JP7200271B2

JP7200271B2 - Ｘ線ｃｔ装置及び医用画像処理装置

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Publication number: JP7200271B2
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Inventors: 隆宏養田
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Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置及び医用画像処理装置に関する。

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、疾病の診断及び治療や手術計画など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。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撮影を行い、画像データを生成する手法である。

デュアルエネルギースキャンを用いた場合の従来の再構成方法として、画像データをベースとしたデュアルエネルギー再構成と、投影データをベースとしたデュアルエネルギー再構成とが存在する。画像データをベースとするデュアルエネルギー再構成は、高管電圧及び低管電圧で得られるそれぞれの投影データから画像データを生成した後、画像データに対して分解（Decomposition）演算を行い、基準物質画像データを生成するものである。

一方で、投影データをベースとしたデュアルエネルギー再構成は、非ヘリカルスキャンにおいて、同じスライス中心位置における実測の投影データのペア（Ｌｏｗ－ｋＶ及びＨｉｇｈ－ｋＶ）に対してそれぞれ分解演算を行った後、基準物質画像データを生成するものである。

特開２００９－２６１９４２号公報

本発明が解決しようとする課題は、投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を可能にするＸ線ＣＴ装置及び医用画像処理装置を提供することである。

本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線管に電圧を印加する電圧発生部と、前記Ｘ線を検出するＸ線検出器と、非ヘリカルスキャンの間に前記電圧発生部を制御して前記Ｘ線管に印加する管電圧を切り替えることで、第１のエネルギーのＸ線と前記第１のエネルギーとは異なる第２のエネルギーのＸ線とでそれぞれ個別に撮影を実行させ、第１の投影データ及び第２の投影データをそれぞれ生成する前段データ生成手段と、前記第１の投影データ及び前記第２の投影データに基づいて画像再構成をそれぞれ行うことで、第１の画像及び第２の画像をそれぞれ生成する画像再構成手段と、前記第２の画像と前記第１の画像との位置を合わせる位置合わせ処理を行う位置合わせ手段と、前記位置合わせ処理の処理結果に基づいて第３の投影データを生成する後段データ生成手段と、前記第２の投影データ及び前記第３の投影データについて、複数の基準物質に対応する複数の投影データに変換する変換処理を行う変換手段と、を備える。前記画像再構成手段は、前記変換処理後の複数の投影データに基づいて画像再構成を行うことで複数の基準物質に対応する複数の基準物質画像を生成する。

第１及び第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を示す構成例を示す図。第１及び第２の実施形態に係る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の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の機能を示すブロック図。第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャート。（Ａ）～（Ｆ）は、データ構造の概念を示す図。第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の機能を示すブロック図。第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャート。第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の機能を示すブロック図。（Ａ），（Ｂ）のそれぞれは、Ｘ線管のヘリカル軌道の概略を示す側面図。第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャート。第１及び第２の実施形態に係る医用画像処理装置の構成例を示す図。第１の実施形態に係る医用画像処理装置の機能を示すブロック図。第２の実施形態に係る医用画像処理装置の機能を示すブロック図。第３の実施形態に係る医用画像処理装置の機能を示すブロック図。

本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置及び医用画像処理装置について、添付図面を参照して説明する。

なお、Ｘ線ＣＴ装置によるデータ収集方式には、Ｘ線管とＸ線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転（Ｒ－Ｒ：Rotate/Rotate）方式や、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（Ｓ－Ｒ：Stationary/Rotate）方式などの様々な方式がある。いずれの方式でも本発明を適用可能である。以下、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、現在、主流を占めている第３世代の回転／回転方式を採用する場合を例にとって説明する。

また、Ｘ線ＣＴ装置を用いて採用されるデュアルエネルギースキャンは、大きく分けると次の４個の方法のいずれかで実施される。第１の方法としては、１個のＸ線管を用いてＸ線管に印加する管電圧を切り替えることで、第１のエネルギーのＸ線と第１のエネルギーとは異なる第２のエネルギーのＸ線とでそれぞれ個別に被検体を撮影するＳｌｏｗ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式がある。すなわち、Ｓｌｏｗ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式では、第１の管電圧でビュー（回転角度）毎の撮影を行った後に、第１の管電圧と異なる第２の管電圧でビュー毎の撮影を行う。Ｓｌｏｗ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式は、２回転方式とも呼ばれる。

第２の方法としては、ビューの変化毎に高速にＸ線管の管電圧を切り替えて撮影を行うＦａｓｔ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式がある。Ｆａｓｔ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式は、単に、高速スイッチング方式とも呼ばれる。この場合、管電圧の切り替えに同期してデータ収集回路がデータ収集を行う。Ｆａｓｔ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式では、Ｓｌｏｗ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式のデュアルエネルギースキャンとは異なり、異なる管電圧によるデータがほぼ同時に収集される。

第３の方法としては、２個のＸ線管を搭載した上でそれらを用いて異なる管電圧でビュー毎の撮影をそれぞれ行うＤｕａｌＳｏｕｒｃｅ方式がある。ＤｕａｌＳｏｕｒｃｅ方式は、２管球方式とも呼ばれる。

第４の方法としては、多層構造のＸ線検出器を用いる多層方式がある。例えば、浅い層及び深い層の２層構造を有するＸ線検出器が用いられる場合、浅い層で低エネルギーのＸ線が検出され、浅い層を通過した深い層で高エネルギーのＸ線が検出される。

本発明は、第１乃至第３実施形態において、上記の第１の方法、すなわち、Ｓｌｏｗ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式のデュアルエネルギースキャンが実施される場合に適用可能である。なお、本発明は、第３実施形態においては、上記の第３の方法、すなわち、２管球方式のデュアルエネルギースキャンが実施される場合にも適用可能である。

さらに、本発明は、第１乃至第３実施形態において、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でも適用可能である。

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

図１は、第１の実施形態に係る、Ｓｌｏｗ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式のデュアルエネルギースキャンを実行するＸ線ＣＴ装置１０を示す。Ｘ線ＣＴ装置１０は、スキャナ装置１１及びコンソール装置１２を含む。スキャナ装置１１は、通常は検査室に設置され、被検体、例えば患者Ｏに関するＸ線の透過データを生成する。一方、コンソール装置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及び表示を行う。

スキャナ装置１１は、架台装置２１、寝台装置２２、スキャンコントローラ２３、操作パネル２４を備える。

架台装置２１は、ガントリとも呼ばれ、土台部（図示しない）に固定された固定架台３１と、回転架台３２とを備える。

固定架台３１は、回転コントローラ４１を備える。回転コントローラ４１は、スキャンコントローラ２３からの指示に従って、回転架台３２を固定架台３１に対して回転させる。

固定架台３１及び回転架台３２は、スリップリング５１及びデータ伝送装置５２を備える。

スリップリング５１は、回転架台３２の同心円状に配置された環状の電路（金属製のリング）に、固定架台３１側のカーボンブラシやワイヤーブラシなどのブラシを側面から押し当て、スリップさせながら通電させる回転接続用のコネクタである。

データ伝送装置５２は、回転架台３２側の送信回路と、固定架台３１側の受信回路とを備える。送信回路は、後述するデータ収集回路６６によって生成された生データ（raw data）を非接触で受信回路に送信する。受信回路は、送信回路から送信された生データを、後述するスキャンコントローラ２３に供給する。

回転架台３２は、高電圧発生装置６１、Ｘ線管６２、コリメータコントローラ６３、Ｘ線光学系６４、Ｘ線検出器６５、及びデータ収集回路６６を備える。回転架台３２は、回転フレームとも呼ばれる。回転架台３２は、部材６１～６６を一体として保持する。すなわち、回転架台３２は、Ｘ線管６２とＸ線検出器６５とを対向させた状態で、一体として患者Ｏの周りに回転できる。なお、回転架台３２の回転中心軸と平行な方向をｚ方向、そのｚ方向に直交する平面をｘ方向、ｙ方向で定義する。

