JP6539748B2 - Ｘ線ｃｔデータ処理装置、及び、これを搭載したｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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Description

本発明は、X線CT装置で取得されたデータの処理技術に関し、特に、複数のエネルギー範囲に入射X線をエネルギー分別して計測するエネルギー分別方式のX線検出器を搭載したX線CT装置にて撮影して得た投影データを用いて、複数の基準物質に分別を行う技術に関する。
X線CT装置は、複数の方向から撮影した被検体のX線透過像である投影データからX線吸収係数(線減弱係数)を算出し、被検体の断層像である再構成像を得る装置である。
更に近年、デュアルエネルギー撮影法により、単色X線等価画像、基準物質密度画像、実効原子番号画像、電子密度画像、光電効果画像、コンプトン散乱画像、撮影で用いた前記スペクトル以外のスペクトルにおける吸収係数像などの多くの再構成像を得られるようになった。以降、このような再構成像をマルチエネルギー画像と記す。この撮影法では、例えばエネルギースペクトルの異なる複数のX線で画像を取得し、その投影データや再構成像を用いて複数の基準物質に分別し、それぞれの基準物質の画像を得ることができる。
このとき、基準物質への分別を精度良く行うことが望ましい。このため、例えば特許文献1では、デュアルエネルギー撮影法で得た結果から複数のエネルギー帯域の画像を作成し、各基準物質に適した帯域の画像を用いて分別を行うことで、分別精度を向上する方法が提案されている。
特開2014-239840号公報
上述のようなデュアルエネルギー撮影法を用いたX線CT装置(以降、デュアルエネルギーCT装置と記す)では、基準物質を仮定して分別を行うが、基準物質として仮定された物質が実際の物質と異なる場合には、その物質を複数の基準物質の和として表現してしまい、実際には無い物質が存在するように分別を行ってしまうという問題があった。
更に、仮定された基準物質が実際の物質と異なる場合や適正でない基準物質が選択されている場合に、算出される密度や存在率などの量が正しい値にならず、定量性が低下した値となってしまうという問題があった。更に分別結果から、仮定した基準物質が実際の物質に近い適正な物質であるかないかを判定するのが困難であった。
以上のような問題は、例えば特許文献1のような分別精度を上げる技術を適用しても解決できない。すなわち、特許文献1の技術を用いて分別の精度を向上しようとしても、基準物質が適正であるかは判定できないために不適な基準物質であっても改善できず、適正でない場合には基準物質への分別精度は低下してしまう。更に、分別で使用する適正なエネルギー帯域は基準物質に依存するため、基準物質が適正でない場合は、適正なエネルギー帯域を使用することができなくなってしまう。
上記課題を解決するために、本発明のX線CTデータ処理装置は、複数の検出エネルギー範囲でそれぞれ取得したCTデータを処理し、所定の基準物質に分別して基準物質データを作成するX線CTデータ処理装置であって、複数の前記CTデータの異なる組み合わせを用いて、複数の基準物質について、それぞれ、エネルギーに依存しない物理量を算出し、同一基準物質に対し複数の前記基準物質データを作成する基準物質データ算出部と、前記基準物質データ算出部が算出した複数の基準物質データをもとに、前記基準物質の適否を判定する指標である適正判定指標を作成する適正判定指標作成部と、を備える。ここでCTデータとは、X線CT装置で得られた投影データや再構成像を意味する。
また、本発明のX線CT装置は、X線を照射するX線発生部と、前記X線を計測してCTデータを得るX線検出部と、前記X線発生部、または/及び、前記X線検出部を制御して、3つ以上の異なる検出エネルギー範囲の前記CTデータを取得する制御部と、前記CTデータを処理し、所定の基準物質に分別した再構成像を作成する演算部と、を備える。
演算部は、上記のX線CTデータ処理装置と、前記X線CTデータ処理装置で求めた前記基準物質データを用いて前記再構成像を作成する再構成像作成部と、を具備する。
本発明によれば、基準物質が適正か判定できるようになり、基準物質を最適化することができる。また実際には無い物質が存在するように分別を行ってしまうことを防ぐことができる。更に、基準物質の画像等から算出される密度や存在率などの量の定量性を向上することができる。
本発明が適用されるX線CT装置の実施形態を示す概略図 図1のX線CT装置のX線検出素子110の配置例を示す図 図1のX線CT装置のX線検出器104の構造の一例を示す説明図 本発明が採用するエネルギーの分別方法の一例を説明するための説明図 実施形態1の演算部105の構成例を示す機能ブロック図 実施形態1のデータ処理のフローの一例を示す図 実施形態1において同一確率を求める方法の一例を説明するための説明図 (a)、(b)は、それぞれ、実施形態1における基準物質適正判定の入力画面例を示す図 本発明が適用されるX線CTデータ処理装置の実施形態を示す概略図 実施形態2の基準物質データの作成方法を説明するための説明図 実施形態2の演算部105の構成例を示す機能ブロック図 実施形態3の演算部105の構成例を示す機能ブロック図 実施形態3のデータ処理のフローの一例を示す図 実施形態4のデータ処理のフローの一例を示す図 (a)、(b)は、それぞれ、実施形態4の適正判定指標144として表示したグラフの一例であり、基準物質が不適であった場合を示す図 実施形態4の適正判定指標144として表示したグラフの一例であり、基準物質が適正であった場合を示す説明図 GUIの一例を示す図
以下、本発明のX線CT装置及びX線CTデータ処理装置の実施形態を説明する。
X線CTデータ処理装置は、複数の検出エネルギー範囲でそれぞれ取得したCTデータを処理し、所定の基準物質に分別して再構成像を作成するX線CTデータ処理装置であって、複数の前記CTデータの異なる組み合わせを用いて、複数の基準物質について、それぞれ、エネルギーに依存しない物理量を算出し、同一基準物質に対し複数の基準物質データを作成する基準物質データ算出部と、前記基準物質データ算出部が算出した複数の基準物質データをもとに、前記基準物質の適否を判定する指標を作成する適正判定指標作成部と、を備える。ここでCTデータとは、X線CT装置で得られた投影データや再構成像を意味する。
X線CT装置は、CTデータを処理する演算部が、上述したX線CTデータ処理装置の機能を具備するものであり、演算部の他に、X線を照射するX線発生部と、前記X線を計測して得た前記CTデータを得るX線検出部と、前記X線発生部、または/及び、前記X線検出部を制御して、3つ以上の異なる検出エネルギー範囲の前記CTデータを取得する制御部と、を備える。
以下、図面を参照して、本発明が適用されるX線CT装置の一実施形態の構成と動作を説明する。以下の実施形態では、複数の検出エネルギー範囲のCTデータを取得する手段として、エネルギー分別方式のX線検出器、特にフォトンカウンティング型のX線検出器を備えたX線CT装置を主に説明するが、本発明は複数の検出エネルギー範囲のCTデータが取得できるものであれば、これに限定されない。
本実施形態のX線CT装置は、図1に示すように、撮影系として、X線源100と、スペクトル変更部111と、X線源100から照射されるX線の照射範囲に配置されたX線検出器104と、これらX線源100及びX線検出器104を対向配置し、所定の回転軸を中心に回転するガントリー回転部101とを備えている。ガントリー回転部101の中央には、被検体102が挿入される開口が設けられており、この開口内に、被検体102が寝かせられる寝台天板103が配置されている。寝台天板103とガントリー回転部101とは、所定の方向に相対的に移動可能な構成である。
本実施形態のX線源100は、例えば管電圧で加速した電子ビームをタングステンやモリブデンなどのターゲット金属に衝突させ、その衝突位置(焦点)からX線を発生させる。
スペクトル変更部111は、例えば管電圧や、X線フィルタを変更することで、焦点から照射されるX線のスペクトルを変更する。このX線フィルタとしては、例えばタングステン、モリブデン、銅、スズ、アルミニウム、鉄、それらの合金などの金属が有り得る。
またX線CT装置は、これら撮影系を制御する制御系、及び撮影系の動作に伴いX線検出器104が取得した信号を処理する信号処理系として、制御部107、信号収集部108、演算部105、表示部106、入力部110、及び記憶部109などを備えている。
制御部107は、X線源100の発生駆動源の動作を制御するX線制御部、X線検出器104の信号読み出し動作を制御する読み出し制御部、ガントリー回転部101の回転と寝台天板103の移動を制御する撮影制御部、及びこれら各部全体を制御する全体制御部で構成される。
制御部107及び演算部105は、一部又は全部をCPU(中央処理装置)、メモリ及び記憶部109を含むシステムとして構築することができ、制御部107及び演算部105を構成する各部の機能は、予め記憶部109に格納されたプログラムをCPUがメモリにロードし、実行することにより実現することができる。また機能の一部は、ASIC(Application Specific Integrated Circuit)やFPGA(Field Programmable Gate Array)などのハードウェアで構成することも可能である。
特に説明しない限り、撮影系、制御系及び信号処理系を構成する要素は、公知のX線CT装置が備える要素と同じ構成を有し、同様の機能を持つ。
X線検出器104は、X線源100を略中心とした円弧状に複数配置されており、ガントリー回転部101の回転に伴い、X線源100との位置関係を保ちながら回転する。なお、図1では、説明を簡単にするために、X線検出器104は8個の場合が示されているが、実際の装置では、例えば40個程度である。またX線検出器104の前面にはX線グリッド(図示せず)が設置されており、X線源100から照射されたX線のうち、被検体102などで散乱されたX線が、X線検出器104に入射するのを防ぐ。
X線検出器104は、例えば図2に示すように、複数のフォトンカウンティング方式のX線検出素子400が、チャネル方向とスライス方向に2次元的に配置された構造を成す。ここで図2は、X線検出器104に配置されたX線検出素子400の一部を示し、チャネル方向に4個、スライス方向に3個分を切り出して記したものである。またX線検出素子400は、チャネル方向と回転方向を、スライス方向と回転軸方向とを一致させて配置されている。
