JP5389324B2 - Ｘ線断層撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、医療用Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置などにおいて、原子の分布に関連したＸ線吸収係数における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（Dual Energy Scan)の断層像の空間分解能、画像ノイズを最適化するＸ線ＣＴ装置、Ｘ線ＣＴ画像再構成方法の技術に関する。

従来、二次元Ｘ線エリア検出器によるＸ線ＣＴ装置においては、図４に示すように、ある原子の二次元分布の断層像を求める際には、低いＸ線管電圧と高いＸ線管電圧とによる断層像撮影を行い、低いＸ線管電圧の断層像と高いＸ線管電圧の断層像とを得る。そして、その二次元分布を見たい原子ごとにより定められた加重加算係数に従って、低いＸ線管電圧の断層像と高いＸ線管電圧の断層像とを加重加算処理を行うことで、ある原子の分布に関連したＸ線吸収係数におけるＸ線管電圧依存情報の二次元分布、いわゆるデュアルエネルギー撮影（Dual Energy Scan）の断層像を求めた。また、図５のように、低いＸ線管電圧と高いＸ線管電圧とを照射して、低いＸ線管電圧のＸ線投影データと高いＸ線管電圧のＸ線投影データとを得る。そして、その原子ごとに定められた加重加算係数に従って、低いＸ線管電圧のＸ線投影データと高いＸ線管電圧のＸ線投影データとを加重加算処理を行って、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像を求めた。

しかし、図４の断層像の加重加算処理も図５のＸ線投影データの加重加算処理も、加重加算係数のうちの一方は負（マイナス）の数である。このため、Ｘ線管電圧依存情報の断層像である、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像の画像ノイズは、元の低いＸ線管電圧の断層像の画像ノイズや、高いＸ線管電圧の断層像の画像ノイズよりも悪くなる傾向にある。このため、最終的なデュアルエネルギー撮影の断層像の画質確保、つまり空間分解能や画像ノイズの確保は困難であった。このため、画質を良くするためにＸ線の照射を多くしてしまうとＸ線被曝が多くなってしまう。逆に、Ｘ線の照射量を増やさないと画質不足になるかという問題があった。
特開２００３−２４４５４２号公報

しかし、二次元Ｘ線エリア検出器によるＸ線ＣＴ装置において、１つのＸ線管電圧によるＸ線吸収係数の分布をＣＴ値の二次元分布として断層像にする従来の撮影方法に加えて、いわゆるデュアルエネルギー撮影のような新しい付加価値が求められる方向にある。したがって、高画質のデュアルエネルギー撮影による断層像も期待されている。

そこで、本発明の目的は、Ｘ線ＣＴ装置により、原子の分布に関連したＸ線吸収係数におけるＸ線管電圧依存情報を示す二次元分布断層像、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像の空間分解能または画像ノイズを最適化するＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

本発明は、Ｘ線管電圧依存情報を示す二次元分布断層像の撮影、つまりデュアルエネルギー断層像撮影において、低いＸ線管電圧および高いＸ線管電圧の断層像の画質が悪くならないように、ほぼ同じ画質、または画像ノイズになるように、各Ｘ線管電圧の撮影条件の制限内で撮影条件を調整する。この際に各Ｘ線撮影条件において、Ｘ線管電圧、Ｘ線管電流以外の撮影条件が異なっても良い。常に各Ｘ線管電圧でほぼ同じ画質、画像ノイズの断層像が得られる撮影条件を設定できる。

一例として示す図１０では、一度撮影されたＸ線管電圧依存情報の断層像、いわゆるデュアルエネルギー撮影（Dual Energy Scan）による断層像の画質をノイズ指標値、空間分解能指標値、スライス厚指標値のうち少なくとも1つの画質の指標値を満足するように、各Ｘ線管電圧の断層像の画像再構成条件にフィードバックする。低いＸ線管電圧および高いＸ線管電圧の画像再構成条件を最適化して画像再構成を再度行うことにより、Ｘ線管電圧依存情報の断層像、いわゆるデュアルエネルギー撮影（Dual Energy Scan）による断層像の画質をノイズ指標値、空間分解能指標値、スライス厚指標値のうち少なくとも1つの画質の指標値に合うように調整することができる。

第1の観点のＸ線ＣＴ装置は、第一エネルギースペクトルを有するＸ線と、第一エネルギースペクトルとは異なる第二エネルギースペクトルを有するＸ線とを被検体に照射するＸ線管と、被検体に照射された第一エネルギースペクトルのＸ線投影データと第二エネルギースペクトルのＸ線投影データとを収集するＸ線データ収集部と、第一エネルギースペクトルのＸ線データと第二エネルギースペクトルのＸ線投影データとに基づいて、原子の分布に関連したＸ線吸収係数におけるＸ線管電圧依存情報の断層像を画像再構成するデュアルエネルギー像再構成手段と、Ｘ線管電圧依存情報の断層像を最適化するために、画像再構成の条件を調整する調整手段と、を備える。
上記第1の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像は、第一エネルギースペクトルのＸ線データと第二エネルギースペクトルのＸ線投影データからの演算処理により求められる。Ｘ線管電圧依存情報の断層像が最適でなければ、調整手段でフィードバックをして、第一エネルギースペクトルのＸ線データと第二エネルギースペクトルのＸ線投影データの画像再構成条件を調整する。これにより、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の画質の最適化が行える。

第２の観点では、デュアルエネルギー像再構成手段が、第一エネルギースペクトルのＸ線投影データおよび第二エネルギースペクトルのＸ線投影データに基づいて第一断層像および第二断層像を画像再構成する。そしてＸ線ＣＴ装置は、第一断層像と第二断層像とに基づいて、原子の分布に関連したＸ線吸収係数におけるＸ線管電圧依存情報の断層像を画像再構成する手段を含み、Ｘ線管電圧依存情報の断層像を最適化するために、第一断層像および第二断層像の画像再構成条件をそれぞれ調整する調整手段と、を備える。
上記第２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像は、第一断層像と第二断層像からの演算処理により求められる。Ｘ線管電圧依存情報の断層像が最適でなければ、調整手段でフィードバックをして、第一エネルギースペクトルのＸ線データから第一断層像と第二エネルギースペクトルのＸ線投影データから第二断層像を画像再構成する条件を調整する。これにより、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の画質の最適化が行える。

第３の観点のＸ線ＣＴ装置は、第２の観点において、調整手段が、Ｘ線管電圧依存情報の断層像を最適化するために、第一エネルギースペクトルを有するＸ線と第二エネルギースペクトルを有するＸ線とを照射する際の撮影条件を調整する。
Ｘ線管電圧依存情報の断層像の画質を最適化するために、画像再構成の撮影条件だけでなく、Ｘ線管の電圧または電流の条件を調整された撮影条件に従ってＸ線を照射することができる。

第４の観点のＸ線ＣＴ装置は、デュアルエネルギー像再構成手段によるＸ線管電圧依存情報の断層像の画質の指標値に依存させて、画像再構成する条件を調整する。
上記第４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像を一度画像再構成し、その画像の指標値に依存させて、画像再構成する条件を調整する。画質の指標値が画質が最適となる目標値と異なる場合には、その違いをフィードバックとして、画像再構成される元となっている画像再構成の条件を設定可能な範囲で調整して、再度、画像再構成を行う。これにより、最終的なＸ線管電圧依存情報の断層像の画質を目標値まで到達できるように調整することができる。

第５の観点のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管は、被検体の同一部位に第一エネルギースペクトルを有するＸ線と、第二エネルギースペクトルを有するＸ線とを照射する。
第５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の撮影においては、被検体の同一部位の第一エネルギースペクトルを有するＸ線と第二エネルギースペクトルを有するＸ線との断層像またはＸ線投影データを用いて、その断層像間、またはそのＸ線投影データ間の演算処理を行う。第一エネルギースペクトルを有するＸ線と第二エネルギースペクトルを有するＸ線との切り替えを早くすることで被検体の同一部位のＸ線管電圧依存情報の断層像を得ることができる。

第６の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１の観点または第３の観点において、デュアルエネルギー像再構成手段が、第一エネルギースペクトルのＸ線データに第一加重係数を乗じ、第二エネルギースペクトルのＸ線投影データに負数の第二加重係数を乗じ、それぞれを加重加算処理されたＸ線投影データを画像再構成する。
第８の観点のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の画像再構成の一手法には、第一エネルギースペクトルのＸ線データと第二エネルギースペクトルのＸ線投影データとを加重加算処理することにより求める方法がある。この場合は、消したい原子もしくは部位、つまり断層像上の画素値を０にしたい原子もしくは部位を定めると、その加重係数は決まってくる。その加重係数を用いて加重加算処理を行うことにより、その原子または部位の画素値を０にすることができる。例えばＣＴ値の近い造影剤と骨などのカルシウム成分との弁別においては、ヨウ素を消すとカルシウム成分が残り、カルシウム成分を消すとヨウ素が残る。このようにして見たい元素を画像化することができる。

第７の観点のＸ線ＣＴ装置は、第２の観点において、デュアルエネルギー像再構成手段が、第一断層像に第一加重係数を乗じ、第二断層像に負数の第二加重係数を乗じ、それぞれを加重加算処理する。
上記第７の観点のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の画像再構成の一手法として、第一断層像と第二断層像とを加重加算処理することにより求める方法がある。加重加算された断層像から、Ｘ線管電圧依存情報の断層像が求められる。第一断層像と第二断層像同士が減算されて信号成分が小さくなるため、相対的に画像ノイズが大きくなる。この場合には、Ｘ線管電圧依存情報の断層像は、画像ノイズの劣化が問題となる。このように画質が劣化する場合は、本実施形態のような複数のＸ線管電圧の断層像ごとの画質の改善が必要となってくる。

第８の観点のＸ線ＣＴ装置は、画像再構成が、画像再構成関数、画像フィルタ、画像再構成マトリクス数、ｚフィルタ、Ｘ線投影データ空間の空間フィルタの少なくともひとつを有する。
上記第８の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の画質改善、画像ノイズの改善が必要となる。そのため、画像再構成においては、画像再構成関数を画像ノイズの少ないものにする、画像フィルタを画像ノイズ低減効果のあるものにする、画像再構成マトリクス数を小さくする、zフィルタをz方向に広げ画像ノイズ低減を行う、Ｘ線投影データ空間の空間フィルタを画像ノイズ低減特性のあるものにする、などの手法がある。これにより、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の画質改善、画像ノイズ改善を行うことができる。

第９の観点のＸ線ＣＴ装置は、第５の観点に関する。そして、画質の指標値は、ノイズ指標値、空間分解能指標値またはスライス厚指標値のうち少なくとも１つを有する。
上記第９の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像で診断を行うには、最低限の画質が必要となる。このため、画質の目標値としてノイズ指標値、空間分解能指標値、スライス厚指標値のうち少なくとも1つを設定し画質を管理する。

第１０の観点は、第一エネルギースペクトルのＸ線投影データのノイズと第二エネルギースペクトルのＸ線投影データのノイズとをほぼ等しくする、または加重加算係数を乗算したときにノイズがほぼ等しくする。
上記第１０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の画質を改善するには、第一エネルギースペクトルのＸ線投影データのノイズと第二エネルギースペクトルのＸ線投影データのノイズとをほぼ等しくする、または加重加算係数を乗算したときにノイズがほぼ等しくするのが良いので、そのように撮影条件、画像再構成条件を設定すれば良い。

第１１の観点は、第２の観点において、第一断層像の画像ノイズと第二断層像の画像ノイズとをほぼ等しくする、または加重加算係数を乗算したときにノイズがほぼ等しくする。
第１１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の画質を改善するには、第一断層像の画像ノイズと第二断層像の画像ノイズとをほぼ等しくする、または加重加算係数を乗算したときにノイズがほぼ等しくするのが良い。

