JP5974059B2

JP5974059B2 - 医療用ｘ線測定装置及び方法

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Inventors: 宮本　高敬; 高敬宮本; 龍太郎足立; 光久実政
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Description

本発明は、医療用Ｘ線測定装置及び方法に関し、特に、Ｘ線ビームを走査しながら、高エネルギーＸ線照射と低エネルギーＸ線照射とを交互に繰り返す装置及び方法に関する。

医療用Ｘ線測定装置として、Ｘ線組織診断装置、Ｘ線撮影装置、Ｘ線ＣＴ装置等が知られている。以下においては、Ｘ線組織診断装置の一種である骨密度測定装置をとりあげ、それについて説明する。

骨密度測定装置は、一般に、二重エネルギーＸ線吸収法（ＤＥＸＡ法）に基づいて被検体内の骨について骨密度を測定及び演算する装置である（特許文献１及び特許文献２を参照）。骨密度測定装置においては、例えば、ペンシルビーム状のＸ線が機械的に２次元走査され、それとともに被検体を透過したＸ線が検出される。より詳しくは、ビーム走査を行いながら、低エネルギーＸ線及び高エネルギーＸ線が交互に照射され、これにより、機械走査方向に交互に並んだ低エネルギー検出値（以下「Ｌ検出値」という。）及び高エネルギー検出値（以下「Ｈ検出値」という。）が取得される。実際には、個々の検出値は入射強度と出射強度の比に相当する。なお、入射強度を測る際には、被検体ではなく空気層に対してＸ線が照射される。

従来の骨密度測定装置においては、複数のＬ検出値及び複数のＨ検出値からなる２次元検出値アレイに対して、２次元画素アレイが固定的に設定されている。画素アレイを構成する各画素は、先に取得されたＬ検出値及び後に取得されたＨ検出値からなり、あるいは、先に取得されたＨ検出値及び後に取得されたＬ検出値からなる。画素単位で、それを構成するＬ検出値及びＨ検出値に基づいて、骨密度（単位面積当たりの骨塩量）が演算される。従来、骨密度測定装置の中には、２次元の広がりを有するファンビームや３次元の広がりを有するコーンビームを照射する装置もある。

従来の骨密度測定装置においては、上記のように、各画素は、先に取得されたＬ検出値（又はＨ検出値）及び後に取得されたＨ検出値（又はＬ検出値）により構成される。個々の画素内において、２つの検出値の取得座標は、厳密には、互いに一致していない。機械走査速度やエネルギー切替周期にも依るが、それらの座標間に一定の差がある。

特許第４９８０８６２号公報特開２０１２−１９２１１８号公報

従来、画素値の演算の基礎をなす２種類の検出値のそれぞれの取得位置（照射位置）は相違している。よって、後に詳述するように、組織厚が増大している箇所と減少している箇所とで測定条件が異なってしまうという問題がある。

本発明の目的は、生体組織の厚みが走査方向に増大している場合と減少している場合とで演算条件にできるだけ差が生じないようにすることにある。

本発明に係る医療用Ｘ線測定装置は、Ｘ線ビームの走査を行いながら、被検体に対して第１エネルギーＸ線の照射及び第２エネルギーＸ線の照射を交互に繰り返すことにより、走査方向に交互に並んだ第１エネルギー検出値及び第２エネルギー検出値からなる検出値列を取得する測定部と、前記検出値列に基づいて複数の画素値を演算する演算部と、を含み、前記演算部は、画素ごとに、当該画素に対応する第１エネルギー検出値と、当該第１エネルギー検出値の両隣に存在する２つの第２エネルギー検出値と、に基づいて画素値を演算する第１の演算部を含む。

従来のように１つの第１エネルギー検出値と１つの第２エネルギー検出値とに基づいて画素値を演算すると、組織の厚みが増加している場合と減少している場合とで測定条件が異なってしまう問題が生じるが、上記構成によれば、２つの第２エネルギー検出値が考慮されるので、上記問題を解消又は軽減できる。望ましくは、奇数個の第１エネルギー検出値と、偶数個の第２エネルギー検出値と、に基づいて画素値が演算される。特に望ましくは、１つの第１エネルギー検出値と、その両隣の２つの第２エネルギー検出値に基づく第２エネルギー補間値と、に基づいて画素値が演算される。その場合、第２エネルギー補間値は、２つの第２エネルギー検出値の間に、特に望ましくは第１エネルギー検出値と同じ位置に、存在するとみなせるような値を有するものである。複数の検出値列に対応する複数の画素値列のマッピングにより二次元画像が構成される。望ましくは、個々の検出値は二重エネルギーＸ線吸収法に従った値を有し、具体的には、入射強度と出射強度の比を表すものである。