X線検出器104の各X線検出素子400は、例えば図3に示すように、検出層401を挟むように正負の電極402、403が設けられ、その電極には、信号収集部108の読み出し回路405が接続された構造を有する。本実施形態では、負の電極402は、各X線検出素子400で共通な構造である。
またX線は、矢印404で示すように、負の電極402側から検出層401に入射する。検出層401は、例えばCdTe(テルル化カドミウム)、CdZnTe(カドミジンクテルル)、Si(シリコン)などの半導体材料から成り、入射したX線フォトンを検出し、そのエネルギーに応じた量の電荷を生じる。読出し回路405は、検出層401で発生した電荷を所定のサンプリング間隔で読み出し、その電荷で生じた電気信号により、入射したX線フォトンのエネルギーを、所定の閾値により複数のエネルギー範囲に分別する。
例えば、2つのエネルギー範囲を、所定の閾値未満であるエネルギー範囲(以下、低エネルギー範囲と記す)か、所定の閾値以上のエネルギー範囲(以下、高エネルギー範囲と記す)かによって判別する。このような判別をサンプリング毎に行い、X線フォトンが入射したときに高エネルギー範囲と低エネルギー範囲に分別して、それぞれのX線フォトン数をビュー毎にカウントする。
分別方法の一例について、図4を参照して説明する。図4は、発生電荷で生じた電圧120を示すグラフであり、横軸128が時間、縦軸129が電圧を示す。図示する例では、サンプリング時間123中にX線が入射してパルス出力121を生じ、サンプリング時間125中にX線が入射してパルス出力122を生じている。なお図4では、サンプリングはX線が入射するタイミングだけでなく、X線が入射しない場合(サンプリング時間124)でも周期的に行われる場合を示したが、X線フォトンが入射したタイミングでサンプリングが行われる場合も有り得る。
読み出し回路(図3、405)は、サンプリング毎に、その区間における出力電圧の最大値と、エネルギー閾値126と、エネルギー閾値127と比較して分別する。このエネルギー閾値126は、入射したX線フォトンが高エネルギー範囲か低エネルギー範囲かに分別するものである。エネルギー閾値127は、X線フォトンの入力無しか有かを判定するものである。
ここで出力電圧120は、X線が入力しないときにもX線検出器104の回路ノイズによって変動しているため、これをX線による信号と誤検出しないためには、エネルギー閾値127はゼロより大きな値が必要である。これらのエネルギー閾値を用いることで、例えば図4のサンプリング時間124では、出力電圧120はエネルギー閾値127以下のため、X線フォトンの入力が無いと判定する。
また、サンプリング時間125では、出力電圧120はエネルギー閾値126よりも大きいため、高エネルギー範囲のX線が入射したと判定する。またサンプリング時間123では、出力電圧120はエネルギー閾値127よりも大きいがエネルギー閾値126以下のため、低エネルギー範囲のX線が入射したと判定する。以上のようにして、入射の有無とエネルギー範囲の分別を行う。
なおエネルギー範囲の分別方法は、サンプリング中の出力電圧の最大値を用いて分別を行う代わりに、例えば、サンプリング中の出力電圧の積分値を用いてもよく、上記手法に限定されない。
また以上の説明では、X線検出器がX線フォトンを計数するフォトンカウンティングタイプである場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、異なる複数の異なる検出エネルギー範囲を有する電流計測型のX線検出器であっても良い。このようなX線検出器は、例えば、フォトダイオードにシンチレータが接着された構造のX線検出素子であって、シンチレータが厚さや素材の異なることで、複数の検出エネルギー範囲を実現する構造を成す。
また別の一例としては、接着されたフォトダイオードとシンチレータの組がX線入射方向に複数積層された構造を成す。このとき、X線入射側のシンチレータがX線を吸収してX線スペクトルを変えるため、その透過X線を検出する別のシンチレータに入射するX線スペクトルが変わり、これにより複数の検出エネルギー範囲を実現することができる。
以上の構成を踏まえ、X線CT装置の一般的な撮影動作を、エネルギー範囲が2つであって、照射X線のスペクトルが2つの場合を例に説明する。ただしこれは説明を簡単にするためであり、本発明を限定するものではない。エネルギー範囲を3つ以上設けても構わず、照射X線のスペクトルを3種以上に変えて使用しても構わない。
まず撮影者が、入力部110から撮影条件を入力して実撮影の開始を入力すると、制御部107はX線源100からのX線の照射と、ガントリー回転部101を制御し撮影を開始する。このとき、例えば140kVの管電圧で電子ビームを加速してX線源100からX線が照射したとし、このときの照射X線のスペクトルを、以降、第1のスペクトルと記す。
X線源100の焦点から照射されたX線は、寝台天板103に載った被検体102に向けて照射され、被検体102を透過したX線はX線検出器104で検出される。X線検出器104は、入射X線のエネルギーに応じて、前述したように高エネルギー範囲と低エネルギー範囲に分別する。更にこの分別を1ビュー間で所定のサンプリング回数だけ行って、高エネルギー範囲と低エネルギー範囲に入射するX線フォトン数を計数する。信号収集部108は、それぞれのX線フォトン数に応じた信号を、デジタル信号に変換し、各エネルギー範囲でのカウント数として出力する。
次に制御部107は、このような撮影を、ガントリー回転部101を回転方向に回転することで、被検体102に対するX線の照射角度を変化させる。このビューでも前ビューと同じように計測を行い、各エネルギー範囲でのカウント数として出力する。ここで、X線源100から発生されるX線は、ビューに同期したパルスX線でも良いし、連続X線でも良い。更にこのように回転駆動させながら、ビュー毎に焦点位置を変更させて撮影を繰り返し行い、360度分のデジタル信号を取得する。撮影は、例えば0.4度ごとに複数ビューの間、行う。
次に、スペクトル変更部111は、例えば電子ビームを加速する管電圧を80kVに変更し、X線源100の発生X線のスペクトルを変化させる。この2周目の撮影でも、1周目と同様に各ビューで、高エネルギー範囲と低エネルギー範囲に分別しながらX線検出器104に入射するX線フォトン数を計数し、被検体102に対するX線の照射角度を変化させながら計数を行って360度分のデジタルデータを得る。このように得られたデジタルデータを、以降、投影データと記す。
次いで、演算部105は、信号収集部108が収集した投影データに対し、所定の補正処理や演算処理を行い、マルチエネルギー投影データを作成する。本実施形態では、一例として、マルチエネルギー投影データとして密度画像の投影データを作成する。次に、演算部105は、マルチエネルギー投影データに再構成処理や演算処理を行い、被検体102のマルチエネルギー画像を作成する。さらに本実施形態の演算部105は、マルチエネルギー投影データ作成に用いる基準物質が適正であるか否かを判定するための指標(以下、基準物質適正判定指標或いは適正判定指標という)を作成する。作成した基準物質適正判定指標は、表示部106に表示することができる。或いは基準物質を変更するために用いることができる。
以下、演算部105の処理の各実施形態を説明する。
［実施形態1］
本実施形態は、演算部105が、マルチエネルギー画像を作成する際に用いる複数の基準物質の適否を判定するために、各基準物質について、それぞれ、エネルギーに依存しない物理量(基準物質データ)を異なるCTデータの組み合わせを用いて算出するとともに、異なる組み合わせで得た複数の基準物質データの類似性から基準物質の適否を判定する指標を数値として算出する。
上記処理を実現する演算部105の構成の一例を、図5に示す。図5に示すように演算部105は、主制御部50、補正処理部51、マルチエネルギー画像作成部53、及び、基準物質演算部55を備えている。主制御部50は、補正処理部51、マルチエネルギー画像作成部53、及び、基準物質演算部55の動作や各部間及び各部と記憶部109とのデータのやりとりなどを制御する。補正処理部51は、X線検出器104の欠陥素子のデータを補正する欠陥素子補正部511やエア補正を行うエア補正部512を含む。マルチエネルギー画像作成部53は、補正処理部51で補正された投影データを用い、画像再構成、密度画像算出、マルギエネルギー演算などの演算を行い、マルチエネルギー画像を作成する。
基準物質演算部55は、デュアル画像作成において仮定された基準物質の適否など、基準物質に関する演算を行う演算部105の機能であり、基準物質データ算出部551及び基準物質適正判定指標作成部(以下、指標作成部という)552を含む。図5は、基準物質データ算出部551が、基準物質データとして、密度画像の投影データを算出する密度画像算出部553を備える場合を例示している。
演算部105の各部の計算に用いられるパラメータやデータは、記憶部109に保存されており、演算部105は必要に応じて記憶部109からパラメータ等を読み出し、補正処理、判定処理、演算処理、画像再構成などの計算を行う。このパラメータやデータには、例えば、欠陥素子補正部511が用いる欠陥素子位置マップ(図6、141)、エア補正部512が用いるX線感度分布やX線分布(図6、142)、密度画像算出部553が密度画像の投影データを算出する際や、マルチエネルギー画像作成部53がマルチエネルギー画像を作成する際に用いる、X線スペクトル分布と質量吸収係数データなどの計算用データ(図6、140)などが含まれる。
次に、演算部105で行われるデータ処理の一例を、図6のフローを用いて説明する。
＜欠陥素子補正S601＞
図6に示すように、演算部105は、信号収集部108から受け取った投影データ143に対して、まず欠陥素子補正部511にて欠陥素子補正S601を行う。この補正は、例えば、本撮影の事前に計測し作成して記憶部109に保存しておいた欠陥素子位置マップ141を基に欠陥のあるX線検出素子(欠陥素子)を特定し、その出力値を推定する処理である。出力値の推定方法は、例えば欠陥素子の周辺の正常なX線検出素子400の出力値を用いて平均値を算出し、その値を欠陥素子の出力値とする。
＜エア補正S602＞
次にエア補正部512にて、エア補正S602を行う。この補正は、例えば、本撮影の事前に計測し作成して記憶部109に保存しておいた感度・X線分布データ142にて投影データを除することで実現する。感度・X線分布データ142は、エネルギー範囲毎に作成する。作成方法は、例えば被検体102を設けずに、X線源100からX線を照射してエネルギー毎に投影データ143を取得し、それらに対して欠陥素子補正S601を行った後、X線検出素子400毎にビュー方向に加算平均を行い、X線検出器104での出力の平均値によって規格化して作成する。