第１２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像において位置ずれアーチファクトが見られた場合に、第一断層像と第二断層像とを位置合わせして画像再構成を再度行う。
第１２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、複数のＸ線管電圧の断層像が断層像平面、つまりｘｙ平面方向に位置ずれを起こしている場合、Ｘ線管電圧依存情報の断層像においては、位置ずれアーチファクト（ミス・レジストレーション・アーチファクト：Mis‐registration Artifact）が発生する。一般的に位置ずれアーチファクトはＸ線管電圧依存情報の断層像の各部位の輪郭が白くまたは黒く、つまり画素値が過剰に大きく、または過剰に小さくなる方向で発生する。つまり位置ずれアーチファクトは、各部位の輪郭線に沿って、白または黒の輪郭線、または輪郭線の一部となって表われる。このような場合には低いＸ線管電圧の断層像と高いＸ線管電圧の断層像の位置を正しく合うように位置ずれ補正を行う。つまり、座標変換による位置ずれ補正、拡大縮小倍率補正を行うことにより位置ずれ補正が行われ、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の白または黒の輪郭線状の位置ずれアーチファクトを消すことができる。

第１３の観点では、Ｘ線管電圧依存情報の断層像において体軸方向の表示または三次元表示を行った時に断層像平面内にずれを生じていた場合に、第一断層像と第二断層像とを位置合わせして画像再構成を再度行う。
第１３の観点におけるＸ線ＣＴ装置ではＸ線管電圧依存情報の断層像をコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンで、被検体の複数のz方向座標位置において行った場合に、被検体の呼吸、拍動などにより、複数のz方向座標位置における断層像が断層像平面、つまりｘｙ平面内でずれる。Ｘ線管電圧依存情報の断層像について三次元表示、またはＭＰＲ（Multi Plain Reformat）表示を行った場合、z方向のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンのつなぎ目が見えてしまう場合がある。つまり、元の複数のＸ線管電圧の断層像が複数のz方向座標位置における撮影でx方向またはy方向にずれてしまったため、つなぎ目のアーチファクトとして見えてしまう。このつなぎ目のアーチファクトを消すために、各z方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンをx方向またはy方向の位置ずれを補正して画像再構成を再度行うことで、このつなぎ目のアーチファクトを消すことができる。これにより、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の三次元表示画像、またはＭＰＲ表示画像の画質を最適化することができる。

本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、Ｘ線ＣＴ装置のコンベンショナルスキャン、ヘリカルスキャン、シネスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、またはヘリカルシャトルスキャンなどにおいて、原子の分布に関連したＸ線吸収係数におけるＸ線管電圧依存情報を表す断層像の空間分解能、画像ノイズを最適化するＸ線ＣＴ装置を実現できる効果がある。

＜Ｘ線ＣＴ装置の全体構成＞
図１は、本発明の一実施形態にかかる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また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に記憶される。撮影テーブル１０は、被検体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およびテーブル直線移動される。

走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線コントローラ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（ＤＡＳ：Data Acquisition System）２５とを具備している。さらに、走査ガントリ２０は、被検体の体軸の回りに回転しているＸ線管２１などを制御する回転部コントローラ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とやり取りする制御コントローラ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。このため、円形または楕円形に近い断面形状の被検体の体表面の被曝を少なくできるようになっている。

中央処理装置３は、前処理部３１、ビームハードニング処理部３３、画像再構成部３４、デュアルエネルギー像再構成部３５、および調整部３７を有している。
前処理部３１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。

ビームハードニング処理部３３は、投影データのビームハードニングを補正処理する。ビームハードニングとは、同一材質でも透過厚さによりＸ線吸収が変化し、ＣＴ画像上のＣＴ値（輝度）が変わってしまう現象で、特に被検体を透過した放射線のエネルギー分布が高エネルギー側に偏ることをいう。このため、投影データのスライス方向、チェネル方向に対して、ビームハードニングを補正する。

画像再構成部３４は、前処理部３１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像再構成部３５は、投影データまたは断層像から、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再構成する。
調整部３７は、デュアルエネルギー撮影の断層像の最適化するために、画像再構成の条件を調整する、または、撮影条件を調整する。

＜Ｘ線ＣＴ装置の動作フローチャート＞
図２は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置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（スキャノ像、Ｘ線透視像ともいう。）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される。なお、部位によっては例えば頭部のように、９０度スカウト像のみの場合であってもよい。図２中の右側は、０度で胸部付近のを撮影したスカウト像４１の例である。このスカウト像４１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４１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４１中に示した点線は、断層像画像の位置である。本実施形態では、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、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および多列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Ｘ線データ収集系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および多列Ｘ線検出器２４からなるＸ線データ収集系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および多列Ｘ線検出器２４からなるＸ線データ収集系を回転させながらクレードル１２を加速・減速させて、ｚ軸の正方向または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断層像撮影のために、Ｘ線管２１の低いＸ線管電圧、たとえば８０ｋV、の撮影条件と、高いＸ線管電圧、たとえば１４０ｋV、の撮影条件とを設定できる。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の最終的な画像のノイズ指標値が設定されたノイズ指標値にほぼ等しくなるように、低いＸ線管電圧の撮影条件と高いＸ線管電圧の撮影条件を定めることができる。また、この時に低いＸ線管電圧の断層像の画像ノイズと高いＸ線管電圧の断層像の画像ノイズがほぼ等しくなるように、各々のＸ線管電圧の撮影条件を定めるのがＸ線被曝最適化の観点からは好ましい。

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とで表わされるＸ線検出器データＤ０（view，j，i）（j＝１〜ＲＯＷ，i＝１〜ＣH）にｚ方向座標位置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方向座標位置は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方向座標位置の情報は用いられる。また、ヘリカルスキャンまたはコンベンショナルスキャンまたはシネスキャン時に用いることにより、画像再構成された断層像の精度改善、画質改善を実現することもできる。

このｚ方向座標位置は撮影テーブル１０のクレードル１２の位置制御データを用いても良いし、撮影条件設定時に設定された撮影動作から予測される各時刻におけるｚ方向座標位置を用いることもできる。また、コンベンショナルスキャンまたはシネスキャンによってＸ線データ収集を行う場合には、撮影テーブル１０上のクレードル１２を、あるｚ方向位置に固定させたまま、Ｘ線データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。そして、必要に応じて、次のｚ方向位置に移動した後に、再度Ｘ線データ収集系を１回転または複数回転させてＸ線検出器データのデータ収集を行う。

ステップＰ４では、前処理部３１が前処理を行う。ここでは、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、ビームハードニング処理部３３がビームハードニング補正を行う。ここでは、前処理された投影データ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、検出器の各j列ごとに独立したビームハードニング補正を行なえるため、撮影条件で各Ｘ線データ収集系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。

ステップＰ６では、画像再構成部３４が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された投影データＤ１１(view，j，i)に対して、ｚ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Ｘ線データ収集系における前処理後、ビームハードニング補正された多列Ｘ線検出器Ｄ１１(view，j，i) (i＝１〜ＣH， j＝１〜ＲＯＷ)の投影データに対し、列方向に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。

このように、多列Ｘ線検出器２４の中心部チャネルと周辺部チャネルとのそれぞれにおいて列方向フィルタ係数を制御することにより、スライス厚を中心部と周辺部とのそれぞれにおいて制御できる。列方向フィルタでスライス厚を弱干厚くすると、アーチファクト、ノイズともに大幅に改善される。これによりアーチファクト改善具合、ノイズ改善具合も制御できる。つまり、三次元画像再構成された断層像つまり、ｘｙ平面内の画質が制御できる。また、その他の実施形態として、列方向（ｚ方向）フィルタ係数を逆重畳（デコンボリューション）フィルタにすることにより、薄いスライス厚の断層像を実現することもできる。また、必要に応じてファンビームのＸ線投影データを平行ビームのＸ線投影データに変換する。

ステップＰ７では、画像再構成部３４が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。再構成関数重畳処理では、ｚフィルタ重畳処理後の投影データをＤ１２とし、再構成関数重畳処理後の投影データをＤ１３、重畳する再構成関数をKernel（j）とすると、再構成関数重畳処理は以下の（数式１）のように表わされる。なお、本実施形態においては、重畳（コンボリューション）演算を“＊”で表している。
…（数式１）
つまり、再構成関数Kernel（j）は検出器のj列ごとに独立した再構成関数重畳処理を行うため、列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。

ステップＰ８では、画像再構成部３４が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Ｄ１３(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。画像再構成される画像はｚ軸に垂直な面である。ｘｙ平面に三次元画像再構成される。以下の再構成領域Pはｘｙ平面に平行なものとする。この三次元逆投影処理については、図３を参照して後述する。

ステップＰ９では、画像再構成部３４が後処理を行う。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。この後処理の画像フィルタ重畳処理では、三次元逆投影後の断層像をＤ３１（ｘ，ｙ，ｚ）とし、画像フィルタ重畳後のデータをＤ３２（ｘ，ｙ，ｚ）、断層像平面であるｘｙ平面において重畳される二次元の画像フィルタをFilter（ｚ）とすると、以下の（数式２）のようになる。
…（数式２）
つまり、各ｚ座標位置の断層像ごとに独立した画像フィルタ重畳処理を行えるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。
または、この二次元の画像フィルタ重畳処理の後に、下記に示す画像空間ｚ方向フィルタ重畳処理を行ってもよい。また、この画像空間ｚ方向フィルタ重畳処理は二次元画像フィルタ重畳処理の前に行ってもよい。さらには、三次元の画像フィルタ重畳処理を行って、この二次元の画像フィルタ重畳処理と、画像空間ｚ方向フィルタ重畳処理の両方を兼ねるような効果を出してもよい。

画像空間のｚ方向フィルタ重畳処理では、画像空間ｚ方向フィルタ重畳処理された断層像をＤ３３（ｘ，ｙ，ｚ）、二次元の画像フィルタ重畳処理された断層像をＤ３２（ｘ，ｙ，ｚ）とすると、以下の（数式３）のようになる。ただし、v（i）はｚ方向の幅が２Ｌ＋１の画像空間ｚ方向フィルタ係数で以下の（数式４）のような係数列となる。
…（数式３）
…（数式４）
ヘリカルスキャンにおいては、画像空間フィルタ係数v（i）はｚ方向位置に依存しない画像空間ｚ方向フィルタ係数であってよい。しかし、特にｚ方向に検出器幅の広い二次元Ｘ線エリア検出器または多列Ｘ線検出器２４などを用い、コンベンショナルスキャンまたはシネスキャンを行う場合においては、画像空間ｚ方向フィルタ係数v（i）はｚ方向のＸ線検出器の列の位置に依存した画像空間ｚ方向フィルタ係数を用いるのが好ましい。その理由としては、各断層像の列位置に依存した詳細な調整ができるため更に効果的であるからである。

ステップP１０では、画像再構成され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４２を示す。
ステップP１１では、三次元画像表示またはＭＰＲ（Multi Plain Reformat）画像表示を行う。ここでは、ｚ方向に連続に撮影された断層像を、三次元ＭＩＰ（Maximum Intensity Projection）画像表示方法で表示した三次元画像４３とＭＰＲ画像４４を示す。その他各種の画像表示方法があるが、操作者は、診断用途より、適宜画像表示方法を使い分けて利用する。

＜三次元逆投影処理のフローチャート＞
図３は、三次元逆投影処理（図２のステップＳ８）の詳細を示すフローチャートである。本実施形態では、画像再構成される画像はｚ軸に垂直な面、ｘｙ平面に三次元画像再構成される。つまり、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P８１では、断層像の画像再構成に必要な全ビュー、すなわち、３６０度分のビューまたは１８０度分＋ファン角度分のＸ線ファンビーム投影データの全ビュー、またはファンパラ変換されたＸ線平行ビーム投影データの場合は３６０度分の全ビュー、または１８０度分の全ビュー中の１ビューに着目し、再構成領域の各画素に対応する投影データＤｒを抽出する。