高電圧発生装置６１は、スリップリング５１を介したスキャンコントローラ２３による制御信号によって、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６２に供給する。

Ｘ線管６２は、高電圧発生装置６１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線をＸ線検出器６５に向かって照射する。Ｘ線管６２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６２には、スキャンコントローラ２３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。

図２は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０に設ける高電圧発生装置６１及びＸ線管６２の構成例を示す図である。

図２に示すように、高電圧発生装置６１は、高管電圧設定器６１ａ、低管電圧設定器６１ｂ、タイミング制御器６１ｃ、スイッチ６１ｄ、高電圧電源６１ｅ、しきい値設定器６１ｆ、コンパレータ６１ｇ、及びコンデンサＣを備える。また、Ｘ線管６２は、陽極６２ａ及びフィラメント（陰極）６２ｂを備える。例えば、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と設定できる。

高管電圧設定器６１ａは、Ｌｏｗ－ｋＶを設定する一方、低管電圧設定器６１ｂは、Ｈｉｇｈ－ｋＶを設定する。管電圧設定器６１ａ又は６１ｂの出力は、いずれも選択可能である。管電圧設定器６１ａ又は６１ｂの出力は、タイミング制御器６１ｃによって制御されるスイッチ６１ｄを介して高電圧電源６１ｅに接続される。スイッチ６１ｄは、タイミング制御器６１ｃから出力される信号ａによって制御される。信号ａが「Ｈ」を示す場合、高管電圧設定器６１ａが選択される一方、「Ｌ」を示す場合、低管電圧設定器６１ｂが選択される。

高電圧電源６１ｅのプラス側出力は、Ｘ線管６２の陽極６２ａ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６１ｅのマイナス側出力は、Ｘ線管６２のフィラメント６２ｂに電気的に接続される。高電圧電源６１ｅの出力は、信号ａによる切り替えのタイミングでＨｉｇｈ－ｋＶ又はＬｏｗ－ｋＶに切り換わる。高電圧電源６１ｅ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６１ｇのプラス側入力に接続される。しきい値設定器６１ｆは、コンパレータ６１ｇのマイナス側入力に接続される。

コンパレータ６１ｇは、高電圧電源６１ｅ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６１ｆ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「Ｈ」を示す一方、信号ｂが信号ｃ以下の場合に「Ｌ」を示すような信号ｄをデータ収集回路６６に出力する。データ収集回路６６は、信号ｄが「Ｈ」を示す場合、Ｈｉｇｈ－ｋＶによる透過データと判断する一方、「Ｌ」を示す場合、Ｌｏｗ－ｋＶによる透過データと判断する。

スキャンコントローラ２３は、処理回路８１（図１に図示）からの管電圧制御信号に従い、高電圧発生装置６１のタイミング制御器６１ｃを介してスイッチ６１ｄ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、高管電圧設定器６１ａによるＨｉｇｈ－ｋＶを高電圧電源６１ｅから出力させるか、又は、低管電圧設定器６１ｂによるＬｏｗ－ｋＶを高電圧電源６１ｅから出力させるか、を選択する。スキャンコントローラ２３からの制御信号により、スイッチ６１ｄは、選択された管電圧設定信号を高電圧電源６１ｅに与える。

また、スキャンコントローラ２３からの制御信号はデータ収集回路６６にも送られる。データ収集回路６６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、Ｈｉｇｈ－ｋＶのＸ線によるものか、又は、Ｌｏｗ－ｋＶのＸ線によるものか、を認識する。

図１の説明に戻って、コリメータコントローラ６３は、スキャンコントローラ２３による制御によって、Ｘ線光学系６４におけるＸ線のスライス方向の照射範囲を調整する。

Ｘ線光学系６４は、Ｘ線ビームの線量、照射範囲、形状、及び線質などを制御する各種の器具を含む。具体的には、Ｘ線光学系６４は、ウェッジフィルタ及びコリメータなどを含む。ウェッジフィルタは、Ｘ線管６２で発生されたＸ線のＸ線量を調整する。コリメータは、コリメータコントローラ６３による制御によって、線量が調整されたＸ線に対してＸ線の照射範囲を絞り込むためのスリットである。

Ｘ線検出器６５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。又は、Ｘ線検出器６５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である。Ｘ線検出器６５は、Ｘ線管６２から照射されたＸ線を検出する。

２次元アレイ型の検出器は、マルチスライス型検出器とも呼ばれる。Ｘ線検出器６５がマルチスライス型検出器である場合、回転架台３２の１回転（又は半回転＋α）で列方向に幅を有する３次元領域のスキャンを実行することができる。このスキャンは、ボリュームスキャンと呼ばれる。

データ収集回路６６は、複数のＤＡＳ（Data Acquisition System）を有する。各ＤＡＳ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う。各ＤＡＳは、Ｘ線検出器６５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である生データに変換する。各ＤＡＳは、生データを、データ伝送装置５２を介してスキャンコントローラ２３に送信する。

スキャナ装置１１の寝台装置２２は、天板７１及び天板コントローラ７２を備える。天板７１は、患者Ｏを載置可能である。

天板コントローラ７２は、スキャンコントローラ２３による制御によって、天板７１をｙ方向に沿って昇降動させると共に、ｚ方向に沿って進入／退避動させる機構を有する。天板コントローラ７２は、回転架台３２の回転中心を含む開口部に向けて天板７１に載置された患者Ｏを挿入させ、開口部から天板７１に載置された患者Ｏを退避させる。

スキャンコントローラ２３は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）及びメモリなどを備える。スキャンコントローラ２３は、操作パネル２４やコンソール装置１２からの指示によって、架台装置２１の回転コントローラ４１、高電圧発生装置６１、及びコリメータコントローラ６３や、寝台装置２２の天板コントローラ７２などの制御を行ってデュアルエネルギースキャンなどを実行させる。

スキャンコントローラ２３は、Ｓｌｏｗ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式のデュアルエネルギースキャンにヘリカルスキャンを組み合わせて実行することもできる。ヘリカルスキャンは、天板７１（又は、架台装置２１）のｚ方向へのスライド移動中に回転架台３２を回転させながらＸ線の照射及び検出を行うスキャンである。以下、Ｓｌｏｗ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式のデュアルエネルギースキャンにヘリカルスキャンを組み合わせたスキャンを、「ＳＤＥヘリカルスキャン」と呼ぶ。ＳＤＥヘリカルスキャンは、第１及び第３の実施形態で採用され得る。

また、スキャンコントローラ２３は、Ｓｌｏｗ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式のデュアルエネルギースキャンに非ヘリカルスキャンであるコンベンショナルスキャンを組み合わせて実行することもできる。コンベンショナルスキャンは、ヘリカルスキャンとは異なり、天板７１（又は、架台装置２１）のｚ方向への停止中に回転架台３２を回転させながらＸ線の照射及び検出を行うものである。以下、Ｓｌｏｗ－ｋＶｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式のデュアルエネルギースキャンにコンベンショナルスキャンを組み合わせたスキャンを、「ＳＤＥコンベンショナルスキャン」と呼ぶ。ＳＤＥコンベンショナルスキャンは、第２の実施形態で採用され得る。

さらに、スキャンコントローラ２３は、２管球方式のデュアルエネルギースキャンにヘリカルスキャンを組み合わせて実行することもできる。以下、２管球方式のデュアルエネルギースキャンにヘリカルスキャンを組み合わせたスキャンを、「２管球ＤＥヘリカルスキャン」と呼ぶ。２管球ＤＥヘリカルスキャンは第３の実施形態で採用され得る。

操作パネル２４は、架台装置２１の開口部分の両脇や前後などに設けられ、操作者が患者Ｏの様子を確認しながら行う操作を受け付ける。具体的には、操作者が検出範囲を視認するための光を照射する投光器（図示しない）の消灯及び点灯の指示や、天板７１の移動、停止、及び自動送りの指示などを受け付ける。