これらの補正処理S601、S602は、それぞれのエネルギー範囲と照射X線スペクトルとで取得した投影データ143毎に行う。
＜指標作成処理S603＞
次に、基準物質演算部55にて、指標作成処理S603を行う。この処理は、前提として基準物質データ算出部551が行う基準物質データ算出処理S6031と、算出された基準物質データを用いて指標作成部552が行う基準物質適正判定指標作成処理S6032から成る。基準物質データは、エネルギーに依存しない基準物質の物理量であり、以下説明する処理では、基準物質の密度画像の投影データを基準物質データとして算出する。このため、まず密度画像算出部553にて密度画像算出処理(基準物質データ算出処理)S6031を行う。
＜＜基準物質データ算出処理S6031＞＞
この基準物質データ算出処理S6031では、計算用データ140に保存されている設定された物質の物理量と、投影データから、基準物質の密度画像の投影データを算出する。この基準物質は、例えば撮影前に入力部110にて入力する際に指定されたものである。
密度画像の投影データの算出方法の一例を説明する。算出に用いられる投影データ(X線検出器の撮影画像)は、複数のスペクトル種類において、それぞれ、取得した複数のエネルギー範囲の投影データ(スペクトルの種類をp種、エネルギー範囲をq個とすると得られる投影データの数はp×qとなる)であり、これら投影データを用いて複数の基準物質の密度画像の投影データを算出する。
ここでは説明を簡単にするために、スペクトルの種類を2つ、エネルギー範囲を2つ、基準物質が2つの場合を説明する。この際、エネルギー範囲をa(aは高エネルギーのときH、低エネルギーのときLとなる)と記し、スペクトル種類をb(bは、第1の照射X線は1、第2の照射X線は2)と記し、エネルギー範囲がaでスペクトル種類がbの場合のX線検出素子400の投影データの値をPab、照射X線におけるエネルギーεのフォトン数(すなわち照射X線スペクトル分布)をSb(ε)と記す。
また基準物質を基準物質1と基準物質2の2種類とし、それぞれの質量吸収係数(質量減弱係数)をμmn(ε)(nは1又は2の整数であり、どちらの基準物質であるかを示す)、密度をρn、基準物質nの密度画像の投影データをδnと記す。この密度画像の投影データδnは、焦点から対象のX線検出素子400までの経路中にある基準物質nの密度を積分したものであり、式(1)のように書ける。
Figure 0006539748
式(1)においてrは、上記経路における位置を表す。
一方、X線検出素子400で検出される投影データは、第1の照射X線を用いて高エネルギー範囲及び低エネルギー範囲で得られる2つの投影データと、第2の照射X線を用いて高エネルギー範囲及び低エネルギー範囲で得られる2つの投影データとの合計4つの投影データPH1、PH2、PL1、PL2が存在する。
例えば、第1のスペクトル(b＝1)で取得した高エネルギー範囲(a＝H)の投影データPH1を考える。まず、あるエネルギーεの透過X線のフォトン数T1は、第1のスペクトルで照射したX線(照射X線スペクトル分布S1)が、基準物質1と基準物質2で減弱して得られるので、式(2)のように書けることが分かる。
Figure 0006539748
高エネルギー範囲の投影データPH1は、この透過X線のフォトン数Tを高エネルギー範囲で足し合わせたものなので、式(3)のように書ける。
Figure 0006539748
ここで∫Hは高エネルギー範囲の積分を意味する。
同様に考えると、エネルギー範囲がaでスペクトル種類がbの場合のX線検出素子400の投影データの値Pabは、式(4-1)〜(4-4)(以下、まとめて式(4)という)のように書けることが分かる。ここで∫Lは低エネルギー範囲の積分を意味する。
Figure 0006539748
密度はエネルギーに依存しないため、基準物質の密度画像の投影データδnは、本来、高エネルギー範囲のときと低エネルギー範囲のときとで同じになる。しかし、基準物質が実際の被検体と同一でない場合には、入力部を介して指定された基準物質の物理量を前提とする式(4)の投影データδnは、エネルギー範囲によって異なる可能性がある。
高エネルギー範囲の投影データ(PH1とPH2)の式から算出された基準物質n(n＝1,2)の密度画像の投影データをδHn、低エネルギー範囲の投影データ(、PL1とPL2)の式から算出したものをδLnと表し、これらを区別して記述すると、式(4)は式(5)((5-1)〜(5-4))のように書くことができる。この式(5-1)と(5-3)からδH1とδH2を算出し、(5-2)と(5-4)からδL1とδL2を算出する。
Figure 0006539748
この密度画像の投影データδHnとδLnは、全てのX線検出素子について算出する。
＜＜基準物質適正判定指標作成処理S6032＞＞
次に基準物質適正判定指標作成処理S6032を行う。この処理では、指標作成部552が、密度画像算出処理(基準物質データ算出処理)S6031で算出した投影データδHnとδLnを用いて、基準物質が適正であるかの基準物質適正判定指標(以下、適正判定指標或いは単に判定指標という)を算出する。ここでは判定指標として、同一の基準物質について異なる数式から算出した2つの投影データの類似度(それらが同一である確率)を算出する。
この処理で算出される確率は、以下説明するように、それが高いほど、基準物質が実際の被検体の物質と同一である確率は高いと言え、適正判定指標とすることができる。
すなわち、基準物質が実際の被検体の物質と同じ場合、ノイズによる誤差を除けば、密度はエネルギー依存しないので、式(4)中のどの2つの式から算出した投影データδ1も同一(δH1＝δL1)になり、同様に、どの2つの式から算出した投影データδ2(δH2＝δL2)も同一になると考えられる。一方、基準物質が実際の被検体の物質と異なる場合、これらは同一とならない。
これは、例えば基準物質1のみが被検体の物質とは異なる物質(物質Aとする)であり、その物質Aは基準物質1と高エネルギー範囲ではほぼ同一の質量吸収係数であるが低エネルギーでは大きく異なる場合、高エネルギー範囲で得た2式を用いれば、基準物質1で得た密度画像の投影データδ1は物質Aの密度画像の投影データと同一になるのに対し、低エネルギー範囲で得た2式を用いれば、基準物質1で得た密度画像の投影データδ1は物質Aの密度画像の投影データと異なる値となることからも理解できる。言い換えれば、式(5)中の、異なる2式の組から算出した密度画像の投影データが一致する場合、基準物質は被検体の物質に似た、または同一の物質である蓋然性が高い。
ここで密度画像の投影データの類似度或いは一致度を判定する場合、データにはノイズがあるため、広がりを持つことを考慮する必要がある。そのため、密度画像の投影データを、それが取り得る値の確率分布で表し、対比するデータが同一である確率を求める。具体的には、式(5)で算出した一つのX線検出素子の投影データを、その値を中心値とし、分布の広がりをノイズレベルとし、高さを規格化したガウス関数として表す。ノイズレベルは、例えば密度画像の投影データにおけるそのX線検出素子とその周辺のX線検出素子の値を用いて算出する。
図7は、このように作成した投影データの確率分布を示すグラフで、曲線171は高エネルギー範囲の基準物質1の密度画像の投影データδH1から求めた曲線と、曲線170は低エネルギー範囲の基準物質1の密度画像の投影データδL1から求めた曲線である。このように決定した曲線170と曲線171との高さは、それぞれ、その出力値を取る確率と見做すことができる。そのため曲線170と曲線171の交点172の高さは、曲線170と曲線171が同一である確率、即ち、それぞれの密度画像の投影データの出力値が同一であった確率(以下、同一確率という)と見做すことができる。この同一確率を全X線検出素子で求めて平均したものを、基準物質1が正しいかの確率とする。
同様に基準物質2でも同一確率を算出し、全X線検出素子で求めて平均したものを、基準物質2が正しいかの確率とする。さらに基準物質1の確率と基準物質2の確率との平均値を適正判定指標144とする。
なお適正判定指標144を算出する手法として、上述したノイズレベルを分布の広がりとして作成した曲線(図7)から算出する手法は一例であり、図7の曲線に代わるものとして、一つのX線検出素子の出力値の確率分布と見做すことができるものであれば、これに限定されず、従来技術として存在するさまざまなグラフや曲線、分布図、或いはデータが有り得る。
例えば、複数のX線検出素子の出力値から求めたサイノグラムを用いても良い。このとき、縦軸は、同一の出力値となるX線検出素子の個数となる。ただしこの方法では、サイノグラムを作成する際に、使用するX線検出素子の範囲を、基準物質の存在の仕方が一様な領域を限定して選択することが望ましい。
これは、一様な領域で作成したサイノグラムは、ほぼ同一な出力値の平均値を中心として、ノイズによって広がりを有する分布となるため、1つのX線検出素子が取り得る出力値の確率分布と同様に見なすことができ、図7に示した確率分布と同様と見なすことができるためである。これに対し、一様でない領域で作成したサイノグラムは、位置による出力値の違いを含んだものとなり、1つのX線検出素子が取り得る出力値の確率分布と見なすことができないためである。
＜表示S604＞
次に、適正判定指標144を表示部106に表示する(S604)。図8に表示例を示す。図8(a)に示す例では、適正判定指標144を同一確率の数値として表示している。また図8(b)に示す例では、図7に示すようなグラフを表示している。その他、図示しないが、表示形態は種々の形態があり得る。
このように表示部106に表示された適正判定指標144を見て、撮影者は基準物質が適正であるかを判定することができる。図示する例では、表示部106は、撮影者が判定の結果や基準物質の再入力を行うためのGUIを表示する入力部110を兼ねており、このGUIを介して基準物質の再入力を行うことができる。もちろん基準物質を入力する入力部110は、表示部106と別であってもよい。
撮影者が基準物質は適正でないと判定し、再度、入力部110により基準物質が入力し直されると(S605)、指標作成処理S603に戻り、基準物質データ算出処理S6031、基準物質適正判定指標作成処理S6032を行って、改めて適正判定指標144を算出する。基準物質の適否を判定する基準は、特に限定されるものではないが、例えば適正判定指標144が0.9以上(確率が0.9以上)で適正、それ未満で不適というように設定しておいてもよい。