Ｘ線透過方向は、Ｘ線管２１のＸ線焦点と各画素と多列Ｘ線検出器２４との幾何学的位置によって決まる。Ｘ線検出器データＤ０(view，ｊ，ｉ）のｚ座標ｚ（view）がテーブル直線移動ｚ方向位置Ztable（view）としてＸ線検出器データに添付されて判っている。このため、加速・減速中のＸ線検出器データＤ０(view，ｊ，ｉ）でもＸ線管２１の焦点および多列Ｘ線検出器２４のデータ収集系の中において、Ｘ線透過方向を正確に求めることができる。

なお、ラインの一部が多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向の外に出た場合は、対応する投影データＤｒ(view，ｘ，ｙ)を「０」にする。また、ｚ方向の外に出た場合は投影データＤｒ(view，ｘ，ｙ)を補外して求める。

ステップP８２では、投影データＤｒ（view，ｘ，ｙ）にコーンビーム再構成加重加算係数ωａ，ωbを乗算し、投影データＤ２（view，ｘ，ｙ）を作成する。コーンビーム再構成加重加算係数ωａ，ωｂを掛けて加算することにより、コーン角アーチファクトを低減することができる。また、ファンビーム画像再構成の場合は、更に、距離係数を再構成領域上の各画素に乗算する。距離係数は、Ｘ線管２１の焦点から投影データＤｒに対応する多列Ｘ線検出器２４の検出器列ｊ，チャネルｉまでの距離をｒ０とし、Ｘ線管２１の焦点から投影データＤｒに対応する再構成領域P上の画素までの距離をｒ１とするとき、（ｒ１／ｒ０）^２である。また、平行ビーム画像再構成の場合は、再構成領域P上の各画素にコーンビーム再構成加重加算係数w（ｉ，ｊ）のみを乗算すればよい。なお、ωａ＋ωb＝１である。

ステップＰ８３では、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）に投影データＤ２（view，ｘ，ｙ）を画素対応に加算する。具体的には、予めクリアしておいた逆投影データＤ３(ｘ，ｙ)に、投影データＤ２（view，ｘ，ｙ）を画素対応に加算する。図３の右側に示した図が投影データＤ２（（view，ｘ，ｙ）を画素ごとに加算する概念を示している。
ステップＰ８４では、画像再構成に必要な全ビューの逆投影データＤ２を加算したか否かについて判断する。ここでは、全てについて加算していない場合には、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、３６０度分のビュー又は「１８０度分＋ファン角度分」のビュー）について、ステップＳ８１〜Ｓ８３を繰り返し、画像再構成に必要な全ビューを加算する。全てについて加算した場合には、本処理を終了する。

＜デュアルエネルギー撮影＞
上述のようなＸ線ＣＴ装置１００において、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を得る。すなわち、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像で、弁別したい物質または強調したい物質の二次元分布断層像を得る。本発明は、Ｘ線管電圧依存情報の断層像の空間分解能または画像ノイズを最適化する。この実施形態を以下に示す。

実施形態１：デュアルエネルギー撮影の断層像の画質を画質の目標となる指標値に合わせて調整するために、複数のＸ線管電圧の断層像の画像再構成条件にフィードバックして再調整を行う実施形態。
実施形態２：デュアルエネルギー撮影の断層像に画質の目標となる指標値を与え、その指標値を満足するように複数のＸ線管電圧の断層像の撮影条件および画像再構成条件を調整する実施形態。
実施形態３：デュアルエネルギー撮影の断層像において、位置ずれアーチファクトが見つけられた場合に位置合わせ補正を行い、デュアルエネルギー撮影の断層像の画質を目標となる画質、指標値に最適化する実施形態。
実施形態４：デュアルエネルギー撮影の断層像、または三次元表示またはＭＰＲ表示において、断層像平面方向のずれ(ｘｙ平面のずれ)が検出されたら、複数のＸ線管電圧の断層像の画像再構成に戻ってずれ補正を行って、複数のＸ線管電圧の画像再構成をやり直し、デュアルエネルギー撮影の断層像の画質、三次元表示画像の画質、ＭＰＲ表示画像の画質を最適化する実施形態。

（実施形態１）
図４は、断層像撮影を低いＸ線管電圧と高いＸ線管電圧とで、各々のＸ線管電圧の断層像を加重加算処理し、デュアルエネルギー撮影した断層像を求める図である。
いわゆるデュアルエネルギー撮影は、あるｚ方向座標位置を、低いＸ線管電圧例えば８０ｋＶの断層像と、高いＸ線管電圧例えば１４０ｋＶの断層像とを加重加算処理することにより所望の物質の定量的な分布画像の断層像M−ＣＳＩを求める。
図４に示すように、まず、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗ、高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈを求める。画像再構成部３４は、この低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗ、高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈから、図２で説明したようにステップＰ４からステップＰ９を行い、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗおよび高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈを画像再構成する。デュアルエネルギー像再構成部３５は、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗには加重加算係数w１を乗算し、高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈには加重加算係数−w２を乗算し、定数Ｃ１とともに加重加算処理を行う。この加重加算係数w１，w２および定数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または部位により定まる。例えばＣＴ値の近い、骨や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）を分離したい場合、加重加算係数を調整してカルシウム成分を表示上で消すと、つまりカルシウム成分の画素値を０にすると造影剤成分が抽出され強調されて表示される。また、反対に造影剤成分を表示上で消すと、つまり造影剤成分の画素値を０にするとカルシウム成分が抽出され、骨や石灰化の部分が強調されて表示される。図４では脂肪情報の強調画像を示している。

エネルギーAのＸ線に基づく投影データから画像再構成した断層像におけるＣＴ値およびエネルギーBのＸ線に基づく投影データから画像再構成した断層像におけるＣＴ値は、それぞれ次の（数式５）で与えられる。
…（数式５）

ここで、Ｘ，Ｙは所望の物質（未知数）である。αA，αB，βA，βB，γA，γBは予め測定によって判明している定数である。このようなＣＴ値から物質Ｘ，物質Ｙが次の（数式６）によってそれぞれ求められる。
…（数式６）

このようにして、物質Ｘに関する画像および物質Ｙに関する画像がそれぞれ形成される。Ｘ，Ｙまたは物質Ｘ，物質Ｙの元素は例えばカルシウム分、脂肪、鉄分等である。このようにして、２つのＸ線線質の異なる断層像から所望の物質の定量的な分布画像の断層像M−ＣＳＩを得ることができる。つまり、物質Ｘ，物質Ｙの存在分布画像の断層像M−ＣＳＩは、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗと高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈとの加重加算処理で得られる。
以上に画像空間、断層像空間における、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像の画像再構成方法を示した。

図５は、低いＸ線管電圧で収集されたＸ線投影データＲ−Ｌｏｗと高いＸ線管電圧で収集されたＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈの各々のＸ線投影データを加重加算処理し、加重加算処理されたＸ線投影データを画像再構成してデュアルエネルギー撮影した断層像M−ＣＳＩを求める図である。
図４で示した方法では、被検体の断面積が大きくなった場合にビームハードニングの影響を受けやすく、被検体の断面積の大小で多少、加重加算係数が異なってくる場合がある。これを避けるために、Ｘ線投影データ空間における、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像の画像再構成を行い、Ｘ線投影データの加重加算処理の前後のいずれか一方においてビームハードニング補正を行いデュアルエネルギー撮影の断層像M−ＣＳＩを得ている。

ここでは、デュアルエネルギー像再構成部３５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、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を行っている。ただし、ｗ１−（−w２）＝１とする。
図４で説明した、画像空間、断層像空間におけるデュアルエネルギー撮影の断層像と同様に、この加重加算係数w１，w２および定数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または部位により定まる。例えば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）を分離したい場合、カルシウム成分を表示上で消すと、つまりカルシウム成分の画素値を０にすると造影剤成分が抽出され、強調されて表示される。また、反対に造影剤成分を表示上で消すと、つまり造影剤成分の画素値を０にするとカルシウム成分が抽出され、骨や石灰化の部分が強調されて表示される。

この時の加重加算係数w１，w２および定数Ｃ１の定め方を以下に示す。
図５の投影データ空間における加重加算処理による物質Ｘ，物質ＹのＸ線投影データを求めることができ、この物質Ｘ，物質ＹのＸ線投影データを画像再構成することにより、物質Ｘ，Ｙの断層像が得られることを以下に示す。つまり、低いＸ線管電圧のＸ線投影データをＲ−Ｌｏｗとし、高いＸ線管電圧のＸ線投影データをＲ−Ｈｉｇｈとし、物質ＸのＸ線投影データをＲ_Ｘ、物質ＹのＸ線投影データをＲ_Ｙとすると、以下の（数式７）のように、物質ＸのＸ線投影データと物質ＹのＸ線投影データとが求められる。
…（数式７）
この物質ＸのＸ線投影データＲ_Ｘ、物質ＹのＸ線投影データＲ_Ｙを画像再構成することにより、物質Ｘ，物質Ｙの断層像が得られる。

図５の投影データ空間において、画像再構成部３４は、Ｘ線投影データの加重加算処理を用いて、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗ、高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈを求め、これらを画像再構成して、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗ、高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈが求められることを示す。また、この時に用いられるＸ線投影データＲ−ＬｏｗまたはＲ−Ｈｉｇｈは、前処理およびビームハードニング補正を行われた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線吸収係数のＸ線管電圧依存性をより正しく評価することができる。

＜＜Ｘ線管電圧の制御方法＞＞
次に、本実施形態の低いＸ線管電圧の撮影と高いＸ線管電圧の撮影の方法について述べる。
従来のＸ線ＣＴ装置においても、コンベンショナルスキャン等において、デュアルエネルギー撮影したい被検体ＨＢの部位を、低いＸ線管電圧と高いＸ線管電圧で同一部位を撮影し、上記に示したデュアルエネルギー撮影の画像再構成方法により画像再構成することで、デュアルエネルギー撮影の断層像を得ることができた。しかし、通常のコンベンショナルスキャン等では、低いＸ線管電圧の断層像と高いＸ線管電圧の断層像の撮影時刻の間が空いてしまうと、被検体の呼吸、拍動などの体動による位置ずれが発生してしまい、デュアルエネルギー撮影した断層像上に位置ずれアーチファクトが発生しやすかった。これを避けるために、近年の高速スキャンが可能なＸ線ＣＴ装置において、より高速な撮影を行うことを以下に示す。

図６は、低いＸ線管電圧と高いＸ線管電圧とを切換える例を示す図である。
第一例としては、図６（ａ）に示すように、１スキャン目のＸ線管電圧８０ｋＶの撮影時間ｔ１の撮影と、２スキャン目のＸ線管電圧１４０ｋＶの撮影時間ｔ２の撮影を続けて撮影する。その逆に、１スキャン目のＸ線管電圧１４０ｋＶの撮影時間ｔ１の撮影と、２スキャン目のＸ線管電圧８０ｋＶの撮影時間ｔ２の撮影と、Ｘ線管電圧の順を逆にしてもかまわない。この場合は、撮影時間ｔ１と撮影時間ｔ２の間にＸ線管電圧を変化させる。通常はｔ１＝ｔ２と同じ撮影時間にし、例えば撮影時間ｔ１，ｔ２ともにフルスキャンＦ−Ｓｃａｎである３６０度スキャンで３６０度分のＸ線投影データを収集してもよいし、または撮影時間ｔ１，ｔ２ともにハーフスキャンＨ−Ｓｃａｎである１８０度＋ファン角分のスキャンのＸ線投影データ収集をしても良い。

