WO2014119628A1 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、およ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、および医用画像処理装置 Download PDF

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WO2014119628A1
WO2014119628A1 PCT/JP2014/052002 JP2014052002W WO2014119628A1 WO 2014119628 A1 WO2014119628 A1 WO 2014119628A1 JP 2014052002 W JP2014052002 W JP 2014052002W WO 2014119628 A1 WO2014119628 A1 WO 2014119628A1
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WO
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energy
ray
attenuation coefficient
image
projection data
Prior art date
Application number
PCT/JP2014/052002
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English (en)
French (fr)
Inventor
裕子 高松
博基 田口
Original Assignee
株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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Filing date
Publication date
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    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/408—Dual energy

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to an X-ray computed tomography apparatus capable of performing imaging using dual energy and a medical image processing apparatus capable of generating a monochromatic X-ray image.
  • the X-ray computed tomography apparatus can separate two types of projection data relating to two different types of tube voltages into projection data of two types of reference materials.
  • the X-ray computed tomography apparatus can reconstruct a reference material image based on the abundance ratios of the two types of reference materials based on the projection data of each of the separated two types of reference materials.
  • a monochromatic X-ray image at an arbitrary energy is generated by performing weighting processing on two reference material images respectively corresponding to two types of reference materials. be able to.
  • the standard deviation (hereinafter referred to as SD) value of the generated monochromatic X-ray image is based on the imaging conditions (a combination of two types of tube voltages and two types of tube currents respectively corresponding to two types of tube voltages).
  • SD standard deviation
  • the contrast noise ratio (Contrast Noise Ratio: hereinafter referred to as CNR) of the generated monochromatic X-ray image is determined based on the imaging conditions, the type of reference material, the attenuation coefficient of the material to be contrast enhanced, Since it depends on the attenuation coefficient and the energy of the generated monochromatic X-ray image, there is a problem that it is impossible to generate a monochromatic X-ray image with the maximum CNR. For this reason, since the operator cannot grasp in advance the CNR of the generated X-ray monochromatic image, there is a problem that the operator has to search while measuring the monochromatic X-ray image having the maximum CNR.
  • An object is to provide an X-ray computed tomography apparatus and a medical image processing apparatus capable of generating a monochromatic X-ray image related to X-ray energy in accordance with the image noise level.
  • the X-ray computed tomography apparatus includes an X-ray detection unit that detects a first X-ray transmitted through a subject and a second X-ray having energy different from the energy of the first X-ray, and the X A projection data collecting unit for collecting first projection data and second projection data corresponding to the first X-ray and the second X-ray, respectively, based on an output from the line detection unit; the first projection data; Based on the second projection data, a substance projection data generating unit that generates first substance projection data and second substance projection data corresponding to the first substance and the second substance, respectively, and the first substance projection data A reconstruction unit configured to reconstruct a first reconstructed image based on the second material projection data and reconstruct a second reconstructed image based on the second material projection data; and the first reconstructed image and the second reconstructed image.
  • An X-ray computed tomography apparatus comprising: an image generation unit configured to generate a monochromatic X-ray image corresponding to the energy.
  • an X-ray computed tomography apparatus and a medical image processing apparatus that can generate a monochromatic X-ray image related to the energy of X-rays according to the image noise level.
  • FIG. 1 is a diagram showing an example of the configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to this embodiment.
  • FIG. 2 relates to the present embodiment, and shows the standard deviation value of the first reconstructed image and the first value with respect to the mAs ratio of the first tube current time product under the first imaging condition and the second tube current time product under the second imaging condition. It is a figure which shows an example of the dependence of ratio with the standard deviation value of 2 reconstructed images.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an example of the dependence of the standard deviation value of the monochromatic X-ray image on the X-ray energy according to the present embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram showing an example of the configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to this embodiment.
  • FIG. 2 relates to the present embodiment, and shows the standard deviation value of the first reconstructed image and the first value with respect to the mAs ratio of the first tube current time product under the first imaging condition and the second tube current time product under the
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating an example of a procedure for calculating energy relating to a monochromatic X-ray image and generating a monochromatic X-ray image corresponding to the calculated energy according to the present embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a correspondence table of first and second energies for tube voltage combinations and mAs ratios according to a modification of the present embodiment.
  • FIG. 6 relates to a modification of the present embodiment, and shows an example of a procedure for determining energy based on the tube voltage combination, mAs ratio, and correspondence table, and generating a monochromatic X-ray image corresponding to the determined energy. It is a flowchart.
  • the X-ray computed tomography apparatus includes a Rotate / Rotate-Type in which an X-ray generation unit and an X-ray detection unit integrally rotate around a subject, and a large number of X-ray detection elements arrayed in a ring shape.