一方、基準物質が適正であると判定されたときは、マルチエネルギー画像作成部53にてマルチエネルギー画像作成処理S606を行ってマルチエネルギー画像145を作成し、表示部106にて表示する(S607)。
マルチエネルギー画像作成部53は、例えば、基準物質データ算出処理S6031において、適正な基準物質を用いて算出された密度画像の投影データを再構成し、単色X線等価画像、基準物質密度画像、実効原子番号画像、電子密度画像、光電効果画像、コンプトン散乱画像、撮影で用いた前記スペクトル以外のスペクトルにおける吸収係数像などのマルチエネルギー画像を作成する。各種マルチエネルギー画像の作成方法は公知であり、ここでは説明を省略する。
以上、本実施形態のX線CT装置の構成と、その演算部105で行われるデータ処理について説明した。本実施形態のX線CT装置は、演算部の機能として、異なる組み合わせの検出エネルギー範囲で取得した複数のCTデータを用いて、複数の基準物質のそれぞれについて、基準物質データを算出する基準物質データ算出部と、異なる組み合わせの複数のCTデータから算出した、同一の基準物質に対する複数の基準物質データを用いて、基準物質が適否を判定する指標を作成する基準物質適正判定指標作成部と、を備えることにより、基準物質が適正かそうでないか判定できるようになり、精度良く適した基準物質を特定できる。更に、実際には無い物質が存在するように分別を行ってしまうことを防ぐことができる。更に、算出される密度や、以下に示す存在率などの量の定量性を向上することができる。
本実施形態では、基準物質演算部55が、X線CT装置内に搭載されている場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、X線CT装置から離れた、X線CT装置のデータを処理するX線CTデータ処理装置(以下、単にデータ処理装置という)に搭載されていても構わない。
このときデータ処理装置は、X線CT装置或いは記憶媒体から、3つ以上の異なる検出エネルギー範囲で取得した投影データや再構成像であるCTデータを取り込み、これらCTデータを用いて、複数の基準物質に分別し、基準物質の密度データなどの基準物質データを算出する基準物質データ算出部と、基準物質データから適正判定指標を作成する基準物質判定指標作成部とを備える。さらに、取り込んだCTデータを記憶するCTデータ記憶部を備えていてもよい。このX線CTデータ処理装置により、CTデータから適正判定指標を算出することが可能となる。
図9に、データ処理装置の構成例を示す。図示するX線CTデータ処理装置900は、基本的な機能部として、基準物質データ算出部911と、基準物質適正判定指標作成部912とを備えている。さらにマルチエネルギー作成部(不図示)や基準物質判定指標を用いて基準物質の適否を判定する判定部などを備えていてもよい。これら基準物質データ算出部911及び基準物質適正判定指標作成部912は、上述したX線CT装置の基準物質演算部55に含まれる同名の各部551、552と機能は同じである。本明細書において説明するX線CT装置の基準物質データ算出部551や指標作成部552は、これらデータ処理装置の対応する機能部を含むものとする。
このX線CTデータ処理装置900が扱うCTデータには、補正処理前或いは補正処理後のCTデータ、具体的には投影データやそれを再構成した再構成像などのデータである。これらCTデータは入力部914を介して入力されてもよいし、別のX線CT装置で取得したものを有線、無線或いは可搬媒体等で記憶部915に格納しておいてもよい。補正処理前のデータを扱う場合には、データ処理装置内に補正処理部を備えていてもよい。
X線CTデータ処理装置900の処理結果は表示部913に表示される。この表示部913はデータ処理装置に備えられた固有の表示装置であってもよいし、CTデータを取得したX線CT装置と共通の表示装置であってもよい。
このようなデータ処理装置によれば、X線CT装置を扱う撮影者とは別の操作者がX線CT装置と離れた場所で或いは撮影とは異なる時間に、CTデータの処理を行うことができ、その結果をX線CT装置にフィードバックすることもできる。またこのようなデータ処理装置を用いることで、シミュレーションを行い最適な基準物質を決定することも可能である。
なお図9に示すデータ処理装置は単なる例示であって、図に記載される要素の一部は省略することができ、また図示されていない要素を追加することも可能である。また図ではCTデータが記憶部915にある場合を記したが、これは一例であり、クラウドのように別の場所にあり、これを使用する場合なども有り得る。
［実施形態1の変形例］
(基準物質データ算出手法の変形例)
実施形態1では、基準物質データとして算出される密度画像の投影データを、エネルギー範囲毎で算出したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、照射X線スペクトル毎に算出しても良いし、式(5)の第1式と第4式((5-1)と(5-4))、第2式と第3式((5-2)と(5-3))のそれぞれから算出するように、エネルギー範囲と照射X線スペクトルの異なる組み合わせを用いても良い。更に、常に共通の式を用いて算出しても良い。すなわち、第1式と第2式、第1式と第3式、第1式と第4式のように用いて算出しても良い。またこのように、2つの密度画像の投影データの類似性を比較するのではなく、3つ以上で比較を行っても良い。
(エネルギー範囲の変形例)
実施形態1では、エネルギー範囲は、既存の固定値として用いたが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、管電流、管電圧、X線フィルタ、被検体などの様々な撮影条件に応じて変更しても良い。その一例として、例えば大きな被検体を撮影した際に、低いエネルギーのエネルギー範囲の幅が広くなるように、その閾値などを変更してエネルギー範囲を決定するように変更しても良い。大きな被検体を撮影した際には、低いエネルギーのフォトンが高いエネルギーに比べて著しく少なくなるため、低いエネルギーのエネルギー範囲を広く取ることでフォトン数を増やし、SNR(Signal-to-noise ratio:信号対ノイズ比)を向上することができるなどのメリットがある。
また別の方法として、低いエネルギーの複数のエネルギー範囲を1つに統合し、全体でエネルギー範囲数を減らしながら低エネルギー範囲の幅を広くしても良い。またエネルギー範囲数を減らして、それぞれのエネルギー範囲数を再設定しても良い。更に、大きな被検体を撮影した際には、低いエネルギーのフォトンがほとんど無くなるため、最も低いエネルギーの下限の閾値を上方に変更しても良いし、最も低いエネルギー範囲を無くしても良い。このようにエネルギー範囲を減らすことで、処理の高速化が可能となる。
更に、ユーザーが選択・決定しても良い。更に、演算部105が最適なエネルギー範囲を算出して決定しても良い。
このようにエネルギー範囲を選択、決定、変更するとき、上述のように被検体のサイズが影響する場合がある。その被検体サイズを正確に得るために、本撮影の前にプリスキャンを行ってスキャノグラム像を取得し、それから被検体サイズを見積もって、エネルギー範囲の選択、決定、変更に利用しても良い。
また、エネルギー範囲を決めるときの方法として、例えばそれぞれのエネルギー範囲のSNRが同程度になるように決定してもよい。式(4)のある1つの式のSNRが悪いとき、その式を用いて決定した密度画像の投影データの精度が下がってしまうが、同程度のSNRにすることで、このような精度の低下を防ぎ、全ての密度画像の投影データの精度を同程度にすることができる。すなわち、例えばスキャノグラム像から算出した被検体サイズが大きい場合には、低いエネルギー範囲を広くするように、エネルギー範囲を決定し、同程度のSNRを実現する。
更に同様に、異なるスペクトルでもSNRが同様になるように、線量も変更した方が良い。先に記したように、被検体が大きいときは低エネルギーのX線フォトンが高いエネルギーのフォトンよりも吸収されやすいので、例えば低い管電圧で撮影する際の線量を増やすようにする。ただしこのとき、被ばく量が増加しないように、高管電圧の線量は低減することが望ましい。
また、このエネルギー範囲や線量を決定する方法は一例であって、本発明を限定するものではない。例えば、それぞれのエネルギー範囲に入射するX線フォトン数が同程度になるように、エネルギー範囲や線量を決定しても良い。このように決定することで、各エネルギー範囲のSNRを簡単に同程度できる。
更に、別のエネルギー範囲や線量を決定する方法として、例えば、各エネルギー範囲の再構成像のCNR(Contrast-to-noise ratio:コントラストノイズ比)が同程度になるようにエネルギー範囲や線量を決定しても良い。このようにすると、例えば後述するように、撮影画像を再構成して得た再構成像から基準物質の密度(密度画像)を算出する場合、式(7)に示すように再構成像から求まる吸収係数を用いるが、そのCNRが同程度になるようにエネルギー範囲を決定することで、特定の式から求まる密度の精度が低下することを防ぐことができる。更に、他の方法でエネルギー範囲や線量を決定しても良いことは言うまでもない。
(適正判定指標の変形例)
実施形態1では、適正判定指標を基準物質データから直接求める場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、基準物質データを用いて作成した再構成像や投影データから求める場合も有り得る。このようなデータとしては、例えば、基準物質の密度データなどを用いることで算出できる、密度画像、単色X線等価画像、基準物質密度画像、実効原子番号画像、電子密度画像、光電効果画像、コンプトン散乱画像、想定管電圧時の吸収係数像などのマルチエネルギー画像やそれらの投影データが有り得る。これらにおいても、密度データの場合と同様に、同一確率を求め、適正判定指標を算出できる。
また実施形態1で説明した同一確率の算出方法や同一確率から適正判定指標を算出する方法は一例であり、さまざまな方法が考えられる。例えば、従来技術であるさまざまな検定法を用いて確率を算出する場合も有り得る。また、適正判定指標は1つとは限らず、複数の同一確率を用いる場合も有り得る。例えば、実施形態1では、基準物質1と基準物質2に対して、更に全X線検出素子に対して同一確率を平均化したが、平均化しない場合や、一部のX線検出素子で平均化する場合、基準物質1と基準物質2のみ平均して各X線検出素子で適正判定指標を決定する場合、平均を用いずに最も同一確率の悪いX線検出素子や基準物質の結果を用いる場合など、さまざまな場合が有り得る。
(処理の追加、省略或いは順序の変形例)
