JP6325256B2 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び医用画像処理装置 - Google Patents

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び医用画像処理装置 Download PDF

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Description

本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び医用画像処理装置に関する。
従来、Ｘ線コンピュータ断層撮影（ＣＴ：Computed Tomography）装置により、異なる複数種類の管電圧で撮影を行なって画像を取得する手法がある。２種類の異なる管電圧を用いる場合、かかる手法は、「Dual Energy CT」と呼ばれる。また、「Dual Energy CT」では、２種類の異なる管電圧から得られた２つの投影データを、予め設定した２つの基準物質それぞれの投影データ（線積分データ）に分離し、分離した２つのデータそれぞれから、基準物質の存在率に基づく画像（基準物質画像）を再構成する応用技術が知られている。かかる応用技術では、２つの基準物質画像を用いて重み付け計算処理を行うことにより、単色Ｘ線画像や密度画像、実効原子番号画像等、様々な画像を取得することができる。
しかし、上記の応用技術より得られる各種画像は、ＣＴ値の情報でない画像が多い。このため、上記の応用技術より得られる各種画像は、Ｘ線ＣＴ画像の再構成後にＣＴ値情報を用いて行なわれていた従来の補正処理を適用することができない場合が多い。すなわち、従来では、上記の応用技術より得られる各種画像の画質を向上させることができない場合があった。
特開２００９−２６１９４２号公報
本発明が解決しようとする課題は、異なる複数種類の管電圧で撮影を行なって取得される画像の画質を向上させることができるＸ線コンピュータ断層撮影装置及び医用画像処理装置を提供することである。
実施形態のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、画像処理部と、分解部とを備える。画像処理部は、Ｘ線に由来する光を個々に計数するフォトンカウンティング方式の検出器で得られた、異なるエネルギーでの複数の投影データから生成された異なるエネルギーでの複数の画像データそれぞれに対して画像処理を行なう。分解部は、前記画像処理が行われた前記複数の画像データを、予め設定された少なくとも２つ以上の複数の基準物質ごとに分解して、前記複数の基準物質それぞれの基準物質画像データを生成する。
図１は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置の全体構成例を示す図である。 図２は、本実施形態に係る前処理部及び画像再構成部の構成例を示す図である。 図３は、本実施形態に係る再構成部を説明するための図である。 図４は、本実施形態に係る画像処理部を説明するための図である。 図５は、本実施形態に係る分解部を説明するための図である。 図６は、本実施形態に係る再構成部が補正基準物質画像データを用いて生成する各種画像データを説明するための図である。 図７は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の処理例を示すフローチャートである。
以下、添付図面を参照して、Ｘ線コンピュータ断層撮影（ＣＴ：Computed Tomography）装置の実施形態を詳細に説明する。
（実施形態）
まず、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の全体構成の一例について、図１を用いて説明する。図１は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置の全体構成例を示す図である。図１に示すように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、架台装置１０と、寝台装置２０と、コンソール装置３０とを有する。
架台装置１０は、被検体ＰにＸ線を照射してＸ線検出データを収集する装置であり、高電圧発生部１１と、Ｘ線管１２と、Ｘ線検出器１３と、データ収集部１４と、回転フレーム１５と、架台駆動部１６とを有する。
高電圧発生部１１は、高電圧を発生し、発生した高電圧をＸ線管１２に供給する装置である。Ｘ線管１２は、高電圧発生部１１から供給された高電圧によりＸ線を発生する真空管であり、Ｘ線管１２が発生したＸ線は、被検体Ｐに対して照射される。
Ｘ線検出器１３は、Ｘ線管１２から照射されて被検体Ｐを透過したＸ線の強度分布を示すＸ線検出データを検出する検出器である。すなわち、Ｘ線検出器１３は、被検体Ｐの体内で生じるＸ線吸収の度合を示すＸ線検出データを検出する。例えば、Ｘ線検出器１３は、チャンネル方向（図１に示すＹ軸方向）に沿って複数のＸ線検出素子が配列された検出素子列が、被検体Ｐの体軸方向（図１に示すＺ軸方向）に沿って複数列配列された２次元アレイ型検出器である。