多列Ｘ線検出器２４のＸ線ファンビームのファン角が６０度であるとすると、ハーフスキャンＨ−Ｓｃａｎでは１８０度＋ファン角＝２４０度分、つまり２／３回転分のＸ線投影データを収集することになる。Ｘ線データ収集系の回転速度が０.３５秒／回転であれば、デュアルエネルギー撮影のハーフスキャンＨ−Ｓｃａｎの場合の撮影であってもフルスキャンの場合の撮影であっても１秒以下の撮影時間となる。このため、被検体の体動はかなり押えられる。なお、この場合はＸ線管電圧を撮影時間ｔ１と撮影時間ｔ２の間において、約１０ｍ秒から１００ｍ秒でＸ線管電圧を切換えている。図６（ａ）のｘｙ平面の図にハーフスキャンＨ−Ｓｃａｎの撮影時間ｔ１の回転領域（実線）と撮影時間ｔ２の回転領域（一転鎖線）とを示す。

次に、第２例としては、図６（ｂ）を示す。このＸ線管電圧を切換える時間が撮影時間ｔ１，ｔ２に比べて無視できない場合は、撮影時間ｔ１，ｔ２の間のΔｔのＩｓｄ（Inter Ｓcan Delay）の間でＸ線管電圧を上げる。また、この時に１スキャン目と２スキャン目ともに同一ビュー角度から収集開始をしたい場合は、図６（ｂ）のｘｙ平面の図に示すように、撮影時間ｔ１で１スキャン目の２４０度分のＸ線投影データ収集を行い、ＩｓｄがΔtでビュー角度１２０度分はＸ線投影データ収集を中止し、また、撮影時間ｔ２で２スキャン目の２４０度分のＸ線投影データ収集を行うようにすれば、１スキャン目，２スキャン目ともに同一ビュー角度でＸ線投影データ収集が開始できる。

なお、この場合、多列Ｘ線検出器２４のファン角度を６０度としているため、撮影時間ｔ１，ｔ２はハーフスキャンの場合としてビュー角度は２４０度になる。このように、１スキャン目と２スキャン目のＸ線投影データの収集開始ビュー角度を合わせておくと、ハーフスキャンの場合のＸ線投影データ間の演算、例えば２つのＸ線投影データの加重加算処理などは対応するビューを探して並び直す処理の手間がないため、制御しやすくなる。

次に、第３例としては、図６（ｃ）を示す。被検体の体動の影響をほとんど受けない別のデュアルエネルギー撮影方法を示す。図６（ｃ）に示すように、例えば奇数ビューで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。図７は、図６（ｃ）の場合の画像再構成の処理の概要を示したフローチャートである。
ステップＣ１では、奇数ビューを低いＸ線管電圧で偶数ビューを高いＸ線管電圧で撮影し、Ｘ線データ収集を行う。
ステップＣ２では、奇数ビューの低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗと、偶数ビューの高いＸ線管電圧のＸ線投影データにＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈを分離する。
ステップＣ３では、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗを画像再構成する。
ステップＣ４では、高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈを画像再構成する。

ステップＣ５では、低いＸ線管電圧の断層像と高いＸ線管電圧の断層像を加重加算処理し、弁別したい物質情報の断層像を画像再構成する。弁別したい物質情報は、弁別したい物質のＸ線吸収係数のＸ線管電圧依存情報であり、別言すれば弁別したい元素分布でもある。
ステップＣ６では、弁別したい物質情報の断層像を表示する。
また、図６（ｄ）に示すように、複数の連続したビューごとにＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データ収集と、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データ収集を交互に繰り返しても良い。なお、図６（ｄ）のように、複数ビュー単位で低いＸ線管電圧のＸ線データ収集、高いＸ線管電圧のＸ線データ収集を行った場合でも、図７と同様に、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗ、高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈに分離して、各々のＸ線投影データを画像再構成してやれば良い。

このように、図６(ａ)，（ｂ）に示すように、フルスキャンである３６０度スキャン、またはハーフスキャンである１８０度＋ファン角分スキャンを連続して行う場合においても、図６（ｃ），（ｄ）に示すように、ビューごとまたは複数ビューごとにＸ線管電圧を切り換える方法によっても、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗと高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈとの加重加算処理されたＸ線投影データを画像再構成して得られた断層像が、いわゆるデュアルエネルギー撮影による断層像Ｍ−ＣＳＩになる。また、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗと高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈとを加重加算処理して得られた断層像が、いわゆるデュアルエネルギー撮影による断層像となる。

＜＜デュアルエネルギー撮影の断層像Ｍ−ＣＳＩのＳ／Ｎ比＞＞
上記のように、複数のＸ線管電圧の断層像によりデュアルエネルギー撮影の断層像を求める際には、加重加算処理の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、元の複数のＸ線管電圧の断層像に比べ、デュアルエネルギー撮影の断層像のＳＮが悪くなる、画像ノイズが悪化するまたは画質が落ちるという特徴がある。このため、元の複数のＸ線管電圧の断層像の撮影条件は被検体の被曝を考慮しつつ、デュアルエネルギー撮影の断層像の画像ノイズも考慮して決めなければならない。

一般的に図８（a）に示すように、画像ノイズがＮ１、信号がＳ１、Ｓ／Ｎ比がＮ１／Ｓ１である低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗと、画像ノイズがＮ２、信号がＳ２、Ｓ／Ｎ比がＮ２／Ｓ２である高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈとの差画像を求めると、差画像のＳ／Ｎ比ＳＮSubは以下の（数式８）のようになる。
…（数式８）
なお、相加相乗平均の定理より、以下の（数式９）が成り立つ。
…（数式９）
つまり、低いＸ線管電圧ｋＶ１の断層像の画像ノイズＮ１と、高いＸ線管電圧ｋＶ２の断層像の画像ノイズＮ２が等しい時、差画像の画像ノイズＮSubは最小となる。
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１０）の式のようになる。
…（数式１０）

つまり、加重加算係数分を考慮して、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗの画像ノイズとＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈの画像ノイズとがほぼ等しくなれば良い。
また、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像撮影において、なるべく少ない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としては、抽出したい物質、強調したい物質により決める必要がある。

図８（ｂ）は、抽出したい物質が有しているＸ線管電圧依存性を示した図である。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、低いＸ線管電圧ｋＶ１の実効エネルギーをｅｋＶ１、高いＸ線管電圧ｋＶ２の実効エネルギーをｅｋＶ２とする。また、Ｘ線ＣＴ装置１００の断層像ＣＳＩの各画素のＣＴ値をｇａ（ｘ，ｙ）と、Ｘ線管電圧ｋＶ１の場合の変換係数をＣｋＶ１と、Ｘ線管電圧ｋＶ２の場合の変換係数をＣｋＶ２とする。
この場合に、物質Ａを低いＸ線管電圧ｋＶ１と高いＸ線管電圧ｋＶ２で撮影した場合に、物質ＡのＣＴ値はｋＶ１ではＣｋＶ１・μa（eｋＶ１）、ｋＶ２ではＣｋＶ２・μa（eｋＶ２）となる。

この時に、デュアルエネルギー撮影の断層像の画素値としては以下の（数式１１）のようになる。
…（数式１１）
これは物質Ａを消去して、他の物質を強調する場合である。また、他の物質Ｂを消去した場合に物質Ａは強調される。
一般的に以下の（数式１２）のΔμが大きいほどデュアルエネルギー撮影の断層像のＳＮは良くなり、画像ノイズは改善される。
…（数式１２）

このように、デュアルエネルギー撮影の断層像の画像ノイズ，ＳＮを改善するには、低いＸ線管電圧ｋＶ１の実効エネルギーeｋＶ１におけるＸ線吸収係数μ（eｋＶ１）と、高いＸ線管電圧ｋＶ２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、特に造影剤を選び、また、その物質のＸ線吸収係数の差がなるべく大きくなるように、低いＸ線管電圧ｋＶ１および高いＸ線管電圧ｋＶ２を選ぶ。これにより、デュアルエネルギー撮影の断層像の画像ノイズ，ＳＮを改善し、Ｘ線被曝を低減することができる。

特に、図８（b）の物質Ｂにおいては、Ｋ吸収端により急激なＸ線吸収係数の変化がある。このような急激なＸ線吸収係数の変化をうまく利用して、低いＸ線管電圧ｋＶ１、高いＸ線管電圧ｋＶ２を選ぶことで、デュアルエネルギー撮影の断層像の画像ノイズ，ＳＮ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またはＸ線発生装置の出力の制約条件より、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗの画像ノイズと、高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈの画像ノイズとを等しくまたは、ほぼ等しくできない場合がある。この場合は、画像ノイズが悪い方の断層像の画像再構成において、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、または画像空間のノイズフィルタまたはＸ線投影データ空間のノイズフィルタをかけることで、低いＸ線管電圧の断層像の画像ノイズと、高いＸ線管電圧の断層像の画像ノイズとをほぼ等しくする。これにより、被検体のＸ線吸収係数のＸ線管電圧依存情報を表わす断層像を、より少ない被曝で、より良い画質で得ることができる。

しかし、加重加算係数w１およびw２は、何の原子、物質、部位を消したいか、何の原子、物質、部位を強調したいかで決まってくる。例えば、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像を用いて、カルシウム、造影剤のヨウ素を消したい場合は、w１／w２は、およそ１／１.３〜１／２ぐらいの範囲になる。つまり、高いＸ線管電圧の断層像の画像ノイズを、およそ２倍程度良くしておけば良い。
もし、この調整をより正しくまたは自動化する際には、あらかじめ被検体と同じプロファイル断面積程度のファントムを用いて、低いＸ線管電圧の各Ｘ線管電流値に対し、高いＸ線管電圧の各Ｘ線管電流値がどの程度の画像ノイズになるかを知っておけば良い。

＜＜低いＸ線管電圧の各Ｘ線管電流値と高いＸ線管電圧の各Ｘ線管電流値との関係＞＞
図９は、低いＸ線管電圧の各Ｘ線管電流値と高いＸ線管電圧の各Ｘ線管電流値との関係を示したグラフである。
図９（ａ）においては、Ｘ線管電圧８０ｋＶの撮影条件として、４００ｍＡ，５００ｍＡ，６００ｍＡ，７００ｍＡの４種類の断層像と、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線管電流１００ｍＡから５００ｍＡまでの断層像を組合せた場合の結果を示している。この結果は、被検体ＨＢと同程度のプロファイル断面積を持つ、例えば直径２０ｃｍの水ファントムの各画素値の標準偏差ｓｄを測定したものである。
また、図９（ｂ）においては、直径２０ｃｍの水ファントムの各画素値の標準偏差ｓｄがw２／w１の比に依存して、各々のＸ線管電圧８０ｋＶの撮影条件とＸ線管電圧１４０ｋＶの撮影条件の組合せでどのように変化するかを示している。図９（ｂ）においては、Ｘ線管電圧８０ｋＶの撮影条件とＸ線管電圧１４０ｋＶの撮影条件の組合せを、Ｘ線管電圧８０ｋＶ，Ｘ線管電流６００ｍＡとＸ線管電圧１４０ｋＶ，Ｘ線管電流１５０ｍＡの組合せ、Ｘ線管電圧８０ｋＶ，Ｘ線管電流６７５ｍＡとＸ線管電圧１４０ｋＶ，Ｘ線管電流２００ｍＡの組合せ、Ｘ線管電圧８０ｋＶ，Ｘ線管電流７５０ｍＡとＸ線管電圧１４０ｋＶ，Ｘ線管電流２５０ｍＡの組合せの３つの組合せの場合について、加重加算係数の比w２／w１を、およそ１．３〜２．０の間で変化させた場合の直径２０ｃmの水ファントムの標準偏差ｓｄを示している。

これらの情報を記憶装置７に記憶させておき、デュアルエネルギー撮影の画質のノイズ指標値、つまりデュアルエネルギー撮影の断層像の画素値の標準偏差ｓｄを目標値に到達できるように、デュアルエネルギー撮影の複数のＸ線管電圧の断層像撮影条件を定めたり、複数のＸ線管電圧の断層像画像の再構成条件を定めたりすることができる。