望ましくは、前記第１の演算部は、前記２つの第２エネルギー検出値に基づいて前記第２エネルギー補間値を演算する補間演算器と、前記第１エネルギー検出値と前記第２エネルギー補間値とに基づいて前記画素値を演算する画素値演算器と、を含む。補間演算器は、複数の第２エネルギー検出値から第２エネルギー補間値を演算するものであり、その場合には、単純相乗平均、重み付け相乗平均等の手法を採用できる。個々の検出値が対数値であれば、加算平均、重み付け加算平均等の手法を採用するのが望ましい。

望ましくは、前記複数の画素値をマッピングすることにより画像を形成する手段であって、前記画素値演算器により演算された画素値をそれに対応する第１エネルギー検出値の取得位置にマッピングする画像形成部を含む。すなわち、補間法が適用される場合、望ましくは、画素値が第１エネルギー検出値の取得位置にマッピングされる。一方、非補間法が適用される場合、望ましくは、従来同様に、画素値が第１エネルギー検出値の取得位置と第２エネルギー検出値の取得位置の中間位置にマッピングされる。

望ましくは、前記第１エネルギーＸ線及び前記第２エネルギーＸ線の内の一方が低エネルギーＸ線であり、前記第１エネルギーＸ線及び前記第２エネルギーＸ線の内の他方が高エネルギーＸ線である。

望ましくは、前記演算部は、更に、画素ごとに、当該画素に対応する第１エネルギー検出値と、当該第１エネルギー検出値の一方側に隣接する第２エネルギー検出値と、に基づいて画素値を演算する第２の演算部と、前記第１の演算部と前記第２の演算部とを選択的に機能させる選択部と、を含む。例えば、組織エッジ部位においては、第２の演算部の動作を選択し、組織中においては、第１の演算部の動作を選択するようにしてもよい。

本発明によれば、生体組織の厚みが走査方向に増大している場合と減少している場合とで演算条件にできるだけ差が生じないようにできる。

本発明の係る骨密度測定装置の好適な実施形態を示す図である。二次元検出値アレイを示す図である。走査方向に沿った一次元検出値列を示す図である。組織厚が増加している場合における非補間型画素値演算法の適用例を示す図である。組織厚が減少している場合における非補間型画素値演算法の適用例を示す図である。組織厚が増加している場合における補間型画素値演算法の第１適用例を示す図である。組織厚が減少している場合における補間型画素値演算法の第１適用例を示す図である。組織厚が増加している場合における補間型画素値演算法の第２適用例を示す図である。組織厚が減少している場合における補間型画素値演算法の第２適用例を示す図である。補間型画素値演算法の第１例を示す図である。補間型画素値演算法の第２例を示す図である。体脂肪率演算への適用例を示す図である。重み付け補間型画素値演算法を示す図である。

以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。

図１には、骨密度測定装置の構成例が概念図として示されている。骨密度測定装置は医療用Ｘ線測定装置であり、被検体に対してＸ線を照射することにより骨密度画像を形成する装置である。骨密度は一般に単位面積当たりの骨塩量である。本実施形態においては、ＤＥＸＡ法に基づいて骨密度が測定及び演算されている。骨密度に代えて体脂肪率その他が演算されてもよい。

図１において、骨密度測定装置は、大別して、測定ユニット１０及び演算制御ユニット１２からなる。測定ユニット１０は、例えば、Ｘ線管理区域内に設置される。演算制御ユニット１２は、例えば、情報処理装置により構成される。