回転フレーム１５は、Ｘ線管１２とＸ線検出器１３とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持する。架台駆動部１６は、回転フレーム１５を回転駆動させることで、被検体Ｐを中心とした円軌道上でＸ線管１２およびＸ線検出器１３を旋回させる装置である。
データ収集部１４は、ＤＡＳ（Data Acquisition System）であり、Ｘ線検出器１３により検出されたＸ線検出データを収集する。具体的には、データ収集部１４は、Ｘ線管１２からのＸ線照射方向それぞれに対応するＸ線検出データを収集する。Ｘ線照射方向は、ビュー（view）とも呼ばれる。そして、データ収集部１４は、収集したビューごとのＸ線検出データに対して、増幅処理やＡ／Ｄ変換処理等を行なって、コンソール装置３０の前処理部３４（後述）に出力する。例えば、データ収集部１４は、Ｘ線検出素子ごとのＸ線検出量を示すＸ線検出データをＸ線照射方向ごとに時系列化したデータ（サイノグラムデータ）を出力する。
寝台装置２０は、被検体Ｐを載せる装置であり、図１に示すように、天板２２と、寝台駆動装置２１とを有する。天板２２は、被検体Ｐが載置されるベッドであり、寝台駆動装置２１は、天板２２を被検体Ｐの体軸方向（Ｚ軸方向）へ移動させることで、被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動させる。
コンソール装置３０は、操作者によるＸ線ＣＴ装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された投影データ群から断層画像データやボリュームデータを再構成する装置であり、図１に示すように、入力装置３１と、表示装置３２と、スキャン制御部３３と、前処理部３４と、投影データ記憶部３５と、画像再構成部３６と、画像記憶部３７と、システム制御部３８とを有する。
入力装置３１は、Ｘ線ＣＴ装置を操作する医師や技師などの操作者が各種指示を入力するためのマウス、キーボード、ボタン、トラックボール、ジョイスティックなどを有し、操作者から受け付けた各種コマンドを、後述するシステム制御部３８に転送する。
表示装置３２は、入力装置３１を介して操作者から指示を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、後述する画像記憶部３７が記憶する画像を表示したりするためのモニタを有する。
スキャン制御部３３は、高電圧発生部１１、架台駆動部１６、データ収集部１４及び寝台駆動装置２１の動作を制御する。これにより、スキャン制御部３３は、架台装置１０における被検体ＰのＸ線スキャン処理、Ｘ線検出データ群の収集処理及びＸ線検出データ群に対するデータ処理を制御する。
具体的には、スキャン制御部３３は、回転フレーム１５を回転させながら、Ｘ線管１２からＸ線を連続的、又は、間欠的に照射させることで、Ｘ線スキャンを実行させる。例えば、スキャン制御部３３は、天板２２を移動させながら回転フレーム１５を連続回転させて撮影を行なうヘリカルスキャンや、被検体Ｐの位置を固定したままで回転フレーム１５を１回転または連続回転させて撮影を行なうコンベンショナルスキャンを実行させる。
前処理部３４は、データ収集部１４から送信されたＸ線検出データに対して、対数変換処理や、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の補正処理を行なうことで、投影データを生成する。なお、本実施形態に係る前処理部３４が行なう処理については、後に詳述する。
投影データ記憶部３５は、前処理部３４により生成された投影データを記憶する。
画像再構成部３６は、投影データ記憶部３５が記憶する投影データから各種画像を生成し、生成した画像を画像記憶部３７に格納する。例えば、画像再構成部３６は、投影データを逆投影処理（例えば、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法による逆投影処理）することでＸ線ＣＴ画像を再構成し、再構成したＸ線ＣＴ画像を画像記憶部３７に格納する。なお、本実施形態に係る画像再構成部３６が行なう処理については、後に詳述する。
システム制御部３８は、架台装置１０、寝台装置２０およびコンソール装置３０の動作を制御することによって、Ｘ線ＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、システム制御部３８は、スキャン制御部３３を制御することで、架台装置１０及び寝台装置２０によるＸ線検出データ群の収集処理を制御する。また、システム制御部３８は、前処理部３４や、画像再構成部３６を制御することで、コンソール装置３０における画像処理を制御する。また、システム制御部３８は、画像記憶部３７が記憶する各種画像を、表示装置３２に表示するように制御する。
以上、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、管電圧を１種類に固定した撮影を行なって投影データを収集する他に、異なる複数種類の管電圧での「Multi Energyによる撮影」を行なって投影データを収集する。例えば、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、２種類の異なる管電圧での「Dual Energyによる撮影」を行なって投影データを収集する。
