JP6261915B2 - Ｘ線ｃｔ装置、画像処理装置、及び画像処理方法 - Google Patents

Description

本発明の一態様としての本実施形態は、デュアルエネルギースキャン又はマルチエネルギースキャンを実行可能なＸ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置、画像処理装置、及び画像処理方法に関する。

Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を透過したＸ線の強度に基づいて、被検体についての情報を画像により提供するものであり、疾病の診断・治療や手術計画等を初めとする多くの医療行為において重要な役割を果たしている。

近年、Ｘ線ＣＴ装置では、デュアルエネルギースキャン（ｄｕａｌ ｅｎｅｒｇｙ ｓｃａｎ）という手法が用いられている。ここでいうデュアルエネルギースキャンとは、２種類の異なる管電圧を用いて被検体を撮影して画像を取得する手法である。デュアルエネルギースキャンを用いたＣＴを、「Ｄｕａｌ Ｅｎｅｒｇｙ ＣＴ」という。

そして、デュアルエネルギースキャンの手法に関連する技術として、下記の非特許文献１及び特許文献１が知られている。これらによると、デュアルエネルギースキャンの手法を用いたＸ線ＣＴ装置は、２種類の異なる管電圧により得られた情報に基づいて物質の分離を行い、その上で、単色Ｘ線画像や密度画像、実効原子番号画像、アーチファクトが除去（低減）されるなどのような様々な画像を取得することができる。なお、この場合において用いられるＸ線は、種々のエネルギーのＸ線を含みかつ特定のエネルギー分布を有する連続スペクトルＸ線である。

特開２００９−２６１９４２号公報

Ｊｏｈｎｓｏｎ ＴＲ． ｅｔ ａｌ．， "Ｍａｔｅｒｉａｌ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｉｏｎ ｂｙ ｄｕａｌ ｅｎｅｒｇｙ ＣＴ： ｉｎｉｔｉａｌ ｅｘｐｅｒｉｅｎｃｅ"， Ｅｕｒ Ｒａｄｉｏｌ （２００７）， １７， １５１０−１５１７

従来の技術においては、デュアルエネルギースキャンの手法により各種の画像が得られる。しかし、撮影の対象範囲には複数の物質が通常含まれると考えられ、被検体の診断部位や物質などにより画像診断における最適なエネルギーが異なるために、候補として考えられるエネルギーの中からいずれかの１つのエネルギーを選択することが困難であるという問題があった。なお、画像診断における最適なエネルギーか否かの判断にあたっては、例えばＣＴ値の差が大きくコントラストがつきやすいことや、骨やアーチファクトの除去が可能であることなどが考慮される。

例えば、Ｘ線ＣＴ装置がデュアルエネルギースキャンの手法により単色Ｘ線画像を生成する場合を想定してみる。撮影の対象範囲に軟組織が含まれており軟組織を画像診断する場合、比較的低いエネルギーのときにはＣＴ値の差が大きくコントラストがつきやすく軟組織の画像診断をしやすいが、比較的高いエネルギーのときにはＣＴ値の差が小さくコントラストがつかず軟組織の画像診断がしにくくなってしまう。そうすると、軟組織を画像診断するという観点からは、単色Ｘ線画像を生成するときの最適なエネルギーとして、比較的低いエネルギーが選択されるべきである。他方、撮影の対象範囲に含まれる骨やアーチファクトを除去するためには、高いエネルギーの方が都合がよい。そうすると、骨やアーチファクトの除去という観点からは、単色Ｘ線画像を生成するときの最適なエネルギーとして、比較的高いエネルギーが選択されるべきである。このような場合、候補として考えられるエネルギーの中からいずれかの１つのエネルギーを選択することが困難となってしまう。

また、別の例として、軟組織を画像診断する場合でメタルアーチファクト（金属を含む人工物に由来するアーチファクト）が生じるときを想定する。上記の通り、軟組織を画像診断するという観点からは、単色Ｘ線画像を生成するときの最適なエネルギーとして、比較的低いエネルギーが選択されるべきである。しかし、比較的高いエネルギーのときメタルアーチファクトが低減することから、メタルアーチファクトの低減という観点からは、単色Ｘ線画像を生成するときの最適なエネルギーとして、比較的高いエネルギーが選択されるべきである。この場合も、同様に、単色Ｘ線画像を生成するときの最適なエネルギーの選択が困難となる。

本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、上述した課題を解決するために、Ｘ線を曝射するＸ線管と、前記Ｘ線管に管電圧を印加する高電圧電源と、複数のＸ線検出素子を有し、前記Ｘ線を検出するＸ線検出器と、スキャンによって被検体が撮影されることで得られる多重エネルギーの再構成前データに基づいて、複数の基準物質にそれぞれ相当する複数の基準物質画像を生成する画像生成手段と、前記複数の基準物質画像に基づいて、前記被検体の撮影範囲内に含まれる複数の物質をそれぞれ判別する判別手段と、前記判別された複数の物質の各物質により定まるエネルギーに関する単色Ｘ線画像を生成する単色Ｘ線画像生成手段前記複数の物質に相当する複数の単色Ｘ線画像を統合し、統合画像を生成する統合画像生成手段と、前記統合画像を表示装置に表示させる表示手段と、を有する。

本実施形態の画像処理装置は、上述した課題を解決するために、スキャンによって被検体が撮影されることで得られる多重エネルギーの再構成前データに基づいて、複数の基準物質にそれぞれ相当する複数の基準物質画像を生成する画像生成手段と、前記複数の基準物質画像に基づいて、前記被検体の撮影範囲内に含まれる複数の物質をそれぞれ判別する判別手段と、前記判別された複数の物質の各物質により定まるエネルギーに関する単色Ｘ線画像を生成する単色Ｘ線画像生成手段と、前記複数の物質に相当する複数の単色Ｘ線画像を統合し、統合画像を生成する統合画像生成手段と、前記統合画像を表示装置に表示させる表示手段と、を有する。

本実施形態の画像処理方法は、上述した課題を解決するために、スキャンによって被検体が撮影されることで得られ、記憶装置に記憶される多重エネルギーの再構成前データに基づいて、複数の基準物質のそれぞれに相当する複数の基準物質画像を生成する画像生成ステップと、前記複数の基準物質画像に基づいて、前記被検体の撮影範囲内に含まれる複数の物質をそれぞれ判別する判別ステップと、前記判別された複数の物質の各物質により定まるエネルギーに関する単色Ｘ線画像を生成する単色Ｘ線画像生成ステップと、前記複数の物質に相当する複数の単色Ｘ線画像を統合し、統合画像を生成する統合画像生成ステップと、前記統合画像を表示装置に表示させる表示ステップと、を有する。

第１実施形態のＸ線ＣＴ装置を示す構成例を示す図。 第１実施形態のＸ線ＣＴ装置に設けるＸ線管及び高電圧発生装置の構成例を示す図。 第１実施形態のＸ線ＣＴ装置に備えるＤＡＳの構成例を示す図。 第１実施形態のＸ線ＣＴ装置の機能を示すブロック図。 第１実施形態のＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャート。 ｃ_１（ｘ，ｙ）とｃ_２（ｘ，ｙ）との相関関係に関して、造影剤、脂肪、尿酸、石灰化である炭酸カルシウム（ＣａＣＯ_３）を例としてグラフ化したものを示す図。 画像処理装置のＨＤＤやメモリに予め記憶されているエネルギーテーブルの構成例を示す図。 フュージョン画像の生成における概念図を説明するための図。 フュージョン画像の生成における概念図を説明するための図。 第２実施形態のＸ線ＣＴ装置を示す構成例を示す図。 第２実施形態のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の構成を説明するための斜視図。 第２実施形態のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器及びＤＡＳを中心とした電気的なブロック図。 第２実施形態のＸ線ＣＴ装置の機能を示すブロック図。 第２実施形態のＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャート。

本実施形態のＸ線ＣＴ装置、画像処理装置、及び画像処理方法について、添付図面を参照して説明する。

なお、本実施形態のＸ線ＣＴ装置には、Ｘ線管と検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。本実施形態では、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。

また、本実施形態のＸ線ＣＴ装置の１つとしての第１実施形態のＸ線ＣＴ装置では、異なる複数の種類の管電圧を用いて被検体を撮影して画像を取得する手法であるデュアルエネルギースキャンが用いられる。このデュアルエネルギースキャンによる撮影方法中にも、大きく分けると少なくとも３つの方法が含まれる。第１の方法として、１つのＸ線管を用いて１つ目の管電圧で撮影した後に、１つ目の管電圧と異なる２つ目の管電圧で撮影する「Ｓｌｏｗ−ｋＶ ｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式（２回転方式）」がある。第２の方法として、回転中（スキャン中）のビュー毎に高速にＸ線管の管電圧を切り替えて撮影する「Ｆａｓｔ−ｋＶ ｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式（高速スイッチング方式）」がある。この場合、管電圧の切り替えに同期してデータ収集装置がデータ収集を行い、異なる管電圧のデータを１つのスキャン中に収集する。また、第３の方法として、１つのＸ線管ではなく２のＸ線管を搭載した上でそれらを用いて異なる管電圧で撮影する「Ｄｕａｌ Ｓｏｕｒｃｅ（２管球方式）」がある。第４の方法として、多層構造のＸ線検出器を用いる「多層方式」がある。例えば２層構造（浅い層の検出器、深い層の検出器）のＸ線検出器を用いる場合、浅い層の検出器で低エネルギーのＸ線が検出され、浅い層の検出器を通過した深い層の検出器で高エネルギーのＸ線が検出される。いずれのタイプでも本発明を適用することが可能である。本実施形態では、上記第２の方法の場合について説明する。

