ、Ｘ線エネルギー４０ｋｅＶあたりのスペクトルを抑え、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線の実効エネルギーのＸ線管電圧を上げることが重要である。

＜撮影中のＸ線フィルタ３１の切り換え＞
図３（ｂ）に示すように、理想的なＸ線フィルタ制御は、実効エネルギーをＸ線管電圧１４０ｋＶの実効エネルギーより高くなるようにシフトさせるＸ線フィルタ３１をかけ、Ｘ線管電圧８０ｋＶにＸ線フィルタ３１をかけずに、より低いＸ線エネルギー成分の強度を強いままにしておくのが最も良い。

図４（ａ）のように、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとの間にΔｔの切り換え時間がある場合に、Ｘ線フィルタ制御部３６はＸ線管電圧８０ｋＶのスキャン時間ｔ１にＸ線フィルタ３１をかけずにおき、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのスキャン時間ｔ２にＸ線フィルタ３１をかけるように制御することができる。

これらにより、Ｘ線フィルタ制御部３６はＸ線フィルタ３１を切り換えなくても、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとＸ線管電圧８０ｋＶとのＸ線スペクトル分布との重なりを小さくすることができる。

＜被検体の大きさでのＸ線フィルタ選定＞
上述のＸ線フィルタの制御は、Ｘ線吸収体としての被検体の大きさも考慮する必要がある。例えば、被検体内の平均的なＸ線エネルギースペクトル分布は、被検体の大きさで異なる。つまり、被検体自体が一種のＸ線フィルタ３１の役目をするため、大きな被検体での被検体内の平均的なＸ線エネルギースペクトルＳＰｘの実効エネルギー値は、よりＸ線エネルギーの高い方向にシフトする。しかし、小さな被検体でのＸ線エネルギー実効エネルギー値はあまり高い方向にシフトしない。
このため、Ｘ線フィルタ制御部３６は被検体の大きさを考慮する必要がある。

＜スカウト像からの大きさ測定＞
図５はスカウト像における撮影部位の大きさに応じてＸ線フィルタ３１を選択するデュアルエネルギー撮影処理のフローチャートを示す。

ステップＤ２１において、操作者はスカウト像の撮影を行う。
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モードを選択し、強調したい物質を選択する。例えば、強調したい物質は造影剤や石灰化領域を選択する。

ステップＤ２３において、Ｘ線フィルタ制御部３６はスカウト撮影によって得られたデータから算出された撮影部位のプロファイル面積が閾値より小さいか、又はスカウト像のＸ線投影データの最大値が、ある閾値よりも小さいかを判断し、ＹＥＳであればステップＤ２４へ行き、ＮＯであればステップＤ２６へ行く。

図６はスカウト像における各プロファイルデータを示す図である。Ｘ線フィルタ制御部３６は図６（ａ）に示すように、１方向又は２方向のスカウト像又はスカウト像のＸ線投影データのｘ方向のプロファイルデータＰｒｆｙ（ｘ）、ｙ方向のプロファイルデータＰｒｆｘ（ｙ）から各方向のプロファイル面積Ｓ１８０，Ｓ９０を求める。Ｘ線フィルタ制御部３６はこのプロファイル面積が閾値よりも小さいか、又はスカウト像のＸ線投影データの最大値ＭａｘＰｒｆｙ，ＭａｘＰｒｆｘが閾値よりも小さいかを判断する。ただし、プロファイル面積Ｓ１８０，Ｓ９０は以下の（数式１），（数式２）のように求めることができる。ただし、Ｎは多列Ｘ線検出器２４のチャネル数とする。
．．．（数式１）
．．．（数式２）

また、Ｘ線フィルタ制御部３６は図６（ｂ）で示すように、撮影範囲であるｚｓからｚｅまでのスカウト像のｚ方向のプロファイルデータＰｒｆ（ｚ）を求めることができる。さらに、Ｘ線フィルタ制御部３６は各ｚ軸位置においてのｘ方向のプロファイル面積、ｙ方向のプロファイル面積、楕円率Ｏｖａｌ（ｚ）より、各ｚ軸においての被検体の大きさを求めることができる。これにより、Ｘ線フィルタ制御部３６はｚ軸の広い範囲においてもＸ線フィルタを制御することができる。