＜画像再構成条件のフィードバック＞
図１０は、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗと高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈとの画像再構成条件に対してフィードバックをかけるデュアルエネルギー撮影の概要を示す図である。
まず、低いＸ線管電圧で収集されたＸ線投影データＲ−Ｌｏｗと高いＸ線管電圧で収集されたＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈとを得る。これらのＸ線投影データＲ−ＬｏｗとＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈとに対して画像再構成処理を行う。画像再構成には、所定の画像フィルタ、画像再構成関数などを用いる。これにより、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗおよび高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈが画像再構成される。

そして、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗには加重加算係数w１を乗算し、高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈには加重加算係数−w２を乗算し、定数Ｃ１とともに加重加算処理を行う。この加重加算係数w１，w２および定数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または部位により定まる。例えばＣＴ値の近い、骨や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）を分離したい場合、カルシウム成分を表示上で消すと、つまりカルシウム成分の画素値を０にすると造影剤成分が抽出され強調されて表示され、造影剤成分の分布画像の断層像M−ＣＳＩが求められる。

この断層像M−ＣＳＩに関して画像ノイズ、空間分解能、スライス厚などの画質を測定し、それぞれの指標値と比べ最適か否かを判断する。最適でなければ、画像再構成の条件変更のフィードバックを行う。つまり調整部３７が、画像再構成条件を調整する。そして画像フィルター、画像再構成関数などを調整して、再度、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗおよび高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈを画像再構成する。画像ノイズ、空間分解能、スライス厚などの画質が最適であれば、デュアルエネルギー撮影の断層像Ｍ−ＣＳＩを表示する。画像再構成条件の変数は、図１１のステップＣ１０で詳述する。

図１０で示したデュアルエネルギー撮影の概要をより具体的な流れが図１１になる。
図１１は、複数のＸ線管電圧の断層像の画像再構成条件をフィードバックして変更するデュアルエネルギー撮影の断層像画像再構成方法のフローチャートである。
図１１は、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像よりデュアルエネルギー撮影を行った後に、そのデュアルエネルギー撮影の断層像が充分な画質を満たさないために、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像の画像再構成条件をフィードバックして変更した画像再構成条件で、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像を再度、画像再構成する実施形態である。

ステップＣ１では、Ｘ線管電圧８０ｋＶでの撮影を行う。
ステップＣ２では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶでの撮影を行う。
ステップＣ３では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像の画像再構成を行う。
ステップＣ４では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の画像再構成を行う。
ステップＣ５では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像を加重加算処理し、カルシウム強調断層像、造影剤強調断層像を画像再構成する。

ステップＣ６では、カルシウム強調断層像、造影剤強調断層像の画質を測定する。画質の指標値には、ノイズ指標値または分解能指標値がある。ノイズ指標値とは、一般的に断層像の各画素の標準偏差ｓｄを指標値として用いる。また、分解能指標値とは、ｚ方向に置かれたワイヤファントムの断層像内にあたるｘｙ平面のＭＴＦ（Modulation Transfer Function）や、断層像平面であるｘｙ平面に置かれたスリットファントムのＭＴＦや標準偏差ｓｄなどが指標値として用いられる。
ステップＣ７では、カルシウム強調断層像、造影剤強調断層像は、ノイズ指標値、分解能指標値を満足しているかを判断し、ＹＥＳであればステップＣ８へ行き、ＮＯであればステップＣ３へ戻る。

ステップＣ８では、デュアルエネルギー撮影の断層像Ｍ−ＣＳＩである、カルシウム強調断層像、造影剤強調断層像などを表示する。
ステップＣ９では、カルシウム強調断層像、造影剤強調断層像のノイズ指標値、空間分解能指標値はどれだけ不足しているか求める。
ステップＣ１０では、Ｘ線管電圧８０ｋＶ、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの画像再構成条件を変更する。

＜＜画像再構成の条件＞＞
ステップＣ１０において、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像、またはＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像の画像再構成の条件を変更するにあたり、ノイズ指標値が不足している場合には、再構成関数としては高周波領域を強調しないで、低周波領域を強調する再構成関数を用いる。
画像フィルタとしては、低周波領域を強調する画像フィルタや、選択的に高周波領域を抑制する画像フィルタなどを用いる。画像再構成マトリクスとしては、通常５１２×５１２画素が用いられるが、ノイズ指標値を改善するには２５６×２５６画素のように画像再構成マトリクス数を少なくするのも効果がある。ただし、この時には従来の画像再構成マトリクス５１２×５１２画素の２×２画素の平均値が画像再構成マトリクス２５６×２５６画素の１画素にならないといけない。このために、画像再構成マトリクス５１２×５１２画素の時に用いられたＸ線投影データの各Ｘ線検出器データをチャネル方向に２つずつ加算して、チャネル方向のＸ線ビーム開口の大きさが２倍になった各Ｘ線検出器データを用いて逆投影処理を行うことにより、画像再構成マトリクスを２５６×２５６画素にしてノイズ指標値を上げる効果を充分に発揮できる。

図１２に画像再構成マトリクス数によるＸ線ビーム開口幅の制御を示す。今、５１２×５１２画像再構成マトリクスの１画素の大きさに合わせて、多列Ｘ線検出器２４の１チャネルの幅、つまりチャネル方向Ｘ線ビーム開口幅がｄになるように多列Ｘ線検出器２４と画像再構成マトリクスの大きさが設計されているとする。この場合に、２５６×２５６画像再構成マトリクスを考えると、図１２に示すように２５６×２５６画像再構成マトリクスの一画素の大きさは、多列Ｘ線検出器２４の２チャネル分の幅、つまりチャネル方向Ｘ線ビーム開口幅２Ｄに相当することになる。このため、２５６×２５６画像再構成マトリクスの場合は、多列Ｘ線検出器２４のＸ線検出器データを２チャネルを１データに束ねる処理をした後に逆投影処理を行うことが必要になる。またはチャネル方向に（１／２，１／２）の空間フィルタを重畳した後に逆投影処理を行うことが必要になる。このように、画像再構成マトリクスの１画素の大きさとＸ線検出器データのチャネル幅、つまりチャネル方向Ｘ線ビーム開口幅の大きさは、ほぼ同じ大きさになるように制御することが画像再構成処理における画像ノイズの最適化となる。

また、ｚフィルタの係数を調整してノイズ指標値を改善するには、スライス厚をｚ方向に多少厚くしてノイズ指標値を改善する。この時に半値幅ＦＷＨＭ（Full Width Half Maximum）はなるべく広げずに、１/１０幅ＦＷＴＭ(Full Width Tenth Maximum）を広げるようにすると、見た目にはあまりスライス厚が厚くなった感覚を持たせずにノイズ指標値を改善することができる。

Ｘ線投影データ空間の空間フィルタとしては、チャネル方向，列方向，ビュー方向に広がるＸ線投影データ空間において、高周波を強調せずに低周波を強調する空間フィルタを用いると良い。この場合にチャネル方向だけに低周波を強調しすぎてしまうとｘｙ平面の空間分解能が劣化してしまう。または列方向だけに低周波を強調しすぎてしまうとｚ方向の空間分解能が劣化してしまう。このため、Ｘ線投影データ空間のデータおよびその近傍データの特性に適応しながら、例えばチャネル方向に構造物による変化があり、ｚ方向に構造物による変化がない場合は、ｚ方向により強く低周波強調を行い、またｚ方向に構造物による変化があり、チャネル方向に構造物による変化がない場合は、チャネル方向により強く低周波強調を行うなどのように、選択的にＸ線投影データ空間フィルタが作用させると良い。

また、ステップＣ１０において、最終的なデュアルエネルギー撮影の断層像が目標となる画質の指標値に合うように、複数のＸ線管電圧の断層像ごとの画質の目標値、例えば目標となるノイズ指標値を定めるには次のようにして定めることができる。
まず、図９（a）に示したファントム測定データの各撮影条件でのデュアルエネルギー撮影の断層像の標準偏差ｓｄのグラフを元に、複数のＸ線管電圧の断層像がＸ線管電流何ｍＡ相当の画質でなければならないかを定める。そのＸ線管電流相当の画質になるように、再構成関数、画像フィルタ、画像再構成マトリクス数、ｚフィルタ、Ｘ線投影データ空間の空間フィルタのうち少なくとも１つを調整する。なお、この時にはＸ線発生装置の出せる範囲のＸ線管電流値に納まるように、各Ｘ線管電圧の断層像にノイズ指標値の目標をうまく振分けることが必要になる場合もある。

このようにして、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗと高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈとの画像再構成条件を用いて、Ｘ線管電圧依存情報の断層像、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像を画質の目標値に合わせて調整する。つまり、一度、画像再構成されたデュアルエネルギー撮影の断層像の画質を測定し、最終的なデュアルエネルギー撮影の断層像の画質の目標値に合うように複数のＸ線管電圧の断層像の画像再構成条件にフィードバックを行い、複数のＸ線管電圧の断層像の画質を再調整することができる。

なお、上記例では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像とをそれぞれ再構成し、デュアルエネルギー像の画質を最適化するために、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像と画像再構成条件をそれぞれ変更した。しかし、低いＸ線管電圧の投影データと高いＸ線管電圧の投影データとを加重加算処理して得られた投影空間において画像再構成を行う場合は、デュアルエネルギー像の画質を最適化するために、この投影空間における画像再構成の条件を変更する。

（実施形態２）
実施形態２においては、デュアルエネルギー撮影の断層像に画質の目標となる指標値を与え、その指標値を満足するように複数のＸ線管電圧の断層像の撮影条件を調整する実施形態を示す。
図１３は、指定された画質の指標値に基づいたデュアルエネルギー撮影の断層像の画像再構成のフローチャートである。

ステップＢ１では、指定された画質の指標値に基づき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Ｂ２では、あらかじめ収集されたファントムデータに基づき、各Ｘ線管電圧の撮影条件を定める。
ステップＢ３では、各Ｘ線管電圧の撮影条件を表示する。
ステップＢ４では、被検体の被曝の観点から問題ないかを判断し、ＹＥＳであればステップＢ５へ行き、ＮＯであればステップＢ７へ行く。
ステップＢ５では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの撮影を行う。
ステップＢ６では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの撮影を行う。
その後、図１１のステップＣ１へ進む。つまり、実施形態１で説明したとおり、デュアルエネルギー撮影の断層像が目標である画質の指標値、例えば画像ノイズ指標値を満足していない場合に、画像再構成処理により、画質の指標値を満足させるように画像再構成条件を変更して、画像再構成を再度行う。

ステップＢ７では、手動により各Ｘ線管電圧の撮影条件を修正する。
ステップＢ８では、各Ｘ線管電圧の画質の指標値、デュアルエネルギー撮影の断層像の画質の指標値の表示、被検体の被曝量の表示を行う。
ステップＢ９では、充分な画質で被検体の被曝も問題ないかを判断し、ＹＥＳであればステップＢ５へ進み、ＮＯであればステップＢ７へ戻る。

ステップＢ１からステップＢ４、およびステップＢ７からステップＢ９においては、あらかじめ指定された画質の指標値に基づき、デュアルエネルギー撮影の撮影条件設定を行う。図９（a）のように、各々の低いＸ線管電圧の撮影条件に対し、高いＸ線管電圧の撮影条件のＸ線管電流を変えると、どのようにファントムの画像ノイズであるＣＴの標準偏差ｓｄが変化するかについて、あらかじめ様々なファントムの大きさ、様々な加重加算係数の比w１／w２ごとに記憶装置７に記憶しておく。そして、最終的なデュアルエネルギー撮影の断層像の画質の指標値から、複数のＸ線管電圧の断層像の画質の指標値を各々のＸ線管電圧の断層像ごとに割当てる。特にＸ線発生装置の制約がなければ、なるべく低いＸ線管電圧の断層像の画質と高いＸ線管電圧の断層像の画質をほぼ同じにする。