さらに、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置ではデュアルエネルギースキャンを用いて２重エネルギーの再構成前データ（生データ又は投影データ）を収集する場合について説明するが、デュアルエネルギー（二重エネルギー）以上のマルチエネルギースキャンを用いて多重エネルギーの再構成前データを収集する場合にも本発明を適用することができる。

加えて、本実施形態のＸ線ＣＴ装置の１つとしての第２実施形態のＸ線ＣＴ装置ではシングルエネルギースキャンを用いて２重エネルギーの再構成前データを収集する場合について説明するが、シングルエネルギースキャンを用いて多重エネルギーの再構成前データを収集する場合にも本発明を適用することができる。

（第１実施形態）
図１は、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１を示す構成例を示す図である。

図１は、第１実施形態の、デュアルエネルギースキャンを実行するＸ線ＣＴ装置１を示す。Ｘ線ＣＴ装置１は、大きくは、スキャナ装置１１及び画像処理装置（コンソール）１２によって構成される。Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、通常は検査室に設置され、患者Ｏ（被検体）に関するＸ線の透過データを生成するために構成される。一方、画像処理装置１２は、通常は検査室に隣接する制御室に設置され、透過データを基に投影データを生成して再構成画像の生成・表示を行なうために構成される。

Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ（ｄａｔａ ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ）２４、回転部２５、高電圧発生装置２６、絞り駆動機構２７、回転駆動機構２８、天板３０、天板駆動装置３１、及びコントローラ３２を設ける。

Ｘ線管２１は、高電圧発生装置２６から供給された管電圧に応じて金属製のターゲットに電子線を衝突させることでＸ線を発生させ、Ｘ線検出器２３に向かって照射する。Ｘ線管２１から照射されるＸ線によって、ファンビームＸ線やコーンビームＸ線が形成される。Ｘ線管２１は、高電圧発生装置２６を介したコントローラ３２による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力が供給される。

絞り２２は、絞り駆動機構２７によって、Ｘ線管２１から照射されるＸ線のｘ軸方向及びｚ軸方向（スライス方向）の照射範囲を調整する。すなわち、絞り駆動機構２７によって絞り２２の開口を調整することによって、スライス方向のＸ線照射範囲を変更できる。

Ｘ線検出器２３は、チャンネル方向に複数、及び列（スライス）方向に単数の検出素子を有する１次元アレイ型の検出器である。また、Ｘ線検出器２３は、マトリクス状、すなわち、チャンネル方向に複数、及びスライス方向に複数の検出素子を有する２次元アレイ型の検出器（マルチスライス型検出器ともいう。）でもよい。Ｘ線検出器２３は、Ｘ線管２１から照射され、患者Ｏを透過したＸ線を検出する。

ＤＡＳ２４は、デュアルエネルギースキャンにおける管電圧の切り替えに同期してデータ収集を行なう。ＤＡＳ２４は、Ｘ線検出器２３の各検出素子が検出する透過データ（Ｘ線検出データ）の信号を増幅してデジタル信号に変換する。ＤＡＳ２４の出力データは、スキャナ装置１１のコントローラ３２を介して画像処理装置１２に供給される。ＤＡＳ２４の詳細については後述する。

回転部２５は、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ２４、及び絞り駆動機構２７を一体として保持する。回転部２５は、Ｘ線管２１とＸ線検出器２３とを対向させた状態で、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ２４、及び絞り駆動機構２７を一体として患者Ｏの周りに回転できるように構成されている。高電圧発生装置２６は、回転部２５に保持されるものであってもよい。なお、回転部２５の回転中心軸と平行な方向をｚ軸方向、そのｚ軸方向に直交する平面をｘ軸方向、ｙ軸方向で定義する。

高電圧発生装置２６は、コントローラ３２による制御によって、デュアルエネルギースキャンを実行するために必要な電力をＸ線管２１に供給する。

図２は、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１に設けるＸ線管２１及び高電圧発生装置２６の構成例を示す図である。

図２に示すように、Ｘ線管２１は、陽極２１ａ及びフィラメント（陰極）２１ｂを備える。また、高電圧発生装置２６は、低管電圧設定器２６ａ、高管電圧設定器２６ｂ、タイミング制御器２６ｃ、スイッチ２６ｄ、高電圧電源２６ｅ、しきい値設定器２６ｆ、コンパレータ２６ｇ、及びコンデンサＣを備える。以下、デュアルエネルギースキャンにおけるＨｉｇｈ−ｋＶ（高管電圧）を１４０ｋＶと、Ｌｏｗ−ｋＶ（低管電圧）を８０ｋＶとする場合を説明するが、その場合に限定されるものではなく、どのような組み合わせの高管電圧と低管電圧に設定するようにしてもよい。そして、デュアルエネルギースキャンにおけるＨｉｇｈ−ｋＶ（高管電圧）を「第１の管電圧」と定義し、Ｌｏｗ−ｋＶ（低管電圧）を「第２の管電圧」と定義する。

低管電圧設定器２６ａは、Ｌｏｗ−ｋＶを設定する一方、高管電圧設定器２６ｂは、Ｈｉｇｈ−ｋＶを設定する。管電圧設定器２６ａと２６ｂの出力は、いずれも選択可能である。管電圧設定器２６ａ又は２６ｂの出力は、タイミング制御器２６ｃによって制御されるスイッチ２６ｄを介して高電圧電源２６ｅに接続される。スイッチ２６ｄは、タイミング制御器２６ｃから出力される信号ａによって制御される。信号ａが「Ｌ」を示す場合、低管電圧設定器２６ａが選択される一方、「Ｈ」を示す場合、高管電圧設定器２６ｂが選択される。

高電圧電源２６ｅのプラス側出力は、Ｘ線管２１の陽極２１ａに電気的に接続されると共に、接地される。また、高電圧電源２６ｅのマイナス側出力は、Ｘ線管２１のフィラメント２１ｂに電気的に接続される。高電圧電源２６ｅの出力は、信号ａによる切り替えのタイミングでＬｏｗ−ｋＶ又はＨｉｇｈ−ｋＶ（例えば管電圧８０ｋＶ又は１４０ｋＶなど）に切り換わる。高電圧電源２６ｅには管電圧検出端子Ｔが備えられ、管電圧検出端子Ｔは、コンパレータ２６ｇのプラス側入力に接続される。しきい値設定器２６ｆは、コンパレータ２６ｇのマイナス側入力に接続される。

コンパレータ２６ｇは、高電圧電源２６ｅの管電圧検出端子Ｔから入力する信号ｂと、しきい値設定器２６ｆから入力する信号ｃとを入力し、信号ｂが信号ｃより大きい場合に「Ｌ」を示す一方、信号ｂが信号ｃ以下の場合「Ｈ」を示すような信号ｄをＤＡＳ２４に出力する。ＤＡＳ２４は、信号ｄが「Ｌ」を示す場合、Ｌｏｗ−ｋＶによる透過データと判断する一方、「Ｈ」を示す場合、Ｈｉｇｈ−ｋＶによる透過データと判断する。

コントローラ３２は、後述する図４のＣＰＵ４１の管電圧制御部５１からの管電圧制御信号に従い、高電圧発生装置２６のタイミング制御器２６ｃを介してスイッチ２６ｄの切り換えを制御してデュアルエネルギースキャンを実行させ、低管電圧設定器２６ａによるＬｏｗ−ｋＶを高電圧電源２６ｅから出力させるか、又は、高管電圧設定器２６ｂによるＨｉｇｈ−ｋＶを高電圧電源２６ｅから出力させるかを選択する。コントローラ３２からの制御信号により、スイッチ２６ｄは、選択された管電圧設定信号を高電圧電源２６ｅに与える。

また、コントローラ３２からの制御信号はＤＡＳ２４にも送られる。ＤＡＳ２４は、デュアルエネルギースキャンによって収集したデータが、Ｌｏｗ−ｋＶのＸ線照射によるものか、又は、Ｈｉｇｈ−ｋＶのＸ線照射によるものかを認識する。

図１の説明に戻って、絞り駆動機構２７は、コントローラ３２による制御によって、絞り２２におけるＸ線のｘ軸方向及びｚ軸方向の照射範囲を調整する機構を有する。

回転駆動機構２８は、コントローラ３２による制御によって、回転部２５がその位置関係を維持した状態で空洞部の周りを回転するように回転部２５を回転させる機構を有する。

天板３０は、患者Ｏを載置可能である。

天板駆動装置３１は、コントローラ３２による制御によって、天板３０をｙ軸方向に沿って昇降動させると共に、ｚ軸方向に沿って進入／退避動させる機構を有する。回転部２５の中央部分は開口を有し、その開口部の天板３０に載置された患者Ｏが挿入される。

コントローラ３２は、図示しないＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｕｎｉｔ）及びメモリ等を備える。コントローラ３２は、画像処理装置１２からの指示によってＸ線検出器２３、ＤＡＳ２４、高電圧発生装置２６、絞り駆動機構２７、回転駆動機構２８、及び天板駆動装置３１等の制御を行なってデュアルエネルギースキャンを実行させる。

Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２は、コンピュータをベースとして構成されており、ネットワーク（ｌｏｃａｌ ａｒｅａ ｎｅｔｗｏｒｋ）Ｎと相互通信可能である。画像処理装置１２は、大きくは、ＣＰＵ４１、メモリ４２、ＨＤＤ（ｈａｒｄ ｄｉｓｃ ｄｒｉｖｅ）４３、入力装置４４、及び表示装置４５等の基本的なハードウェアから構成される。ＣＰＵ４１は、共通信号伝送路としてのバスを介して、画像処理装置１２を構成する各ハードウェア構成要素に相互接続されている。なお、画像処理装置１２は、記憶媒体ドライブ４６を具備する場合もある。