ステップＤ２４において、Ｘ線フィルタ制御部３６は軟らかいＸ線成分を除去するＸ線フィルタ３１を選択する。
このような軟らかいＸ線成分を除去するＸ線フィルタ３１は、例えばアルミニウム、鉄、銅などの金属を用いることで実現できる。また、Ｘ線フィルタ制御部３６はこれらの金属の厚さを変えることで除去するＸ線の調整もできる。
ステップＤ２５において、多列Ｘ線検出器２４はＸ線管電圧８０ｋＶと、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとで軟らかいＸ線を除去するＸ線フィルタ３１を用い収集を行う。

ステップＤ２６において、Ｘ線フィルタ制御部３６は軟らかいＸ線成分を除去しないＸ線フィルタ３１を選択するが又は、Ｘ線フィルタ制御部３６はフィルタを挿入しない。この理由は、被検体ＨＢのプロファイル面積が閾値よりも大きい場合に、被検体表面側において軟らかいＸ線を吸収してＸ線フィルタ３１の替わりを果たすためである。
ステップＤ２７において、多列Ｘ線検出器２４はＸ線管電圧８０ｋＶと、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとで軟らかいＸ線を通すＸ線フィルタ３１を用い収集を行う。

ステップＤ２８において、画像再構成部３４はＸ線管電圧８０ｋＶの断層像ＴＭ１を画像再構成する。
ステップＤ２９において、画像再構成部３４はＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＴＭ２を画像再構成する。
ステップＤ３０において、デュアルエネルギー画像再構成部３５はデュアルエネルギー比画像を画像再構成する。
ステップＤ３１において、画像表示部はデュアルエネルギー比画像を画像表示する。
ステップＤ３２において、デュアルエネルギー画像再構成部３５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。
ステップＤ３３において、画像表示部はカルシウム強調画像又は造影剤強調画像を画像表示する。

＜デュアルエネルギーの画像再構成方法＞
ステップＤ３０、ステップＤ３２においてのデュアルエネルギー画像再構成部３５は以下のような処理をする。
図７（ａ）は断層像空間におけるデュアルエネルギー断層像ＤＴＭの画像再構成方法の概要を示す。

デュアルエネルギー画像再構成部３５は、断層像空間おいてＸ線管電圧８０ｋＶの断層像ＴＭ１に加重加算係数ｗ１を乗算し、同様にＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＴＭ２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ＡＤＤし、デュアルエネルギー断層像ＤＴＭを作成する。また、デュアルエネルギー画像再構成部３５は、投影データ空間も同様に加重加算処理ＡＤＤすることでデュアルエネルギー断層像ＤＴＭを得ることができる。

これら加重加算係数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、加重加算処理部は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、カルシウム成分を表示上で消すと、つまり画素値を０にする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、加重加算処理部は造影剤成分を表示上で消すと、つまり画素値を０にする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。

この時に用いる断層像空間は、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。また、Ｘ線投影データにおいても、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とする。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。
以上より、デュアルエネルギー画像再構成部３５は、断層像空間と投影データ空間とにおいて造影剤等価画像、カルシウム等価画像を作成することができる。

また、デュアルエネルギー画像再構成部３５はデュアルエネルギー比を利用しても各等価画像を作成することができる。図７（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値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、実効質量数とも呼ばれる。この実効質量数は原子によって異なる値となるため、デュアルエネルギー画像再構成部３５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Ｉｏ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、デュアルエネルギー画像再構成部３５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。

＜デュアルエネルギー断層像ＤＴＭのＳ／Ｎ＞
加重加算処理は、加重加算係数のうちの１つが負数（マイナス）になる。このため、デュアルエネルギー断層像ＤＴＭの画質は元の複数のＸ線管電圧の断層像に比べ、Ｓ／Ｎが悪化し、画質が悪くなる特徴がある。このため、操作者は被検体ＨＢの被曝量を考慮し、さらにデュアルエネルギー断層像ＤＴＭの画像ノイズも考慮して撮影条件を決めなければならない。