「Dual Energyによる撮影」は、例えば、以下の３つの撮影方法で行なわれている。第１の撮影方法は、最初に第１の管電圧で撮影し、次に第２の管電圧で撮影する「Slow-kV switching方式（２回転方式）」である。第２の撮影方法は、図１に例示する１管球系のＸ線ＣＴ装置ではなく、２管球のＸ線ＣＴ装置を用いて、異なる管電圧で撮影を行なう「Dual Source方式（２管球方式）」である。第３の撮影方法は、回転フレーム１５を回転させながら、ビューごとに高速で管電圧切り替えて撮影する「Fast-kV switching方式（高速スイッチング方式）」である。これにより、エネルギーの異なる２種類の生データ（投影データ）を取得することができる。
以下では、「Dual Energyによる撮影」が高速スイッチング方式により行なわれる場合について説明する。なお、本実施形態は、「Dual Energyによる撮影」が２回転方式や２管球方式で行なわれる場合であっても適用可能である。
ここで、従来、高エネルギーの投影データ及び低エネルギーの投影データそれぞれからＸ線ＣＴ画像を再構成し、再構成した２つのＸ線ＣＴ画像を、任意の比率で重み付け加算した画像を生成することが行なわれている。
また、近年、２種類の異なる管電圧から得られた２つの投影データを、予め設定した２つの基準物質それぞれの投影データ（線積分データ）に分離することで、基準物質の存在率に基づく画像（基準物質画像）を再構成する応用技術が開発されている。かかる応用技術では、２つの基準物質画像を用いて重み付け計算処理を行うことにより、単色Ｘ線画像や密度画像、実効原子番号画像等、様々な画像を取得することができる。
しかし、上記の応用技術より得られる各種画像は、ＣＴ値の情報でない画像が多い。このため、上記の応用技術より得られる各種画像は、Ｘ線ＣＴ画像の再構成後にＣＴ値情報を用いて行なわれていた従来の補正処理を適用することができない場合が多い。そこで、本実施形態では、異なる複数種類の管電圧で撮影を行なって取得される画像、すなわち、ＣＴ値の情報を有さない画像の画質を向上させるために、以下に説明する前処理部３４及び画像再構成部３６の処理が行なわれる。
図２は、本実施形態に係る前処理部及び画像再構成部の構成例を示す図である。図２に例示するように、本実施形態に係る前処理部３４は、投影データ生成部３４ａと、分離部３４ｂとを有する。また、図２に例示するように、本実施形態に係る画像再構成部３６は、再構成部３６ａと、画像処理部３６ｂと、分解部３６ｃとを有する。
投影データ生成部３４ａは、データ収集部１４から送信されたＸ線検出データに対して対数変換処理等を行なって、投影データを生成する。本実施形態では、投影データ生成部３４ａは、第１の管電圧（例えば、１３０ｋＶ）のＸ線検出データから投影データ（以下、高エネルギー投影データと記載する）を生成する。また、本実施形態では、投影データ生成部３４ａは、第２の管電圧（例えば、４０ｋＶ）のＸ線検出データから投影データ（以下、低エネルギー投影データと記載する）を生成する。
図２に示す画像処理部３６ｂは、投影データから生成された異なるエネルギーでの複数の単色Ｘ線画像データそれぞれに対して画像処理を行なう。そして、図２に示す分解部３６ｃは、画像処理が行われた複数の単色Ｘ線画像データを、予め設定された少なくとも２つ以上の複数の基準物質ごとに分解して、複数の基準物質それぞれの基準物質画像データを生成する。本実施形態では、上記の複数の単色Ｘ線画像データは、以下に説明する分離部３４ｂ及び再構成部３６ａの処理により投影データから生成される。なお、画像処理部３６ｂ及び分解部３６ｃの処理については、後に詳述する。
分離部３４ｂは、投影データを、予め設定された少なくとも２つ以上の複数の基準物質それぞれの線積分データに分離する。本実施形態では、上記の投影データは、異なる２種類の管電圧それぞれ収集された２つの投影データ（高エネルギー投影データ及び低エネルギー投影データ）である。また、本実施形態では、上記の複数の基準物質は、２つの基準物質であり、例えば、骨及び水である。以下では、２つの基準物質の一方を第１基準物質と記載し、他方を第２基準物質と記載する。
すなわち、分離部３４ｂは、高エネルギー投影データ及び低エネルギー投影データを、第１基準物質の線積分データと、第２基準物質の線積分データとに分離する。なお、基準物質は、様々なエネルギーにおける減弱係数（線減弱係数や質量減弱係数）が既知である物質から設定される。
かかる分離部３４ｂの処理は、エネルギー「E」における撮影部位のある位置の減弱係数が、エネルギー「E」における２つの基準物質それぞれの減弱係数と、当該位置に存在する２つの基準物質それぞれの存在率とで表せるという前提に基づくものである。ここで、Ｘ線透過線「l」における第１基準物質の存在率「c1」の線積分及び第２基準物質の存在率「c2」の線積分それぞれを、「第１線積分データ」及び「第２線積分データ」とする。また、多色である高エネルギーにおける第１基準物質の平均減弱係数及び第２基準物質の平均減弱係数それぞれを、「高エネルギー第１平均減弱係数」及び「高エネルギー第２平均減弱係数」とする。また、多色である低エネルギーにおける第１基準物質の平均減弱係数及び第２基準物質の平均減弱係数それぞれを、「低エネルギー第１平均減弱係数」及び「低エネルギー第２平均減弱係数」とする。また、Ｘ線透過線「l」における高エネルギー照射時のビームハードニングによる誤差及び低エネルギー照射時のビームハードニングによる誤差それぞれを、「高エネルギー誤差」及び「低エネルギー誤差」とする。