ＣＰＵ４１は、半導体で構成された電子回路が複数の端子を持つパッケージに封入されている集積回路（ＬＳＩ）の構成をもつ制御装置である。医師等の操作者によって入力装置４４が操作等されることにより指令が入力されると、ＣＰＵ４１は、メモリ４２に記憶しているプログラムを実行する。又は、ＣＰＵ４１は、ＨＤＤ４３に記憶しているプログラム、ネットワークＮから転送されてＨＤＤ４３にインストールされたプログラム、又は記憶媒体ドライブ４６に装着された記録媒体から読み出されてＨＤＤ４３にインストールされたプログラムを、メモリ４２にロードして実行する。

メモリ４２は、ＲＯＭ（ｒｅａｄ ｏｎｌｙ ｍｅｍｏｒｙ）及びＲＡＭ（ｒａｎｄｏｍ ａｃｃｅｓｓ ｍｅｍｏｒｙ）等を含む記憶装置である。メモリ４２は、ＩＰＬ（ｉｎｉｔｉａｌ ｐｒｏｇｒａｍ ｌｏａｄｉｎｇ）、ＢＩＯＳ（ｂａｓｉｃ ｉｎｐｕｔ／ｏｕｔｐｕｔ ｓｙｓｔｅｍ）及びデータを記憶したり、ＣＰＵ４１のワークメモリやデータの一時的な記憶に用いられたりする。

ＨＤＤ４３は、磁性体を塗布又は蒸着した金属のディスクが着脱不能で内蔵されている構成をもつ記憶装置である。ＨＤＤ４３は、画像処理装置１２にインストールされたプログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（ｏｐｅｒａｔｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ）等も含まれる）や、データを記憶する記憶装置である。また、ＯＳに、術者等の操作者に対する表示装置４５への情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を入力装置４４によって行なうことができるＧＵＩ（ｇｒａｐｈｉｃａｌ ｕｓｅｒ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を提供させることもできる。

入力装置４４は、操作者によって操作が可能なポインティングデバイスであり、操作に従った入力信号がＣＰＵ４１に送られる。

表示装置４５は、図示しない画像合成回路、ＶＲＡＭ（ｖｉｄｅｏ ｒａｎｄｏｍ ａｃｃｅｓｓ ｍｅｍｏｒｙ）、及びディスプレイ等を含んでいる。画像合成回路は、画像データに種々のパラメータの文字データ等を合成した合成データを生成する。ＶＲＡＭは、合成データをディスプレイに展開する。ディスプレイは、液晶ディスプレイやＣＲＴ（ｃａｔｈｏｄｅ ｒａｙ ｔｕｂｅ）等によって構成され画像を順次表示する。

図３は、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１に備えるＤＡＳ２４の構成例を示す図である。

図３に示すように、ＤＡＳ２４は、ゲイン記憶回路２４ａ、ゲイン制御回路２４ｂ、ＱＶ変換回路（積分回路及びゲイン可変増幅回路）２４ｃ、Ａ／Ｄ変換回路２４ｄ、キャリブデータ記憶回路２４ｅ、及びキャリブデータ適用回路２４ｆを備える。以下、各回路２４ａ〜２４ｆがＸ線検出器２３を構成するＸ線検出素子毎に備えられるものとするが、複数のＸ線検出素子によって構成されるＸ線検出素子群毎に備えられていてもよい。

ゲイン記憶回路２４ａは、ゲイン（増幅率）を予め記憶する。ゲイン記憶回路２４ａは、頭部撮影用に、頭部の大きさに応じたゲインを予め記憶しておき、胸部撮影用に、胸部の大きさに応じたゲインを予め記憶しておき、腹部撮影用に、腹部の大きさに応じたゲインを予め記憶しておく。ゲイン記憶回路２４ａは、体径サイズの異なる複数部位について１回のＸ線照射で画像収集できるようなゲインを記憶することもできる。

ゲイン制御回路２４ｂは、コントローラ３２の制御によって、ゲイン記憶回路２４ａに記憶されたゲインを設定するようにＱＶ変換回路２４ｃを制御する。

ＱＶ変換回路２４ｃは、Ｘ線検出器２３を構成する第ｍチャンネル、第ｎ列のＸ線検出素子Ｅ_ｍ，ｎから出力される電圧信号をＸ線の照射周期に同期して周期的に積分する。また、ＱＶ変換回路２４ｃは、オペアンプ（ｏｐｅｒａｔｉｏｎａｌ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）Ａ、異なる容量の３個のコンデンサＣ（Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３）、及び３個のスイッチＳ（Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３）を備える。スイッチＳ１，Ｓ２，Ｓ３は、それぞれ各コンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ３に対応され、ゲイン制御回路２４ｂによってＯＮ／ＯＦＦを制御される。コンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ３のＯＮ／ＯＦＦの組み合わせによって、ＱＶ変換回路２４ｃは、６種類のゲインを設定することができる。なお、ＱＶ変換回路２４ｃは、６種類のゲインを設定するために同一容量の６個のコンデンサＣを備えてもよい。また、ＱＶ変換回路２４ｃが備えるコンデンサＣの数は、３個及び６個に限定されるものではない。

ＱＶ変換回路２４ｃは、Ｘ線検出素子Ｅ_ｍ，ｎから出力される透過データを、ゲイン制御回路２４ｂによって制御されたゲインを用いて増幅する。

Ａ／Ｄ変換回路２４ｄは、ＱＶ変換回路２４ｃから出力されるアナログデータをデジタルデータに変換する。

キャリブデータ記憶回路２４ｅは、コントローラ３２の制御によってキャリブデータ（キャリブレーションデータ）用にデュアルエネルギースキャンで予め得られた正確なキャリブデータを記憶する。キャリブデータ記憶回路２４ｅに記憶されるキャリブデータについて説明する。

キャリブデータ適用回路２４ｆは、デュアルエネルギースキャンによるＡ／Ｄ変換回路２４ｄの出力データに、キャリブデータ記憶回路２４ｅに記憶されたキャリブデータを適用する。キャリブデータ適用回路２４ｆは、デュアルエネルギースキャンによって収集したデータの管電圧ペアと、管電流モジュレーションにおける管電流の各値とを認識する。キャリブデータ適用回路２４ｆは、キャリブデータ記憶回路２４ｅから、認識した管電圧ペア及び管電流の各値に対応するキャリブデータを取得してＡ／Ｄ変換回路２４ｄの出力信号に適用する。

キャリブデータ記憶回路２４ｅが離散的な管電流に対してキャリブデータを有している場合には、キャリブデータ適用回路２４ｆは、データの無い管電流については、キャリブデータを補間して適用する。

図１の説明に戻って、画像処理装置１２は、スキャナ装置１１のＤＡＳ２４から入力された２重エネルギーの生データに対して対数変換処理や、感度補正等の補正処理（前処理）を行なって投影データを生成してＨＤＤ４３等の記憶装置に記憶させる。また、画像処理装置１２は、前処理された投影データに対して散乱線の除去処理を行なう。画像処理装置１２は、Ｘ線曝射範囲内の投影データの値に基づいて散乱線の除去を行なうものであり、散乱線補正を行なう対象の投影データ又はその隣接投影データの値の大きさから推定された散乱線を、対象となる投影データから減じて散乱線補正を行なう。画像処理装置１２は、補正された投影データに基づいて画像データを生成してＨＤＤ４３等の記憶装置に記憶させたり、表示装置４５に表示させたりする。

図４は、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１の機能を示すブロック図である。

図１に示す画像処理装置１２のＣＰＵ４１がプログラムを実行することによって、Ｘ線ＣＴ装置１は、図４に示すように、管電圧制御部５１及び任意エネルギー画像生成部５２としての機能を備える。具体的には、管電圧制御部５１は、条件設定部６１及びフィラメント電流値演算部６２を備える。また、任意エネルギー画像生成部５２は、投影データ読み出し部７１、分離部７２、再構成部７３、物質判別部７４、エネルギー設定部７５、単色Ｘ線画像生成部７６、及びフュージョン画像生成部７７を備える。なお、画像処理装置１２の管電圧制御部５１と任意エネルギー画像生成部５２の全部又は一部は、画像処理装置１２にハードウェアとして備えられるものであってもよい。また、画像処理装置１２の管電圧制御部５１と任意エネルギー画像生成部５２の全部又は一部は、画像処理装置１２のみならず、高電圧発生装置２６やコントローラ３２に備えられるものであってもよい。

まず、管電圧制御部５１の構成について説明する。管電圧制御部５１は、高電圧発生装置２６により発生される管電圧の切り替え及び切替時の条件などを制御するための管電圧制御信号を生成し、生成された管電圧制御信号をコントローラ３２に供給する。

管電圧制御部５１の条件設定部６１は、スキャン計画、スキャンに先立つ位置決め画像（スカウト画像）から得られる情報、又は、スキャン中に被検体を透過したＸ線透過データに基づいて、管電流条件（モジュレーション時の最大の管電流値）を設定する機能を有する。また、条件設定部６１は、スキャン計画、スカウト画像から得られる情報、又は、スキャン中に被検体を透過したＸ線透過データに基づいて、時系列に対するＸ線照射量の変調（モジュレーション）の条件を設定する機能を有する。モジュレーションとしては、回転角に対する周期的なモジュレーション（回転角モジュレーション）、ｚ軸方向に対するモジュレーション（ｚ軸モジュレーション）、心電信号に同期した周期的なモジュレーション（心電同期モジュレーション）、及び、眼球及び卵巣等の高感受性部位の被曝を低減するためのモジュレーション（高感受性部位モジュレーション）や、それらの組み合わせが挙げられる。条件設定部６１によってそれぞれ設定された管電流条件及びモジュレーション条件は、フィラメント電流値演算部６２に送られる。