最初に、測定ユニット１０について説明する。図１に示すように、撮影台１４の天板１４Ａ上に被検体１６が載せられている。被検体１６は、測定対象となる骨１６Ａを有している。その骨１６Ａは、例えば、腰椎、大腿骨等である。測定ユニット１０は、下部１８と上部２０とを有している。下部１８について説明すると、天板１４Ａの下方には発生器２４が水平運動可能に設けられている。発生器２４はＸ線を発生するＸ線発生管２６を有している。発生器２４の上側には、図１に示す例において、フィルタユニット２８が設けられている。フィルタユニット２８と共にシャッタユニットが設けられてもよい。Ｘ線発生管２６に対しては高電圧源３０から電圧が供給されている。具体的には、Ｘ線発生管２６に対して、制御信号３１に従ったタイミングで、低電圧Ｌ及び高電圧Ｈが交互に印加されている。これによって、Ｘ線発生管２６において、低エネルギーＸ線及び高エネルギーＸ線が交互に生じる。図示されていないコリメータ及びフィルタユニット２８の作用により、図１に示す構成例において、２次元ビームとしてのファンビーム３２が形成されている。図示のファンビーム３２は、下方から上方へ広がるビームであり、すなわち面状のビームである。フィルタユニット２８は、回転駆動されるフィルタ板を備え、そのフィルタ板は低エネルギーＸ線用フィルタ部材及び高エネルギーＸ線用フィルタ部材を備えている。Ｘ線の種類に応じて、それに対応する適切なフィルタがＸ線通過経路上に挿入される。フィルタユニット２８は後述する制御部４４によって制御されている。

下部１８は走査機構２２を有している。その動作は制御部４４によって制御されている。本実施形態においては、発生器２４を含む下部可動体と、後述する検出器３４を含む上部可動体とがともにＸ方向すなわち図１において紙面垂直方向に機械的に走査されている。そのような機械的走査は走査機構２２によって行われている。ファンビーム３２をＸ方向に走査することにより、三角柱状の照射領域が形成される。ちなみに、Ｙ方向はファンビームの広がり方向であり、Ｚ方向はＸ線の照射方向、より詳しくはファンビーム中心線が向く方向である。Ｘ線発生を上部で行い、Ｘ線検出を下部で行うようにしてもよい。

上部２０について説明すると、上部２０は検出器３４を有している。検出器３４は、ファンビーム３２の広がり方向つまりＹ方向に沿って設けられた複数の検出セル（センサ）を有する。各検出セルは個別的にＸ線の検出を行うものである。例えば約５００個の検出セルが１次元配列されている。よって、それらによってＹ方向すなわちファンビームの広がり方向に並んだ複数の検出値からなる検出値列が取得される。Ｘ方向の各位置においてＸ線の照射を順次行うことにより、Ｘ方向の各位置において検出値列が取得される。ただし、上述したように低エネルギーＸ線及び高エネルギーＸ線が交互に照射されるため、低エネルギーＸ線検出値列（Ｌ検出値列）及び高エネルギーＸ線検出値列（Ｈ検出値列）が交互に取得されることになる。

ファンビーム３２のＸ方向の機械走査に伴い、検出器３４もＸ方向に機械走査される。ファンビームに代えてペンシルビームを利用することも可能である。この場合においてはペンシルビームが２次元的にジグザグスキャンされる。また、幅の狭いファンビームを２次元的にジグザグスキャンさせるようにしてもよい。

なお、図１に示す構成例においては、撮影台１４と下部１８は互いに別体に構成されている。ただし、それらを一体化するようにしてもよい。

次に、演算制御ユニット１２について説明する。演算制御ユニット１２は情報処理装置、例えばパーソナルコンピュータにより構成される。演算制御ユニット１２は、測定ユニット１０の制御を行うと共に、測定ユニット１０によって取得されたデータを処理するものである。演算制御ユニット１２が実行する各処理は図１に示す構成例においてソフトウェアの機能として実現されている。図１においては、各処理がブロックとして示されている。

データメモリ３６には、複数の検出値列が格納される。それらによって２次元検出値アレイが構成される。２次元検出値アレイは、Ｘ方向に沿って交互に配置された複数のＬ検出値列と複数のＨ検出値列とからなる。９０度見方を変えると、２次元検出値アレイにおいて、Ｙ方向に沿って並んだ複数の検出値列を観念し得る。その場合における個々の検出値列は、Ｘ方向に並んだ複数の検出値からなり、具体的には、Ｘ方向に交互に配置された複数のＬ検出値及び複数のＨ検出値からなるものである。そのような検出値列に対して複数の画素が定義される。検出値列及び画素列については後に詳述する。