実施形態1では、マルチエネルギー画像作成処理S606が、再構成処理とマルチエネルギー画像を作成する演算処理とから成る場合を記したが、これは一例であり、マルチエネルギー画像を作成するために、少なくともそれらの一方を有していれば良い。
また実施形態1では、補正処理として、欠陥素子補正S601とエア補正処理S602を行ったが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、欠陥素子がない場合は欠陥素子補正S601を行わなくても良いし、各X線検出素子400の感度のばらつきが小さい場合などには、エア補正処理S602を行わなくても良い。すなわちこれらの補正処理の一方、または両方を行わなくても良い。また、例えば他の特性を補正しても良い。このような補正として、例えばパイルアップやポラリゼーションによるカウント数の補正などの処理が考えられる。更に本実施形態の補正処理は、基準物質データ算出処理S6031の前に行ったが、その一部または全部が、基準物質データ算出処理S6031の処理中や処理後、マルチエネルギー画像作成処理S606の処理中や処理後など、補正順序が異なる場合も在り得る。
(X線スペクトル等の変形例)
実施形態1では、2種のX線スペクトルを照射し、2つのエネルギー範囲で計数し、2つの基準物質に分別する場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。X線スペクトル変更手段が2種類以上のX線スペクトルを照射し、X線検出器104が2つ以上のエネルギー範囲で計数を行ってマルチエネルギー撮影を行い、演算部105が2つ以上の基準物質に分別する様々な場合が有り得ることは言うまでもない。
更に実施形態では、照射X線スペクトルとエネルギー範囲が異なる条件で取得した投影データを算出する場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。
例えば、3つ以上の照射X線スペクトルで1つのエネルギー範囲で取得して3つ以上の投影データを用いる場合や、1つの照射X線スペクトルで3つ以上のエネルギー範囲で取得して3つ以上の投影データを用いる場合も有り得る。
すなわち、照射X線スペクトルとエネルギー範囲などで、X線検出器で検出されるスペクトル範囲(以降、検出エネルギー範囲と記す)が異なる3つ以上のCTデータを用いて、同一の基準物質に対して2つ以上の基準物質データを算出して基準物質の適正の指標となる適正判定指標を作成する様々な場合が有り得る。
このような変形例においては、実施形態1の密度画像算出処理S6031で、式(5)を用いて密度画像の投影データを算出する際に、例えば式(5)中の3つの式を用いることができる。ただしこのとき、3つの式中1つ以上の式が異なる2つ以上の組み合わせが必要となる。一般化して説明すると、p種(pは2以上の整数)のX線スペクトルを照射してq個(qは2以上の整数)のエネルギー範囲で計数した場合、(p×q)個の投影データが得られることになり、式(5)は(p×q)個の方程式で書くことができ、基準物質数をr個(rは2以上の整数)とする場合、このr個以上(p×q−1)個以下の式を用いることで、密度画像の投影データを算出することができる。
［実施形態2］
実施形態1では、適正判定指標144を算出するための基準物質データとして、密度画像の投影データを用いたが、本実施形態は、基準物質データとして、投影データ以外のデータ、例えば密度画像を用いることが特徴である。
このため本実施形態のX線CT装置或いはデータ処理装置の演算部105(基準物質データ算出部551)は、複数の投影データ(X線検出器が検出したデータ或いは補正処理部51で補正されたデータ、まとめてCTデータという)を用いて、基準物質毎の密度画像を算出し、基準物質データとする。同一基準物質について算出した複数の密度画像の同一確率を算出して適正判定指標を作成することは、投影データを用いた実施形態1と同様である。
ここで、密度画像の算出方法は、いくつかの方法を採り得る。一つの方法は、図10に示すように、撮影画像143から処理S901により密度画像の投影データ147を算出し、この密度画像の投影データ147を再構成処理S904して密度画像148を作成する。この処理S901の詳細は、実施形態1において、例えば図6の基準物質データ算出処理S6031で説明したとおりである。他の一つは、投影データである撮影画像143に対して、再構成などの処理S902を行って再構成像146を作成し、再構成像146に対し処理S903を行って密度画像148を作成する。
後者の方法で密度画像148を算出する場合の演算部105の構成例を図11に示す。図示する例では、基準物質演算部55の基準物質データ算出部551は、撮影画像の投影データ143を再構成する再構成部554及び再構成像146から密度画像148を算出する密度画像算出部553を備える。なお前者の方法による場合には、密度画像算出部553は実施形態1と同様に(図6：基準物質データ算出処理S6031)、投影データ143を用いて基準物質の密度画像の投影データを算出し(図10：処理S901)、再構成部554は密度画像の投影データ147を再構成し(図10：処理S904)、密度画像148を作成する。
本実施形態における演算部105の処理手順は、密度画像の算出処理を除き、実施形態1と同様であり、以下適宜、図6及び図10を援用して、本実施形態における演算部105の処理を説明する。
まず撮影画像(投影データ)143に対し補正処理S601、S602を施した後、基準物質データ算出処理S6031を行い、密度画像148を算出する。この処理は、図10に示すように、投影データ143を再構成し再構成像146を作成する処理S902と、再構成像146から基準物質毎の密度画像148を作成する処理S903と、からなる。
処理S902は公知の再構成技術で行うものであり、説明を省略し、処理S903の詳細を説明する。以下の説明でも、実施形態1と同様に、一例として2種の照射X線スペクトルで、それぞれ、高エネルギー範囲と低エネルギー範囲の2つのエネルギー範囲に分別して計数した投影データを扱う場合を説明する。
この処理S903には、例えば、デュアル撮影で既存の算出方法を適用できる。この方法では、照射するX線の実効エネルギーがE1とE2の場合であって、それぞれのエネルギーで撮影を行って再構成像146を作成した時、得られる吸収係数(線減弱係数)μ(Ep)(pは1か2の整数でX線エネルギーの種類を示す。以下、同じ。)を、基準物質の質量吸収係数で表す。ここで、線減弱係数も質量吸収係数も減弱の程度を表す係数であるが、単位密度あたりの線減弱係数が質量吸収係数である。
従って、X線が透過する物質が1種類の場合、線減弱係数は質量吸収係数と密度の積に一致する。2つの物質以上では、線減弱係数は、物質毎の質量吸収係数と密度の積の和として表すことででき、例えば透過する物質の基準物質を基準物質1と基準物質2の2つとし、その質量吸収係数μmn(Ep)(nは1又は2の整数であり、どちらの基準物質であるかを示す。以下、同じ。)、密度をcnとすると、吸収係数(線減弱係数)μ(Ep)と質量吸収係数μmn(Ep)は、式(6-1)、(6-2)(まとめて式(6)という)のように書くことができる。
Figure 0006539748
質量吸収係数は、物質によって決定される量であり、物質が何であるかと、物質と相互作用するX線のエネルギーが決まれば、文献やシミュレーションで値を得られる量である。従って、各実効エネルギーでの照射X線のスペクトルと基準物質が決定されると、質量吸収係数μmn(Ep)は決定できる。実効エネルギーにおける照射X線のスペクトルは、例えばX線管の管電圧などが決まれば、シミュレーションなどによって決定できる。
本実施形態では、各照射X線スペクトルで、高エネルギー範囲と低エネルギー範囲の2つのエネルギー範囲に分別して計数しており、吸収係数の4つの式が得られる。このとき、基準物質が2つの場合、少なくとも2つの式があれば密度cnを決定できるため、例えば、高エネルギー範囲と低エネルギー範囲のそれぞれで密度を決定して決定することができる。従って、c1Lとc2Lが低エネルギー範囲における基準物質1と基準物質2の密度、c1Hとc2Hが高エネルギー範囲における基準物質1と基準物質2の密度とすると、基準物質の吸収係数は密度と質量吸収係数を用いて、式(7)((7-1)〜(7-4))のように書くことができる。
Figure 0006539748
上述のように、各実効エネルギーEpで得られる基準物質nの質量吸収係数であるμmn(Ep)は、各実効エネルギーのそれぞれのエネルギー範囲における照射X線のスペクトルと、文献やシミュレーションから得られた質量吸収係数とを用いて決定できるので、式(7)を解くことができて密度c1L、c1H、c2L、c2Hが決定でき、基準物質の密度画像が得られる。すなわち一つの基準物質に対し2つの基準物質データである密度画像が得られる。
次いで、以上のように決定した密度画像のc1Hとc1L、及び/または、c2Hとc2Lの類似性を求め、適正判定指標144を決定する(S6032)。類似性を表す指標としては、例えば前述した同一確率を用いることができる。この場合、密度画像の値としては、所定の位置の値、平均値、最大値などを適宜選択することができ、またノイズを考慮した分布を設けることができる。
適正判定指標144を表示部106に表示すること(S604)、表示された適正判定指標を基に基準物質の適否を判定して、必要に応じ基準物質の再設定及び適正判定の繰り返しを行うこと(S605)は実施形態1と同じである。これにより実施形態1と同様の効果が得られる。
[密度画像算出方法の変形例]
以上、基準物質データとして密度画像を用いる場合を説明したが、図10に示す処理S902、S903を行って算出した基準物質の密度画像148に対して、順投影処理などの処理S905を行って密度画像の投影データ147を算出し、これを基準物質データとして用いることも可能である。この基準物質の密度画像の投影データ147は、実施形態1で撮影画像143から処理S901により作成した密度画像の投影データ147と、算出方法は異なるが実質的に同じであり、同様に適正判定処理に用いられる。
[基準物質データの変形例]
さらに、基準物質データとして、密度画像やその投影データである密度データ以外を用いても良い。その一例として、例えば、基準物質の存在率がある。ここで存在率は、再構成像のボクセル内に物質がどの程度あるかを表す値である。上述した密度画像における密度cnは、その物質の本来の密度(質量/体積)とは異なり、物質本来の密度にボクセル内の存在率を乗じたものであり、いわばボクセル内の物質の密度である。従って、密度画像のボクセルにおける基準物質の密度cnを、基準物質の真の密度Cn、存在率εnを用いて記すと、式(8)のように書ける。