分離部３４ｂは、「高エネルギー第１平均減弱係数」、「第１線積分データ」、「高エネルギー第２平均減弱係数」、「第２線積分データ」及び「高エネルギー誤差」を用いた式により、高エネルギー投影データを近似する。また、分離部３４ｂは、「低エネルギー第１平均減弱係数」、「第１線積分データ」、「低エネルギー第２平均減弱係数」、「第２線積分データ」及び「低エネルギー誤差」を用いた式により、低エネルギー投影データを近似する。そして、分離部３４ｂは、かかる２つの近似式を反復的に解法することで、第１線積分データ及び第２線積分データを求める。なお、分離部３４ｂの処理は、特開２００９−２６１９４２号公報等において記載されているため、詳細な説明は省略する。
分離部３４ｂにより分離された第１線積分データ及び第２線積分データは、投影データ記憶部３５に格納される。
そして、再構成部３６ａは、各画素（ピクセル又はボクセル）の画素値が当該画素に存在する基準物質の存在率を示す基準物質画像データを、複数の基準物質それぞれの線積分データから再構成する。なお、再構成部３６ａが再構成する基準物質画像データは、後述する画像処理部３６ｂが画像処理を行なう前の基準物質画像データである。また、後述する分解部３６ｃが生成する基準物質画像データは、画像処理部３６ｂが画像処理を行なった後の基準物質画像データであり、再構成部３６ａが再構成した基準物質画像データに画像処理の結果が反映された画像データである。
具体的には、再構成部３６ａは、第１線積分データを逆投影処理することで、第１基準物質の基準物質画像データを再構成する。また、再構成部３６ａは、第２線積分データを逆投影処理することで、第２基準物質の基準物質画像データを再構成する。なお、以下では、第１基準物質の基準物質画像データを第１基準物質画像データと記載する場合がある。また、以下では、第２基準物質の基準物質画像データを第２基準物質画像データと記載する場合がある。
第１基準物質画像データの画素「i」の画素値は、画素「i」における第１基準物質の存在率「c1」となる。また、第２基準物質画像データの画素「i」の画素値は、画素「i」における第２基準物質の存在率「c2」となる。
そして、再構成部３６ａは、再構成した複数の基準物質それぞれの基準物質画像データを用いて、異なるエネルギーでの複数の単色Ｘ線画像データを生成する。具体的には、本実施形態に係る再構成部３６ａは、複数の基準物質として設定された基準物質の数と同じ数の異なるエネルギーそれぞれでの単色Ｘ線画像データを生成する。すなわち、本実施形態では、複数の単色Ｘ線画像データの数は、複数の基準物質として設定された基準物質の数と同じである。本実施形態では、基準物質が、第１基準物質及び第２基準物質の２つであるため、再構成部３６ａは、第１基準物質画像データ及び第２基準物質画像データを用いて、２つの異なるエネルギーでの２つの単色Ｘ線画像データを生成する。
基準物質画像データを用いた単色Ｘ線画像データの生成法について以下説明する。例えば、ピクセルとしての画素「i」の画像データ上の位置を示す座標を「x」及び「y」とする。そして、画素「x,y」における第１基準物質画像データの画素値（第１基準物質の存在率）を「c1(x,y)」とし、画素「x,y」における第２基準物質画像データの画素値（第２基準物質の存在率）を「c2(x,y)」とする。また、任意のエネルギー「E」における第１基準物質の線減弱係数を「μ1(E)」とする。また、任意のエネルギー「E」における第２基準物質の線減弱係数を「μ2(E)」とする。かかる場合、エネルギー「E」における画素「x,y」に対応する撮影部位の線減弱係数「μ(E,x,y)」は、２つの基準物質画像データを用いて、以下の式（１）により求めることができる。
Figure 0006325256
また、「E」における画素「x,y」に対応する撮影部位のＣＴ値「CT#(E,x,y)」は、式（１）により求められる「μ(E,x,y)」と、水の「E」における線減弱係数「μwater(E)」とを、以下の式（２）に代入することで求まる。
Figure 0006325256
再構成部３６ａは、基準物質画像データと、式（１）及び式（２）とを用いて、任意のエネルギー「E」における単色Ｘ線画像データを生成することができる。すなわち、２つの基準物質画像データが取得されれば、式（１）より任意のエネルギーでの線減弱係数を求めることができ、この線減弱係数を式（２）に代入することでＣＴ値を求めることができる。再構成部３６ａは、かかる処理を、ピクセルごと（又は、ボクセルごと）に行なうことで、単色Ｘ線画像データを生成する。
図３は、本実施形態に係る再構成部を説明するための図である。例えば、本実施形態に係る再構成部３６ａは、図３に示すように、第１基準物質の基準物質画像データ及び第２基準物質の基準物質画像データから、２種類のエネルギー（AkeV及びBkeV）の単色Ｘ線画像データを生成する。