骨密度演算部３８は、２次元画素アレイを構成する画素毎に、画素値としての骨密度を演算するモジュールである。本実施形態では、骨密度演算部３８は、補間法と非補間法の中から選択された方法に従って画素値を演算する。補間法が選択された場合、補間演算器４０が機能する。つまり、１つの第１エネルギー検出値（低エネルギー検出値（Ｌ検出値）又は高エネルギー検出値（Ｈ検出値）の内の一方）と、それに隣接する前後の（又は左右の）２つの第２エネルギー検出値（Ｌ検出値又はＨ検出値の内の他方）に基づく補間値（第２エネルギー補間値）と、に基づいて、ＤＥＸＡ法に従って骨密度が演算される。非補間法が選択された場合、従来同様の画素値演算が実行される。つまり、１つの第１エネルギー検出値（Ｌ検出値又はＨ検出値の内の一方）と、その後に隣接する１つの第２エネルギー検出値（Ｌ検出値又はＨ検出値の内の他方）と、に基づいて、ＤＥＸＡ法に従って骨密度が演算される。例えば、エッジ部においては、非補間法を選択し、それ以外のエリアでは、補間法を選択するようにしてもよい。エッジ部か否かは二次元検出値アレイの解析により特定可能である。

なお、本実施形態においては、上述したようにＤＥＸＡ法に従って骨密度が演算されている。当該方式を実現するために、個々の照射位置ごとに、被検体を挿入しない状態において測定された値（入射強度）と、被検体を挿入した状態において測定された値（出射強度）と、が取得され、それらの比をもって検出値が構成される。

骨密度は、Ｒ_Ｌ−α・Ｒ_Ｈに比例する値として計算される。ここで、Ｒ_Ｌ=ln（Ｉ_ＯＬ／Ｉ_Ｌ） , Ｒ_Ｈ=ln（Ｉ_ＯＨ／Ｉ_Ｈ) , α= Ｒ_Ｌ／Ｒ_Ｈである。但し、各値は以下のとおりである。αは軟組織領域（骨領域以外）で計測される係数である。

Ｉ_ＯＬ：低エネルギーＸ線の入射強度

Ｉ_ＯＨ：高エネルギーＸ線の入射強度

Ｉ_Ｌ：骨と軟部組織が存在する領域での低エネルギーＸ線の出射強度

Ｉ_Ｈ：骨と軟部組織が存在する領域での高エネルギーＸ線の出射強度

上述したＬ検出値及びＨ検出値は例えばＲ_Ｌ及びＲ_Ｈである。それらの演算が骨密度演算部３８で実行されてもよい。

図１において、制御部４４は骨密度測定の制御を実行するモジュールである。また、制御部４４は、演算範囲（関心領域）内で平均骨密度の演算を行う機能、等を有している。ちなみに、演算範囲は骨密度演算部３８又は制御部４４により設定される。入力部４６は検査者において操作されるものである。表示部４８は骨密度画像等が表示されるディスプレイである。

図２には二次元検出値アレイ５０が示されている。この検出値アレイ５０は、Ｙ方向に広がったＸ線ビーム５４をＸ方向に走査することにより形成されるものである。Ｘ線ビーム５４の走査に際しては、符号５２で示されるように印加電圧が切り替えられる。すなわち、低電圧Ｌ及び高電圧Ｈが交互に設定される。これに伴って、Ｌが検出値列５６とＨ検出値列５８とが交互に取得される。検出値アレイ５０は複数のＬ検出値列５６と複数のＨ検出値列５８とからなるものである。それぞれの検出値列５６，５８はＹ方向に並んだ複数の検出値からなる。非補間法すなわち従来法が適用される場合、図２において示されるように、１つのＬ検出値とそれに隣り合う１つのＨ検出値により１つの画素６０が構成される。その画素の画素値はＬ検出値とＨ検出値の中間位置にマッピングされることになる。つまりそのような位置を画素中心として画素値がマッピングされる。しかしながら、非補間法によると、組織厚が単調増加している場合と単調減少している場合とで演算条件が異なってしまうという問題が生じる。これについて以下に説明する。

図３の（Ａ）には楕円形状をもった組織（例えば骨）６４が示されている。Ｘ線ビーム６６がＸ方向に移動すると、（Ｂ）に示されるように検出値列６８が取得される。それは（Ｃ）に示すようにＸ方向に交互に配列されたＬ検出値７０とＨ検出値７２とからなるものである。符号７０は組織６４の厚みがおよそ増加している区間を示しており、符号７２は組織６４の厚さがおよそ単調減少している区間を示している。