Figure 0006539748
これを密度の場合と同様に、ε1Lとε2Lが低エネルギー範囲における基準物質1と基準物質2の存在率とし、ε1Hとε2Hが低エネルギー範囲における基準物質1と基準物質2の存在率とすると、式(7)は式(9-1)〜(9-4)(以下、式(9)と総称する)のように書くことができる。
Figure 0006539748
式(9)において、質量吸収係数であるμmn(Ep)と、基準物質の真の密度Cnは、前述したように文献やシミュレーションによって得られる値であり、吸収係数(線減弱係数)μ(Ep)は再構成像から得られるため、存在率εnを求めることができることが分かる。
更に基準物質の存在率の投影データを用いる場合も有り得る。これは、例えば、密度画像の場合と同様に、得られた存在率を順投影することで得られる。このような存在率の投影データは、想定した密度の基準物質が、X線の経路において存在した長さと見なすこともできる。
以上説明したように、基準物質データとして、様々な物理量が取り得るが、式(5)や式(7)から分かるように、基準物質データとなる物理量は、エネルギー依存性が無いことが必要となる。このように実施形態1、2とその変形例では、投影データや再構成像から成るCTデータの異なる組み合わせから、エネルギー依存性が無い、基準物質毎の物理量のデータである基準物質データを、同一基準物質に対して複数に算出し、それら複数の基準物質データの類似性(同一確率)から適正判定指標を算出し、表示する。これにより選択した基準物質が適正か判定することができる。
［実施形態3］
実施形態1及び実施形態2は、基準物質が適正か否かの判定するための指標を表示部106に表示し、その指標から撮影者が基準物質の適否を判定したが、本実施形態は、電子回路やソフトウェアによって、自動的に判定することが特徴である。具体的には、基準物質演算部55が指標の値をもとに基準物質の適否を判定する。
以下、実施形態1と異なる点を中心に本実施形態の構成と動作を説明する。
本実施形態においても、装置の構成は図1に示すX線CT装置と同様であるが、演算部105の構成が異なる。演算部105の構成例を図12に示す。図12において、図5と同じ要素は同じ符号で示し重複する説明は省略する。
本実施形態の演算部105(基準物質演算部55)には、図示するように、基準物質判定部555と基準物質変更部556が追加されている。これらは、主制御部50に制御される。また記憶部109には、計算用データ140として基準物質判定部555が基準物質の適否判定に用いる閾値などのデータが設定されている。例えば適否判定指標が実施形態1で説明した同一確率である場合、例えば確率0.9が閾値として設定されている。
次に図13のフローを参照して、本実施形態の処理、主として基準物質判定処理を説明する。図13において、図6と同じ処理は同じ符号で示し、重複する説明は省略する。
本実施形態においても、投影データ143を用いて補正処理S601、S602を行った後、基準物質データ算出処理S6031及び基準物質適正判定指標作成処理S6032を行い、適正判定指標144を作成する。
基準物質データ算出処理S6031で算出される基準物質データは、例えば、基準物質の密度画像の投影データや密度であり、複数の検出エネルギー範囲で取得した投影データの異なる組み合わせで得られた、同一基準物質につき複数のデータである。また基準物質適正判定指標作成処理S6032で作成される適正判定指標144は、例えば、同一基準物質についての複数の基準物質データ間の類似度を示す指標、例えば、同一確率(数値)などである。
適正判定指標144が作成されたならば、基準物質判定部555にて、基準物質が適正であるか否かを判定する(S6033)。その判定は、記憶部109に計算用データ140として保存されている閾値を用い、適正判定指標144が、閾値以上であれば適正、そうでない場合は不適とする(S6034)。
不適と判定された時は、基準物質変更部556にて基準物質を変更し(S6035)、基準物質データ算出処理S6031からやり直す。この基準物質変更処理S6035では、記憶部109に記憶された基準物質の中で、先に判定を行ったものの少なくとも一方を変更する。更に、基準物質の種類のみでなく、個数も変更する場合も有り得る。このようにして基準物質を変更し、適正であるかを繰り返し判定する。
一方、判定処理S6033で適正と判定された場合は、その密度画像の投影データに対してマルチエネルギー画像作成処理S606を行ってマルチエネルギー画像145を作成して表示部106で表示する(S607)。その際、適正と判定した基準物質名を表示してもよい。
なお、図13のフローでは、判定処理の後の基準物質の変更も自動的に行う場合を示したが、判定結果を表示部106に表示し、それを見て撮影者が基準物質を変更してもよい。
この場合、表示部106に候補となる基準物質を表示させて、撮影者が選択するようにしてもよい。その他、適正判定指標を基に基準物質が適正かを判定する手法や、基準物質を変更する手法は、上記処理に限定されることなく、種々の手法を採り得る。
また実施形態1及び実施形態2で採り得る変形例は本実施形態においても同様に適用することができる。例えば、基準物質データ自体或いはその算出方法の変更、X線スペクトル或いは検出エネルギー範囲やその種類数の変更、適正判定指標の変更、さらには、処理の追加、省略或いは順序の変更などの変形例があり得る。
本実施形態によれば、基準物質の適否判定及び再設定の一部又は全部を自動化することにより、撮影者の負担を軽減して、より適正な基準物質の設定ができる。適正な基準物質を設定することにより、実施形態1と同様に、CTデータを基準物質に分別する際の精度を高めることができる。
［実施形態4］
実施形態1では、一つの基準物質についての複数の基準物質データの類似性、即ちそれらが同一である確率を適正判定指標とし、適正判定指標を数値化して求めたが、本実施形態では基準物質データをグラフとして示すことで適正判定指標144とする。すなわち本実施形態では、対比すべき複数の基準物質データのグラフィカルな表示自体を適正判定指標とする。本実施形態においても、基準物質データとしては、エネルギーに依存しない物理量であれば限定されず、また検出エネルギー範囲やその数も限定されないが、以下の説明では、一例として、基準物質データが密度画像であり、複数の検出エネルギー範囲が3つにて実現されている場合を説明する。以下、本実施形態を実施形態1と異なる点を中心に説明する。
本実施形態の演算部105の構成は、図11に示す実施形態2の構成と共通しているので、以下、適宜、図11を援用して説明する。
本実施形態の演算部105は、実施形態1の場合と同様に、補正処理を行う補正処理部51、基準物質適正判定指標を作成するための基準物質演算部55、マルチエネルギー画像作成部53を有し、補正処理部51は欠陥素子補正部511とエア補正部512から構成される。
基準物質演算部55は、基準物質データとして、撮影で得た投影データを再構成して得られた再構成像から基準物質の密度画像148を算出する。このため基準物質演算部55は、基準物質データ算出部551として、実施形態2と同様に、再構成処理を行う再構成部554と密度画像の投影データを算出する密度画像算出部553と、を含む。基準物質演算部55が指標作成部552を含むことは実施形態1、2と同じである。また図11には示していないが、実施形態3と同様に、電子回路やソフトウェアによって、基準物質の適正判定及び変更を行う場合には、図12に示すような基準物質判定部555や基準物質変更部556を備えていてもよい。演算部105の各部は、主制御部50の制御で動作する。
次に演算部105で行われるデータ処理のフローを、図14を参照して説明する。なお図6或いは図13と同じ処理は同じ符号で示し、詳細な説明は省略する。
まず各エネルギー範囲の投影データ143に対して欠陥補正処理S601、エア補正S602を行う。次に指標演算S703を行う。この処理ではまず、各エネルギー範囲で、再構成部554にて再構成処理S6036を行って再構成像146を作成する。
次に密度画像算出処理S6037を行う。この処理は実施形態2で説明した処理(図10の処理S903)と基本的には同様であるが、本実施形態では検出エネルギー範囲が3つであるので、以下説明するように、3つの式を立てて密度を算出する。
まず3つのエネルギー範囲を、エネルギーが高い方から、高エネルギー範囲、中エネルギー範囲、低エネルギー範囲と記し、それらを表す添え字を、それぞれH、M、Lと示すことにする。前掲の式(6)に対応する再構成像と密度の値との関係式は、式(10)((10-1)〜(10-3))のように書ける。
Figure 0006539748
ここでμ(Ei)(i＝H,M,L)はぞれぞれのエネルギー範囲で取得された再構成像の値、すなわち吸収係数値(線減弱係数)を表し、cn(nは1又は2の整数であり、どちらの基準物質であるかを示す。以下、同じ。)は密度を表し、μmn(ε)はエネルギーεにおける質量吸収係数(質量減弱係数)を表し、Eiは照射するX線のエネルギーを表す。
密度画像算出処理S6037では、これらの式から、複数のc1と複数のc2を算出する。
これは、例えば式(10)の第1式と第2式から1つめのc1とc2(これを以降、高エネルギーにおける密度と呼び、c1Hとc2Hと記す)を算出し、第2式と第3式から2つめのc1とc2(これを以降、低エネルギーにおける密度と呼び、c1Lとc2Lと記す)を算出する。
次に、基準物質適正判定指標を作成する(S6038)。この基準物質適正判定指標作成処理S6038では、密度c1H、c1L、c2H、c2Lのグラフを作成し、これを適正判定指標144として表示部106に表示する(S604)。グラフとその表示方法には種々のものがあり得るが、その例を図15(a)、(b)に示す。図15は、基準物質毎に算出した密度の値をグラフ化したもので、縦軸は密度、横軸は基準物質を表す任意尺度である。図中、位置155は基準物質1を、位置156は基準物質2を、それぞれ表す。また白丸153-1がc1Lの結果を、白丸153-2がc2Lの結果を、黒丸154-1がc1Hの結果を、黒丸154-2がc2Hの結果を、それぞれ表す。
ここで密度の値は、再構成像中の所定の位置で算出できるが、ここでは、例えば再構成像の全領域における密度画像の平均値を用いる。このように求めた密度の値は、図15(a)に示すように、一点の値としてプロットしてもよいし、図15(b)に示すように、誤差バー157を追加してもよい。一般に、取得したデータにはノイズがあり、算出した密度画像はノイズを有している。誤差バー157は、このようなノイズに起因する値の分布を示す表示であり、その幅は、例えば画像のノイズと同じ、またはその定数倍したものとすることが好ましい。