図８（ａ）に示すように、画像ノイズがｎ１、信号レベルがｓ１、Ｓ／Ｎ比がＮ１であるＸ線管電圧８０ｋＶの断層像ＴＭ１と、画像ノイズがｎ２、信号がｓ２、Ｓ／Ｎ比がＮ２であるＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＴＭ２との差画像を求めると、差画像のＳ／Ｎ比であるＳＮＳｕｂは以下の（数式３）のようになる。このとき縦軸は各画素のＣＴ値ＰＨＵとする。
…（数式３）
なお、相加相乗平均の定理より、以下の（数式４）が成り立つ。
…（数式４）

本実施形態の場合は、加重加算処理に加重加算係数ｗ１，ｗ２が入っているので、上記にこれを考慮して以下の（数式５）の式のようになる。
…（数式５）

つまり、画像ノイズを最小にするには、加重加算係数分を考慮して、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＴＭ１の画像ノイズとＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＴＭ２の画像ノイズとをほぼ等しくすれば良い。また、少ないＸ線被曝線量で、より良いＳ／Ｎ比を得るためのＸ線管電圧の決定方法は、強調したい物質により決める必要がある。

図８（ｂ）は、強調したい物質のＸ線管電圧依存性を示した図である。各物質のＸ線吸収係数ＡＣｆは物質Ａの各Ｘ線エネルギーのＸ線吸収係数をμａ（ｋＶ）、物質Ｂの各Ｘ線エネルギーのＸ線吸収係数をμｂ（ｋＶ）、物質Ｃの各Ｘ線エネルギーのＸ線吸収係数をμｃ（ｋＶ）とする。また、Ｘ線管電圧８０ｋＶの実効エネルギーをｅｋＶ１、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの実効エネルギーをｅｋＶ２とする。

デュアルエネルギー撮影の断層像のＳ／Ｎを改善するには、Ｘ線管電圧８０ｋＶの実効エネルギーｅｋＶ１におけるＸ線吸収係数μ（ｅｋＶ１）と、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの実効エネルギーｅｋＶ２におけるＸ線吸収係数μ（ｅｋＶ２）との差が大きい物質を選ぶ。

特に、造影剤などにおいては、Ｋ吸収端ＫＡＥに急激なＸ線吸収係数ＡＣｆの変化がある。操作者はこのような急激なＸ線吸収係数ＡＣｆの変化を利用して、Ｘ線管電圧８０ｋＶ及びＸ線管電圧１４０ｋＶを選ぶことで、デュアルエネルギー断層像ＤＴＭのＳ／Ｎを改善しＸ線被曝を低減することができる。

また、Ｘ線管２１又はＸ線制御部２２の出力の制約条件より、画像再構成部３４はＸ線管電圧８０ｋＶの断層像ＴＭ１の画像ノイズとＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＴＭ２の画像ノイズとを等しく又はほぼ等しくできない場合がある。この場合の画像再構成部３４は、画像ノイズが悪い断層像の方を画像ノイズの少ない再構成関数を用いて画像再構成を行う。また、画像再構成部３４は画像空間のノイズフィルタ又はＸ線投影データ空間のノイズフィルタをかけることで、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像の画像ノイズとＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像の画像ノイズとをほぼ等しくする。

以上のように、本実施例においては、被検体のスカウト撮影の結果得られた被検体の幾何学的特徴量に基づき、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線に対してＸ線フィルタを選択的に用いることができるので、得られるデュアルエネルギー画像を、被検体の幾何学的特徴量に依存しない画質のものとすることができる。

実施例２は、実施例１においてＸ線フィルタの切り換えを他の例に置き換えた１例である。以下、実施例１と異なる部分のみを説明する。
＜撮影中のＸ線フィルタ３１切り換えなし＞
Ｘ線フィルタ制御部３６は図４（ｂ）のように、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとの切り換え時間間隔がない場合や、図４（ｃ）、図４（ｄ）のようにミリ秒単位の高速でビューごと又は数ビューごとにＸ線管電圧を切り換える場合に、機構的にＸ線フィルタ３１を切り換えることができない。この場合は、１つのＸ線フィルタ３１を付けたままＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとで撮影する。