図４には、単調増加区間において取得される検出値列が示されている。（Ａ）にはＸ方向に沿って取得される複数の検出値がグラフとして示されている。（Ｂ）には単調増加区間内における組織７０Ａが示されている。検出値の各取得位置における組織厚が符号８０で示されている。（Ｃ）には検出値列７４が示され、また、１つのＬ検出値と１つのＨ検出値とによって構成される画素が示されている。符号７６はＸ方向に並ぶ画素値列を示している。符号７８ＬはＬ検出値の取得位置を示しており、符号７８ＨはＨ検出値の取得位置を示している。

従来法すなわち非補間法においては、個々の画素において、１つのＬ検出値８２と１つのＨ検出値８４とからなる検出値ペア８６に従って、ＤＥＸＡ法に基づき骨密度が演算されている。各画素の中心はＬ検出値とＨ検出値の中間地点に相当する。

図５においては単調減少区間における画素値列が示されている。なお、上述同様の構成には同一符号を付しその説明を省略する。このことは以下に示す各図においても同様である。

（Ａ）には単調減少区間における画素値列がグラフとして示されている。（Ｂ）には組織が示されており、個々の位置における組織厚が符号８０で示されている。（Ｃ）にはＸ方向に沿った検出値列７４と画素値列７６とが示されている。１つのＬ検出値８８と１つのＨ検出値９０とからなる検出値ペア９２ごとに画素値としての骨密度が演算される。

図４に示した単調増加区間においては、１つの画素に着目すると、Ｌ検出値８２を取得した位置７８Ｌ上における組織厚と、Ｈ検出値８４を取得した位置７８Ｈ上における組織厚とが相互に異なり、前者よりも後者が常に大きい。一方、図５に示した単調減少区間においては、Ｌ検出値を取得した位置７８Ｌ上における組織厚とＨ検出値を取得した位置７８Ｈにおける組織厚とが相互に異なり、前者は後者よりも常に大きくなる。つまり単調増加区間と単調減少区間とでは演算条件が異なってしまう。これは演算結果の誤差要因となり得るものである。Ｘ線エネルギーがＸ線ビームの走査に伴って交互に切り替えられているため、上記のような問題が不可避的に生じてしまう。

そこで、本実施形態においては補間法が採用されている。以下にそれについて詳述する。

図６には単調増加区間における画素値列が示されている。補間法が適用された場合、あるＨ画素値の両隣の２つのＬ検出値が参照され、それらに基づく補間演算によりＬ補間値９８が演算される。そして、そのＬ補間値９８とＨ検出値１００とにより検出値ペア１０２が構成され、その検出値ペア１０２に基づきＤＥＸＡ法に従って骨密度が演算される。そのように演算された骨密度はＸ検出値１００に対応する位置にマッピングされる。符号７６は非補間法においてマッピングされる画素値を示しており、これに対し、符号１０４は補間法が適用された場合における複数の画素を示している。これらの対比から明らかなように、補間法によれば非補間法が適用される場合よりも画素のマッピング位置が半画素ずれることになる。もちろん、符号７６で示されるようにマッピング位置としては従来同様のものを採用してもよい。

図７には、単調減少区間における検出値列が示されている。図示されるように、Ｈ検出値１１２に着目した場合、それに隣接する両隣のＬ検出値１０６，１０８が参照され、それらに基づいてＬ補間値１１０が演算される。そのＬ補間値１１０とＨ検出値１１２とにより検出値ペア１１４が構成される。その検出値ペア１１４に基づいてＤＥＸＡ法に基づき骨密度が演算される。この場合においても、各画素の画素値がＨ検出値の取得位置に対してマッピングされる。すなわち非補間法に従う画素値列７６に対して補間法に従う画素値列１１６は半画素分だけシフトしている。

図６及び図７にはＬ検出値に対する補間処理が示されていたが、それに代えてＨ検出値に対する補間を行うことも可能である。それが図８及び図９に示されている。

図８には単調増加区間における検出値列が示されている。あるＬ検出値１２４に着目すると、その両側にある２つのＨ検出値１１８，１２０が参照され、それらに基づきＨ補間値１２２が演算される。そのＨ補間値１２２とＬ検出値１２４とから検出値ペア１２６が構成され、それに基づき骨密度が演算される。その骨密度はＬ検出値１２４の取得位置に対してマッピングされる。その結果、非補間法に従う画素値列７６に対して、補間法に従う画素列１３０は半画素分だけシフトしている。