Ｘ線ＣＴ装置１０のコンソール装置１２は、コンピュータをベースとして構成されており、ＬＡＮ（Local Area Network）などのネットワークを介して外部装置と相互通信可能である。コンソール装置１２は、処理回路８１、記憶回路８２、入力回路８３、及びディスプレイ８４などの基本的なハードウェアから構成される。処理回路８１は、共通信号伝送路としてのバスを介して、コンソール装置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、コンソール装置１２は、記憶媒体ドライブを具備する場合もある。

処理回路８１は、専用又は汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）又はＭＰＵ（Micro Processor Unit）の他、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ：Application Specific Integrated Circuit）、及び、プログラマブル論理デバイスなどの処理回路を意味する。プログラマブル論理デバイスとしては、例えば、単純プログラマブル論理デバイス（ＳＰＬＤ：Simple Programmable Logic Device）、複合プログラマブル論理デバイス（ＣＰＬＤ：Complex Programmable Logic Device）、及び、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ：Field Programmable Gate Array）などの回路が挙げられる。処理回路８１は、記憶回路８２に記憶された、又は、処理回路８１内に直接組み込まれたプログラムを読み出し実行することで後述する機能を実現する。

また、処理回路８１は、単一の回路によって構成されてもよいし、複数の独立した回路を組み合わせによって構成されてもよい。後者の場合、プログラムを記憶する記憶回路８２は、複数の回路の各回路に個別に設けられてもよいし、１個の記憶回路８２が複数の回路の機能に対応するプログラムを記憶するものであってもよい。

記憶回路８２は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（Flash Memory）などの半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスクなどによって構成される。記憶回路８２は、ＵＳＢ（Universal Serial Bus）メモリ及びＤＶＤ（Digital Video Disk）などの可搬型メディアによって構成されてもよい。記憶回路８２は、処理回路８１において用いられる各種処理プログラム（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、プログラムの実行に必要なデータや、画像データを記憶する。また、ＯＳに、操作者に対するディスプレイ８４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回路８３によって行なうことができるＧＵＩ（Graphical User Interface）を含めることもできる。

入力回路８３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などの入力デバイスからの信号を入力する回路である。ここでは、入力デバイス自体も入力回路８３に含まれるものとする。操作者により入力デバイスが操作されると、入力回路８３はその操作に応じた入力信号を生成して処理回路８１に出力する。なお、コンソール装置１２は、入力デバイスがディスプレイ８４と一体に構成されたタッチパネルを備えてもよい。

ディスプレイ８４は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、及び有機ＥＬ（Electro Luminescence）パネル等の表示デバイスである。ディスプレイ８４は、処理回路８１の制御に従って画像データを表示する。

コンソール装置１２は、スキャナ装置１１から入力された生データに対して対数変換処理や、感度補正などの補正処理、すなわち、前処理を行って投影データを生成して記憶回路８２に記憶させる。コンソール装置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う。コンソール装置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うものであり、散乱線補正を行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う。以下、散乱線補正されていないデータや、散乱線補正されたデータを投影データという。

コンソール装置１２は、投影データに基づいて画像データを生成して記憶回路８２に記憶させたり、ディスプレイ８４に表示させたりする。

続いて、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０の機能について説明する。

図３は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０の機能を示すブロック図である。

コンソール装置１２の処理回路８１がプログラムを実行することによって、Ｘ線ＣＴ装置１０は、前段データ生成機能８１１、画像再構成機能８１２、後段データ生成機能８１３、及び変換機能８１４として機能する。なお、機能８１１～８１４の全部又は一部は、コンソール装置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、機能８１１～８１４の全部又は一部は、コンソール装置１２のみならず、スキャンコントローラ２３に備えられるものであってもよい。

機能８１１～８１４は、ＳＤＥヘリカルスキャンによって２種類の管電圧でそれぞれ得られた２種類の第１の投影データ及び第２の投影データに基づいて、画像データをベースとしたデュアルエナジー再構成ではなく、投影データ（又は生データ）をベースとしたデュアルエナジー再構成を実行する。ここで、画像データをベースとしたデュアルエナジー再構成とは、２種類の第１の投影データ及び第２の投影データに基づいてそれぞれ再構成処理を行なって２種類の第１の画像データ及び第２の画像データをそれぞれ生成し、第１の画像データ及び第２の画像データに対して分解（Decomposition）演算を行い、基準物質画像を生成するものである。一方で、投影データをベースとしたデュアルエナジー再構成とは、非ヘリカルスキャンにおいて、同じスライス中心位置における投影データのペア（Ｌｏｗ－ｋＶ及びＨｉｇｈ－ｋＶ）に対してそれぞれ分解演算を行った後、基準物質画像を生成するものである。

前段データ生成機能８１１は、スキャンコントローラ２３を介して高電圧発生装置６１（図１に図示）を制御してＸ線管６２（図１に図示）に印加する管電圧を切り替えることで、ＳＤＥヘリカルスキャンの間に第１のエネルギーのＸ線と第１のエネルギーとは異なる第２のエネルギーのＸ線とでそれぞれ個別に患者Ｏの撮影を実行させ、撮影区間が異なる第１の投影データ及び第２の投影データをそれぞれ生成する。異なる撮影区間は、例えば、図５（Ａ）に図示する。そして、前段データ生成機能８１１は、投影データを記憶回路８２に記憶させる。前段データ生成機能８１１は、Ｘ線検出器６５（図１に図示）がマルチスライス型検出器である場合、ボリュームスキャンを実行することができる。

画像再構成機能８１２は、前段データ生成機能８１１によって生成された第１の投影データに基づいて画像再構成を行うことで第１の画像データを生成する。画像再構成法としては、コンボリューション補正逆投影（ＣＢＰ：Convolution Back Projection）法やフィルタ補正逆投影（ＦＢＰ：Filtered Back Projection）法に代表される解析的手法と、代数的手法とが知られており、それらが利用される。代数的手法は一般に反復法を用いて再構成画像を求めることから、逐次近似再構成（ＩＲ：Iterative Reconstruction）法と呼ばれる。

後段データ生成機能８１３は、画像再構成機能８１２によって生成された第１の画像データに基づいて第３の投影データを生成する。後段データ生成機能８１３は、第１の画像データについて、フォワードプロジェクション（Forward Projection）や、投影切断面定理を用いた処理を行って、第３の投影データを生成する。フォワードプロジェクションとは、画像上の物理量分布に基づいて、Ｘ線検出器に向けた各直線上の物理量を線積分することで投影データを得る処理を意味する。投影切断面定理を用いた処理とは、画像の２次元フーリエ変換における原点を通る一次元データを一次元フーリエ逆変換することで投影データを得る処理を意味する。つまり、投影切断面定理とは、投影データを一次元フーリエ変換した後のデータが、画像の二次元フーリエ変換における原点を通る同じ角度の一次元データに一致する原理を利用するものである。

後段データ生成機能８１３は、第１の画像の部分、つまり、第２の投影データに対応する撮影区間と同じ区間（図５（Ｄ）に図示する特定撮影区間ＲＨ）に対応する部分についてフォワードプロジェクション等の処理を行えばよい。

変換機能８１４は、前段データ生成機能８１１によって生成された第２の投影データと、後段データ生成機能８１３によって生成された第３の投影データについて、複数の基準物質に対応する複数の投影データに変換する。変換機能８１４は、第２の投影データの部分、つまり、第２の投影データに対応する撮影区間と同じ区間（図５（Ｄ）に図示する特定撮影区間ＲＨ）に対応する部分と、第３の投影データの部分、つまり、第２の投影データに対応する撮影区間と同じ区間（図５（Ｅ）に図示する特定撮影区間ＲＬ）に対応する部分とを用いればよい。

ここで、画像再構成機能８１２は、変換機能８１４により変換後の複数の投影データに基づいて画像再構成を行うことで複数の基準物質に対応する複数の基準物質画像データを生成する。基準物質画像データは、基準物質強調画像データとも呼ばれる。