図15の結果は、選択された基準物質が不適であった場合の結果の一例である。すなわち、基準物質が不適であった場合、2つの異なる方法で求めた同一エネルギー範囲の密度の値が異なる。これは、c1L(153-1)とc1H(154-1)とが異なる場合と、c2L(153-2)とc2H(154-2)とが異なる場合を含む。本実施形態では、両方のエネルギー範囲の密度が異なっているか、少なくとも一方の密度値が異なっている場合に不適と判定できる。
一方、選択された基準物質が適正であった場合は、例えば図16に示すように、2つの異なる方法で求めた同一な基準物質の密度の値が一致する。これは、c1L(153-1)とc1H(154-1)とが一致し、且つc2L(153-2)とc2H(154-2)とが一致することを意味する。ただし、密度の値にはノイズに起因する分布があるので、これらの一致は完全でなくて良い。この場合、図15(b)に示す誤差バー157のような値の分布がわかる表示を追加することで、その重なり具合から一致度の判定がしやすい。
このように、選択した基準物質が適正な場合は、別の組み合わせのエネルギー範囲の投影データを用いて算出しても、それぞれの基準物質の密度の値は、同一の基準物質では一致する。これは、例えば一方の基準物質が不適であって、低エネルギー範囲の質量吸収係数値が実際と違う値を用いて式(10)の計算を行う場合、高エネルギー範囲と中エネルギー範囲を用いて算出した結果は正しいのに対し、低エネルギー範囲と中エネルギー範囲を用いて算出した結果は間違った違った結果となるため、それらが一致しない事が分かる。
このようなとき、低エネルギー範囲と中エネルギー範囲を用いて算出した基準物質1と基準物質2の双方の密度の値は、一方の基準物質の質量吸収係数値の間違いに引っ張られ、双方が間違った値を取る。しかし実際は基準物質が適当でないとき、低エネルギー範囲、中エネルギー範囲、高エネルギー範囲の全てで実際と異なる質量吸収係数値が異なるため、双方の基準物質で正しくない値を取る場合や、一方の基準物質のみ正しい値と成る場合も有り得る。ただし、双方の組み合わせのエネルギー範囲で求めた結果が一致する場合は、ほぼ全てのエネルギー範囲の、双方の基準物質の質量吸収係数値が実際と一致している場合と考えられるため、双方の基準物質が正しいか判定できると言える。
以上のように算出された適正判定指標144(グラフ)を表示部106にて表示し(S604)、これを見て、撮影者は、基準物質が適正であるかを判定することができる。撮影者が不適と判定した場合は、例えば図6に示した実施形態1の場合と同様に基準物質を変更し、再度、密度画像算出処理S6037、基準物質適正判定指標作成処理S6038を行って適正判定指標144を求めて表示する(S604)。一方、適正と判定した場合は、その基準物質を用いて、マルチエネルギー画像作成部53にてマルチエネルギー画像作成処理S606を行ってマルチエネルギー画像145を作成し、表示部106にて表示する(S607)。
以上の説明したように、本実施形態によれば、適正判定指標144として基準物質の密度の値のグラフを用いることで、適正な基準物質を決定することができる。
なお図15や図16のグラフの単なる例示であり、表示方法には、さまざまな種類、色、表現方法などの場合が有り得る。さらにグラフや誤差バーに対し、さまざまな付加表現があっても良いことは言うまでもない。例えばc1L(153-1)とc1H(154-1)の誤差バー157の色や形などの表現を異なるようにして、c1L(153-1)とc1H(154-1)の誤差バー157同士の重なりが見やすいようにしても良い。一方、図15(a)の点線158-1、点線158-2が無いなど、一部の表現が無い場合も有り得る。
また本実施形態では、適正判定指標144として、再構成像の全領域の平均値を用いた場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、所定の位置での値、更に所定の位置と大きさの範囲中での最大値、最小値、平均値であっても良い。
更に、撮影者がその位置や大きさを決定しても良い。その方法として、例えば再構成像146や、分別して得た密度画像148を表示部106に表示して、それらを決定するなどの方法も有り得る。
本実施形態は、上述した他の実施形態と同様に、X線CT装置のみならず、それとは別のモダリティであるX線CTデータ処理装置にも適用することができる。また他の実施形態で例示した変形例は、技術的に矛盾が無い限り、本実施形態にも適用できる。
［実施形態4の変形例］
以下、実施形態4の、いくつかの変形例を説明する。
(グラフの変形例)
実施形態4では、グラフ上でデータを点で表示した場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば棒グラフや折れ線グラフなどの他のさまざまなグラフの場合も有り得る。更にそのものを表示する場合に限らず、フィッティングを行った関数を表示する場合なども有り得る。更にこれらの関数を用いて、その計数や傾きなどを同一であるか判定する指標としても良い。
本実施形態では、適正判定指標144のグラフとして、縦軸に密度、横軸に基準物質を用いた場合を記したが、これは一例であって、本発明を限定するものではない。例えば、縦軸と横軸が逆の場合も有り得る。更に横軸が他のパラメータである場合も有り得る。例えば、密度の算出に使用した複数の式のエネルギー範囲を表す様々な代表値、例えば使用したエネルギー範囲の平均値や中心値などの場合が有り得る。
これは例えば本実施形態では、1つの密度値を低エネルギー範囲と中エネルギー範囲から、もう一つを高エネルギー範囲と中エネルギー範囲から求めたので、横軸を低エネルギー範囲と高エネルギー範囲と取る場合も有り得る。更に横軸に他の値を用いても良い。これは例えば、基準物質の原子番号を用いる場合や、低エネルギー範囲の中心値と高エネルギー範囲の中心値を用いる等である。更に基準物質やエネルギー以外のパラメータを用いる場合も有り得、物質などの物理量を用いる場合や、データ番号のような物理量でないものを用いる場合も有り得る。
また縦軸も密度以外の基準物質データを用いる場合も有り得る。例えば、実施形態1で記した様々な基準物質データそのものや、それから計算したものを使用しても良い。その一例は、実施形態2に記載のように、基準物質の存在率を用いる場合が有り得る。また密度や存在率の再構成像や投影データや、更にそれらから算出される単色X線等価画像、基準物質密度画像、実効原子番号画像、電子密度画像、光電効果画像、コンプトン散乱画像、想定管電圧時の吸収係数像などのマルチエネルギー画像やそれらの投影データの一部や全部の値や、更にそれらから求めた値、例えば平均値などを、縦軸に用いても良い。ただし本方法では、本来エネルギー依存しない物理量を2つ以上の方法で求め、それが一致するかによって基準物質が適正かを判定するため、縦軸にはエネルギー依存しない物理量を使用する必要がある。
(グラフ以外の適正判定指標の変形例)
更に適正判定指標144として、グラフではなく、基準物質データであった密度画像やその投影データ、それらから求めたマルチエネルギー画像やその投影データ自体を、適正判定指標144として比較しても良い。これらの画像は、例えば本実施形態では、低エネルギー範囲と中エネルギー範囲から求めた密度であるc1L(153-1)とc2L(154-1)を用いて1つ、高エネルギー範囲と中エネルギー範囲から求めた密度であるc1H(153-2)とc2H(154-2)を用いてもう一つ作成し、適正判定指標144として比較する。すなわち、別の組み合わせのエネルギー範囲のデータを用いて、複数のマルチエネルギー画像やそれらの投影データを作成し、それらを比較する。
(密度の算出方法の変形例)
実施形態4では、高エネルギー範囲と中エネルギー範囲の組み合わせと、高エネルギー範囲と低エネルギー範囲の組み合わせの再構成像を用いて、それぞれで密度値を求めたが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。高エネルギー範囲、中エネルギー範囲、低エネルギー範囲から2組の投影データを選択するさまざまな場合が有り得る。
例えば、一方は高エネルギー範囲と低エネルギー範囲から密度を算出し、もう一方は中エネルギー範囲と低エネルギー範囲から密度を算出する場合などが有り得る。更に本実施形態では、3つのエネルギー範囲の場合であったが、3個以上の場合であっても良いことは言うまでもない。このときn個(nは3以上の整数)中から2組の投影データを選択するさまざまな場合が有り得る。更に、2組の投影データから1組の基準物質の密度値を求める場合に限らず、3組以上の投影データを用いて、1組の基準物質の密度値を決定する場合も有り得る。
また実施形態4では、基準物質の密度の値を、各エネルギー範囲の投影データを再構成して得た後に密度画像算出処理S6037を行って得たが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、図10に示したように、投影データ143に対して密度画像算出処理S901を行って密度画像の投影データ147を求め、これを再構成処理S904して密度画像148を得ても良い。
(適正判定処理の変形例)
実施形態4では、表示部106に表示された判定指標(グラフ等)をもとに、撮影者が基準物質の適正判定を行う場合を説明したが、これは一例であって、本発明を限定するものではない。データが一致しているかを、電子回路を用いて判定しても良いし、コンピューターなどを用いてソフトウェアを用いて判定しても良いことは言うまでもない。
また実施形態4では、同じエネルギーの密度の値をもとに、基準物質が適正か不適かを判定したが、例えば実施形態1と同様に、求まった同じエネルギーの密度値が同一である確率を算出し、その確率をもとに自動的に決定しても良い。更に同一であるかの指標を、グラフ上に表示して、判定の助けとして使用するようにしても良い。
［表示形態の実施形態］
上述した各実施形態のX線CT装置或いはデータ処理装置では、演算部105が動作する際に、記憶部109から、そこに記憶されたデータを適宜読み取るほか、表示部106/入力部110からX線CT装置を扱う撮影者やデータ処理装置を扱う操作者(以下、両者をまとめて操作者という)が入力する情報(例えば基準物質データやシミュレーションで得た結果である数値など)を受け取り、各種演算が行われる。
このような入力情報の受け取りを円滑に行うためのGUIの実施形態を説明する。