図９には単調減少区間における検出値列が示されている。あるＬ検出値１２４に着目するとその両側に存在する２つのＨ検出値１１８，１２０が参照され、それらに基づいてＨ補間値１２２が演算される。そのＨ補間値１２２とＬ検出値１２４とから検出値ペア１２６が検出され、それに基づき骨密度が演算される。この例においても非補間法に従う画素列７６に対して補間法に従う画素列１３０は半画素分だけＸ方向にシフトしている。以上説明した補間法によれば、Ｌ検出値とＨ検出値のうちで一方に着目した場合、その両隣の検出値から補間値が演算されるので、単調増加の場合と単調減少との場合とにおいて演算条件を揃えることが可能となる。すなわち、注目する一方の検出値と同じ位置に、補間処理により生成された他方の検出値を生成することが可能となる。

ただし、組織境界にまたがって上記処理が適用された場合、逆に演算結果に誤差が生じることが考えられるため、エッジ領域については非補間法を適用し、それ以外の部位については補間法を適用するのが望ましい。あるいは、状況に応じて補間法と非補間法とを選択的に適用するのが望ましい。

図１０には、図１に示した骨密度演算部３８の構成例が示されている。この例においてはＨ検出値に対して補間処理が適用されている。検出値列１３２はＨ検出値１３６、Ｌ検出値１４０、Ｈ検出値１３８を有している。なお、Ｌ検出値１４０の求め方が符号１４２で示されており、Ｈ検出値１３８の求め方が符号１４４で示されている。補間演算器４０はＬ検出値１４０の両隣に存在する２つのＨ検出値１３６，１３８に基づいて補間演算を実行し、これにより補間値を演算する。本実施形態においてはそれぞれの検出値が対数値であることを考慮して、単純加算平均が求められている。骨密度演算器１３４は、補間演算器４０で求められたＨ補間値とＬ検出値１４０とに基づき骨密度を演算する。

図１１には、骨密度演算部３８の他の構成例が示されている。検出値列１３２は、Ｌ検出値１４６、Ｈ検出値１５０、Ｌ検出値１４８を有している。Ｈ検出値１５０の求め方が符号１５２で示されており、Ｌ検出値１４８の求め方が符号１５４で示されている。補間演算器４０はＨ検出値１５０の両隣に存在する２つのＬ検出値１４６，１４８に基づいてＬ補間値を演算している。骨密度演算器１３４はＬ補間値とＨ検出値１５０に基づいて骨密度を演算している。

図１２には変形例が示されている。この例においてはＤＥＸＡ法に基づいて体脂肪率が演算されている。具体的には検出値列１３２において、補間演算器４０において、２つのＨ検出値１３６，１３８からＨ補間値が演算され、Ｈ補間値とＬ検出値１４０とに基づき、体脂肪率演算器１５６において体脂肪率が演算されている。

更に図１３には他の変形例が示されている。この例においては、検出値列１３２において、Ｈ検出値１５８、Ｌ検出値１６２、Ｈ検出値１６０、・・・が並んでいるが、ここにおいてＬ検出値１６２とＨ検出値１６０との間が離れている。そこで、重み付け補間演算器１６８においては、Ｌ検出値１６２からＨ検出値１５８，１６０までの距離１６４，１６６が考慮され、重み付け補間演算により、Ｈ補間値が求められている。骨密度演算器１７０は、そのＨ補間値とＬ検出値１６２から骨密度を演算している。
以上の通り、補間法によれば、二種類の検出値の内で、一方について補間処理が適用された上で、２つ密度が演算されるため、組織厚変化があった場合においても、その極性によらずに骨密度を演算できるという利点が得られる。すなわち、体厚の変化方向によって演算条件が異なってしまうという問題を解消できる。また本実施形態によれば、以上のように演算された画素値すなわち骨密度のマッピングに際して、補間処理の中心座標に対してマッピングが行われているため、より忠実なマッピングを行えるという利点が得られる。更に、本実施形態によれば、補間法と非補間法とを切り替え適用できるので、状況に応じた信頼性の高い処理を実現することができる。