画像再構成機能８１２は、変換機能８１４により変換後の複数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を分離（弁別）する。基準物質とは、例えば、造影剤、ＣａＣｏ_３、尿酸、及び脂肪などである。画像再構成機能８１２は、選択された基準物質毎に、基準物質画像データを再構成する。例えば、画像再構成機能８１２は、第１の基準物質に相当する投影データに基づいて第１の基準物質に係る基準物質画像データを生成し、第２の基準物質に相当する投影データに基づいて第２の基準物質に係る基準物質画像データを生成する。

なお、機能８１１～８１４の詳細については後述する。

図４は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０の動作を示すフローチャートである。図５（Ａ）～（Ｆ）は、データ構造の概念を示す図である。

ここで、ＳＤＥヘリカルスキャンに係る第１の管電圧で得られる第１の投影データ及び第１の画像データを、Ｈｉｇｈ－ｋＶの投影データ及びＨｉｇｈ－ｋＶの画像データとし、第２の管電圧で得られる第２の投影データ及び第２の画像データを、Ｌｏｗ－ｋＶの投影データ及びＬｏｗ－ｋＶの画像データとして説明する。

前段データ生成機能８１１は、天板７１に患者Ｏが載置された状態でスキャンコントローラ２３を制御して、撮影区間が異なるＨｉｇｈ－ｋＶの投影データ及びＬｏｗ－ｋＶの投影データを得るためのＳＤＥヘリカルスキャンを実行させる（ステップＳＴ１）。

前段データ生成機能８１１は、ステップＳＴ１によるＳＤＥヘリカルスキャンによって、スキャンコントローラ２３からＨｉｇｈ－ｋＶの生データと、Ｌｏｗ－ｋＶの生データとを取得する（ステップＳＴ２）。前段データ生成機能８１１は、ステップＳＴ２によって取得されたＨｉｇｈ－ｋＶの生データからＨｉｇｈ－ｋＶの投影データを生成し、Ｌｏｗ－ｋＶの生データからＬｏｗ－ｋＶの投影データを生成する（ステップＳＴ３）。

ここで、ＳＤＥヘリカルスキャンの間、天板７１がｚ方向に移動されながら、（１）Ｈｉｇｈ－ｋＶによる複数ビューに亘る撮影、（２）管球変調のためのＸ線照射ＯＦＦ、（３）Ｌｏｗ－ｋＶによる複数ビューに亘る撮影、（４）管球変調のためのＸ線照射ＯＦＦ、Ｈｉｇｈ－ｋＶによる複数ビューに亘る撮影、が順に行なわれるとする。その場合、図５（Ａ）に示すように、ｚ方向に、（１）１回目のＨｉｇｈ－ｋＶのＸ線による撮影が行われる撮影区間ＲＨ１、（２）Ｘ線照射ＯＦＦの区間、（３）Ｌｏｗ－ｋＶのＸ線による撮影が行われる撮影区間ＲＬ、（４）Ｘ線照射ＯＦＦの区間、（５）２回目のＨｉｇｈ－ｋＶのＸ線による撮影が行われる撮影区間ＲＨ２、が順に発生する。例えば、患者Ｏの腹部をＳＤＥヘリカルスキャンする場合、約３０秒の間に上記（１）～（５）の区間が発生する。

撮影区間ＲＨ１，ＲＨ２は、Ｈｉｇｈ－ｋＶのＸ線による撮影が行われる、ｚ方向におけるＸ線管６２の位置（以下、「ｚ管球位置」という。）を含む区間を示す。撮影区間ＲＬは、Ｌｏｗ－ｋＶのＸ線による撮影が行われるｚ管球位置を含む区間を示す。

上記（１）～（５）の区間では、ＳＤＥヘリカルスキャンにおいて、同じスライス中心位置における投影データのペア（Ｌｏｗ－ｋＶ及びＨｉｇｈ－ｋＶ）が存在しない。図５（Ａ）に示す区間Ｒは、当該ペアが存在しない区間の一例である。

すなわち、撮影区間ＲＨ１，ＲＨ２では、Ｘ線検出器６５（図１に図示）のスライス中心位置に係るＨｉｇｈ－ｋＶの投影データ（又は生データ）が存在する。一方で、撮影区間ＲＬでは、スライス中心位置に係るＨｉｇｈ－ｋＶの投影データは存在せずに、Ｘ線のコーン角（ｚ方向におけるＸ線ビームの拡がり角）に起因するスライス中心位置以外の位置に係る投影データが存在する。また、撮影区間ＲＬでは、スライス中心位置に係るＬｏｗ－ｋＶの投影データが存在する。一方で、撮影区間ＲＨ１，ＲＨ２では、スライス中心位置に係るＬｏｗ－ｋＶの投影データは存在せずに、Ｘ線のコーン角に起因するスライス中心位置以外の位置に係る投影データが存在する。

ＳＤＥヘリカルスキャンの間の回転架台３２の回転を閾値以上の高速とする制御と、ＳＤＥヘリカルスキャンの間の天板７１のｚ方向への移動速度（患者Ｏの送り速度）を閾値以下の低速とする制御とのうち少なくとも一方の制御によると、区間Ｒの中で広範囲に、スライス中心位置以外の位置に係るＨｉｇｈ－ｋＶの投影データが存在する。第１の実施形態では、Ｈｉｇｈ－ｋＶの投影データに基づく再構成画像から、撮影区間ＲＬにおけるスライス中心位置に係る仮想的なＨｉｇｈ－ｋＶの投影データを生成する。仮想的なＨｉｇｈ－ｋＶの投影データは、撮影区間ＲＬにおけるスライス中心位置に係るＬｏｗ－ｋＶの投影データに対応する。

図３及び図４の説明に戻って、画像再構成機能８１２は、ステップＳＴ３によって生成されたＨｉｇｈ－ｋＶの投影データを分離する（ステップＳＴ４）。ステップＳＴ４の概念を図５（Ｂ）に示す。図５（Ｂ）に示すように、分離されるＨｉｇｈ－ｋＶの投影データは、撮影区間ＲＨ１，ＲＨ２におけるスライス中心位置に係る投影データに加え、区間Ｒにおけるスライス中心位置以外の位置に係る投影データである。

図３及び図４の説明に戻って、画像再構成機能８１２は、ステップＳＴ４によって分離されたＨｉｇｈ－ｋＶの投影データに基づいて画像再構成を行うことでＨｉｇｈ－ｋＶの画像データを生成する（ステップＳＴ５）。ステップＳＴ５において、Ｈｉｇｈ－ｋＶの画像データは、図５（Ｃ）に示すようにボリュームデータとして生成される。

図３及び図４の説明に戻って、後段データ生成機能８１３は、Ｌｏｗ－ｋＶの撮影区間ＲＬ（図５（Ａ）に図示）に対応する、Ｈｉｇｈ－ｋＶの撮影区間を特定撮影区間ＲＨ（図５（Ｄ）に図示）として設定する（ステップＳＴ６）。後段データ生成機能８１３は、ステップＳＴ５によって生成されたＨｉｇｈ－ｋＶの画像データに基づいて、ステップＳＴ６によって設定された特定撮影区間ＲＨにフォワードプロジェクション等の処理を行うことで、特定撮影区間ＲＨに係る仮想的なＨｉｇｈ－ｋＶの投影データを生成する（ステップＳＴ７）。ステップＳＴ７の概念を図５（Ｄ）に示す。

図３及び図４の説明に戻って、変換機能８１４は、ステップＳＴ７によって生成された特定撮影区間ＲＨに係る仮想的なＨｉｇｈ－ｋＶの投影データ（図５（Ｄ）に図示）と、撮影区間ＲＬに係るＬｏｗ－ｋＶの投影データ（図５（Ｅ）に図示）とに基づいて分解（Decomposition）演算を行い、基準物質のパス長を示す基準物質データを算出する（ステップＳＴ８）。ステップＳＴ８によって生成される２種類の基準物質画像データ（Ｍａｔｅｒｉａｌ１，２）の概念を図５（Ｆ）に示す。