この場合において、Ｘ線フィルタ３１はＸ線管電圧１４０ｋＶをより高い実効エネルギーにシフトすることができるが、Ｘ線管電圧８０ｋＶも同じＸ線フィルタ３１がかかるため、低いＸ線エネルギー成分のＸ線スペクトル強度が全体的に弱くなる。

これにより画像再構成される断層像は、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線出力が弱いためにＳ／Ｎが実施例１と比べると若干悪くなり、結果的にデュアルエネルギー断層像ＤＴＭのＳ／Ｎも実施例１と比べると若干悪くなる恐れがある。これを解決するためには、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線管電流を上げて断層像のＳ／Ｎを上げるようにするか、断層像のＳ／Ｎを改善させる再構成関数、画像フィルタ、適応型画像フィルタなどを用いる方法を実施してもよい。実施例２においても、実施例１と同様に、得られるデュアルエネルギー画像を、被検体の幾何学的特徴量に依存しない画質のものとすることができる。

実施例３は、実施例１における被検体の大きさの測定を他の例に置き換えた例である。以下実施例１と異なる部分のみ説明する。
＜モニタスキャンによる大きさ測定＞
本実施例の大きさを測る手法は、モニタスキャン又は本スキャンのＸ線投影データより、幾何学的特徴量の１例であるプロファイル面積、楕円率から被検体の大きさを測定する。Ｘ線フィルタ制御部３６は実施例１と同様に、被検体の大きさから最適なＸ線フィルタ３１を選択する。

図９は造影剤同期撮影時にベースラインスキャン及びモニタスキャンを行うことで被検体の大きさを測定し、Ｘ線フィルタ３１を選択する。
ステップＤ４１において、操作者は被検体ＨＢのベースラインスキャンを行う。ベースラインスキャンは関心領域ＲＯＩ（Region Of Interest）を設定するためのスキャンである。

ステップＤ４２において、操作者は被検体ＨＢのベースラインスキャンの断層像上に関心領域ＲＯＩを設定する。関心領域ＲＯＩは、例えば大動脈など造影剤が血管内を流れる領域を選ぶ。
ステップＤ４３において、多列Ｘ線検出器２４は被検体ＨＢのモニタスキャンを周期Ｔ間隔で収集する。モニタスキャンは、例えば１秒間隔で造影剤の到来だけわかる位の低線量で撮影を行う。

ステップＤ４４において、画像再構成部３４は被検体ＨＢの関心領域ＲＯＩ内の平均ＣＴ値ｒ（ｔ）を求める。この時の画像再構成部３４は撮影視野全体について行う必要はなく、関心領域ＲＯＩ内のみを画像再構成して平均ＣＴ値ｒ（ｔ）を求めるようにするだけで充分である。
ステップＤ４５において、Ｘ線フィルタ制御部３６は平均ＣＴ値ｒ（ｔ）は閾値ＰｒｅｐＴｈを超えたかを判断し、ＹＥＳであればステップＤ４６へ行き、ＮＯであればステップＤ４３へ戻る。

ステップＤ４６において、Ｘ線制御部２２は本スキャンの準備を行う。Ｘ線フィルタ制御部３６は本スキャンとモニタスキャンのｚ軸座標が同じであれば、モニタスキャンの少なくとも１ビューのＸ線投影データからプロファイル面積などの幾何学的特徴量を求める。また、Ｘ線フィルタ制御部３６は本スキャンとモニタスキャンのｚ軸座標が異なる場合に、クレードル１２を動かし、本スキャンのＸ線管電圧で被曝低減のためにＸ線管電流を低くして、少なくとも１ビューのＸ線投影データ収集を行うことでプロファイル面積などの幾何学的特徴量を求める。なお、この時の１ビュー又は数ビューのＸ線投影データ収集は、ガントリ回転部１５を回転させてＸ線データ収集を行っても良いし、回転させずにＸ線データ収集を行っても良い。