また、被検体の撮影においてはスカウト像撮影において、被検体のＸ線透過径路長の積分値であるプロファイル面積がわかる。被検体のプロファイル面積とほぼ同等のプロファイル面積のファントムのデュアルエネルギー撮影の撮影条件テーブルを用いることにより、デュアルエネルギー撮影の断層像の目標の画質指標値、例えばノイズ指標値を満足させるための複数のＸ線管電圧の撮影条件、つまり低いＸ線管電圧のＸ線管電流値と高いＸ線管電圧のＸ線管電流値を定めることができる。なお、この時に低いＸ線管電圧の断層像の画像ノイズと高いＸ線管電圧の断層像の画像ノイズが、ほぼ等しくなるのが好ましい。

このため、低いＸ線管電圧の断層像の被曝線量と高いＸ線管電圧の断層像との被曝線量がわかるグラフやテーブルをあらかじめ記憶装置７に記憶していた方が好ましい。そして低いＸ線管電圧の断層像の被曝線量と高いＸ線管電圧の断層像の被曝線量を、ほぼ等しくまたは加重加算計数を考慮してほぼ等しくするようにすれば良い。
図１４（ａ）は、各撮影条件における被曝線量を示したグラフである。この時の処理の流れを図１４（ｂ）に示す。

ステップＮ１では、被検体のスカウト像撮影を行う。
ステップＮ２では、被検体のスカウト像より、あるｚ方向座標位置におけるプロファイル面積ＰＡ（ｚ）を求める。
ステップＮ３では、被検体のあるｚ方向座標位置のプロファイル面積ＰＡ（ｚ）に相当するファントムのデュアルエネルギー撮影の撮影条件テーブルを求める。
ステップＮ４では、抽出したい物質のＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶの各々のＸ線吸収係数値を求め、加重加算係数の比w１／w２を求める。
ステップＮ５では、ステップＮ３で求めたデュアルエネルギー撮影の撮影条件テーブルにおいて、加重加算係数の比w１／w２に相当する撮影条件テーブルを求める。

ステップＮ６では、デュアルエネルギー撮影の断層像の目標の画質指標値に合わせて低いＸ線管電圧のＸ線管電流と高いＸ線管電圧のＸ線管電流を定める際に、低いＸ線管電圧の被曝線量と高いＸ線管電圧の被曝線量を等しくするように各々のＸ線管電流を定める。
実施形態２においては、上記のようにして、デュアルエネルギー撮影の断層像に画質の目標となる指標値を与え、その画質の指標値を満足するように複数のＸ線管電圧の断層像の撮影条件、および画像再構成条件を調整することができる。

（実施形態３）
実施形態３においては、デュアルエネルギー撮影の断層像において、低いＸ線管電圧の断層像と高いＸ線管電圧の断層像の位置がずれ、位置ずれアーチファクトが見つけられた場合に位置合わせ補正を行い、デュアルエネルギー撮影の断層像の画質を目標となる画質の指標値に最適化する実施形態を示す。図１５にその処理の流れを示す。
図１５は、断層像の位置合わせを行ったデュアルエネルギー撮影の画像再構成のフローチャートである。

ステップＣ３１では、デュアルエネルギー撮影で抽出したい物質の指定を行い、画質の指標値を指定する。例えば造影剤を抽出したり造影剤を強調したりしたい場合は、造影剤とＣＴ値が近い石灰化、骨などのカルシウム成分を除去すると良い。また、逆に石灰化、骨などのカルシウム成分を抽出したりカルシウム成分を強調したりしたい場合は、カルシウム成分とＣＴ値の近い造影剤を除去すると良い。また、脂肪成分を抽出したり脂肪成分を強調したりしたい場合は、同じく軟部組織を構成している水分を除去すると良い。同様に水分を抽出したり水分を強調したりしたい場合は、脂肪分を除去してやると良い。このように、抽出したい物質と除去したい物質を指定して撮影条件を設定する。また、画質の指標値として良く用いられるのは画像ノイズ、つまり、各画素のＣＴ値の標準偏差ｓｄである。

ステップＣ３２では、被検体のスカウト像より被検体のプロファイル面積を求め、ほぼ同一のプロファイル面積のファントムデータに基づき、各Ｘ線管電圧の撮影条件を定める。被検体のスカウト像のプロファイル面積を求めるには、図２の画像再構成のフローチャートではステップＰ４の前処理の後、既に対数変換の終わったＸ線投影データに対して、被検体のチャネル方向範囲の部分を加算、または積分すれば良い。
ステップＣ３３では、各Ｘ線管電圧の撮影条件、被曝情報を表示する。通常、被曝情報としてはＣＴＤＩ（ＣＴ
Dose Index），ＤＬＰ（Dose Length Products）が表示される。

ステップＣ３４では、撮影条件の操作者による確認で問題ないかを判断し、ＹＥＳであればステップＣ３５へ行き、ＮＯであればステップＣ４４へ行く。
ステップＣ３５では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの撮影を行う。
ステップＣ３６では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの撮影を行う。
ステップＣ３７では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像の画像再構成を行う。
ステップＣ３８では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の画像再構成を行う。
ステップＣ３９では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像の位置合わせを行う。この位置合わせに関して図１６および図１７を使って後述する。
ステップＣ４０では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像を加重加算処理して、デュアルエネルギー撮影の断層像を画像再構成する。
ステップＣ４１では、デュアルエネルギー撮影の断層像の画質を測定する。
ステップＣ４２では、デュアルエネルギー撮影の断層像の画質は指標値を満足しているかを判断し、ＹＥＳであればステップＣ４３へ行き、ＮＯであればステップＣ４５へ行く。
ステップＣ４３では、デュアルエネルギー撮影の断層像を表示する。
ステップＣ４４では、手動による撮影条件の修正を行い、ステップＣ３３に戻る。
ステップＣ４５では、各Ｘ線管電圧の断層像の画像再構成条件の変更を行い、ステップＣ３７に戻る。

ステップＣ３１からステップＣ３４、およびステップＣ４４においては、実施形態２の場合と同様にデュアルエネルギー撮影の断層像に求められる画質の指標値を満足できるような各Ｘ線管電圧におけるＸ線管電流を定めて撮影条件を決める。この時に決められた各Ｘ線管電圧の撮影条件を操作者に確認させて、被検体の被曝などの観点で撮影条件を修正する必要があれば手動で操作者が撮影条件を修正する。
ステップＣ３５からステップＣ４３、およびステップＣ４５においては、実施形態１および実施形態２と同様に、最終的に得られたデュアルエネルギー撮影の断層像が目標である画質の指標値、例えば画像ノイズ指標値を満足していない場合に、複数の各Ｘ線管電圧で収集されたＸ線投影データに対し、画像再構成処理を再度行い、複数のＸ線管電圧の各断層像の画質の指標値を満足させるように画像再構成処理の条件を変更して、複数のＸ線管電圧における断層像の画質を満足させるようにする。この結果、最終的なデュアルエネルギー撮影の断層像の画質を満足させることができる。

＜Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像の位置合わせ＞
図１６は、分割された外接矩形ＳＲの領域ごとに位置合わせを行う処理の概要を示す図である。ステップＣ３９に示すＸ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶの位置合わせの概要図である。
図１６（ａ）は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶであり、（ｂ）は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶである。Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶは、（ｄ）に示すように被検体の輪郭を２値化処理などにより抽出する。そして、輪郭を含む外接矩形ＳＲを例えば８分割する。

その分割されたＸ線管電圧１４０ｋＶの外接矩形Ｄ−ＳＲの一つを、（ｃ）に示すようにＸ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶに位置合わせする。位置合わせに際しては相関演算を行う。他の分割されたＸ線管電圧１４０ｋＶの外接矩形Ｄ−ＳＲも順にＸ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶに位置合わせする。これにより、（ｅ）に示すように分割されたＸ線管電圧１４０ｋＶの外接矩形Ｄ−ＳＲが、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶに合体する。図１７に以上の処理の流れを示す。

図１７は、各々の分割された外接矩形ＳＲの領域ごとに位置合わせを行ったデュアルエネルギー撮影処理のフローチャートである。
ステップＤ１では、Ｘ線管電圧８０ｋＶでの撮影を行う。
ステップＤ２では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶでの撮影を行う。
ステップＤ３では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶより、被検体の体表面の輪郭を抽出する２値化閾値で２値化し、その外接矩形ＳＲを８分割する。ステップＤ３において、被検体の外接矩形ＳＲの８分割した領域を求める処理の流れについて、図１８を使って後述する。
ステップＤ４では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶの分割された外接矩形Ｄ−ＳＲの領域を、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶ上で二次元相関演算を行う。ステップＤ４では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶの分割された外接矩形Ｄ−ＳＲの領域を、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶと二次元相関演算を行う。そして、その二次元相関演算の最大値、局所最大値の位置、またはピークの広がりにより、ｘ方向ずれ量Δｘ、ｙ方向ずれ量Δｙを求める。また、二次元相関演算の最大値または局所最大値のピークの広がりを示す半値幅ＦＷＨＭ（Full Width Half Maximum）より拡大縮小倍率を求める。この詳細は、図１９を使って後述する。

ステップＤ５では、二次元相関演算の局所最大値の位置より、位置ずれ、拡大縮小倍率を求める。
ステップＤ６では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶの分割された外接矩形Ｄ−ＳＲの領域の全部を、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶ上で位置合わせ完了かを判断し、ＹＥＳであればステップＤ７へ行き、ＮＯであればステップＤ４へ戻る。
ステップＤ７では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶの各々の分割された外接矩形Ｄ−ＳＲの領域を合体する。
ステップＤ８では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶとを加重加算処理を行う。
ステップＤ９では、デュアルエネルギー撮影の断層像を表示する。

＜＜被検体の外接矩形ＳＲの分割＞＞
図１８は、被検体の外接矩形ＳＲの８分割した領域を求める処理のフローチャートであり、ステップD３を詳述したものである。
ステップＬ１では、２値化処理を行う。ステップＬ１の２値化処理では、被検体の体表面の輪郭を抽出するには、被検体と空気が分離できる２値化閾値であれば良いため、例えばＣＴ値−５０、−１００などの値を用いればで良い。２値化された画像は ステップＬ２において連続領域番号付処理（ラベリング処理）により、連続した二次元領域ごとに番号付けされたラベル領域となる。
ステップＬ２では、連続領域番号付処理（ラベリング処理）を行う。
ステップＬ３では、被検体の部分を示す連続領域の抽出および外接矩形ＳＲを求める。ステップＬ３においてはこの連続二次元領域のうち、被検体の連続二次元領域と思われるものを面積、外接矩形ＳＲの大きさ、円形度などより抽出する。
ステップＬ４では、外接矩形ＳＲより８分割した矩形領域Ｄ−ＳＲを求める。ステップＬ４においてはステップＬ３で抽出された被検体の連続二次元領域の外接矩形ＳＲの始点（ｘＳ，ｙＳ）と、終点（ｘＳ＋Ｌｘ，ｙＳ＋Ｌｙ）より、８つの矩形領域に分けることができる。

＜＜二次元相関演算＞＞
図１７のステップD４の二次元相関演算について説明する。
図１９は二次元相関演算による位置合わせの処理の概要を示す図である。図１９（ａ）にＸ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶと矩形分割したＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶを示す。図１９（ｂ）に相関量ＣＲ１（ｘ，ｙ）の変化の一例を示す。
Ｘ線管電圧１４０ｋＶの分割された外接矩形ＳＲ上の断層像の各画素値をｇ１４０（ｘ，ｙ）、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶの各画素値をｇ８０（ｘ，ｙ）とすると、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶの外接矩形ＳＲの領域を、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶ上で二次元相関演算を行ったその相関量ＣＲ１（ｘ，ｙ）は、以下の（数式１３）のようになる。ただし、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の領域をＡｒ１４０、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像の領域をＡｒ８０とする。
…（数式１３）