図３及び図４の説明に戻って、画像再構成機能８１２は、ステップＳＴ８によって生成された基準物質データから基準物質画像を生成し、ディスプレイ８４に表示する（ステップＳＴ９）。

図４に示すステップＳＴ４で、画像再構成機能８１２は、Ｈｉｇｈ－ｋＶの投影データを分離することにより、ステップＳＴ９で２種類の基準物質画像を生成するが、同様にＬｏｗ－ｋＶの投影データを分離することにより、２種類の基準物質画像を生成することもできる。２種類の分離が行われる場合、画像再構成機能８１２は、位相の異なる２組の基準物質画像を生成することになる。画像再構成機能８１２は、２組の基準物質画像の対応する種類の画像同士を加算平均して２種類の基準物質画像を生成することで、ｚ管球位置に起因するＣＴ値の不連続性を緩和することも可能である。

また、ステップＳＴ１～ＳＴ９では、ＳＤＥヘリカルスキャンの間において患者Ｏの腸管のぜん動、患者Ｏの呼吸の動き、患者Ｏの体動の影響がないものと仮定して処理が進められる。画像再構成機能８１２は、Ｌｏｗ－ｋＶの投影データに基づいて画像再構成を行うことでＬｏｗ－ｋＶの画像データを生成し、後段データ生成機能８１３は、ステップＳＴ７で、ステップＳＴ５によって生成されたＨｉｇｈ－ｋＶの画像データそのものではなく、Ｌｏｗ－ｋＶの画像データを基準として位置合わせ後のＨｉｇｈ－ｋＶの画像データを用いてもよい。その場合、後段データ生成機能８１３は、位置合わせ後のＨｉｇｈ－ｋＶの画像データを用いてフォワードプロジェクション等の処理を行うことで、患者Ｏの腸管のぜん動、患者Ｏの呼吸の動き、患者Ｏの体動の影響を緩和することも可能である。

第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０によると、従来技術では実現できなかった、ＳＤＥヘリカルスキャンで得られる投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を実現することができる。すなわち、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０によると、画像データに対応する投影データが存在しない特定撮影区間について仮想的な投影データを生成することで、ＳＤＥヘリカルスキャンで得られる投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を可能にする。

（第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置）
第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ａの構成は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１０の構成と同様であるので、説明を省略する。

続いて、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ａの機能について説明する。

図６は、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ａの機能を示すブロック図である。

コンソール装置１２の処理回路８１がプログラムを実行することによって、Ｘ線ＣＴ装置１０Ａは、前段データ生成機能８１５、画像再構成機能８１６、位置合わせ機能８１７、後段データ生成機能８１８、及び変換機能８１９として機能する。なお、機能８１５～８１９の全部又は一部は、コンソール装置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、機能８１５～８１９の全部又は一部は、コンソール装置１２のみならず、スキャンコントローラ２３に備えられるものであってもよい。

機能８１５～８１９は、ＳＤＥコンベンショナルスキャンによって２種類の管電圧でそれぞれ得られた２種類の第１の投影データ及び第２の投影データに基づいて、画像データをベースとしたデュアルエナジー再構成ではなく、投影データをベースとしたデュアルエナジー再構成を実行する。

前段データ生成機能８１５は、スキャンコントローラ２３を介して高電圧発生装置６１（図１に図示）を制御してＸ線管６２（図１に図示）に印加する管電圧を切り替えることで、第１のエネルギーのＸ線と第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーのＸ線とでそれぞれ個別に患者Ｏの撮影を実行させ、第１の投影データと第２の投影データとをそれぞれ生成する。具体的には、前段データ生成機能８１５は、ＳＤＥコンベンショナルスキャンで撮影を実行させる。前段データ生成機能８１５は、Ｘ線検出器６５（図１に図示）がマルチスライス型検出器である場合、ボリュームスキャンを実行することができる。

画像再構成機能８１６は、前段データ生成機能８１５によって生成された第１の投影データ及び第２の投影データに基づいて画像再構成をそれぞれ行うことで、第１の画像データ及び第２の画像データをそれぞれ生成する。

位置合わせ機能８１７は、画像再構成機能８１６によって生成された第１の画像データの位置合わせ処理を行うことで、第１の画像データを、画像再構成機能８１６によって生成された第２の画像データに位置合わせする。

後段データ生成機能８１８は、位置合わせ機能８１７によって位置合わせ後の第１の画像についてフォワードプロジェクション等の処理を行い第３の投影データを生成する。

変換機能８１９は、前段データ生成機能８１５によって生成された第２の投影データと、後段データ生成機能８１８によって生成された第３の投影データについて、複数の基準物質に対応する複数の投影データに変換する。

ここで、画像再構成機能８１６は、変換機能８１９により変換後の複数の投影データに基づいて画像再構成を行うことで複数の基準物質に対応する複数の基準物質画像を生成する。

なお、機能８１５～８１９の詳細については後述する。

図７は、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ａの動作を示すフローチャートである。

ここで、ＳＤＥコンベンショナルスキャンに係る第１の管電圧で得られる第１の投影データ及び第１の画像データを、Ｈｉｇｈ－ｋＶの投影データ及びＨｉｇｈ－ｋＶの画像データとし、第２の管電圧で得られる第２の投影データ及び第２の画像データを、Ｌｏｗ－ｋＶの投影データ及びＬｏｗ－ｋＶの画像データとして説明する。

前段データ生成機能８１５は、天板７１に患者Ｏが載置された状態でスキャンコントローラ２３を制御して、ＳＤＥコンベンショナルスキャンを実行させる（ステップＳＴ１１）。

前段データ生成機能８１５は、ステップＳＴ１１によるＳＤＥコンベンショナルスキャンによって、スキャンコントローラ２３からＨｉｇｈ－ｋＶの生データと、Ｌｏｗ－ｋＶの生データとを取得する（ステップＳＴ１２）。前段データ生成機能８１５は、ステップＳＴ１２によって取得されたＨｉｇｈ－ｋＶの生データからＨｉｇｈ－ｋＶの投影データを生成し、Ｌｏｗ－ｋＶの生データからＬｏｗ－ｋＶの投影データを生成する（ステップＳＴ１３）。

画像再構成機能８１６は、ステップＳＴ１３によって生成されたＨｉｇｈ－ｋＶの投影データ及びＬｏｗ－ｋＶの投影データに基づいて画像再構成をそれぞれ行うことで、Ｈｉｇｈ－ｋＶの画像データ及びＬｏｗ－ｋＶの画像データをそれぞれ生成する（ステップＳＴ１４）。

位置合わせ機能８１７は、ステップＳＴ１４によって生成されたＨｉｇｈ－ｋＶの画像データの位置合わせ処理を行うことで、Ｈｉｇｈ－ｋＶの画像データを、ステップＳＴ１４によって生成されたＬｏｗ－ｋＶの画像データに位置合わせする（ステップＳＴ１５）。位置合わせ機能８１７は、従来から用いられる線形変換又は非線形変換などの処理を用いてＨｉｇｈ－ｋＶの画像データの位置合せ処理を行なう。

後段データ生成機能８１８は、ステップＳＴ１５によって位置合わせ後のＨｉｇｈ－ｋＶの画像データに基づいてフォワードプロジェクション等の処理を行うことで、仮想的なＨｉｇｈ－ｋＶの投影データを生成する（ステップＳＴ１６）。

変換機能８１９は、ステップＳＴ１３によって生成されたＬｏｗ－ｋＶの投影データと、ステップＳＴ１６によって生成された仮想的なＨｉｇｈ－ｋＶの投影データとに基づいて分解演算を行い、基準物質のパス長である基準物質データを算出する（ステップＳＴ１７）。画像再構成機能８１６は、ステップＳＴ１７によって生成された基準物質データから基準物質画像を生成し、ディスプレイ８４に表示する（ステップＳＴ１８）。