フィラメント電流値演算部６２は、コントローラ３２及び高電圧発生装置２６を介して、条件設定部６１によって設定された管電流条件及びモジュレーション条件に基づくＸ線管２１のフィラメント電流値を算出する機能を有する。また、フィラメント電流値演算部６２は、算出されたフィラメント電流値をＸ線管２１のフィラメントに供給する機能を有する。

次に、任意エネルギー画像生成部５２の構成について説明する。任意エネルギー画像生成部５２は、撮影の対象範囲に存在する物質ごとに適切なエネルギーを用いた任意のエネルギー画像を生成する。任意エネルギー画像生成部５２が任意のエネルギー画像を生成する場合、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、Ｘ線ＣＴ装置１によりデュアルエネルギースキャンが実行されて２重エネルギーの投影データが収集される。例えば、デュアルエネルギースキャンの１つの方法として、回転中（スキャン中）のビュー毎に高速にＸ線管の管電圧を切り替えて撮影する「Ｆａｓｔ−ｋＶ ｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式（高速スイッチング方式）」が用いられる。

任意エネルギー画像生成部５２の投影データ読み出し部７１は、画像処理装置１２のＨＤＤ４３に記憶されている２重エネルギーの投影データを再構成前データとして読み出す。投影データ読み出し部７１は、読み出した２重エネルギーの投影データを分離部７２に供給する。なお、投影データ読み出し部７１は、投影データの代わりに、再構成前データとしての生データを読み出してもよい。

分離部７２は、投影データ読み出し部７１からの２重エネルギーの投影データを用いて、撮影の対象範囲に存在する、予め決定された複数の基準物質（造影剤、ＣａＣｏ_３、尿酸、及び脂肪等）を分離（弁別）する。以下、分離部７２が、２つの基準物質を分離して２つの基準物質のそれぞれに対応する２組の投影データを生成する場合について説明するが、複数であればよく２つに限定されるものではない。分離部７２は、分離した２つの基準物質のそれぞれに対応する２組の投影データを再構成部７３に供給する。なお、分離部７２における基準物質の分離方法については、図５のフローチャートを用いて詳述する。

再構成部７３は、分離部７２によって分離された２つの基準物質のそれぞれに対応する２組の投影データを基に、基準物質毎に、画像データとしての基準物質画像（基準物質強調画像）を再構成する。再構成部７３は、基準物質１に相当する組の投影データに基づいて基準物質１の基準物質画像を生成し、基準物質２に相当する組の投影データに基づいて基準物質２の基準物質画像を生成する。再構成部７３によって生成された複数の基準物質画像を組み合わせることで、複数エネルギーに相当する複数の画像データとしての複数の単色画像を生成することが可能である。再構成部７３は、生成した２つの基準物質のそれぞれに対応する２つの基準物質画像を物質判別部７４及び単色Ｘ線画像生成部７６に供給する。

物質判別部７４は、再構成部７３によって生成された、２つの基準物質のそれぞれに対応する２つの基準物質画像を用いて、撮影の対象範囲に存在する各物質（組織、造影剤、及び骨等を含む）の判別（特定）を行ない、判別結果をエネルギー設定部７５に供給する。なお、物質判別部７４における物質の判別方法については、図５のフローチャートを用いて詳述する。

エネルギー設定部７５は、物質判別部７４からの判別結果に基づいて、画像処理装置１２のＨＤＤ４３やメモリ４２に予め記憶されているエネルギーテーブルを参照して、撮影の対象範囲に存在する物質ごとに、各物質に関する単色Ｘ線画像を生成する際のエネルギーを設定する。エネルギー設定部７５は、設定したエネルギーに関するデータを単色Ｘ線画像生成部７６に供給する。

単色Ｘ線画像生成部７６は、エネルギー設定部７５によって設定された各物質に関するエネルギーと、再構成部７３によって生成された、２つの基準物質のそれぞれに対応する２つの基準物質画像に基づいて、撮影の対象範囲に存在する各物質に関する単色Ｘ線画像を生成する。なお、第１実施形態で用いられる「単色Ｘ線画像」とは、特定のＸ線実効エネルギーを有する連続スペクトルＸ線を用いて撮影された投影データに基づいて作成される画像であって、特定のエネルギーの有する単色Ｘ線を用いて撮影される場合に得られる画像と等価な関係となる画像を意味する。単色Ｘ線画像生成部７６は、生成した単色Ｘ線画像に関するデータをフュージョン画像生成部７７に供給する。

フュージョン画像生成部７７は、単色Ｘ線画像生成部７６によって生成された単色Ｘ線画像を用いて、フュージョン画像を生成する。

続いて、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１におけるフュージョン画像表示処理について説明する。

図５は、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１の動作を示すフローチャートである。

ステップＳ１において、Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、コントローラ３２の制御に従い、デュアルエネルギースキャンを実行し、デュアルエネルギースキャン（例えば、Ｆａｓｔ−ｋＶ ｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式（高速スイッチング方式））による投影データを収集する。具体的には、スキャナ装置１１は、回転中（スキャン中）のビュー毎に高速にＸ線管の管電圧を切り替えて撮影し、Ｈｉｇｈ−ｋＶ（高管電圧）とＬｏｗ−ｋＶ（低管電圧）の２種類の異なる管電圧を用いて被検体Ｏを撮影する。なお、Ｘ線ＣＴ装置１は、デュアルエネルギー以上のマルチエネルギーを用いることができ、例えば三重エネルギースキャンの場合には３種類の異なる管電圧を用いて被検体Ｏを撮影する。

ステップＳ２において、スキャナ装置１１のＤＡＳ２４は、デュアルエネルギースキャンにおける管電圧の切り替えに同期してデータ収集を行い、Ｘ線検出器２３の各検出素子が検出する透過データの信号を増幅してデジタル信号に変換する。ＤＡＳ２４の出力データは、スキャナ装置１１のコントローラ３２を介して画像処理装置１２に供給される。

そして、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２のＣＰＵ４１は、スキャナ装置１１のＤＡＳ２４から入力された２重エネルギーの生データを取得し、取得された生データに対して対数変換処理や、感度補正等の補正処理（前処理）を行なって投影データを生成してＨＤＤ４３等の記憶装置に記憶させる。ＨＤＤ４３は、ＣＰＵ４１の制御に従い、２重エネルギーの投影データを記憶する。

ステップＳ３において、ＣＰＵ４１の任意エネルギー画像生成部５２の投影データ読み出し部７１は、画像処理装置１２のＨＤＤ４３に記憶されている、２重エネルギーに相当する投影データを読み出す。投影データ読み出し部７１は、読み出した投影データを分離部７２に供給する。

ステップＳ４において、分離部７２は、投影データ読み出し部７１からの２重エネルギーの投影データを用いて、撮影の対象範囲に存在する２つの基準物質を分離する。分離部７２は、分離した２つの基準物質のそれぞれに対応する２組の投影データを再構成部７３に供給する。

ステップＳ５において、再構成部７３は、分離部７２によって分離された２つの基準物質のそれぞれに対応する２組の投影データを基に、基準物質毎に、画像データとしての基準物質画像（基準物質強調画像）を再構成する。再構成部７３は、第１基準物質に相当する組の投影データに基づいて第１基準物質の基準物質画像を生成し、第２基準物質に相当する組の投影データに基づいて第２基準物質の基準物質画像を生成する。再構成部７３によって生成された複数の基準物質画像を組み合わせることで、複数エネルギーに相当する複数の画像データとしての複数の単色画像を生成することが可能である。再構成部７３は、生成した２つの基準物質のそれぞれに対応する２つの基準物質画像を物質判別部７４及び単色Ｘ線画像生成部７６に供給する。

ステップＳ６において、物質判別部７４は、再構成部７３によって生成された、２つの基準物質のそれぞれに対応する２つの基準物質画像を用いて、撮影の対象範囲に存在する各物質の判別を行なう。ここで、撮影の対象範囲に存在する基準物質の分離方法と、各物質の判別方法の概念について説明する。

第１に、撮影の対象範囲に存在する物質の特定方法の概念について詳述する。２重エネルギーのデータによる物質の特定方法については、大きく分けて、２重エネルギーの投影データから生成された画像自体を元にして物質の特定を行なう画像ベースによるもの（上述した非特許文献１参照）と、２重エネルギーの投影データを２つの基準物質に分離し、それぞれの基準物質に基づく画像を作成し、それらの画像より物質の特定を行なう生ベースによるもの（上述した特許文献１）とがある。いずれの場合であっても本発明を適用することはできるが、第１実施形態では後者を用いて説明する。勿論、上記以外の方法でもよく、物質を特定することができさえすればよい。

分離部７２は、２重エネルギーの投影データについて２つの基準物質で分離を行なう。２つの基準物質により分離を行なう方法は、上述した特許文献１に記載された方法である。例えば任意の物質が２つの基準物質により構成されると仮定した場合に、任意の物質に関して取得されたＸ線減弱係数μ（Ｅ，ｘ，ｙ）を２つの基準物質に関するＸ線減弱係数（線減弱係数）の和により表すことを考える。なお、任意の物質が２つの基準物質により構成されると仮定するということの意義は、主として、任意の物質に関して取得されたＸ線減弱係数μ（Ｅ，ｘ，ｙ）を２つの基準物質に関するＸ線減弱係数（線減弱係数）の和（線形結合）によって数式で表す（表現する）ことにあり、任意の物質が実際に２つの基準物質により物理的に構成されることを前提とするものではない。そして、この方法により、いかなる物質に関するＸ線減弱係数μ（Ｅ，ｘ，ｙ）も、２つの基準物質に関するＸ線減弱係数（線減弱係数）の和に分離することが可能となる。