図１９（ｂ）においては、この相関量ＣＲ１（ｘ，ｙ）はｘｙ平面の原点０から（Δｘ，Δｙ）だけずれた位置において、局所的最大値のピークを取り、そのピークの半値幅ＦＷＨＭ（Full Width Half Maximum）はｘ方向にＤ１ｘ，ｙ方向にＤ１ｙとなっている。
また、図１９（ｂ）に示すΔｘ，Δｙは、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶの分割された矩形領域と、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶのずれ量を示している。また、ピークの半値幅より、以下の（数式１７），（数式１８）のようにｘ方向の拡大縮小倍率、ｙ方向の拡大縮小倍率ｒ１ｘ，ｒ１ｙが定まる。なお、以下の数式のＬｘ，Ｌｙは分割された矩形領域のｘ方向の辺の長さ、ｙ方向の辺の長さである。
…（数式１４）

これらの拡大縮小倍率ｒ１ｘ，ｒ１ｙと、ずれ量（Δｘ，Δｙ）より、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の矩形領域ｇ１４０（ｘ，ｙ）のｘ，ｙ座標を以下の（数式１５）により、新しい座標Ｘ，Ｙに座標変換することで、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶの矩形領域をＸ線管電圧８０ｋＶの断層像の画素値ｇ（ｘ，ｙ）に位置合わせすることができる。ただし、（ｘＣ，ｙＣ）はＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶの矩形領域の中心座標である。
…（数式１５）

なお、この時にｘ方向の拡大倍率ｒ１ｘ、ｙ方向の拡大倍率ｒ１ｙを（数式１４）のように定めたが、断層像の画質によっては二次元相関演算のピークの広がり具合により、各々のｘ方向，ｙ方向の拡大倍率に補正係数ｋｘ，ｋｙをかけ、ｘ方向の拡大倍率をｋｘ・ｒ１ｘ、ｙ方向の拡大倍率をｋｙ・ｒ１ｙとしても良い。このため、断層像の画質に依存して補正係数ｋｘ，ｋｙが必要であれば上記のように乗算すれば良い。なお、この補正係数ｋｘ，ｋｙは（０，２）の範囲の値でほぼ１に近い値となると予測される。なお、本実施形態においては、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶをｘ方向に２分割、ｙ方向に４分割の８つの矩形領域に分割し、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶに位置合わせをしたが、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＳＩ−８０ｋＶを分割し、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＳＩ−１４０ｋＶに位置合わせをしても良い。

また、分割数も８分割である必要はなく、断層像のマトリクスサイズ、画質などにより変えても同様の効果は得られる。また、二次元相関演算もすべてのＣＴ値の範囲の値を二次元相関演算に用いたが、一部のＣＴ値の範囲の値のみ、例えばＣＴ値０以上のみを二次元相関演算に用いても同様の効果は得られる。

図２０は、外接矩形の領域をオーバーラップさせた場合を示す図である。
図１７のステップＤ４ないしＤ７においては、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の８つに分割された分割矩形Ｄ−ＳＲの領域を合体するが、合体した境界線で不連続なアーチファクトが発生して、合体する接合部分の断層像が連続的に接合されない場合がある。これを避けるためには断層像の各分割矩形領域を図２０（ａ）のように、より大きめの領域にしておいて処理を行っておくと良い。例えば図２０（ａ）の矩形領域Ａ，矩形領域Ｂに示すように、矩形領域Ａと矩形領域Ｂをオーバーラップさせて処理を行う。つまり、矩形領域Ａおよび矩形領域ＢにおけるＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像の矩形領域の位置合わせ処理を拡大された矩形領域Ａ，拡大された矩形領域Ｂの両方について処理を行っておく。

このように処理された矩形領域Ａおよび拡大された矩形領域Ｂの境界部分では、図２０（ｂ）に示すような加重加算係数ｗａ（ｘ，ｙ），ｗｂ（ｘ，ｙ）をかけて加重加算処理を行う。この加重加算係数ｗａ（ｘ，ｙ），ｗｂ（ｘ，ｙ）の和は、以下の数式に示すように常に“１”で一定とする。
ｗａ（ｘ，ｙ）＋ｗｂ（ｘ，ｙ）＝１
この加重加算係数ｗａ（ｘ，ｙ），ｗｂ（ｘ，ｙ）を８つの分割された矩形領域に同様に加重加算処理を行うことで、位置合わせされたＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像は連続的に滑らかに接合される。また、図２０（ｂ）においては線型の加重加算係数を用いているが、より滑らかに変化する多次多項式の加重加算係数でも良い。

（実施形態４）
実施形態４においては、Ｘ線管電圧情報の断層像、デュアルエネルギー撮影の断層像、または複数のＸ線管電圧の断層像の三次元表示またはＭＰＲ表示において断層像平面方向のずれ、すなわちｘｙ平面のずれの最適化を示す実施形態である。すなわちｘｙ平面のずれが検出されたら、複数のＸ線管電圧の断層像のずれ補正を行って、デュアルエネルギー撮影の断層像の画質の最適化、三次元表示画像・ＭＰＲ表示画像の画質の最適化を行う実施形態を示す。

特にコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンによって、低いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｌｏｗと高いＸ線管電圧の断層像ＣＳＩ−Ｈｉｇｈとが撮影されている場合は、各ｚ方向座標位置ごとにおいてコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンのｘｙ平面内の断層像の位置がずれてしまう場合がある。この時には有効な断層像位置合わせ補正および位置ずれアーチファクトを少なくしたデュアルエネルギー撮影方法となる。

図２１は、コンベンショナルスキャンまたはシネスキャンのｘｙ平面内の断層像の位置ずれを説明する図である。
例えば図２１（ａ）に示すように、ｚ方向座標（ｚ０，ｚ１）の範囲、（ｚ１，ｚ２）の範囲、(ｚ２，ｚ３)の範囲３回のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンを行った場合に、各々のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの間でｘｙ平面の位置がずれ、ｚ方向に断層像が連続でなくなってしまう場合がある。また、デュアルエネルギー撮影の場合に、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像のｘｙ平面内の位置と、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像のｘｙ平面内の位置がずれてしまう場合がある。

例えば第１のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンで撮影された断層像は３２枚でＩｍｇ０(ｘ，ｙ)〜Ｉｍｇ３１（ｘ，ｙ）とする。また、第２のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンで撮影された断層像も３２枚でＩｍｇ３２(ｘ，ｙ)〜Ｉｍｇ６３（ｘ，ｙ）とする。また、第３のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンで撮影された断層像も３２枚でＩｍｇ６４(ｘ，ｙ)〜Ｉｍｇ９５（ｘ，ｙ）とする。
この時に、各ｚ方向座標位置におけるコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの中心位置を以下に定めると、ｚ方向に同一の形をした物であっても、各々のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンで撮影された断層像の中心位置はずれてしまう。

これをｘｙ平面方向で再投影表示して見ると図２１（ｂ）のようになる。ｚ方向座標位置（ｚ０，ｚ１）の範囲の第１のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像Ｉｍｇ０（ｘ，ｙ）〜Ｉｍｇ３１（ｘ，ｙ）の中心座標位置を（ｘｃ１，ｙｃ１）とし、ｚ方向座標位置（ｚ１，ｚ２）の範囲の第２のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像Ｉｍｇ３２（ｘ，ｙ）〜Ｉｍｇ６３（ｘ，ｙ）の中心座標位置を（ｘｃ２，ｙｃ２）とし、ｚ方向座標位置（ｚ２，ｚ３）の範囲の第３のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像Ｉｍｇ６４（ｘ，ｙ）〜Ｉｍｇ９５（ｘ，ｙ）の中心座標位置を（ｘｃ３，ｙｃ３）とする。

各々の（ｘｃ１，ｙｃ１），（ｘｃ２，ｙｃ２），（ｘｃ３，ｙｃ３）は、以下の（数式１６）のようになる。ただし、断層像の画像マトリクスサイズはＮ×Ｎ画素とする。
…（数式１６）

ｚ方向に同一の形をした被検体の場合、もしくはほぼ同一の形をした被検体の場合には、第１のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像の中心位置に、第２，第３のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像の中心位置を合わせる。つまり、第１のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像は動かさず、第２のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像をベクトル（ｘｃ１−ｘｃ２，ｙｃ１−ｙｃ２）に合わせてずらす。また、第３のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像をベクトル（ｘｃ１−ｘｃ３，ｙｃ１−ｙｃ３）に合わせてずらす。このように、ｚ方向座標位置ごとのコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンにおいて、ｘｙ平面内の断層像の位置がずれたものを上記のような断層像位置合わせ補正により位置合わせが行える。また、ｚ方向に形状の変化の大きい部位を撮影する場合もしくはｚ方向に形状の変化の大きい被検体を撮影する場合には、各ｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンのｚ方向の境界における断層像間のズレをなくすように位置補正を行う位置補正方法もある。

図２２は、ｚ方向の境界における断層像間のズレをなくす位置補正を説明するための図であり、（ａ）は、そのｘｚ平面ＭＰＲ像を示す図である。（ｂ）は、ｙｚ平面ＭＰＲ像を示す図である。
例えば図２２（ａ）、図２２（ｂ）に示すように、ｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンで撮影された断層像は３２枚でＩｍｇ０(ｘ，ｙ)〜Ｉｍｇ３１（ｘ，ｙ）とする。また、第２のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンで撮影された断層像も３２枚でＩｍｇ３２(ｘ，ｙ)〜Ｉｍｇ６３（ｘ，ｙ）とする。また、第３のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンで撮影された断層像も３２枚でＩｍｇ６４(ｘ，ｙ)〜Ｉｍｇ９５（ｘ，ｙ）とする。

この場合に、第１のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像と、第２のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像との位置合わせを行うには、第１のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの境界部の断層像のＩｍｇ３１と、第２のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの境界部の断層像のＩｍｇ３２とで位置合わせを行う。第２のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像と、第３のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像との位置合わせを行うには、第２のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの境界部の断層像のＩｍｇ６３と、第３のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの境界部の断層像のＩｍｇ６４とで位置合わせを行えば良い。この位置合わせを行うのにＭＰＲ像を用いる方法を次に示す。

図２２（ａ）に示すように、ｘｚ平面のＭＰＲ像で特にｙ＝ｙｃ１の場合のＭＰＲ像において、断層像Ｉｍｇ３１（ｘ，ｙ）の被検体の境界のｘ座標をｘ１ｓ，ｘ１eとする。また、断層像Ｉｍｇ３２（ｘ，ｙ）の被検体の境界のｘ座標をｘ２ｓ，ｘ２eとした場合に、断層像Ｉｍｇ３２（ｘ，ｙ）、および第２のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像を以下の（数式１７）の分だけｘ方向にずらす。
…（数式１７）

また同様に図２２（ａ）に示すように、ｘｚ平面のＭＰＲ像で特にｙ＝ｙｃ２の場合のＭＰＲ像において、断層像Ｉｍｇ６３（ｘ，ｙ）の被検体の境界のｘ座標をｘ２ｓ，ｘ２eとする。また、断層像Ｉｍｇ６４（ｘ，ｙ）の被検体の境界のｘ座標をｘ３ｓ，ｘ３eとした場合に、断層像Ｉｍｇ６４（ｘ，ｙ）、および第３のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像を以下の（数式１８）の分だけｘ方向にずらす。
…（数式１８）

同様に図２２（ｂ）に示すように、ｙｚ平面のＭＰＲ像で特にｘ＝ｘｃ１の場合のＭＰＲ像において、断層像Ｉｍｇ３１（ｘ，ｙ）の被検体の境界のｙ座標をｙ１ｓ，ｙ１eとする。また、断層像Ｉｍｇ３２（ｘ，ｙ）の被検体の境界のｙ座標をｙ２ｓ，ｙ２eとした場合に、断層像Ｉｍｇ３２（ｘ，ｙ）、および第２のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像を以下の（数式１９）の分だけｙ方向にずらす。
…（数式１９）