  • a Rotate / Rotate-Type in which an X-ray generation unit and an X-ray detection unit integrally rotate around a subject, and a large number of X-ray detection elements arrayed in a ring shape.
  • There are various types such as Stationary / Rotate-Type in which only the X-ray generator rotates around the subject, and any type can be applied to this embodiment.
  • projection data for 360 ° around the subject and projection data for 180 ° + fan angle are required for the half scan method.
  • the present embodiment can be applied to any reconfiguration method.
  • the mechanism for changing incident X-rays into electric charges is based on an indirect conversion type in which X-rays are converted into light by a phosphor such as a scintillator, and the light is further converted into electric charges by a photoelectric conversion element such as a photodiode, and by X-rays.
  • a photoelectric conversion element such as a photodiode
  • the so-called multi-tube type X-ray computed tomography apparatus in which a plurality of pairs of an X-ray generation unit and an X-ray detection unit are mounted on a rotating ring has been commercialized, and development of peripheral technologies has progressed. It is out.
  • either a conventional single-tube X-ray computed tomography apparatus or a multi-tube X-ray computed tomography apparatus can be applied.
  • the multi-tube type the plurality of tube voltages applied to the plurality of tube bulbs are different (multi-tube method).
  • a single tube type will be described.
  • the X-ray detection element may be a two-layer detection element having a front detection part for detecting low energy X-rays and a back detection part provided on the back surface of the front detector for detecting high energy X-rays. Good.
  • the X-ray detection unit is a single-layer X-ray detection element.
  • FIG. 1 shows a configuration of an X-ray computed tomography apparatus 1 according to the present embodiment.
  • the X-ray computed tomography apparatus 1 includes a gantry 100, a preprocessing unit 130, a substance projection data generation unit 132, a reconstruction unit 134, a storage unit 136, an energy determination unit 138, an input unit 140, an image generation unit 142, and a display unit. 144 and a control unit 146.
  • the X-ray computed tomography apparatus 1 may have an interface (hereinafter referred to as I / F) not shown.
  • the I / F connects the X-ray computed tomography apparatus 1 to an electronic communication line (hereinafter referred to as a network).
  • a radiation department information management system (not shown) and a hospital information system (not shown) are connected to the network.
  • the gantry 100 accommodates a rotation support mechanism (not shown).
  • the rotation support mechanism includes a rotation ring 102, a ring support mechanism that supports the rotation ring 102 so as to be rotatable about the rotation axis Z, and a rotation drive unit (electric motor) (not shown) that drives the rotation of the rotation ring 102.
  • the rotating ring 102 includes an X-ray generation unit 104, an area detector (hereinafter referred to as an X-ray detection unit 114) also called a collimator unit 110, a two-dimensional array type or a multi-row type, and a projection data collection unit (Data).
  • DAS acquisition System
  • non-contact data transmission unit 122 non-contact data transmission unit 122
  • a cooling device and a gantry control device not shown
  • the X-ray generation unit 104 includes a high voltage generation unit 106 and an X-ray tube 108.
  • the high voltage generation unit 106 uses the power supplied via the slip ring 105 under the control of the control unit 146 to be described later, and a plurality of tube voltages applied to the X-ray tube 108 and the X-ray tube 108. A plurality of tube currents to be supplied are generated. The plurality of tube currents correspond to a plurality of tube voltages, respectively.
  • the high voltage generator 106 switches the tube voltage applied to the X-ray tube 108 for each rotation of the X-ray tube around the subject, that is, for each rotation (two-rotation method).
  • the high voltage generator 106 may switch the tube voltage applied to the X-ray tube 108 for each view angle described later (high-speed tube voltage switching method).
  • high-speed tube voltage switching method the two-rotation method and the high-speed tube voltage switching method are collectively referred to as a dual energy imaging method.
  • the X-ray tube 108 receives the application of the tube voltage and the supply of the tube current from the high voltage generation unit 106, and emits X-rays from the X-ray focal point.
  • the X-ray tube 108 generates X-rays having a plurality of energy spectra respectively corresponding to the plurality of tube voltages.
  • a first tube voltage and a second tube voltage there are two types of tube voltages, which are referred to as a first tube voltage and a second tube voltage, respectively.
  • the second tube voltage is assumed to be a tube voltage lower than the first tube voltage. The combination of the first tube voltage and the second tube voltage can be arbitrarily combined.
  • the tube voltage applied to the X-ray tube 108 is not limited to two types (first tube voltage and second tube voltage), and may be a plurality of types.
  • the first tube voltage is determined by the first imaging condition input via the input unit 140 described later.