図７に示すステップＳＴ１５で位置合わせ機能８１７がＨｉｇｈ－ｋＶの画像をＬｏｗ－ｋＶの画像データに位置合わせし、ステップＳＴ１６で後段データ生成機能８１８が位置合わせ後のＨｉｇｈ－ｋＶの画像データに基づいてフォワードプロジェクション等の処理を行うことにより、ステップＳＴ１８で画像再構成機能８１６は、２種類の基準物質画像を生成する。同様に、位置合わせ機能８１７がＬｏｗ－ｋＶの画像データをＨｉｇｈ－ｋＶの画像データに位置合わせし、後段データ生成機能８１８が位置合わせ後のＬｏｗ－ｋＶの画像データに基づいてフォワードプロジェクション等の処理を行うことにより、画像再構成機能８１６は、２種類の基準物質画像を生成することもできる。

第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ａによると、患者Ｏの腸管のぜん動、患者Ｏの呼吸の動き、患者Ｏの体動による影響を除外すべく仮想的な投影データを生成することで、ＳＤＥコンベンショナルスキャンで得られる投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を可能にする。

（第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置）
第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ｂの構成は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１０の構成と同様であるので、説明を省略する。

続いて、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ｂの機能について説明する。

図８は、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ｂの機能を示すブロック図である。

コンソール装置１２の処理回路８１がプログラムを実行することによって、Ｘ線ＣＴ装置１０Ｂは、前段データ生成機能８２１、画像再構成機能８２２、後段データ生成機能８２３、及び変換機能８２４として機能する。なお、機能８２１～８２４の全部又は一部は、コンソール装置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、機能８２１～８２４の全部又は一部は、コンソール装置１２のみならず、スキャンコントローラ２３に備えられるものであってもよい。

機能８２１～８２４は、第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０と同様に、投影データをベースとしたデュアルエナジー再構成を実行する。

前段データ生成機能８２１は、スキャンコントローラ２３を介して高電圧発生装置６１（図１に図示）を制御してＸ線管６２（図１に図示）に印加する管電圧を切り替えることで、ＳＤＥヘリカルスキャンの間に第１のエネルギーのＸ線と第１のエネルギーとは異なる第２のエネルギーのＸ線とでそれぞれ個別に患者Ｏの撮影を実行させ、互いの撮影区間が重なる区間における第１の投影データ及び第２の投影データをそれぞれ生成する。以下、互いに重なる区間を「重なり区間」と呼ぶ。

そして、前段データ生成機能８２１は、投影データを記憶回路８２に記憶させる。前段データ生成機能８２１は、Ｘ線検出器６５（図１に図示）がマルチスライス型検出器である場合、ボリュームスキャンを実行することができる。

例えば、前段データ生成機能８２１は、ＳＤＥヘリカルスキャンにおいて重なり区間における第１の投影データ及び第２の投影データをそれぞれ生成するために、天板７１（図１に図示）の正方向への移動（往き）で第１の投影データを生成し、天板７１の負方向への移動（帰り）で第２の投影データを生成する。ＳＤＥヘリカルスキャンによって重なり区間における第１の投影データ及び第２の投影データがそれぞれ生成される場合のヘリカル軌道の概略を図９（Ａ）に図示する。

なお、Ｘ線ＣＴ装置１０Ｂは、重なり区間における第１の投影データ及び第２の投影データをそれぞれ生成するために、ｚ方向にずれた２組のＸ線管及びＸ線検出器を備えた２管球方式であってもよい。その場合、前段データ生成機能８２１は、ＳＤＥヘリカルスキャンに代えて、２管球ＤＥヘリカルスキャンを実行させる。すなわち、前段データ生成機能８２１は、スキャンコントローラ２３を介して第１の高電圧発生装置及び第２の高電圧発生装置を制御して第１のＸ線管及び第２のＸ線管にそれぞれ管電圧を印加することで、２管球ＤＥヘリカルスキャンの間に第１のエネルギーのＸ線と第１のエネルギーとは異なる第２のエネルギーのＸ線とでそれぞれ個別に患者Ｏの撮影を実行させ、重なり区間における第１の投影データ及び第２の投影データをそれぞれ生成する。２管球ＤＥヘリカルスキャンによって重なり区間における第１の投影データ及び第２の投影データがそれぞれ生成される場合のヘリカル軌道の概略を図９（Ｂ）に図示する。

図９（Ａ），（Ｂ）のそれぞれは、Ｘ線管のヘリカル軌道の概略を示す側面図である。

図９（Ａ）は、ＳＤＥヘリカルスキャンにおいて、天板７１（図１に図示）の正方向への移動（行き）で第１の投影データを生成する場合のＸ線管６２（又はＸ線検出器６５）のヘリカル軌道Ｈ１と、天板７１の負方向への移動（帰り）で第２の投影データを生成する場合のＸ線管６２（又はＸ線検出器６５）のヘリカル軌道Ｈ２を示す。図９（Ｂ）は、２管球ＤＥヘリカルスキャンにおいて、第１の投影データを生成する場合の第１のＸ線管のヘリカル軌道Ｈ１と、第２の投影データを生成する場合の第２のＸ線管のヘリカル軌道Ｈ２とを示す。

図９（Ａ），（Ｂ）に示すように、一般的に、前段データ生成機能８２１（図８に図示）によって生成される第１の投影データと第２の投影データとでは、ヘリカル軌道が互いに異なる。すなわち、第１の投影データと第２の投影データとでは、ヘリカル軌道の同期がとれていない。そこで、後述する後段データ生成機能８２３において、第１の投影データのヘリカル軌道Ｈ１を、第２の投影データのヘリカル軌道Ｈ２に同期させるような演算が行われる。

以下、重なり区間における第１の投影データ及び第２の投影データをそれぞれ生成するために、図９（Ａ）に示すＳＤＥヘリカルスキャンを行う場合について説明する。

図８の説明に戻って、画像再構成機能８２２は、前段データ生成機能８２１によって生成された第１の投影データに基づいて画像再構成を行うことで第１の画像データを生成する。画像再構成法としては、コンボリューション補正逆投影法やフィルタ補正逆投影法に代表される解析的手法と、代数的手法とが知られており、それらが利用される。

後段データ生成機能８２３は、画像再構成機能８２２によって生成された第１の画像データに基づいて第３の投影データを生成する。後段データ生成機能８２３は、第１の画像データについて、フォワードプロジェクションや、投影切断面定理を用いた処理を行って、第３の投影データを生成する。後段データ生成機能８２３は、第１の画像データに基づいて、第２の投影データに対応するヘリカル軌道に同期した第３の投影データが得られるようにフォワードプロジェクション等の処理を行う。

変換機能８２４は、前段データ生成機能８２１によって生成された第２の投影データと、後段データ生成機能８２３によって生成された第３の投影データについて、複数の基準物質に対応する複数の投影データに変換する。

ここで、画像再構成機能８２２は、変換機能８２４により変換後の複数の投影データに基づいて画像再構成を行うことで複数の基準物質に対応する複数の基準物質画像データを生成する。基準物質画像データは、基準物質強調画像データとも呼ばれる。

画像再構成機能８２２は、変換機能８２４により変換後の複数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を分離する。画像再構成機能８２２は、選択された基準物質毎に、基準物質画像データを再構成する。

なお、機能８２１～８２４の詳細については後述する。

図１０は、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ｂの動作を示すフローチャートである。

前段データ生成機能８２１は、天板７１に患者Ｏが載置された状態でスキャンコントローラ２３を制御して、重なり区間における第１の投影データ及び第２の投影データを得るためのＳＤＥヘリカルスキャンを実行させる（ステップＳＴ３１）。

前段データ生成機能８２１は、ステップＳＴ３１によるＳＤＥヘリカルスキャンによって、スキャンコントローラ２３からＨｉｇｈ－ｋＶの生データと、Ｌｏｗ－ｋＶの生データとを取得する（ステップＳＴ３２）。前段データ生成機能８２１は、ステップＳＴ３２によって取得されたＨｉｇｈ－ｋＶの生データからＨｉｇｈ－ｋＶの投影データを生成し、Ｌｏｗ－ｋＶの生データからＬｏｗ－ｋＶの投影データを生成する（ステップＳＴ３３）。