再構成部３６ａは、「A」における画素「x,y」の線減弱係数を式（１）により求め、この線減弱係数と水の「A」における線減弱係数「μwater(A)」とを式（２）に代入して画素「i」のＣＴ値を算出することで、単色Ｘ線画像データ（AkeV）を生成する。また、再構成部３６ａは、「B」における画素「x,y」の線減弱係数を式（１）により求め、この線減弱係数と水の「B」における線減弱係数「μwater(B)」とを式（２）に代入して画素「x,y」のＣＴ値を算出することで、単色Ｘ線画像データ（BkeV）を生成する。なお、「エネルギー：Ａ」及び「エネルギー：Ｂ」は、システムに初期設定されている場合であっても良いし、操作者により設定される場合であっても良い。
ここで、単色Ｘ線画像データの各画素の画素値は、ＣＴ値であることから、単色Ｘ線画像データに対しては、従来のＣＴ値情報を用いた補正処理等、様々な画像処理を適応することが可能である。そこで、画像処理部３６ｂは、複数の単色Ｘ線画像データそれぞれに対して画像処理を行なう。本実施形態では、画像処理部３６ｂは、複数の単色Ｘ線画像データそれぞれに対する画像処理として、補正処理を行なって、複数の補正単色Ｘ線画像データを生成する。なお、以下に説明する内容は、画像処理として、エッジ強調処理や、コントラスト強調処理等が行われる場合でも適用可能である。また、以下に説明する内容は、画像処理として、補正処理とともに、エッジ強調処理や、コントラスト強調処理等が行われる場合でも適用可能である。図４は、本実施形態に係る画像処理部を説明するための図である。
すなわち、画像処理部３６ｂは、図４に例示するように、単色Ｘ線画像データ（AkeV）に対して、ＣＴ値情報を用いたノイズ除去等を行なって、補正単色Ｘ線画像データ（AkeV）を生成する。また、画像処理部３６ｂは、図４に例示するように、単色Ｘ線画像データ（BkeV）に対して、ＣＴ値情報を用いたノイズ除去を行なって、補正単色Ｘ線画像データ（BkeV）を生成する。
そして、分解部３６ｃは、画像処理が行われた複数の単色Ｘ線画像データを、複数の基準物質それぞれの基準物質画像データを生成する。本実施形態では、分解部３６ｃは、複数の補正単色Ｘ線画像データを、複数の基準物質ごとに分解して、複数の基準物質それぞれの補正基準物質画像データを生成する。図５は、本実施形態に係る分解部を説明するための図である。
すなわち、分解部３６ｃは、図５に例示するように、補正単色Ｘ線画像データ（AkeV）及び補正単色Ｘ線画像データ（BkeV）を分解して、第１基準物質の補正基準物質画像データと第２基準物質の補正基準物質画像データとを生成する。以下、分解部３６ｃが行なう処理について、式（３）〜式（６）を用いて説明する。
補正単色Ｘ線画像データ（AkeV）の画素「x,y」のＣＴ値「CT#(A,x,y)」は、式（２）の「E」を「A」とした以下の「式（３）の上式」で示すことができる。また、補正単色Ｘ線画像データ（BkeV）の画素「x,y」のＣＴ値「CT#(B,x,y)」は、式（２）の「E」を「A」とした以下の「式（３）の下式」で示すことができる。
Figure 0006325256
ここで、式（３）の上式における「μ(A,x,y)」は、補正単色Ｘ線画像データ（AkeV）の画素「x,y」における線減弱係数を示している。また、式（３）の下式における「μ(B,x,y)」は、補正単色Ｘ線画像データ（BkeV）の画素「x,y」における線減弱係数を示している。かかる線減弱係数は、ＣＴ値情報を用いた補正が反映された線減弱係数となる。
式（３）の上式を、補正処理が反映された線減弱係数「μ(A,x,y)」の式に変形すると、以下の式（４）の上式となる。また、式（３）の下式を、補正処理が反映された線減弱係数「μ(B,x,y)」の式に変形すると、以下の式（４）の下式となる。
Figure 0006325256
一方、上述したように、任意のエネルギー「E」での画素「x,y」の線減弱係数は、「c1(x,y)」及び「c2(x,y)」と、「μ1(E)」及び「μ2(E)」とから式（１）で表される。従って、補正処理が反映された線減弱係数「μ(A,x,y)」は、式（１）の「E」を「A」とした以下の「式（５）の上式」で示すことができる。また、補正処理が反映された線減弱係数「μ(B,x,y)」は、式（１）の「E」を「B」とした以下の「式（５）の下式」で示すことができる。
Figure 0006325256
ただし、式（５）の上式における「c1(x,y)」は、画素「x,y」における第１基準物質の画像処理（本実施形態では、補正処理）が反映された存在率である。また、式（５）の上式における「c2(x,y)」は、画素「x,y」における第２基準物質の画像処理（本実施形態では、補正処理）が反映された存在率である。
式（５）の上式を、第１基準物質の補正処理が反映された存在率「c1(x,y)」の式に変形すると、以下の式（６）の上式となる。また、式（５）の下式を、第２基準物質の補正処理が反映された存在率「c2(x,y)」の式に変形すると、以下の式（６）の下式となる。
Figure 0006325256