再構成部７３は、このように分離された投影データをそれぞれ再構成処理して２つの再構成画像を生成する。この２つの再構成画像に基づいて、ｃ_１（ｘ，ｙ）、ｃ_２（ｘ，ｙ）が導出される。ｃ_１（ｘ，ｙ）とｃ_２（ｘ，ｙ）は、（ｘ，ｙ）におけるピクセル（又はボクセル）の基準物質１と基準物質２の存在率を示している。つまり、ｃ_１（ｘ，ｙ）とｃ_２（ｘ，ｙ）は、任意の物質がどれだけ基準物質１と基準物質２に類似しているかを表している。

この場合、任意の物質に関して取得されたＸ線減弱係数μ（Ｅ，ｘ，ｙ）は、次の式（１）のように表される。

ここで、ＥはＸ線エネルギーを示している。また、μ_１（Ｅ）、μ_２（Ｅ）は、エネルギーＥのときの基準物質１の線減弱係数と基準物質２の線減弱係数を示している。

次に、ｃ_１（ｘ，ｙ）とｃ_２（ｘ，ｙ）に関する情報が取得された後に行なわれる物質の判別方法の概念について説明する。任意の物質がいかなる物質であるかを判別する場合、ｃ_１（ｘ，ｙ）とｃ_２（ｘ，ｙ）との相関関係が利用される。例えば基準物質１が造影剤５０［ｍｇＩ／ｍｌ］で、かつ、基準物質２が水であるものとする。そして、基準物質の分離処理でｃ_１（ｘ，ｙ）とｃ_２（ｘ，ｙ）の算出後に、各ピクセル又はボクセルごとにｃ_１をｙ軸にとり、ｃ_２をｘ軸にとりグラフ化する。このグラフは、図６に示される。

なお、第１実施形態では、例としてｃ_１をｙ軸、ｃ_２をｘ軸としたが、逆にｃ_１をｘ軸、ｃ_２をｙ軸でもよいし、直交座標系に代えて斜交座標系等の他の座標系を用いることも可能であるし、原点を中心に所定の角度で回転させたものや、ｃ_１、ｃ_２に係数を掛けて２軸を変形させたものなどでもよい。すなわち、線形結合画像における２つの基準物質画像の相関を表すことができるものであれば十分であり、ｃ_１、ｃ_２の相関を示した図であれば、本発明を適用することができる。

図６の場合、基準物質として、造影剤、脂肪、尿酸、石灰化である炭酸カルシウム（ＣａＣＯ_３）を例としてグラフ化したものである。上述したように、任意の物質に関して取得されたＸ線減弱係数μ（Ｅ，ｘ，ｙ）を、２つの基準物質である造影剤５０［ｍｇＩ／ｍｌ］と水に関するＸ線減弱係数（線減弱係数）の和により表すことを考える。なお、任意の物質を２つの基準物質により分解した結果、任意の物質によっては、ｃ_１（ｘ，ｙ）とｃ_２（ｘ，ｙ）は１よりも大きい値となりうる。

例えば基準物質の１つである造影剤５０［ｍｇＩ／ｍｌ］を２つの基準物質である造影剤５０［ｍｇＩ／ｍｌ］と水に関するＸ線減弱係数（線減弱係数）の和により表す場合には、１００％の造影剤５０［ｍｇＩ／ｍｌ］であるから、ｃ_１＝１、ｃ_２＝０となる。１００％の造影剤５０［ｍｇＩ／ｍｌ］は、Ａ点により示される。他方、基準物質の１つである水を２つの基準物質である造影剤５０［ｍｇＩ／ｍｌ］と水に関するＸ線減弱係数（線減弱係数）の和により表す場合には、１００％の水であるから、ｃ_１＝０、ｃ_２＝１となる。１００％の水は、Ｂ点により示される。このことから、造影剤と水の混合物は、点Ａと点Ｂにより結ばれる直線１上に存在する点により示される。このような相関関係を有する直線１は、直線の方程式ｃ_１＝ａ_１ｃ_２＋ｂ_１により表される。

同様に、水と脂肪、水と尿酸、水と炭酸カルシウムとの相関関係を示す直線の方程式が求められる。例えば水と脂肪の混合物は、点Ｂと点Ｃにより結ばれる直線２上に存在する点により示される。なお、第１実施形態では便宜的に水と他の物質との相関関係を示す直線の方程式を求めるようにしたが、このような場合に限られず、いずれかの点により示される物質を中心にして相関関係を示す直線の方程式を求めるようにすればよい。

このような相関関係が成り立つことを利用して、ｃ_１（ｘ，ｙ）とｃ_２（ｘ，ｙ）に関する情報に基づいて物質の判別が可能となる。すなわち、上記で求めた相関の直線が表しているものは、各物質と水の混合物を示している。つまり、直線が異なれば混合物に含まれる物質が異なることを示しており、これにより物質の分離が可能となる。さらに、ｃ_１（ｘ，ｙ）とｃ_２（ｘ，ｙ）により示される点がどの直線上のどこに存在するかにより、どのような物質であるかを判別することも可能となる。

例えば、造影剤と水の混合物であれば、基準物質が水と造影剤であるために、傾きａ_１＝−１、切片ｂ_１＝１の直線１（ｃ_１＝ａ_１ｃ_２＋ｂ_１）によって造影剤と水の混合物であること及び造影剤と水の混合の割合がどの程度か判別することができる。また、炭酸カルシウム（ＣａＣＯ_３）と水の混合物であれば、傾きａ_Ｃａ＝０．９、切片ｂ_Ｃａ＝−０．９の直線４によって炭酸カルシウムと水の混合物であること及び炭酸カルシウムと水の混合の割合がどの程度か判別することができる。

なお、第１実施形態では、２つの基準物質を用いて説明したが、３つ以上の基準物質を用いて物質の判別をしてもよい。これにより、より高精細に物質を判別することができる。

また、図６に示されるような直線の式を得るためには、２重エネルギーのデータにより予め既知な物質を撮影して、各物質の直線の式を取得しておきテーブルなどの形式でそれぞれ対応付けて記憶させておき、物質判別に際して参照する方法が考えられる。さらに、２重エネルギーの投影データを取得する場合は、線減弱係数を用いて図６に示されるような直線の式を得る算出する方法がある。

後者の線減弱係数を用いて算出する方法について説明する。各物質の線減弱係数μは既知である。そこで、骨や造影剤や水、脂肪などが存在する部位が明らかである場合に、上記式（１）に、Ｈｉｇｈ−ｋＶ（高管電圧）とＬｏｗ−ｋＶ（低管電圧）の２種類の異なる管電圧を用いた場合の異なる２種類のＸ線エネルギーにおけるμ_１（Ｅ_Ｌｏｗ）とμ_２（Ｅ_Ｌｏｗ）及びμ_１（Ｅ_Ｈｉｇｈ）とμ_２（Ｅ_Ｈｉｇｈ）を代入し、次の式（２）に示される連立方程式を解くことでｃ_１、ｃ_２の値を取得することができる。なぜならば、次の式（２）における未知数は、ｃ_１、ｃ_２の２つのみであるからである。

ここで、ＥはＸ線エネルギーを示している。Ｌｏｗ・Ｈｉｇｈは、２種類のＸ線エネルギーにおける低・高エネルギーのことを示している。μはＸ線エネルギーＥにおける各物質の線減弱係数である。

このｃ_１、ｃ_２と水を結ぶ直線に関する傾きと切片を求めることにより、各物質と水との混合物に関する直線の傾きａと切片ｂが取得できる。その結果、図６と同様の相関関係が取得可能である。このように、予め既知な物質を撮影しておく方法、あるいは、線減弱係数を用いて算出する方法により直線の式が取得されたものと、再構成部７３が２重エネルギーの投影データにより生成する基準物質画像に基づくｃ_１（ｘ，ｙ）とｃ_２（ｘ，ｙ）に関する情報とを比較することにより物質の判別ができる。

なお、第１実施形態では、再構成前データを元にして基準物質の分離を行ない、基準物質画像を元にして物質の判別を行なう場合について説明したが、基準物質の分離及び物質の判別ができさえすればよく、別な手段でもかまわない。

物質判別部７４は、撮影の対象範囲に存在する各物質の判別結果をエネルギー設定部７５に供給する。

ステップＳ７において、エネルギー設定部７５は、物質判別部７４からの判別結果を取得する。エネルギー設定部７５は、画像処理装置１２のＨＤＤ４３やメモリ４２に予め記憶されているエネルギーテーブルを読み出す。

図７は、画像処理装置１２のＨＤＤ４３やメモリ４２に予め記憶されているエネルギーテーブルの構成例を示す図である。

図７が示すように、物質と、物質に関する単色Ｘ線画像を生成する際のエネルギーとが対応付けられて記憶されている。例えば物質Ａには、物質Ａに関する単色Ｘ線画像を生成する際のエネルギーとして７５［ｋｅＶ］が対応付けられて記憶されている。また、骨には、アーチファクトに関する単色Ｘ線画像を生成する際のエネルギーとして１３０［ｋｅＶ］が対応付けられて記憶されている。さらに、アーチファクトには、アーチファクトに関する単色Ｘ線画像を生成する際のエネルギーとして１３０［ｋｅＶ］が対応付けられて記憶されている。なお、任意の物質のみで構成されているものでなくとも、２つの物質の混合物に関してエネルギーを対応付けてもよいし、１つの物質に関してエネルギーを対応付けてもよい。

なお、エネルギーテーブルにおいて物質と対応付けられて記憶されるエネルギーは、物質に関していわゆる適切なエネルギーであり、ここでいう適切なエネルギーか否かの判断にあたっては、例えばＣＴ値の差が大きくコントラストがつきやすいことや、骨やアーチファクトの除去が可能であることなど種々の要素が考慮されて決定されるものである。

エネルギー設定部７５は、エネルギーテーブルを参照して、撮影の対象範囲に存在する物質ごとに、各物質に関する単色Ｘ線画像を生成する際のエネルギーを設定する。なお、ここにおけるエネルギー設定が物質ごとに高精細にされることにより、その後のステップＳ８の処理で高精細に単色Ｘ線画像が作成可能となる。