また同様に図２２（ｂ）に示すように、ｙｚ平面のＭＰＲ像で特にｘ＝ｘｃ２の場合のＭＰＲ像において、断層像Ｉｍｇ６３（ｘ，ｙ）の被検体の境界のｙ座標をｙ２ｓ，ｙ２eとする。また、断層像Ｉｍｇ６４（ｘ，ｙ）の被検体の境界のｙ座標をｙ３ｓ，ｙ３eとした場合に、断層像Ｉｍｇ６４（ｘ，ｙ）、および第３のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像を以下の（数式２０）の分だけｙ方向にずらす。
…（数式２０）
以上のようにして、第１のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像のｘｙ平面の位置に合わせて、第２、第３のｚ方向座標位置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの断層像のｘｙ平面の位置を位置ずらし補正が行える。

図２３は、ｘｙ平面のずれを補正したデュアルエネルギー撮影の処理を示したフローチャートである。
ステップＤ１１では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像の撮影を行う。
ステップＤ１２では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の撮影を行う。
ステップＤ１３では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像の画像再構成を行う。
ステップＤ１４では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像の三次元表示・ＭＰＲ表示を行う。
ステップＤ１５では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像のｘｙ平面方向のずれはないかを判断し、ＹＥＳであればステップＤ１６へ行き、ＮＯであればステップＤ２２へ行く。
ステップＤ１６では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の画像再構成を行う。
ステップＤ１７では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の三次元表示・ＭＰＲ表示を行う。
ステップＤ１８では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像のｘｙ平面方向のずれはないかを判断し、ＹＥＳであればステップＤ１９へ行き、ＮＯであればステップＤ２４へ行く。
ステップＤ１９では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像のｘｙ平面方向のずれはないかを判断し、ＹＥＳであればステップＤ２０へ行き、ＮＯであればステップＤ２６へ行く。
ステップＤ２０では、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像との加重加算処理により、デュアルエネルギー撮影の断層像を画像再構成する。
ステップＤ２１では、デュアルエネルギー撮影の断層像または三次元表示画像・ＭＰＲ表示画像を表示する。
ステップＤ２２では、ｘｙ方向のずれ量を求める。
ステップＤ２３では、ずれ量を反映した画像再構成変数を求め、ステップＤ１３へ戻る。
ステップＤ２４では、ｘｙ方向のずれ量を求める。
ステップＤ２５では、ずれ量を反映した画像再構成変数を求め、ステップＤ１６へ戻る。
ステップＤ２６では、ｘｙ方向のずれ量を求める。
ステップＤ２７では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像をずらす画像再構成変数を求め、 ステップＤ１６へ戻る。

以上のような処理により、断層像のｘｙ平面内のずれがあるか否かをステップＤ１５，ステップＤ１８，ステップＤ１９において調べ、上記のようにｘｙ方向のずれ量を ステップＤ２２，ステップＤ２４，ステップＤ２６において求める。
これらのずれ量をステップＤ２３，ステップＤ２５，ステップＤ２７のように画像再構成処理の画像再構成変数の変更でずらして位置ずらし補正を行っても良いし、または断層像平面の位置ずらし処理を行っても良い。

以上のＸ線ＣＴ装置１００において、本発明のＸ線ＣＴ装置、またはＸ線ＣＴ画像再構成方法によれば、デュアルエネルギー撮影の断層像の空間分解能、画像ノイズを最適化するＸ線ＣＴ装置を実現できる効果がある。なお、いずれの画像再構成方法においても加重加算処理の加重加算係数は強調したい原子、消去したい原子に応じて、各々の原子の複数のＸ線管電圧におけるＸ線吸収係数により定まる。

上記実施形態では、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線管電圧値でも同様の効果を出すことができる。また、本実施形態では、抽出したい原子、強調したい原子として骨や石灰化部分のカルシウム、造影剤に含まれるヨウ素を用いているが、他の原子を抽出したり、強調したりする場合でも同様の効果を出すことができる。なお、本実施形態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。または二次元画像再構成でも良い。

また、上記実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線自動露出機構を用いていない場合について記載しているが、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線自動露出機構を用いた場合についても同様に効果を出すことができる。つまり、スカウト像より各ｚ方向座標位置の被検体のプロファイル面積および楕円率などの幾何学的特徴量を求め、そのｚ方向におけるプロファイル面積および楕円率などの変化により、各ｚ方向座標位置のＸ線管電流を調整し、各ｚ方向座標位置における断層像の画像ノイズを一定する。これをＸ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像の各々に対して各々のＸ線管電圧に目標となる画像ノイズ指標値を定めることで、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像もＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像も各ｚ方向座標位置において一定の画像ノイズになる。このため、これらのＸ線管電圧８０ｋＶの断層像とＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像の加重加算処理により画像再構成されるデュアルエネルギー撮影の断層像もｚ方向に一定の画像ノイズにすることができる。

上記実施形態は、走査ガントリ２０が傾斜していない場合について記載しているが、走査ガントリ２０が傾斜した、いわゆるチルト・スキャンの場合でも同様な効果を出すことができる。また、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、上記実施形態では、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、一列の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。なお、本実施形態においては、撮影テーブル１０のクレードル１２をｚ方向に動かすことにより、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を実現している。また、コンベンショナルスキャンまたはシネスキャンの各ｚ方向スキャン位置の間の移動を実現している。しかし、走査ガントリ２０または走査ガントリ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、上記実施形態では、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前処理された、またはビームハードニング補正された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している。これには、様々なｚ方向フィルタ係数が考えられるが、いずれにおいても同様の効果を出すことができる。

本実施形態では、医用Ｘ線ＣＴ装置を元について記載されているが、産業用Ｘ線ＣＴ装置、または、他の装置と組合わせたＸ線ＣＴ−ＰＥＴ装置，Ｘ線ＣＴ−ＳＰＥＣＴ装置などにおいても利用できる。

本発明の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置１００を示すブロック図である。 本実施形態のＸ線ＣＴ装置についての動作の概要を示すフローチャートである。 三次元逆投影処理の詳細を示すフローチャートである。 画像空間におけるＸ線吸収係数のＸ線管電圧依存情報の断層像の求め方を示す図である。 投影データ空間におけるＸ線吸収係数のＸ線管電圧依存情報の断層像の求め方を示す図である。 （ａ）および（ｂ）は、連続したスキャンでＸ線管電圧を切換える例である。（ｃ）は、ビューごとにＸ線管電圧を切換える例である。（ｄ）は、データ収集セグメントごとにＸ線管電圧を切換える例である。 奇数・偶数ビューでＸ線管電圧を変えた場合の画像再構成の概要を示したフローチャートである。 （ａ）は、差画像の画像ノイズを示す図であり、（ｂ）は、Ｘ線吸収係数のＸ線管電圧依存性を示す図である。 低いＸ線管電圧の各Ｘ線管電流値と高いＸ線管電圧の各Ｘ線管電流値との関係を示したグラフである。 低いＸ線管電圧の断層像と高いＸ線管電圧の断層像との画像再構成条件に対してフィードバックをかけるデュアルエネルギー撮影の概要を示す図である。 低いＸ線管電圧の断層像と高いＸ線管電圧の断層像との画像再構成条件をフィードバックして変更するデュアルエネルギー撮影の断層像の画像再構成方法のフローチャートである。 画像再構成マトリクス数によるＸ線ビーム開口幅の制御を示す。 指定された画質の指標値に基づいたデュアルエネルギー撮影の断層像画像再構成のフローチャートである。 （ａ）は、各撮影条件における被曝線量を示す図である。（ｂ）は、デュアルエネルギー撮影の断層像の目標の画質指標値より各Ｘ線管電圧のＸ線管電流を定めるフローチャートである。 指定された画質の指標値に基づいたデュアルエネルギー撮影の断層像画像再構成のフローチャートである。 図１５Ａに続く、フローチャートである。 分割された外接矩形ＳＲの領域ごとに位置合わせを行う処理の概要を示す図である。 断層像の位置合わせを行ったデュアルエネルギー撮影の画像再構成のフローチャートである。 被検体の外接矩形ＳＲの８分割した領域を求める処理のフローチャートである。 二次元相関演算による位置合わせの処理の概要を示す図である。 （ａ）は、オーバーラップさせた外接矩形ＳＲの領域を示す図である。（ｂ）は、オーバーラップ各扇形領域における加重加算係数を示す図である。 （ａ）は、コンベンショナルスキャンまたはシネスキャンにおいてｘｙ平面内でずれた断層像の三次元表示を示す図である。（ｂ）は、コンベンショナルスキャンまたはシネスキャンにおいてｘｙ平面内でずれた断層像をｘｙ平面で再投影した表示を示す図である。 （ａ）は、ｘｚ平面ＭＰＲ像を示す図である。（ｂ）は、ｙｚ平面ＭＰＲ像を示す図である。 ｘｙ平面のずれを補正したデュアルエネルギー撮影の処理のフローシャートである。

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
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線コントローラ
２３ … コリメータ
２４ … 多列Ｘ線検出器または二次元Ｘ線エリア検出器
２５ … データ収集装置（ＤＡＳ）
２６ … 回転部コントローラ
２８ … ビーム形成Ｘ線フィルタ
２９ … 制御コントローラ
３０ … スリップリング
３１ … 前処理部
３３ … ビームハードニング処理部
３４ … 画像再構成部
３５ … デュアルエネルギー像再構成部
３７ … 調整部
Ｒ … 投影データ
ＣＳＩ … 断層像
Ｍ−ＣＳＩ … デュアルエネルギー像

Claims (5)

1. 第一エネルギースペクトルを有するＸ線と、前記第一エネルギースペクトルとは異なる第二エネルギースペクトルを有するＸ線とを被検体に照射するＸ線管と、
   
   前記被検体に照射された前記第一エネルギースペクトルのＸ線投影データと前記第二エネルギースペクトルのＸ線投影データとを収集するＸ線データ収集部と、
   
   前記第一エネルギースペクトルのＸ線投影データと前記第二エネルギースペクトルのＸ線投影データとに基づいて、第一断層像および第二断層像を画像再構成し、前記第一断層像と前記第二断層像とに基づいて、原子の分布に関連したＸ線吸収係数におけるＸ線管電圧依存情報の断層像を画像再構成するデュアルエネルギー像再構成手段と
   
   を備え、
   前記デュアルエネルギー像再構成手段は、所望の画像ノイズの前記原子の分布に関連したＸ線吸収係数におけるＸ線管電圧依存情報の断層像を得るための前記第一断層像及び前記第二断層像の画像ノイズの調整のために選定された、前記第一断層像の画像再構成に用いる第一の画像再構成関数と、前記第二断層像の画像再構成の際に使用する第一の画像再構成関数とは異なる第二の画像再構成関数とを用いて、前記第一断層像および前記第二断層像をそれぞれ画像再構成するものであり、
   
   前記第一断層像の画像再構成に用いる第一の画像再構成関数と、前記第二断層像の画像再構成の際に使用する第一の画像再構成関数は、前記第一断層像と前記第二断層像の画像ノイズがほぼ等しくなるように選定されたものであることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
   
2. 前記デュアルエネルギー像再構成手段は、前記第一断層像に第一加重加算係数を乗じ、前記第二断層像に負数の第二加重加算係数を乗じ、それぞれを加重加算処理することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
3. 前記第一断層像の画像再構成に用いる第一の画像再構成関数と、前記第二断層像の画像再構成の際に使用する第一の画像再構成関数は、前記第一加重加算係数と前記第二加重加算係数との関係に応じて選定されたものであることを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
4. 前記Ｘ線管電圧依存情報の断層像において位置ずれアーチファクトが見られた場合に、前記第一断層像と前記第二断層像とを位置合わせして画像再構成を再度行うことを特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
5. 前記Ｘ線管電圧依存情報の断層像において前記被検体の体軸方向の表示または三次元表示を行った時に断層像平面内にずれを生じていた場合に、前記第一断層像と前記第二断層像とを位置合わせして画像再構成を再度行うことを特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。