画像再構成機能８２２は、ステップＳＴ３３によって生成されたＨｉｇｈ－ｋＶの投影データに基づいて画像再構成を行うことでＨｉｇｈ－ｋＶの画像データを生成する（ステップＳＴ３４）。

後段データ生成機能８２３は、ステップＳＴ３４によって生成されたＨｉｇｈ－ｋＶの画像データに基づいて、Ｌｏｗ－ｋＶの投影データに対応するヘリカル軌道に同期したＨｉｇｈ－ｋＶの投影データが得られるようにフォワードプロジェクション等の処理を行うことで、Ｌｏｗ－ｋＶの投影データに対応するヘリカル軌道に係る仮想的なＨｉｇｈ－ｋＶの投影データを生成する（ステップＳＴ３５）。

変換機能８２４は、ステップＳＴ３５によって生成された軌道同期した仮想的なＨｉｇｈ－ｋＶの投影データと、Ｌｏｗ－ｋＶの投影データとに基づいて分解演算を行い、基準物質のパス長を示す基準物質データを算出する（ステップＳＴ３６）。画像再構成機能８２２は、ステップＳＴ３６によって生成された基準物質データから基準物質画像を生成し、ディスプレイ８４に表示する（ステップＳＴ３７）。

ステップＳＴ３１～ＳＴ３７では、ＳＤＥヘリカルスキャンの間において患者Ｏの腸管のぜん動、患者Ｏの呼吸の動き、患者Ｏの体動の影響がないものと仮定して処理が進められる。画像再構成機能８２２は、Ｌｏｗ－ｋＶの投影データに基づいて画像再構成を行うことでＬｏｗ－ｋＶの画像データを生成し、後段データ生成機能８２３は、ステップＳＴ３５で、ステップＳＴ３４によって生成されたＨｉｇｈ－ｋＶの画像データそのものではなく、Ｌｏｗ－ｋＶの画像データを基準として位置合わせ後のＨｉｇｈ－ｋＶの画像データを用いてもよい。その場合、後段データ生成機能８２３は、位置合わせ後のＨｉｇｈ－ｋＶの画像データを用いてフォワードプロジェクション等の処理を行うことで、患者Ｏの腸管のぜん動、患者Ｏの呼吸の動き、患者Ｏの体動の影響を緩和することも可能である。

第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ｂによると、従来技術では実現できなかった、ＳＤＥヘリカルスキャンで得られる投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を実現することができる。すなわち、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ｂによると、ヘリカル軌道が同期した仮想的な投影データを生成することで、ＳＤＥヘリカルスキャンで得られる投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を可能にする。

（第１の実施形態に係る医用画像処理装置）
図１１は、第１の実施形態に係る医用画像処理装置の構成例を示す図である。

図１１は、第１の実施形態に係る医用画像処理装置９０を示す。医用画像処理装置９０は、例えば、専用又は汎用コンピュータである。例えば、医用画像処理装置９０の機能は、医用画像に画像処理を施すＰＣ（ワークステーション）や、医用画像を保存・管理する医用画像管理装置（サーバ）などに含むものであってもよい。

以下、医用画像処理装置９０が専用又は汎用のコンピュータである場合を例にとって説明する。

医用画像処理装置９０は、処理回路９１、記憶回路９２、入力回路９３、及びディスプレイ９４を備える。

処理回路９１は、図１に示す処理回路８１と同等の構成である。記憶回路９２は、図１に示す記憶回路８２と同等の構成である。入力回路９３は、図１に示す入力回路８３と同等の構成である。ディスプレイ９４は、図１に示すディスプレイ８４と同等の構成である。

続いて、第１の実施形態に係る医用画像処理装置９０の機能について説明する。

図１２は、第１の実施形態に係る医用画像処理装置９０の機能を示すブロック図である。

処理回路９１がプログラムを実行することによって、医用画像処理装置９０は、画像再構成機能８１２Ｆ、後段データ生成機能８１３、及び変換機能８１４Ｆとして機能する。なお、機能８１２Ｆ～８１４Ｆの全部又は一部は、医用画像処理装置９０にハードウェアとして備えられるものであってもよい。

なお、図１２において、図３に示す部材と同一部材には同一符号を付して説明を省略する。

画像再構成機能８１２Ｆは、画像再構成機能８１２（図３に図示）と同様の処理により、記憶回路９２に記憶された第１の投影データに基づいて画像再構成を行うことで第１の画像データを生成する。すなわち、画像再構成機能８１２Ｆは、ＳＤＥヘリカルスキャンの間に管電圧を切り替えることで得られた第１のエネルギーのＸ線に基づく第１の投影データと第２のエネルギーのＸ線に基づく第２の投影データとのうち、第１の投影データに基づいて画像再構成を行うことで第１の画像データを生成する。

変換機能８１４Ｆは、変換機能８１４（図３に図示）と同様の処理により、記憶回路９２に記憶された第２の投影データと、後段データ生成機能８１３によって生成された第３の投影データとについて、複数の基準物質に対応する複数の投影データに変換する。すなわち、変換機能８１４Ｆは、ＳＤＥヘリカルスキャンにおいて、同じスライス中心位置、すなわち、同じｚ管球位置おける実測の投影データのペアが存在しないため、第２の投影データと、第３の投影データとについて、複数の基準物質に対応する複数の投影データに変換する。

第１の実施形態に係る医用画像処理装置９０の動作は、図４に示すステップＳＴ４～ＳＴ９と同等であるので説明を省略する。

第１の実施形態に係る医用画像処理装置９０によると、従来技術では実現できなかった、ＳＤＥヘリカルスキャンで得られる投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を実現することができる。すなわち、第１の実施形態に係る医用画像処理装置９０によると、画像データに対応する投影データが存在しない特定撮影区間について仮想的な投影データを生成することで、ＳＤＥヘリカルスキャンで得られる投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を可能にする。

（第２の実施形態に係る医用画像処理装置）
第２の実施形態に係る医用画像処理装置９０Ａの構成は、図１１に示す医用画像処理装置９０の構成と同様であるので、説明を省略する。

続いて、第２の実施形態に係る医用画像処理装置９０Ａの機能について説明する。

図１３は、第２の実施形態に係る医用画像処理装置９０Ａの機能を示すブロック図である。

処理回路９１がプログラムを実行することによって、医用画像処理装置９０Ａは、画像再構成機能８１６Ｆ、位置合わせ機能８１７、後段データ生成機能８１８、及び変換機能８１９Ｆとして機能する。なお、機能８１６Ｆ～８１９Ｆの全部又は一部は、医用画像処理装置９０Ａにハードウェアとして備えられるものであってもよい。

なお、図１３において、図６に示す部材と同一部材には同一符号を付して説明を省略する。

画像再構成機能８１６Ｆは、画像再構成機能８１６（図６に図示）と同様の処理により、記憶回路９２に記憶された第１の投影データ及び第２の投影データに基づいて画像再構成をそれぞれ行うことで、第１の画像データ及び第２の画像データをそれぞれ生成する。すなわち、画像再構成機能８１６Ｆは、ＳＤＥコンベンショナルスキャンの間に管電圧を切り替えることで得られた第１のエネルギーのＸ線に基づく第１の投影データと第２のエネルギーのＸ線に基づく第２の投影データとに基づいて画像再構成をそれぞれ行うことで第１の画像データ及び第２の画像データをそれぞれ生成する。

変換機能８１９Ｆは、変換機能８１９（図６に図示）と同様の処理により、記憶回路９２に記憶された第２の投影データと、後段データ生成機能８１８によって生成された第３の投影データについて、複数の基準物質に対応する複数の投影データに変換する。

第２の実施形態に係る医用画像処理装置９０Ａの動作は、図７に示すステップＳＴ１４～ＳＴ１８と同等であるので説明を省略する。

第２の実施形態に係る医用画像処理装置９０Ａによると、患者Ｏの腸管のぜん動、患者Ｏの呼吸の動き、患者Ｏの体動による影響を除外すべく仮想的な投影データを生成することで、ＳＤＥコンベンショナルスキャンで得られる投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を可能にする。