ステップＤ４７において、Ｘ線フィルタ制御部３６はＸ線フィルタ３１の設定を行う。Ｘ線フィルタ制御部３６は実施例１と同様に、Ｘ線投影データより得られたプロファイル面積や、又は幾何学的特徴量を各閾値と比較し、撮影部位が充分大きいか否かを判断する。また、Ｘ線フィルタ制御部３６は撮影部位が小さい時に軟らかいＸ線を除去するＸ線フィルタ３１を用い、撮影部位が大きい時にそのＸ線フィルタ３１を用いない選択をする。
実施例３においても、実施例１と同様に、得られるデュアルエネルギー画像を、被検体の幾何学的特徴量に依存しない画質のものとすることができる。

実施例４は、実施例３と同様に、実施例１における被検体の大きさの測定を他の例に置き換えた例である。以下実施例１と異なる部分のみ説明する。
＜外観画像収集カメラ３２での大きさ測定＞
本実施例においては、外観画像収集カメラ３２により被検体ＨＢを撮影することで幾何学的特徴量の１例であるプロファイル面積、楕円率から被検体の大きさを推定し、最適なＸ線フィルタ３１を選択する。
図１０は外観画像収集カメラ３２で被検体ＨＢの３６０度方向の外観画像を収集することで大きさを測定し、Ｘ線フィルタ３１を選択する方法を示す。

ステップＤ５１において、外観画像収集カメラ３２は被検体ＨＢの３６０度方向の外観画像を収集する。外観画像収集カメラ３２は図１に示すようにガントリ回転部１５に取り付けられている。外観画像収集カメラ３２は、走査ガントリ２０の開口部（ボア）内のマイラカバーを取り付けたＸ線照射領域を写しており、クレードル１２の上の被検体ＨＢが走査ガントリ２０の開口部に入るとマイラカバー上にある被検体ＨＢの一部を写す。この外観画像収集カメラ３２の入力画像はＲＧＢ画像である。

ステップＤ５２において、外観画像処理部３７はＲＧＢ画像の外観画像を色度空間に変換し、色度、彩度及び明度の画像に変換する。ステップＤ５２においては、外観画像収集カメラ３２のＲＧＢ画像、つまり赤（Ｒｅｄ）の画像８ビット、緑（Ｇｒｅｅｎ）の画像８ビット、青（Ｂｌｕｅ）の画像８ビットを色度変換し、色度画像８ビット、彩度画像８ビット、明度画像８ビットに変換する。

ステップＤ５３において、外観画像処理部３７は透明なマイラカバー部分に相当する色度の領域及び彩度の領域を抽出して“０”にする。マイラカバー部分はあらかじめ色がわかっており、外観画像収集カメラ３２によるカラー画像においてのＲＧＢ値（赤Ｒｅｄ，緑Ｇｒｅｅｎ，青Ｂｌｕｅの各々の濃度値）がわかる。このため、このマイラカバー部分の色情報を用いてマイラカバー部分と被検体ＨＢとを分離するのが最も簡単な手法である。
ステップＤ５４において、外観画像処理部３７は外観画像よりＸ線照射位置を示すマイラカバー部分と被検体ＨＢの部分を分離したθ方向の被検体２値画像Ｂ（ｃｈ，ｚ，θ）を求める。

ステップＤ５５において、外観画像処理部３７は被検体領域の２値プロファイルＰ（ｃｈ，θ）を求める。外観画像処理部３７はステップＤ５４で求めた被検体２値領域Ｂ（ｃｈ，ｚ，θ）より被検体の２値プロファイルＰ（ｃｈ，θ）を以下の（数式６）により求める。
．．．（数式６）
．．．（数式７）
ただし、（数式７）はｚ方向範囲［ｚ１、ｚ２］の間の２値プロファイルＰ（ｃｈ，θ）の論理積を示す。これにより、被検体の２値プロファイルＰ（ｃｈ，θ）を求める。

ステップＤ５６において、再投影処理部は被検体領域の２値プロファイルＰ（ｃｈ，θ）を逆投影処理することで、２値断層像ｇ（ｘ，ｙ）を求める。逆投影処理は被検体ＨＢ２値プロファイルを画像再構成領域に逆投影した画像ＢＰ（ｘ，ｙ，θ）を図３８のステップＤ５６のように求め、これを以下の（数式８）のように論理積を求めて２値断層像ｇ（ｘ，ｙ）を求める。
．．．（数式８）
．．．（数式９）
ただし、（数式９）はθ方向０度から３６０度方向の２値プロファイルの逆投影画像Ｐ（ｃｈ，θ）の論理積を求めるものとする。これにより、２値断層像が求めることができる。