ここで、第１基準物質の任意のエネルギーにおける線減弱係数と、第２基準物質の任意のエネルギーにおける線減弱係数とは、既知である。すなわち、式（６）に示す『第１基準物質の「A」及び「B」それぞれにおける線減弱係数「μ1(A)」及び「μ1(B)」』と、『第２基準物質の「A」及び「B」それぞれにおける線減弱係数「μ2(A) 」及び「μ2(B)」』とは、予め、分解部３６ｃに設定することができる。
また、補正処理が反映された線減弱係数「μ(A,x,y)」及び補正処理が反映された線減弱係数「μ(B,x,y)」は、補正単色Ｘ線画像データ（AkeV）及び補正単色Ｘ線画像データ（BkeV）のＣＴ値を用いて式（４）により算出することができる。
このことから、分解部３６ｃは、補正単色Ｘ線画像データ（AkeV）及び補正単色Ｘ線画像データ（BkeV）を用いて、式（４）の演算処理を、画素ごとに行なう。そして、分解部３６ｃは、式（４）を用いた演算処理結果を、式（６）に代入することで、画像処理（補正処理）が反映された各基準物質の存在率を、画素ごとに算出する。これにより、分解部３６ｃは、２つの補正単色Ｘ線画像データを、第１基準物質の補正基準物質画像データと第２基準物質の補正基準物質画像データとに分解する。
そして、再構成部３６ａは、分解部３６ｃが生成した複数の基準物質それぞれの基準物質画像データ（本実施形態では、補正基準物質画像データ）から、各種画像データを生成する。なお、分解部３６ｃの処理の後に再構成部３６ａが行なう処理は、例えば、入力装置３１を介した操作者の設定により行なわれる。図６は、本実施形態に係る再構成部が補正基準物質画像データを用いて生成する各種画像データを説明するための図である。
具体的には、再構成部３６ａは、複数の基準物質それぞれの補正基準物質画像データから、任意のエネルギーでの単色Ｘ線画像データを生成する。補正処理が反映された各基準物質の存在率が得られていることから、再構成部３６ａは、式（１）を用いて、任意のエネルギーでの単色Ｘ線画像データを生成することができる。例えば、再構成部３６ａは、図６に示すように、第１基準物質の補正基準物質画像データと第２基準物質の補正基準物質画像データとから、式（１）を用いて、８０ｋｅＶの単色Ｘ線画像データや、１００ｋｅＶの単色Ｘ線画像データを生成する。
また、再構成部３６ａは、分解部３６ｃが生成した複数の基準物質それぞれの基準物質画像データ（本実施形態では、補正基準物質画像データ）から、密度画像データ及び実効原子番号画像データのいずれかを生成しても良い。或いは、再構成部３６ａは、単色Ｘ線画像データ、密度画像データ及び実効原子番号画像データのいずれかを生成しても良い。或いは、再構成部３６ａは、単色Ｘ線画像データ、密度画像データ及び実効原子番号画像データの少なくとも１つを生成しても良い。例えば、再構成部３６ａは、図６に示すように、第１基準物質の補正基準物質画像データと第２基準物質の補正基準物質画像データとから、各種の重み付け計算を行なって、密度画像データ及び実効原子番号画像データを生成する。
表示装置３２は、システム制御部３８の制御により、分解部３６ｃが生成した補正基準物質画像データや、再構成部３６ａが補正基準物質画像データを用いて生成した各種画像データを表示する。
次に、図７を用いて、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の処理の一例について説明する。図７は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の処理例を示すフローチャートである。なお、図７では、画像処理部３６ｂが画像処理として、補正処理を行なう場合を一例として説明する。
図７に例示するように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の分離部３４ｂは、高エネルギー投影データ及び低エネルギー投影データが収集されたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、収集されていない場合（ステップＳ１０１否定）、分離部３４ｂは、収集されるまで待機する。
一方、収集された場合（ステップＳ１０１肯定）、分離部３４ｂは、高エネルギー投影データ及び低エネルギー投影データを、第１基準物質の線積分データ及び、第２基準物質の積分データに分離する（ステップＳ１０２）。そして、再構成部３６ａは、第１基準物質の基準物質画像データ及び第２基準物質の基準物質画像データを再構成する（ステップＳ１０３）。
そして、再構成部３６ａは、エネルギーが異なる２つの単色Ｘ線画像データを生成し（ステップＳ１０４）、画像処理部３６ｂは、２つの単色Ｘ線画像データそれぞれに対して補正処理を行なう（ステップＳ１０５）。
そして、分解部３６ｃは、２つの補正単色Ｘ線画像データを分解して、第１基準物質の補正基準物質画像データ及び第２基準物質の補正基準物質画像データを生成する（ステップＳ１０６）。そして、再構成部３６ａは、第１基準物質の補正基準物質画像データ及び第２基準物質の補正基準物質画像データから、各種画像データを生成し（ステップＳ１０７）、処理を終了する。