（第３の実施形態に係る医用画像処理装置）
第３の実施形態に係る医用画像処理装置９０Ｂの構成は、図１１に示す医用画像処理装置９０の構成と同様であるので、説明を省略する。

続いて、第３の実施形態に係る医用画像処理装置９０Ｂの機能について説明する。

図１４は、第３の実施形態に係る医用画像処理装置９０Ｂの機能を示すブロック図である。

処理回路９１がプログラムを実行することによって、医用画像処理装置９０Ｂは、画像再構成機能８２２Ｆ、後段データ生成機能８２３、及び変換機能８２４Ｆとして機能する。なお、機能８２２Ｆ～８２４Ｆの全部又は一部は、医用画像処理装置９０Ｂにハードウェアとして備えられるものであってもよい。

なお、図１４において、図８に示す部材と同一部材には同一符号を付して説明を省略する。

画像再構成機能８２２Ｆは、画像再構成機能８２２（図８に図示）と同様の処理により、記憶回路９２に記憶された第１の投影データに基づいて画像再構成を行うことで、第１の画像データを生成する。すなわち、画像再構成機能８２２Ｆは、ＳＤＥヘリカルスキャンの間に管電圧を切り替えることで得られた第１のエネルギーのＸ線に基づく第１の投影データに基づいて画像再構成を行うことで第１の画像データを生成する。

変換機能８２４Ｆは、変換機能８３４（図８に図示）と同様の処理により、第２の投影データと、後段データ生成機能８２３によって生成された第３の投影データについて、複数の基準物質に対応する複数の投影データに変換する。

第３の実施形態に係る医用画像処理装置９０Ｂの動作は、図１０に示すステップＳＴ３１～ＳＴ３７と同等であるので説明を省略する。

第３の実施形態に係る医用画像処理装置９０Ｂによると、従来技術では実現できなかった、ＳＤＥヘリカルスキャンで得られる投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を実現することができる。すなわち、第３の実施形態に係る医用画像処理装置９０Ｂによると、ヘリカル軌道が同期した仮想的な投影データを生成することで、ＳＤＥヘリカルスキャンで得られる投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を可能にする。

以上述べた少なくともひとつの実施形態のＸ線ＣＴ装置及び医用画像処理装置によれば、投影データをベースとした高精度のデュアルエネルギー再構成を可能にする。

なお、本実施形態における前段データ生成機能８１１，８１５、画像再構成機能８１２，８１２Ｆ，８１６，８１６Ｆ、位置合わせ機能８１７、後段データ生成機能８１３，８１８、変換機能８１４，８１４Ｆ，８１９，８１９Ｆは、特許請求の範囲における前段データ生成手段、画像再構成手段、位置合わせ手段、後段データ生成手段、及び変換手段にそれぞれ対応する。

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。

１０，１０Ａ，１０Ｂ…Ｘ線ＣＴ装置
６１…Ｘ線管
６３…Ｘ線検出器
６５…高電圧発生装置
８１，９１…処理回路
８１１…前段データ生成機能
８１２，８１２Ｆ…画像再構成機能
８１３…後段データ生成機能
８１４，８１４Ｆ…変換機能
８１５…前段データ生成機能
８１６，８１６Ｆ…画像再構成機能
８１７…位置合わせ機能
８１８…後段データ生成機能
８１９，８１９Ｆ…変換機能
９０，９０Ａ，９０Ｂ…医用画像処理装置

Claims

Ｘ線を照射するＸ線管と、
前記Ｘ線管に電圧を印加する電圧発生部と、
前記Ｘ線を検出する、２次元アレイ型の検出器であるＸ線検出器と、
ヘリカルスキャンの間に前記電圧発生部を制御して前記Ｘ線管に印加する管電圧を切り替えることで、第１のエネルギーのＸ線と前記第１のエネルギーとは異なる第２のエネルギーのＸ線とでそれぞれ個別に撮影を実行させ、（１）前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器の回転中心軸と平行な方向において互いに重ならない複数の撮影区間のうち第１の撮影区間内にスライス中心位置を有する第１の撮影で、前記第１の撮影区間における前記スライス中心位置に係る投影データと、前記複数の撮影区間のうち第２の撮影区間における前記スライス中心位置以外に係る投影データとを含む第１の投影データを生成し、（２）前記第２の撮影区間内にスライス中心位置を有する第２の撮影で前記第２の撮影区間における前記スライス中心位置に係る第２の投影データを生成する前段データ生成手段と、
前記第１の投影データに基づいて画像再構成を行うことで、前記複数の撮影区間における第１の画像を生成する画像再構成手段と、
前記第１の画像のうち前記第２の撮影区間に係る部分の画像に基づいて第３の投影データを生成する後段データ生成手段と、
前記第２の投影データ及び前記第３の投影データについて、複数の基準物質に対応する複数の投影データに変換する変換処理を行う変換手段と、
を備え、
前記画像再構成手段は、前記変換処理後の複数の投影データに基づいて画像再構成を行うことで複数の基準物質に対応する複数の基準物質画像を生成する
Ｘ線ＣＴ装置。
前記後段データ生成手段は、前記第１の画像についてフォワードプロジェクションを行うことで前記第３の投影データを生成する
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記後段データ生成手段は、前記第１の画像のうち、前記第２の撮影区間に係る部分についてフォワードプロジェクションを行い、
前記変換手段は、前記第３の投影データのうち、前記第２の撮影区間に係る部分の投影データを用いる
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記画像再構成手段は、前記第２の投影データに基づいて画像再構成を行うことで第２の画像を生成し、
前記後段データ生成手段は、前記第２の画像についてフォワードプロジェクションを行い第４の投影データを生成し、
前記変換手段は、前記第１の投影データ及び前記第４の投影データについて、複数の基準物質に対応する複数の投影データに変換する変換処理を行い、
前記画像再構成手段は、前記変換処理後の２組の前記複数の投影データに基づいて画像再構成を行うことで２組の複数の基準物質画像を生成し、前記２組の複数の基準物質画像の対応する種類の画像同士を平均して２種類の基準物質画像を生成する
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記前段データ生成手段は、前記ヘリカルスキャンの間の前記Ｘ線管及び前記Ｘ線検出器の回転を閾値以上とする制御と、前記ヘリカルスキャンの間の被検体の送り速度を閾値以下とする制御とのうち少なくとも一方の制御を行う
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
ヘリカルスキャンの間に第１のエネルギーのＸ線と前記第１のエネルギーとは異なる第２のエネルギーのＸ線とでそれぞれ個別に撮影を実行させることで得られた第１の投影データと第２の投影データとであって、Ｘ線管とＸ線検出器の回転中心軸と平行な方向において互いに重ならない複数の撮影区間のうち第１の撮影区間内にスライス中心位置を有する第１の撮影で得られ、前記第１の撮影区間における前記スライス中心位置に係る投影データと、前記複数の撮影区間のうち第２の撮影区間における前記スライス中心位置以外に係る投影データとを含む前記第１の投影データと、前記第２の撮影区間内にスライス中心位置を有する第２の撮影で得られ、前記第２の撮影区間における前記スライス中心位置に係る前記第２の投影データとのうち、前記第１の投影データに基づいて画像再構成を行うことで、前記複数の撮影区間における第１の画像を生成する画像再構成手段と、
前記第１の画像のうち前記第２の撮影区間に係る部分の画像に基づいて第３の投影データを生成する後段データ生成手段と、
前記第２の投影データ及び前記第３の投影データについて、複数の基準物質に対応する複数の投影データに変換する変換処理を行う変換手段と、
を備え、
前記画像再構成手段は、前記変換処理後の複数の投影データに基づいて画像再構成を行うことで複数の基準物質に対応する複数の基準物質画像を生成する
医用画像処理装置。