ステップＤ５７において、Ｘ線フィルタ制御部３６はこの２値画像の断層像から、プロファイル面積又は楕円率などの幾何学的特徴量を求めることができる。
ステップＤ５８において、Ｘ線フィルタ制御部３６はＸ線投影データより得られたプロファイル面積が閾値より大きいか、又は幾何学的特徴量が各閾値と比較し、撮影部位が充分大きいか否かを判断する。また、Ｘ線フィルタ制御部３６は撮影部位が小さい時に軟らかいＸ線を除去するＸ線フィルタを用い、撮影部位が大きい時にそのＸ線フィルタを用いない選択をする。

実施例５においても、実施例３と同様に、実施例１における被検体の大きさの測定を他の例に置き換えた例である。以下実施例１と異なる部分のみ説明する。
＜被検体情報からの大きさ測定＞
本実施例においては、被検体情報である身長、体重、性別、年令と、撮影部位情報とから撮影部位の大きさを推定し、最適なＸ線フィルタ３１を選択する。
操作者は被検体ＨＢの情報をあらかじめ身長、体重、性別、年令をＸ線ＣＴ装置１００に入力しておく。又は、患者管理サーバーなどより取得する。これと、撮影部位の情報により、Ｘ線フィルタ制御部３６は撮影部位の大きさを判断することができる。

この判断には、図１１に示すような身長、体重とプロファイル面積ＰＳ又は楕円率などのような幾何学的特徴量の関係を統計的に求めておく必要がある。
Ｘ線フィルタ制御部３６はこのプロファイル面積ＰＳ又は楕円率が閾値と比べ大きい場合に軟らかいＸ線を除去しないＸ線フィルタを用い、小さい場合に軟らかいＸ線を除去するＸ線フィルタを選択する。
実施例４においても、実施例１と同様に、得られるデュアルエネルギー画像を、被検体の幾何学的特徴量に依存しない画像のものとすることができる。

尚、本発明は上記実施例に限定されるものではない。
デュアルエネルギー撮影の撮影条件は実施例１、実施例２、実施例３及び実施例４によるフィルタ制御と共に設定することが可能であり、それによりより安定した画質を提供することができる。この撮影条件はＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとのＸ線投影データ又は断層像のＳ／Ｎがほぼ等しくなるように、もしくは所定の比になるように設定することが好ましい。

図１２（ａ）はスカウト像での撮影範囲の設定状況を示す。操作者は、例えばｚ方向の撮影範囲［ｚｅ，ｚｓ］をヘリカルスキャンでの撮影を設定する。また、この時のデュアルエネルギー撮影はビューごと、又は数ビューごとにＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとを切り換える撮影方法とする。Ｘ線フィルタ制御部３６は幾何学的特徴量などからｚｓからｚ１まで軟らかいＸ線を除去するＸ線フィルタｆ１を選択し、ｚ１からｚｅまでを軟らかいＸ線を除去しないＸ線フィルタｆ２を選択する。

また、操作者はｚ方向にノイズが一定になるようなノイズ指標値を設定する。Ｘ線制御部２２はデュアルエネルギー比画像、又は加重減算法（Weighted Subtraction）による各種の物質における強調画像において、局所的な領域の画素値の標準偏差がこのノイズ指標値になるように撮影条件を調整、最適化する。例えば、デュアルエネルギー撮影の加重減算法による各種物質の強調画像では、そのノイズが（数式１０）のように求められる。Ｘ線制御部２２はこの断層像のノイズＮｓｕｂがノイズ指標値になるように、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像のノイズｎ１、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像のノイズｎ２を定め、Ｘ線管電流を制御する。ただし、ｒはｗ１／ｗ２からなる加重加算係数の比である。
．．．（数式１０）