上述してきたように、本実施形態では、複数の基準物質画像データから、ＣＴ値情報を有する複数の単色Ｘ線画像データを生成し、ＣＴ値情報に基づく補正処理（ノイズ除去）を行なう。そして、本実施形態では、補正処理後の複数の単色Ｘ線画像データから、補正処理が反映された各基準物質の補正基準物質画像データを生成する。かかる補正基準物質画像データは、ＣＴ値情報に基づく補正処理が反映された画像データとなる。また、本実施形態では、補正処理以外のＣＴ値情報に基づく画像処理を複数の単色Ｘ線画像データに対して行った場合でも、画像処理の結果が反映された各基準物質の画像処理済み基準物質画像データを生成することができる。従って、本実施形態では、異なる複数種類の管電圧で撮影を行なって取得される画像、すなわち、ＣＴ値の情報を有さない画像の画質を向上させることができる。
ここで、例えば、基準物質が２つである場合、補正基準物質画像データを生成するための未知数は２つとなる。このため、本実施形態では、単色Ｘ線画像データを２種類以上のエネルギー値で生成することが好適である。
また、本実施形態では、例えば、複数の単色Ｘ線画像データに対して補正処理を１回行なうことで生成した各基準物質の補正基準物質画像データから、ノイズが低減した任意のエネルギーでの単色Ｘ線画像データを生成することができる。また、本実施形態では、例えば、補正処理を１回行なうことで生成した各基準物質の補正基準物質画像データから、ノイズが低減した密度画像データや実効原子番号画像データを生成することができる。
なお、上記の実施形態で説明した医用画像処理方法は、上述したように、複数のＸ線単色画像データに対して、補正処理だけでなく、エッジ強調処理等の様々な画像処理を行なう場合でも、ＣＴ値の情報を有さない画像の画質を向上させることができる。また、上記の実施形態で説明した医用画像処理方法は、異なる３種類以上の管電圧での「Multi Energyによる撮影」を行なう場合であっても適用可能である。また、上記の実施形態で説明した医用画像処理方法は、基準物質が３つ以上設定される場合であっても適用可能である。ただし、基準物質がＮ種類設定される場合は、単色Ｘ線画像データは、Ｎ種類以上の異なるエネルギーで生成することが好適である。
また、上記の実施形態では、Ｘ線検出器１３が積分型の検出器である場合について説明した。しかし、上記の実施形態で説明した医用画像処理方法は、Ｘ線検出器１３が、被検体Ｐを透過したＸ線に由来する光を個々に計数するフォトンカウンティング方式の検出器である場合であっても適用可能である。Ｘ線検出器１３がフォトンカウンティング方式の検出器である場合、分離部３４ｂは、管電圧を１種類に固定した撮影を行なって、フォトンカウンティング方式の検出器で得られた投影データから、基準物質ごとの投影データ（線積分データ）を求めることができる。すなわち、上記の実施形態で説明した医用画像処理方法は、フォトンカウンティングＣＴを行なう場合でも、ＣＴ値の情報を有さない画像の画質を向上させることができる。
なお、フォトンカウンティング方式の検出器は、Ｘ線光子が入射するごとに、当該Ｘ線光子のエネルギー値を計測可能な信号を出力する。仮に、図１に示すＸ線ＣＴ装置が、フォトンカウンティングＣＴを実行可能な装置であるとする。かかる場合、フォトンカウンティング方式の検出器である検出器１３は、Ｘ線光子が入射するごとに、当該Ｘ線光子のエネルギー値を計測可能な電気信号を出力する。そして、データ収集部１４は、検出器１３から出力される個々の信号を弁別して、Ｘ線光子の入射位置（検出位置）と、当該Ｘ線光子のエネルギー値とを計数情報として、Ｘ線管１２の位相（管球位相）ごとに収集する。そして、投影データ生成部３４ａは、データ収集部１４から送信された計数情報に対して対数変換処理等を行なって、投影データを生成する。
すなわち、フォトンカウンティングＣＴで収集される投影データには、Ｘ線光子のエネルギー情報が含まれている。従って、再構成部３６ａは、所定のエネルギー範囲の投影データから、画像データを再構成することが可能である。換言すると、再構成部３６ａは、例えば、上述した「AkeVの単色Ｘ線画像データ」と等価な画像データと、「BkeVの単色Ｘ線画像データ」と等価な画像データとを再構成することができる。このようなことから、フォトンカウンティングＣＴに適用する場合は、「投影データを複数の基準物質それぞれの線積分データに分離する処理」と「複数の基準物質それぞれの線積分データから基準物質画像データを再構成する処理」とを行なうことなく、上記の実施形態で説明した医用画像処理方法を実施することができる。かかる場合でも、ＣＴ値の情報を有さない画像の画質を向上させることができる。
また、上記の実施形態で説明した医用画像処理方法は、Ｘ線ＣＴ装置とは別途設置された医用画像処理装置において実行される場合であっても良い。かかる場合、医用画像処理装置は、Ｘ線ＣＴ装置が収集した投影データを受信して、上記の医用画像処理方法を実行する。或いは、医用画像処理装置は、フォトンカウンティングＣＴを行なうＸ線ＣＴ装置が生成した複数の異なるエネルギーでの単色Ｘ線画像データを受信して、上記の医用画像処理方法を実行する。
また、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部または一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的または物理的に分散・統合して構成することができる。更に、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵ及び当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。