１０測定ユニット、１２演算制御ユニット、３２Ｘ線ビーム、３６データメモリ、３８骨密度演算部、４０補間演算器。

Claims

Ｘ線ビームの走査を行いながら、被検体に対して第１エネルギーＸ線の照射及び第２エネルギーＸ線の照射を交互に繰り返すことにより、走査方向に交互に並んだ第１エネルギー検出値及び第２エネルギー検出値からなる検出値列を取得する測定部と、
前記検出値列に基づいて複数の画素値を演算する演算部と、
を含み、
前記演算部は、画素ごとに、当該画素に対応する第１エネルギー検出値と、当該第１エネルギー検出値の両隣に存在する２つの第２エネルギー検出値に基づく第２エネルギー補間値と、に基づいて画素値を演算する第１の演算部を含み、
画素ごとに、前記画素値が前記第１エネルギー検出値の取得位置にマッピングされる、
ことを特徴とする医療用Ｘ線測定装置。
請求項１記載の装置において、
前記第１の演算部は、
前記２つの第２エネルギー検出値に基づいて前記第２エネルギー補間値を演算する補間演算器と、
前記第１エネルギー検出値と前記第２エネルギー補間値とに基づいて前記画素値を演算する画素値演算器と、
を含むことを特徴とする医療用Ｘ線測定装置。
請求項２記載の装置において、
前記複数の画素値をマッピングすることにより画像を形成する手段であって、前記画素値演算器により演算された画素値をそれに対応する第１エネルギー検出値の取得位置にマッピングする画像形成部を含む、
ことを特徴とする医療用Ｘ線測定装置。
請求項１記載の装置において、
前記第１エネルギーＸ線及び前記第２エネルギーＸ線の内の一方が低エネルギーＸ線であり、前記第１エネルギーＸ線及び前記第２エネルギーＸ線の内の他方が高エネルギーＸ線である、
ことを特徴とする医療用Ｘ線測定装置。
Ｘ線ビームの走査を行いながら、被検体に対して第１エネルギーＸ線の照射及び第２エネルギーＸ線の照射を交互に繰り返すことにより、走査方向に交互に並んだ第１エネルギー検出値及び第２エネルギー検出値からなる検出値列を取得する測定部と、
前記検出値列に基づいて複数の画素値を演算する演算部と、
を含み、
前記演算部は、
画素ごとに、当該画素に対応する第１エネルギー検出値と、当該第１エネルギー検出値の両隣に存在する２つの第２エネルギー検出値と、に基づいて画素値を演算する第１の演算部と、
画素ごとに、当該画素に対応する第１エネルギー検出値と、当該第１エネルギー検出値の一方側に隣接する第２エネルギー検出値と、に基づいて画素値を演算する第２の演算部と、
前記第１の演算部と前記第２の演算部とを選択的に機能させる選択部と、
を含む、ことを特徴とする医療用Ｘ線測定装置。
請求項１記載の装置において、
前記画素値は骨密度又は体脂肪率を表す、
ことを特徴とする医療用Ｘ線測定装置。
請求項２記載の装置において、
前記補間演算器は、前記２つの第２エネルギー検出値に基づく単純加算平均演算により前記第２エネルギー補間値を演算する、
ことを特徴とする医療用Ｘ線測定装置。
請求項２記載の装置において、
前記補間演算器は、前記２つの第２エネルギー検出値に基づく重み付け加算平均演算により前記第２エネルギー補間値を演算する、
ことを特徴とする医療用Ｘ線測定装置。
Ｘ線ビームの走査を行いながら、被検体に対して第１エネルギーＸ線の照射及び第２エネルギーＸ線の照射を交互に繰り返すことにより、走査方向に交互に並んだ第１エネルギー検出値及び第２エネルギー検出値からなる検出値列を取得する骨密度測定装置において、前記検出値列に基づいて複数の画素値を演算する方法であって、
画素ごとに、当該画素に対応する第１エネルギー検出値と、当該第１エネルギー検出値の両隣に存在する２つの第２エネルギー検出値に基づく第２エネルギー補間値と、に基づいて画素値を演算する工程と、
前記画素ごとに演算される画素値を前記第１エネルギー検出値の取得位置にマッピングすることにより画像を形成する工程と、
を含むことを特徴とする方法。