被検体をｚ方向の撮影範囲［ｚｅ，ｚｓ］で撮影する場合に、Ｘ線制御部２２はｚ方向座標位置におけるＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線管電流値Ａ８０（ｚ）、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線管電流値Ａ１４０（ｚ）を定める。しかし、デュアルエネルギー撮影では８０ｋＶのＸ線管電流が不足してＳ／Ｎが悪化しがちである。その場合のＸ線管電流値は最大値になり飽和している状態である。また、Ｘ線管電流の最大値はＸ線管の特性で定まっているため、Ｘ線管電流を最大値以上に出すことができない。

このため、Ｘ線制御部２２はＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線管電流値が飽和する範囲について、図１２（ｂ）に示すようにヘリカルピッチＨＰ（ｚ）を下げる。これにより時間当たりのＸ線管電流を増すことができ、Ｘ線管電圧８０ｋＶのノイズは設定したノイズｎ１にすることができる。
以上より、本発明のＸ線ＣＴ装置１００は、デュアルエネルギー撮影において、被検体の撮影部位の大きさによらない、画質の安定したデュアルエネルギー断層像ＤＴＭを得る効果がある。

また、上述の実施例においては、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとＸ線管電圧８０ｋＶを用いているが、他のＸ線管電圧においても同様にデュアルエネルギー撮影を行うことができる。また、本実施例においては、石灰化強調画像、骨強調画像を用いているが、他の物質に対し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良く、二次元画像再構成でも良い。
さらに、上記実施例において、デュアルエネルギーの画像再構成部において実施するデュアルエネルギーの画像再構成方法として、断層像空間におけるデュアルエネルギー画像再構成方法を用いているが、投影データ空間におけるデデュアルエネルギー画像再構成方法を用いてもよい。即ち、投影データ空間におけるデュアルエネルギー画像再構成方法は、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線により得られたＸ線投影データとＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線により得られたＸ線投影データとを、消したい物質のデータがゼロになるような加重加算処理してデュアルエネルギー投影データを得て、そのデュアルエネルギー投影データを画像再構成してデュアルエネルギー画像を画像再構成する方法である。
さらに、上記実施例において、ノイズを低減する処理を実施してもよい。例えば、前処理又はビームハードニングされた２種類のＸ線管電圧の投影データのうちのいずれか一方または両方に対して、各列ごとに係数の異なった列方向（ｚ方向）フィルタの係数を、各チャネルのＸ線投影データの列方向に重畳することにより、画質のばらつきを調整することによって、各列において均一なスライス厚とし、アーチファクトを抑制し、ノイズ低減された画質を実現することができる。

本実施例は、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、本実施例では、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１００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１００においても同様の効果を出せる。

なお、本実施例においては、撮影テーブル１０のクレードル１２をｚ方向に動かしているが、走査ガントリ２０又は走査ガントリ２０内の回転部１５を撮影テーブル１０のクレードル１２に対して動かすことによっても、相対的に同様な効果を得ることができる。また、本実施例では、医用Ｘ線ＣＴ装置１００を元について記載されているが、産業用Ｘ線ＣＴ装置１００、又は、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。 被検体撮影のフローを示すフローチャートである。 （ａ）Ｘ線フィルタをかけない状態でのＸ線スペクトル分布を示す図である。 （ｂ）理想的なフィルタ制御でのＸ線スペクトル分布を示す図である。 （ａ）スキャンとスキャンとの間にＸ線管電圧の切り換え時間がある場合を示す図である。 （ｂ）スキャンとスキャンとの間にＸ線管電圧の切り換え時間がない場合を示す図である。 （ｃ）ビューごとにＸ線管電圧を切り換える場合を示す図である。 （ｄ）複数ビューごとにＸ線管電圧を切り換える場合を示す図である。 スカウト像から被検体の大きさを求めＸ線フィルタを選択し各強調画像を作成するフローチャートである。 （ａ）スカウト像におけるｘ、ｙ方向の各プロファイルデータを示す図である。 （ｂ）スカウト像におけるｚ方向での各プロファイルデータを示す図である。 （ａ）断層像空間におけるデュアルエネルギー断層像ＤＴＭの画像再構成方法の概要を示す図である。 （ｂ）デュアルエネルギー比による各物質の分布を示す図である。 （ａ）差画像の画像ノイズを示す図である。 （ｂ）各物質におけるＸ線吸収係数の変化を示す図である。 モニタスキャンから被検体の大きさを求め、Ｘ線フィルタを選択するフローチャートである。 外観画像カメラから被検体の大きさを求め、Ｘ線フィルタを選択するフローチャートである。 身長、体重とプロファイル面積ＰＳとの関係を示す図である。 （ａ）ｚ方向での最適なＸ線フィルタを設定した状態を示す図である。 （ｂ）ｚ方向でのＸ線管電流とヘリカルピッチとの制御を示す図である。