以上、説明したとおり、本実施形態によれば、異なる複数種類の管電圧で撮影を行なって取得される画像の画質を向上させることができる。
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、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、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ものである。
１０ 架台装置
１１ 高電圧発生部
１２ Ｘ線管
１３ Ｘ線検出器
１４ データ収集部
１５ 回転フレーム
１６ 架台駆動部
２０ 寝台装置
２１ 寝台駆動装置
２２ 天板
３０ コンソール装置
３１ 入力装置
３２ 表示装置
３３ スキャン制御部
３４ 前処理部
３４ａ 投影データ生成部
３４ｂ 分離部
３５ 投影データ記憶部
３６ 画像再構成部
３６ａ 再構成部
３６ｂ 画像処理部
３６ｃ 分解部
３７ 画像記憶部
３８ システム制御部

Claims (10)

  1. Ｘ線に由来する光を個々に計数するフォトンカウンティング方式の検出器で得られた、異なるエネルギーでの複数の投影データから生成された異なるエネルギーでの複数の画像データそれぞれに対して画像処理を行なう画像処理部と、
    前記画像処理が行われた前記複数の画像データを、予め設定された少なくとも２つ以上の複数の基準物質ごとに分解して、前記複数の基準物質それぞれの基準物質画像データを生成する分解部と、
    を備える、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置。
  2. 前記投影データを、前記複数の基準物質それぞれの線積分データに分離する分離部と、
    前記画像処理を行なう前の基準物質画像データを前記複数の基準物質の線積分データそれぞれから再構成し、再構成した前記複数の基準物質それぞれの基準物質画像データを用いて、前記複数の画像データを生成する再構成部と、
    を更に備える、請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  3. 前記基準物質画像データは、各画素の画素値が当該画素に存在する基準物質の存在率を示す画像データである、請求項１又は２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  4. 前記複数の画像データの数は、前記複数の基準物質として設定された基準物質の数と同じである、請求項１〜３のいずれか１つに記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  5. 前記再構成部は、前記分解部が生成した前記複数の基準物質それぞれの基準物質画像データから、任意のエネルギーでの画像データを生成する、請求項２〜４のいずれか１つに記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  6. 前記再構成部は、前記分解部が生成した前記複数の基準物質それぞれの基準物質画像データから、密度画像データ及び実効原子番号画像データの少なくとも１つを生成する、請求項２〜５のいずれか１つに記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  7. 前記投影データは、異なる２種類の管電圧それぞれ収集された２つの投影データである、請求項１〜６のいずれか１つに記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  8. 前記画像処理部は、前記複数の画像データそれぞれに対する前記画像処理として、補正処理を行なう、請求項１〜７のいずれか１つに記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  9. Ｘ線に由来する光を個々に計数するフォトンカウンティング方式の検出器で得られた、異なるエネルギーでの複数の投影データから生成された異なるエネルギーでの複数の画像データそれぞれに対して画像処理を行なう画像処理部と、
    前記画像処理が行われた前記複数の画像データを、予め設定された少なくとも２つ以上の複数の基準物質ごとに分解して、前記複数の基準物質それぞれの基準物質画像データを生成する分解部と、
    を備える、医用画像処理装置。
  10. 前記画像処理部は、フォトンカウンティング方式の検出器で得られた前記投影データから、異なるエネルギーでの複数の単色Ｘ線画像データと等価な画像データを生成し、生成された前記複数の単色Ｘ線画像データと等価な画像データそれぞれに対して前記画像処理を行なう、請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
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