エネルギー設定部７５は、設定したエネルギーに関するデータを単色Ｘ線画像生成部７６に供給する。

ステップＳ８において、単色Ｘ線画像生成部７６は、エネルギー設定部７５により設定された各物質に関するエネルギーと、再構成部７３によって生成された、２つの基準物質画像に基づいて、撮影の対象範囲に存在する各物質に関する単色Ｘ線画像を生成する。このとき、単色Ｘ線ＣＴ画像は、次の式（３）で定義される。

ここで、μ_{ｗａｔｅｒ}（Ｅ，ｘ，ｙ）は水の線減弱係数を示している。μ（Ｅ，ｘ，ｙ）は物質に関して取得されたＸ線減弱係数を示しており、上記式（１）により求められる値である。従って、ステップＳ６の処理によりｃ_１（ｘ，ｙ）とｃ_２（ｘ，ｙ）に関する情報がピクセル（ボクセル）ごとに取得されれば、上記式（１）により任意のエネルギーでの線減弱係数μ（Ｅ，ｘ，ｙ）が求められ、これを上記式（３）に代入することで任意のエネルギーでの単色Ｘ線画像が取得可能である。この計算は、上記で物質の判別後、物質毎に任意のエネルギーで単色Ｘ線画像が生成される。

単色Ｘ線画像生成部７６は、生成した単色Ｘ線画像に関するデータをフュージョン画像生成部７７に供給する。なお、単色Ｘ線画像生成部７６は、ユーザ入力装置４４を用いて指定する任意のエネルギーの単色Ｘ線画像を物質ごとに生成するようにしてもよい。

ステップＳ９において、フュージョン画像生成部７７は、単色Ｘ線画像生成部７６により生成された単色Ｘ線画像を用いて、フュージョン（統合）画像を生成する。具体的には、図８が示すように、フュージョン画像生成部７７は、物質ごとの単色Ｘ線画像をフュージョン（重畳又は統合）し、フュージョン画像（統合画像）を生成する。

図８及び図９は、フュージョン画像の生成における概念図を説明するための図である。

図９が示すように、軟組織１に設定されるエネルギー（最適エネルギー）が８０［ｋｅＶ］であり、軟組織２に設定されるエネルギー（最適エネルギー）が５０［ｋｅＶ］であり、軟組織３に設定されるエネルギー（最適エネルギー）が５０［ｋｅＶ］であるものとする。また、骨に設定されるエネルギーが１３０［ｋｅＶ］であり、アーチファクトに設定されるエネルギーが１３０［ｋｅＶ］であるものとする。この場合には、図８が示すように、軟組織１に関しては、エネルギーが８０［ｋｅＶ］の場合の単色Ｘ線画像が生成（作成）され、軟組織２と３に関しては、エネルギーが５０［ｋｅＶ］の場合の単色Ｘ線画像が生成され、骨とアーチファクトに関しては、エネルギーが１３０［ｋｅＶ］の場合の単色Ｘ線画像が生成される。その上で、軟組織１乃至３と骨とアーチファクトに関して生成された３つの単色Ｘ線画像がフュージョン（統合）され、フュージョン画像が生成される。

なお、フュージョン画像生成部７７は、物質ごとの単色Ｘ線画像のうち特定の画像に関して任意の係数で重み付け加算処理又は重み付け減算処理を施すようにしてもよい。これにより、単に物質ごとの単色Ｘ線画像が均一に同じ割合で統合されるのではなく、特定の単色Ｘ線画像を強調することができる。

フュージョン画像生成部７７は、生成されたフュージョン画像を表示装置４５に供給する。ステップＳ１０において、ＣＰＵ４１は、表示装置４５を制御し、生成されたフュージョン画像を表示させる。このフュージョン画像に関しては、２Ｄ表示（２次元表示）でもよいし、３Ｄ表示（３次元表示）でもよい。なお、ＣＰＵ４１は、物質ごとの単色Ｘ線画像を統合することなく、そのままそれぞれの単色Ｘ線画像を表示装置４５に表示させるようにしてもよい。このとき、ＣＰＵ４１は、それぞれの単色Ｘ線画像を表示装置４５に異なる色を用いてカラー表示させるようにしてもよいし、２Ｄ表示又は３Ｄ表示（３次元表示）するようにしてもよい。また、１枚の単色Ｘ線画像に重み付け係数をかけて表示して、強調又は抑制画像を表示するようにしてもよい。

なお、単色Ｘ線画像を生成するエネルギーが物質ごとに異なるために、表示装置４５に表示されるＣＴ値が異なってしまうことが考えられる。そこで、表示装置４５に表示されるＣＴ値は特定のエネルギーで固定した上で、上述したように画像の表示だけ各物質でエネルギーが異なるようにしてもよい。

また、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１は、フュージョン画像表示処理を行なう場合にデュアルエネルギースキャン又はマルチエネルギースキャンを実行して投影データを生成するようにしている。しかし、このような場合に限られず、デュアルエネルギースキャン又はマルチエネルギースキャンが予め実行されて生成された投影データがＨＤＤ４３に記憶されている場合にも本発明を適用することできる。

第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１によると、多重エネルギーの再構成前データに基づいて物質ごとに任意のエネルギーの画像を作成した上で、１枚のフュージョン画像を作成して表示することができる。これにより、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１によると、被検体の診断部位や物質などにより画像診断における最適なエネルギーが異なったとしても、候補として考えられるエネルギーの中からいずれかの１つのエネルギーを選択する必要性がなくなる。また、第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１によると、被検体の診断部位や物質などにより画像診断における最適なエネルギーが異なったとしても、アーチファクトを低減しつつ、かつ、同時に物質ごとにコントラストが改善された画像を提供することができる。

（変形例）
第１実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、多重エネルギーの投影データを得るために、デュアルエネルギースキャンを行なう構成について説明した。Ｘ線ＣＴ装置１の変形例は、多層構造のＸ線検出器を用いる「多層方式」においてシングルエネルギースキャンを行なうことで多重エネルギーの投影データを得るものである。

Ｘ線ＣＴ装置１の変形例では、Ｘ線検出器２３（図１に図示）は、多層構造、例えば２層構造（浅い層の検出器、深い層の検出器）を有する。その場合、浅い層の検出器で低エネルギーのＸ線が検出され、浅い層の検出器を通過した深い層の検出器で高エネルギーのＸ線が検出される。そして、投影データ読み出し部７１（図４に図示）は、画像処理装置１２のＨＤＤ４３に記憶されている、２層構造のそれぞれの層から得られる２重エネルギーに相当する投影データを読み出す。なお、Ｘ線ＣＴ装置１の分離部７２（図４に図示）以降の動作は、Ｘ線ＣＴ装置１の変形例にも適用される。

（第２実施形態）
第２実施形態のＸ線ＣＴ装置は、光子計数型のＸ線ＣＴ装置である。

図１０は、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置の構成例を示す図である。

図１０は、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１Ａを示す。Ｘ線ＣＴ装置１Ａは、大きくは、スキャナ装置１１Ａ及び画像処理装置（コンソール）１２Ａによって構成される。Ｘ線ＣＴ装置１Ａのスキャナ装置１１Ａは、通常は検査室に設置され、患者Ｏ（被検体）に関するＸ線の透過データを生成するために構成される。一方、画像処理装置１２Ａは、通常は検査室に隣接する制御室に設置され、透過データを基に投影データを生成して再構成画像の生成・表示を行なうために構成される。

Ｘ線ＣＴ装置１Ａのスキャナ装置１１Ａは、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器（光子計数型画像検出器）２３Ａ、ＤＡＳ２４Ａ、回転部２５、高電圧発生装置２６Ａ、絞り駆動機構２７、回転駆動機構２８、天板３０、天板駆動装置３１、及びコントローラ３２を設ける。

なお、図１０に示すＸ線ＣＴ装置１Ａの構成において、図１に示すＸ線ＣＴ装置１と同一部材には同一符号を付して説明を省略する。

Ｘ線検出器２３Ａは、マトリクス状、すなわち、チャンネル方向に複数チャンネル、スライス方向に複数列の画素を有する。しかも、Ｘ線検出器２３Ａのチャンネル方向は、特に、Ｘ線管２１からのＸ線ビームの広がり角度を考慮して湾曲を持たせている。なお、Ｘ線検出器２３Ａの全体の形状は、用途によって決まり、平板状であってもよい。以下、半導体検出器を例にとって説明するが、本発明は半導体検出器に限らず光子計算が可能な如何なる検出器にも適用できる。

図１１は、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１ＡにおけるＸ線検出器２３Ａの構成を説明するための斜視図である。

図１１に示すように、Ｘ線検出器２３Ａは、２次元面を複数の面に分割するように複数の検出器ブロック２３ａに分割され、かつ、複数の検出器ブロック２３ａ同士を着脱自在に結合可能になっている。また、検出器ブロック２３ａのＸ線入射側の前面には、モリブデン製、又はタングステン製の図示しないコリメータがスライス方向に配置された状態で、Ｘ線管２１からのＸ線透過像が得られるようになっている。

各検出器ブロック２３ａは、化合物半導体によって構成され、かつ、所定サイズ（例えば数センチ×数センチ）の層状の半導体セルＳと、半導体セルＳの放射線入射面を電圧印加用の荷電電極Ｅ１で覆うと共に、半導体セルＳの放射線入射面に反対側の面を２次元アレイ状（碁盤目状）に分割した複数の集電電極Ｅ２で覆うモノリシック構造を有する。集電電極Ｅ２が各画素に対応している。半導体セルＳの材料としては、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミウムジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体）、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）等が用いられる。荷電電極Ｅ１には例えば数十Ｖ〜数百Ｖ程度の比較的高い電圧が印加される。これにより、半導体セルＳに入射したＸ線光子に因り、その内部に電子と正孔の対が発生し、このうちの電子が相対的に正電位の集電電極Ｅ２それぞれに集められ、この電子による電荷がパルス状の信号として検知される。つまり、放射線入射面に入射したＸ線は電気量のパルス信号に直接、変換される。