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，３５ … デュアルエネルギー画像再構成部，３６ … Ｘ線フィルタ制御部， ３７ … 外観画像処理部， ３８ … 特徴特定部）
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
３１ … Ｘ線フィルタ
３２ … 外観画像収集カメラ

Claims (8)

1. 第１エネルギースペクトルを有する第１Ｘ線と前記第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有する第２Ｘ線とを発生するＸ線発生部と、
   
   被検体の幾何学的特徴量を特定する特徴特定部と、
   前記幾何学的特徴量に基づいて、前記Ｘ線発生部より発生される前記第１Ｘ線及び前記第２Ｘ線の両方に適用され、前記第１Ｘ線及び前記第２Ｘ線の少なくとも一方の線質を制御可能とする線質制御部と、
   
   前記幾何学的特徴量に基づく線質の前記第１Ｘ線及び前記第２Ｘ線を前記被検体に照射してそれぞれ得られた第１エネルギー投影データ及び前記第２Ｘ線の第２エネルギー投影データを収集するＸ線データ収集部と、
   
   前記第１エネルギー投影データと前記第２エネルギー投影データとに基づいて、前記被検体のＸ線管電圧依存情報を表す断層像を画像再構成するデュアルエネルギー画像再構成部と
   
   を備え、
   前記線質制御部は、前記Ｘ線発生部と前記被検体との間に配置して該Ｘ線発生部から発生するＸ線の線質を制御するＸ線フィルタを、当該Ｘ線発生部と前記被検体との間に挿入又は退避させるＸ線フィルタ制御部を含み、
   
   前記特徴特定部が前記被検体の幾何学的特徴量が所定の基準に対して小さいと特定した場合に、前記Ｘ線フィルタ制御部は前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線とによる前記被検体の物質のＸ線吸収係数の差を大きくするようなＸ線フィルタを前記第１Ｘ線及び前記第２Ｘ線のいずれか一方の発生時に挿入することを特徴とするＸ線ＣＴ装置
   
2. 前記特徴特定部は、スカウト像に基づいて幾何学的特徴量を特定することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線データ収集部は前記被検体の周りを回転しながらスキャン撮影を行ってＸ線投影データを収集し、
   
   前記特徴特定部は、前記スキャン撮影により収集されたＸ線投影データに基づいて幾何学的特徴量を特定することを特徴とする請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
4. 前記特徴特定部は、前記被検体の外観像に基づいて幾何学的特徴量を特定することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
5. 前記特徴特定部は、前記被検体の体重又は身長のうち少なくとも１つと撮影する前記被検体の部位情報に基づいて幾何学的特徴量を特定することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
6. 前記特徴特定部は、前記被検体の体軸方向の座標位置における幾何学的特徴量を特定し、
   前記Ｘ線フィルタ制御部は、前記体軸方向の座標位置における幾何学的特徴量に基づいて前記Ｘ線フィルタを挿入することを特徴とする請求項２ないし請求項５のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
7. 前記幾何学的特徴量は、被検体のプロファイル面積又は楕円率を少なくとも含むことを特徴とする請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
8. 前記第１エネルギー投影データを用いて画像再構成される断層像のＳ／Ｎと前記第２エネルギー投影データを用いて画像再構成される断層像のＳ／Ｎとがほぼ等しいか又は所定比になるように、前記Ｘ線発生部は管電流が制御されることを特徴とする請求項１ないし請求項７のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。