GUIの一例を図17に示す。図17において、CTイメージは、例えば再構成部554が撮影画像から作成した再構成像146を表示した一例であり、CTイメージ160-1、160-2、160-3はそれぞれエネルギー範囲が高エネルギー範囲、中エネルギー範囲、低エネルギー範囲のときのものである。
領域161は、適正判定指標144を算出するための範囲を示し、操作者が入力部110を介して、任意にその位置、大きさ、形状を変更することが可能である。表162は入力パラメータを入力・表示するものであり、パラメータとしては基準物質の個数との種類である。本GUIでは、2個の基準物質を選択し、基準物質1(Material1)には骨を、基準物質2(Material2)には水を、それぞれ選択している。これらの基準物質は、例えば基準物質1または基準物質2の入力欄の上にカーソルを持っていくことで表示され、その中の基準物質をクリックすることで選択できる。
以上のような入力が行われ、例えばX線CT装置であれば撮影完了のボタン(データ処理装置であれば入力完了のボタン)166が押されると計算が行われる。既に各実施形態やその変形例で説明した処理により適正判定指標144が作成されると、適正判定指標144は、例えばグラフ163として表示される。ここでは、図15(a)に示したグラフと同じのグラフが表示されている場合を示している。
この適正判定指標144を見て、操作者はボタン164にて、基準物質が適正(Good)か不適(NG)かを入力する。不適(NG)が選択されたときは、再度基準物質を選択できるようになり、選択後に再度撮影完了或いは入力完了のボタン166が押されると、同様に適正判定指標144のグラフが作成される。適正(Good)が選択されたときは、密度画像が作成され、表示される。この画像は、マルチエネルギー画像作成部53で作成されるマルチエネルギー画像145の一例であり、画像165-1が基準物質1の画像であり、画像165-2が基準物質2の画像である。
このようなGUIを用いることで、撮影者が、適正な基準物質を選択することが可能となる。
ただし図17のGUIは、一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、基準物質入力画面として図8に例示した画面も有り得るし、図17で示した画像、グラフ、入力方法、選択方法についても、さまざまな別の形態である場合も有り得る。また、その一部が無い場合も有り得る。更に、他の情報が付加されている場合があることは言うまでもない。また基準物質1または基準物質2の表示方法や選択方法も一例であり、例えばGUIに選択できる物質の一覧があり、その中から選択して基準物質の種類と個数を決定しても良い。
［応用例］
上述の各実施形態及びその変形例では、検出X線エネルギー範囲を、照射するX線のスペクトルや、X線検出器がエネルギー分別を行う際のエネルギー閾値を変えることで、変更することを実現したが、本発明はこれに限るものではなく、各エネルギー範囲においてX線検出器で検出されるX線のエネルギー範囲を変更する別の様々な方法であっても良い。
上述の各実施形態及びその変形例では、医療用のX線CT装置を例に説明を行ったが、本発明はこれに限るものではなく、検出素子に入射した放射線を、エネルギー範囲毎に分別してフォトン数のカウントを行うフォトンカウンティング方式の放射線検出器を搭載したあらゆるCT装置に適用できることは言うまでも無い。その一例として、非破壊検査用のX線CT装置、X線コーンビームCT装置なども在り得る。
更に本発明は、上記した実施形態に限定されるものではなく、実施の段階では、その要旨を逸脱しない範囲でさまざまに変形して実施することが可能である。更に、上記実施形態にはさまざまな段階が含まれており、開示される複数の構成要素における適宜な組み合わせにより、さまざまな発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素が、削除されても良い。
その一例として、マルチエネルギー画像作成部53を有せずに画像再構成処理を行わず、マルチエネルギー投影データ144やこれを基に算出した画像を作成、表示する様々な放射線撮影装置が有り得る。その一例としては、X線画像診断装置、X線画像撮影装置、X線透視装置、マンモグラフィー、デジタルサブトラクション装置、核医学検診装置、放射線治療装置などが在り得る。
本発明によれば、エネルギー分別方式の検出器にてマルチエネルギー撮影を行って、被検体を複数の基準物質に分別して画像を作成する際、基準物質が適正かどうかの指標を示し、精度良く、適正な基準物質を決定することが可能なX線CT装置を提供できる。また、マルチエネルギー撮影で得たデータを用いて、被検体を複数の基準物質に分別して画像を作成する際、基準物質が適正かどうかの指標を示し、精度良く、適正な基準物質を決定することが可能なX線CTデータ処理装置を提供できる。
100 X線源、101 ガントリー回転部、103 寝台天板、104 X線検出器、105 演算部、50 主制御部、51 補正処理部、55 基準物質演算部、53 マルチエネルギー画像作成部、106 表示部、107 制御部、108 信号収集部、109 記憶部、110 入力部、111 スペクトル変更部、123〜125 サンプリング時間、126〜127 エネルギー閾値、140 計算用データ、141 欠陥素子位置マップ、142 感度・X線分布データ、143 投影データ、144 適正判定指標、145 マルチエネルギー画像、146 再構成像、153〜154 密度値(計算結果)、155〜156 位置、400 X線検出素子、401 検出層、402〜403 電極、405 読み出し回路、511 欠陥素子補正部、512 エア補正部、551基準物質データ算出部、552 基準物質適正判定指標作成部(指標作成部)、553 密度画像算出部、554 再構成部、555 基準物質判定部、556 基準物質変更部、900 X線CTデータ処理装置、911 基準物質データ算出部、912基準物質適正判定指標作成部

Claims (12)

  1. 複数の検出エネルギー範囲でそれぞれ取得したCTデータを処理し、所定の基準物質に分別して基準物質データを作成するX線CTデータ処理装置であって、
    複数の前記CTデータの異なる組み合わせを用いて、複数の基準物質について、それぞれ、前記基準物質の密度画像、該密度画像の投影データ、前記基準物質の存在率、該存在率の投影データの少なくとも1つを前記基準物質データとして、同一基準物質に対し複数算出する基準物質データ算出部と、
    前記基準物質データ算出部が算出した複数の前記基準物質データをもとに、前記基準物質の適否を判定する指標である適正判定指標を作成する適正判定指標作成部と、
    を備えることを特徴とするX線CTデータ処理装置。
  2. 請求項1記載のX線CTデータ処理装置において、
    前記適正判定指標は、前記同一基準物質に対する複数の前記基準物質データの類似性であることを特徴とするX線CTデータ処理装置。
  3. 請求項２記載のX線CTデータ処理装置において、
    前記複数の基準物質データの類似性は、前記複数の基準物質が同一である確率であることを特徴とするX線CTデータ処理装置。
  4. 請求項1記載のX線CTデータ処理装置において、
    前記適正判定指標は、前記基準物質データを表すグラフであることを特徴とするX線CTデータ処理装置。
  5. 請求項４記載のX線CTデータ処理装置において、
    前記グラフは、1つの軸が前記基準物質の種類または前記検出エネルギー範囲の代表値、もう1つの軸が前記基準物質データの値、であることを特徴とするX線CTデータ処理装置。
  6. 請求項1記載のX線CTデータ処理装置であって、
    前記適正判定指標を用いて、分別される前記基準物質が適切であるかを判定する基準物質判定部をさらに具備することを特徴とするX線CTデータ処理装置。
  7. 請求項６記載のX線CTデータ処理装置であって、
    分別される前記基準物質を変更する基準物質変更部をさらに具備し、
    前記基準物質判定部は、それぞれの前記基準物質における適正判定指標を比較して適切な基準物質を決定することを特徴とするX線CTデータ処理装置。
  8. 請求項1記載のX線CTデータ処理装置において、
    前記基準物質となる物質を表示する表示部と、
    前記表示部が表示する前記物質から、前記適正判定指標を作成する前記基準物質を選択する選択部と、
    をさらに具備することを特徴とするX線CTデータ処理装置。
  9. X線を照射するX線発生部と、
    前記X線を計測してCTデータを得るX線検出部と、
    前記X線発生部、または／及び、前記X線検出部を制御して、3つ以上の異なる検出エネルギー範囲の前記CTデータを取得する制御部と、
    前記CTデータを処理し、所定の基準物質に分別して再構成像を作成する演算部と、
    を具備し、
    前記演算部が、請求項1に記載されたX線CTデータ処理装置と、前記X線CTデータ処理装置で求めた前記基準物質データを用いて前記再構成像を作成する再構成像作成部と、を搭載すること、
    を特徴とするX線CT装置。
  10. 請求項９記載のX線CT装置であって、
    前記X線検出部は、複数の異なるエネルギー範囲に分別してX線フォトン信号を得るエネルギー分別方式の検出器であり、
    前記制御部は、前記X線検出部のそれぞれのエネルギー範囲で投影データを得ることで、複数の前記検出エネルギー範囲のCTデータを取得することを特徴とするX線CT装置。
  11. 請求項９に記載されたX線CT装置において、
    前記X線発生部は、発生するX線スペクトルを変更し、複数の前記検出エネルギー範囲を実現するスペクトル変更部を具備し、
    前記制御部は、前記スペクトル変更部にて前記X線スペクトルを変更し、前記X線検出部にて、それぞれの前記X線スペクトルで投影データを取得することで、複数の前記検出エネルギー範囲のCTデータを取得することを特徴とするX線CT装置。
  12. 請求項９に記載されたX線CT装置において、
    前記X線発生部は、発生するX線スペクトルを変更するスペクトル変更部を具備し、前記X線検出部は、複数の異なるエネルギー範囲に分別してX線フォトン信号を得るエネルギー分別方式の検出器であり、
    前記制御部は、前記スペクトル変更部にて前記X線スペクトルを変更し、それぞれの前記X線のスペクトルにおいて、前記X線検出部のそれぞれのエネルギー範囲で投影データを得ることで、複数の前記検出エネルギー範囲のCTデータを取得することを特徴とするX線CT装置。
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