碁盤目状に分割された複数の集電電極Ｅ２それぞれのサイズにより、Ｘ線に対する画素のサイズが決まる。このサイズは、Ｘ線を光子（粒子）として検出することが可能な十分小さい値になっている。これにより、フォトンカウンティング（光子計数）が可能なＸ線検出器２３Ａが構成され、その全体では所定数個でかつマトリクス状の画素チャンネルが形成されている。

これにより、患者Ｏを透過したＸ線は、Ｘ線検出器２３ＡによりＸ線粒子（すなわちＸ線光子）として一定時間毎に計数され、光子エネルギーに応じたアナログ量の検出信号が画素Ｐ（画素Ｐ１乃至Ｐｋ）毎に出力される。

Ｘ線検出器２３Ａから出力された各画素の検出信号は、ＤＡＳ２４に送られる。

図１２は、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１ＡにおけるＸ線検出器２３Ａ及びＤＡＳ２４Ａを中心とした電気的なブロック図である。

図１２に示すように、Ｘ線検出器２３Ａは、画素Ｐ毎に、コントローラ３２によって制御される半導体セルＳを備える。

ＤＡＳ２４Ａは、画素Ｐ毎に、コントローラ３２によって制御される処理回路Ｃを備える。処理回路Ｃは、チャージアンプ８１、波形整形回路８２、ｎ（ｎ：正の整数）段の比較器（Ｄｕａｌ Ｄｉｓｃｒｉ）８３_１〜８３_ｎ、ｎ段のスイッチ８４_１〜８４_ｎ、閾値論理回路（Ｄｉｓｃｒｉ Ｌｏｇｉｃ）８５、ｍ（ｍ：正の整数）段のカウンタ（ｃｏｕｎｔｅｒ ＣＬＫ）８６_１〜８６_ｍ、重み付け回路８７、及び加算回路８８を備える。

チャージアンプ８１は、半導体セルＳの複数の集電電極Ｅ２のそれぞれに接続される。チャージアンプ８１は、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷を電圧パルス信号として出力する。チャージアンプ８１の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路８２に接続される。

波形整形回路８２は、検知した電圧パルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。波形整形回路８２のゲイン及びオフセットは、半導体セルＳの画素毎の電荷チャージアップ特性に対する不均一性を考慮した調整パラメータである。画素毎の波形整形回路８２のゲイン及びオフセットをキャリブレーション作業にて事前に調整しておくことにより、かかる不均一性を排除した波形整形を行なうことができる。この結果、各収集チャンネルの波形整形回路８２から出力された、波形整形されたパルス信号は実質的に入射Ｘ線粒子のエネルギー量を反映した特性を有することになり、画素間のかかるばらつきは殆ど解消される。波形整形回路８２の出力端は、複数の比較器８３_１〜８３_ｎの比較入力端にそれぞれ接続される。

比較器８３_１〜８３_ｎの各基準入力端には、それぞれ値が異なる基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）〜ＴＨｎ（下限基準値ＴＨＬ）が印加されている。波形整形回路８２から１個のパルス信号の波高値（吸収されたＸ線光子のエネルギー）を異なる基準値ＴＨ１〜ＴＨｎで比較することで、半導体セルＳで吸収されたＸ線光子（Ｘ線粒子）のエネルギーを、事前に複数に分けて設定されたエネルギー領域のうちいずれかに分離できる。例えば、ｎが３である場合、パルス信号の波高値が基準値ＴＨ１〜ＴＨ３のどの値を超えているかにより、分離されるエネルギー領域が異なる。波高値が基準値ＴＨ１とＴＨ２との間にある場合、吸収されたＸ線光子のエネルギーは第１のエネルギー領域に含まれるように分離される。波高値が基準値ＴＨ２とＴＨ３との間にある場合、吸収されたＸ線光子のエネルギーは第２のエネルギー領域に含まれるように分離される。波高値が基準値ＴＨ３（下限基準値ＴＨＬ）以下の場合や、基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）以上の場合は、外乱や半導体セルＳやチャージアンプ８１からのホワイトノイズを検出させないものとして分離される。基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）以上の場合は、他にもＸ線光子が２個以上同時に画素に入射した場合にも起こりうるが、ここではそのような事象は発生確率が低いものとし画像情報を形成する主な信号ではないとして外乱などと同様に扱うものとする。

なお、基準値の数が３、すなわち、分離可能なエネルギー領域の数が３の場合に限定されるものではない。基準値の数は、２や４等であってもよい。

スイッチ８４_１〜８４_ｎは、比較器８３_１〜８３_ｎからそれぞれ出力されるパルス信号がスイッチ８４_１〜８４_ｎの基準値ＴＨ１〜ＴＨｎを超える場合にオンとなり、それ以外の場合にオフとなるように設計されている。例えば、スイッチ８４_１は、比較器８３_１から出力されるパルス信号がスイッチ８４_１の基準値ＴＨ１を超える場合にオンとなり、それ以外の場合にオフとなるように設計されている。スイッチ８４_１〜８４_ｎの出力端は、閾値論理回路８５に接続されている。

閾値論理回路８５は、スイッチ８４_１〜８４_ｎからそれぞれ出力されるパルス信号を基に、比較器８３_１〜８３_ｎのうちいずれがオン（オフ）になっているかを読み取り、オンになっている比較器８３_１〜８３_ｎのうちの最大のパルス信号に対応する出力パルスを計数（カウント）するようにクロックパルスを発生する。閾値論理回路８５の複数の出力端は、複数のカウンタ８６_１〜８６_ｍに各別に接続され、クロックパルスを計数する。複数のカウンタ８６_１〜８６_ｍはパルス信号の波高に対応してそれぞれのカウンタに計数するように動作する。例えばＴＨ２を超えＴＨ１より小さなパルスはカウンタ８６_１で計数され、ＴＨ３を超えＴＨ２より小さなパルスはカウンタ８６₂で計数される（以下同様）。この場合は、必要なカウンタの数ｍは、比較器の数ｎを用いて、ｍ＝ｎ−１となる。

別の例ではカウンタの数ｍは、比較器の数ｎを用いて、ｍ＜ｎ−１となることもある。各比較器で波高分離されたパルス数をそれぞれの波高範囲毎ではなく、複数の波高範囲をまとめて計数する場合がそれに当たる。もっとも小さいカウンタの数ｍは、ｍ＝１である。この場合、閾値論理回路８５が出力するクロックパルスを１つのカウンタにより計数するので、Ｘ線光子のエネルギーの区別をせずに光子数を計数することになる。

カウンタ８６_１〜８６_ｍは、閾値論理回路８５から出力されるクロックパルスをカウントアップして、各担当するエネルギー領域に入るＸ線光子の数を一定時間に渡って計測する。

重み付け回路８７は、カウンタ８６_１〜８６_ｍからそれぞれ出力される計数値に対する重み付けを行なう。

加算回路８８は、重み付け回路８７から出力される、重み付けされたエネルギー領域別の計数値を相互に加算して、画素Ｐ毎の生データを生成し、生データを、コントローラ３２を介して画像処理装置１２Ａに送る。加算回路８８は、複数のエネルギー領域にそれぞれ対応する複数の計数値に基づく２重エネルギーの生データや、異なる複数の重み付けによってそれぞれ得られる複数の加算値に基づく２重エネルギーの生データを生成する。

このように、ＤＡＳ２４は、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ８６_１〜８６_ｍにより、Ｘ線検出器２３Ａの各画素Ｐに入射したＸ線光子の数をカウンタの段数ｍに応じたエネルギー領域毎に計測する。その結果としての計数値、すなわち、Ｘ線光子の計数値は、複数のカウンタ８６_１〜８６_ｍからデジタル量の検出データ（生データ）として読み出される。データ読出しは、ＡＳＩＣ層ＡＳ内に画素Ｐ毎に行なわれる。

図１０の説明に戻って、高電圧発生装置２６Ａは、コントローラ３２による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力をＸ線管２１に供給する。

Ｘ線ＣＴ装置１Ａの画像処理装置１２Ａは、コンピュータをベースとして構成されており、ネットワークＮと相互通信可能である。画像処理装置１２Ａは、画像処理装置１２（図１に図示）と同様に、ＣＰＵ４１、メモリ４２、ＨＤＤ４３、入力装置４４、及び表示装置４５等の基本的なハードウェアから構成される。ＣＰＵ４１は、共通信号伝送路としてのバスを介して、画像処理装置１２Ａを構成する各ハードウェア構成要素に相互接続されている。なお、画像処理装置１２Ａは、記憶媒体ドライブ４６を具備する場合もある。

画像処理装置１２Ａは、画像処理装置１２（図１に図示）と同様に、スキャナ装置１１ＡのＤＡＳ２４Ａから入力された２重エネルギーの生データに対して対数変換処理や、感度補正等の補正処理（前処理）を行なって投影データを生成してＨＤＤ４３等の記憶装置に記憶させる。また、画像処理装置１２Ａは、画像処理装置１２（図１に図示）と同様に、前処理された投影データに対して散乱線の除去処理を行なう。画像処理装置１２Ａは、画像処理装置１２（図１に図示）と同様に、Ｘ線曝射範囲内の投影データの値に基づいて散乱線の除去を行なうものであり、散乱線補正を行なう対象の投影データ又はその隣接投影データの値の大きさから推定された散乱線を、対象となる投影データから減じて散乱線補正を行なう。画像処理装置１２Ａは、画像処理装置１２（図１に図示）と同様に、補正された投影データに基づいて画像データを生成してＨＤＤ４３等の記憶装置に記憶させたり、表示装置４５に表示させたりする。

図１３は、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１Ａの機能を示すブロック図である。

図１０に示す画像処理装置１２ＡのＣＰＵ４１がプログラムを実行することによって、Ｘ線ＣＴ装置１Ａは、図１３に示すように、任意エネルギー画像生成部５２としての機能を備える。具体的には、任意エネルギー画像生成部５２は、投影データ読み出し部７１、分離部７２、再構成部７３、物質判別部７４、エネルギー設定部７５、単色Ｘ線画像生成部７６、及びフュージョン画像生成部７７を備える。なお、画像処理装置１２Ａの任意エネルギー画像生成部５２の全部又は一部は、画像処理装置１２Ａにハードウェアとして備えられるものであってもよい。また、画像処理装置１２Ａの任意エネルギー画像生成部５２の全部又は一部は、画像処理装置１２Ａのみならず、高電圧発生装置２６Ａやコントローラ３２に備えられるものであってもよい。

なお、図１３に示すＸ線ＣＴ装置１Ａの機能において、図１４に示すＸ線ＣＴ装置１と同一部材には同一符号を付して説明を省略する。

図１４は、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１Ａの動作を示すフローチャートである。

なお、図１４に示すＸ線ＣＴ装置１Ａの動作において、図５に示すＸ線ＣＴ装置１と同一ステップには同一符号を付して説明を省略する。

ステップＳ１１において、Ｘ線ＣＴ装置１Ａのスキャナ装置１１Ａは、コントローラ３２の制御に従いシングルエネルギースキャンを実行する。

ステップＳ１２において、スキャナ装置１１ＡのＤＡＳ２４Ａは、複数のエネルギー領域にそれぞれ対応する複数の計数値に基づく２重エネルギーの生データや、異なる複数の重み付けによってそれぞれ得られる複数の加算値に基づく２重エネルギーの生データを生成する。ＤＡＳ２４Ａの出力データは、スキャナ装置１１Ａのコントローラ３２を介して画像処理装置１２Ａに供給される。

そして、Ｘ線ＣＴ装置１Ａの画像処理装置１２ＡのＣＰＵ４１は、スキャナ装置１１ＡのＤＡＳ２４Ａから入力された２重エネルギーの生データを取得し、取得された生データに対して対数変換処理や、感度補正等の補正処理（前処理）を行なって２重エネルギーの投影データを生成してＨＤＤ４３等の記憶装置に記憶させる。ＨＤＤ４３は、ＣＰＵ４１の制御に従い、２重エネルギーの投影データを記憶する。

なお、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１Ａは、フュージョン画像表示処理を行なう場合にシングルエネルギースキャンを実行して投影データを生成するようにしている。しかし、このような場合に限られず、シングルエネルギースキャンが予め実行されて生成された投影データがＨＤＤ４３に記憶されている場合にも本発明を適用することできる。

第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１Ａによると、２重エネルギーの再構成前データに基づいて物質ごとに任意のエネルギーの画像を作成した上で、１枚のフュージョン画像を作成して表示することができる。これにより、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１Ａによると、被検体の診断部位や物質などにより画像診断における最適なエネルギーが異なったとしても、候補として考えられるエネルギーの中からいずれかの１つのエネルギーを選択する必要性がなくなる。また、第２実施形態のＸ線ＣＴ装置１Ａによると、被検体の診断部位や物質などにより画像診断における最適なエネルギーが異なったとしても、アーチファクトを低減しつつ、かつ、同時に物質ごとにコントラストが改善された画像を提供することができる。

以上、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の省略、置き換え、変更を行なうことができる。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１，１Ａ Ｘ線ＣＴ装置
１１，１１Ａ スキャナ装置
１２，１２Ａ 画像処理装置（コンソール）
２１ Ｘ線管
２１ｂ フィラメント
２３，２３Ａ Ｘ線検出器
２４，２４Ａ ＤＡＳ
２６，２６Ａ 高電圧発生装置
２６ｅ 高電圧電源
４１ ＣＰＵ
５１ 管電圧制御部
５２ 任意エネルギー画像生成部
６１ 条件設定部
６２ フィラメント電流値演算部
７１ 投影データ読み出し部
７２ 分離部
７３ 再構成部
７４ 物質判別部
７５ エネルギー設定部
７６ 単色Ｘ線画像生成部
７７ フュージョン画像生成部

Claims (15)

1. Ｘ線を曝射するＸ線管と、
   前記Ｘ線管に管電圧を印加する高電圧電源と、
   複数のＸ線検出素子を有し、前記Ｘ線を検出するＸ線検出器と、
   スキャンによって被検体が撮影されることで得られる多重エネルギーの再構成前データに基づいて、複数の基準物質にそれぞれ相当する複数の基準物質画像を生成する画像生成手段と、
   前記複数の基準物質画像に基づいて、前記被検体の撮影範囲内に含まれる複数の物質をそれぞれ判別する判別手段と、
   前記判別された複数の物質のそれぞれについて予め定められた関係に基づき対応するエネルギーを決定し、決定された各エネルギーに関する単色Ｘ線画像を前記複数の基準物質画像に基づいて生成する単色Ｘ線画像生成手段と、
   前記複数の物質に相当する複数の単色Ｘ線画像を統合し、統合画像を生成する統合画像生成手段と、
   前記統合画像を表示装置に表示させる表示手段と、
   を有するＸ線ＣＴ装置。
2. 前記画像生成手段は、前記スキャンとしての、異なる複数の管電圧を用いたデュアルエネルギースキャン又はマルチエネルギースキャンによって前記被検体が撮影されることで、前記多重エネルギーの再構成前データを得る請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記Ｘ線検出器は、光子計数型画像検出器であり、
   前記画像生成手段は、複数のエネルギー領域にそれぞれ対応する複数の計数値に基づいて前記多重エネルギーの再構成前データを得る請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記Ｘ線検出器は、多層構造のＸ線検出器であり、
   前記画像生成手段は、前記多層構造のそれぞれの層から前記多重エネルギーの再構成前データを得る請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記統合画像生成手段は、前記複数の単色Ｘ線画像に対して重み付け加算処理又は重み付け減算処理を行い、前記統合画像を生成する請求項１乃至４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記表示手段は、前記各物質に相当する単色Ｘ線画像を表示させる請求項１乃至４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記表示手段は、前記各物質に相当する単色Ｘ線画像をカラー表示させる請求項１乃至４のいずれか一項に記載の請求項に記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記表示手段は、重み付け加算処理又は重み付け減算処理がなされた後の単色Ｘ線画像を表示させる請求項１乃至４のいずれか一項に記載の請求項に記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 前記表示手段は、前記統合画像を２次元表示又は３次元表示させる請求項１乃至４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
10. 前記表示手段は、前記統合画像を表示させるとともに、前記被検体の対象範囲内のＣＴ値の表示に関しては特定のエネルギーに固定し、特定のエネルギーのみに関するＣＴ値を表示する請求項１乃至４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
11. 前記単色Ｘ線画像生成手段は、前記複数の物質の物質ごとに、任意のエネルギーに関する単色Ｘ線画像を生成する請求項１乃至４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
12. 前記判別手段は、デュアルエネルギースキャン又はマルチエネルギースキャンの実行中に得られる複数の基準物質画像に基づいて、前記各物質に関して取得されるＸ線減弱係数を前記複数の基準物質に関する複数のＸ線減弱係数にそれぞれ所定の係数を乗じたものの和で表し、複数の所定の係数の相関関係から前記被検体の撮影範囲内に含まれる物質を判別する請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
13. 前記各物質と、前記単色Ｘ線画像生成手段により前記単色Ｘ線画像が生成される際のエネルギーとを対応付けてテーブルとして記憶する記憶手段をさらに有し、
    前記単色Ｘ線画像生成手段は、前記記憶手段により記憶される前記テーブルを参照して、前記各物質により定まるエネルギーを設定し、前記単色Ｘ線画像を生成する請求項１乃至４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
14. スキャンによって被検体が撮影されることで得られる多重エネルギーの再構成前データに基づいて、複数の基準物質にそれぞれ相当する複数の基準物質画像を生成する画像生成手段と、
    前記複数の基準物質画像に基づいて、前記被検体の撮影範囲内に含まれる複数の物質をそれぞれ判別する判別手段と、
    前記判別された複数の物質のそれぞれについて予め定められた関係に基づき対応するエネルギーを決定し、決定された各エネルギーに関する単色Ｘ線画像を前記複数の基準物質画像に基づいて生成する単色Ｘ線画像生成手段と、
    前記複数の物質に相当する複数の単色Ｘ線画像を統合し、統合画像を生成する統合画像生成手段と、
    前記統合画像を表示装置に表示させる表示手段と、
    を有する画像処理装置。
15. スキャンによって被検体が撮影されることで得られ、記憶装置に記憶される多重エネルギーの再構成前データに基づいて、複数の基準物質のそれぞれに相当する複数の基準物質画像を生成する画像生成ステップと、
    前記複数の基準物質画像に基づいて、前記被検体の撮影範囲内に含まれる複数の物質をそれぞれ判別する判別ステップと、
    前記判別された複数の物質のそれぞれについて予め定められた関係に基づき対応するエネルギーを決定し、決定された各エネルギーに関する単色Ｘ線画像を前記複数の基準物質画像に基づいて生成する単色Ｘ線画像生成ステップと、
    前記複数の物質に相当する複数の単色Ｘ線画像を統合し、統合画像を生成する統合画像生成ステップと、
    前記統合画像を表示装置に表示させる表示ステップと、
    を有する画像処理方法。

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