  • the second tube voltage is determined by the second imaging condition input via the input unit 140.
  • the X-ray generated by the X-ray tube 108 corresponding to the first tube voltage is called a first X-ray.
  • the X-ray generated by the X-ray tube 108 corresponding to the second tube voltage is referred to as a second X-ray.
  • the first tube voltage is higher than the second tube voltage.
  • X-rays emitted from the X-ray focal point are shaped into, for example, a cone beam shape (pyramidal shape) by the collimator unit 110 attached to the X-ray emission window of the X-ray tube 108.
  • the X-ray emission range is indicated by the dotted line 112.
  • the X axis is a straight line that is orthogonal to the rotation axis Z and passes through the focal point of the emitted X-ray.
  • the Y axis is a straight line orthogonal to the X axis and the rotation axis Z.
  • the XYZ coordinate system will be described as a rotating coordinate system that rotates about the rotation axis Z.
  • the X-ray detection unit 114 is attached to the rotation ring 102 at a position and an angle facing the X-ray tube 108 with the rotation axis Z interposed therebetween.
  • the X-ray detection unit 114 has a plurality of X-ray detection elements.
  • a single X-ray detection element constitutes a single channel.
  • the plurality of channels are orthogonal to the rotation axis Z and centered on the focal point of the emitted X-ray, and the arc direction (channel) having a radius from this center to the center of the light receiving portion of the X-ray detection element for one channel.
  • Direction and the Z direction.
  • the X-ray detection unit 114 may be composed of a plurality of modules in which a plurality of X-ray detection elements are arranged in a line. At this time, the modules are arranged one-dimensionally in a substantially arc direction along the channel direction.
  • the plurality of X-ray detection elements may be arranged in a two-dimensional manner in two directions of the channel direction and the slice direction. That is, the two-dimensional arrangement is configured by arranging a plurality of channels arranged in a one-dimensional manner along the channel direction in a plurality of rows in the slice direction.
  • the X-ray detection unit 114 having such a two-dimensional X-ray detection element array may be configured by arranging a plurality of the above-described modules arranged in a one-dimensional shape in a substantially arc direction in a plurality of rows in the slice direction.
  • the subject P is placed on the top board 118 and inserted into a cylindrical imaging area 116 between the X-ray tube 108 and the X-ray detection unit 114.
  • a DAS 120 is connected to the output side of the X-ray detection unit 114.
  • the DAS 120 includes an IV converter that converts a current signal of each channel of the X-ray detection unit 114 into a voltage, an integrator that periodically integrates the voltage signal in synchronization with an X-ray exposure cycle, An amplifier that amplifies the output signal of the integrator and an analog / digital converter that converts the output signal of the amplifier into a digital signal are attached to each channel.
  • Data output from the DAS 120 (pure raw data) is transmitted to the pre-processing unit 130 described later via the non-contact data transmission unit 122 using magnetic transmission / reception or optical transmission / reception.
  • the pre-processing unit 130 performs pre-processing on the pure raw data output from the DAS 120.
  • the preprocessing includes, for example, sensitivity non-uniformity correction processing between channels, X-ray strong absorber, processing for correcting signal signal drop or signal loss due to extreme metal intensity mainly.
  • Data immediately before the reconstruction process output from the pre-processing unit 130 (referred to as raw data or projection data, here referred to as projection data) is associated with data representing a view angle when data is collected. And stored in a storage unit 136 including a magnetic disk, a magneto-optical disk, or a semiconductor memory.
  • first projection data the projection data corresponding to the first X-ray transmitted through the subject is referred to as first projection data.
  • projection data corresponding to the second X-ray transmitted through the subject is referred to as second projection data. That is, the first projection data is derived from the first X-ray, and the second projection data is derived from the second X-ray.
  • the first and second projection data are output to the substance projection data generation unit 132 described later.
  • the first and second projection data may be stored in the storage unit 136.
  • the projection data is a set of data values corresponding to the intensity of the X-ray transmitted through the subject.
  • a projection data set a set of projection data over all channels having the same view angle collected almost simultaneously in one shot.
  • the view angle is expressed as an angle in a range of 360 °, with each position of the circular orbit around which the X-ray tube 108 circulates about the rotation axis Z as the top of the circular orbit vertically upward from the rotation axis Z being 0 °. It is a thing.
  • the projection data for each channel of the projection data set is identified by the view angle, cone angle, and channel number.
  • the substance projection data generation unit 132 generates first substance projection data corresponding to the first substance based on the first projection data and the second projection data.
  • the substance projection data generation unit 132 generates second substance projection data corresponding to the second substance based on the first projection data and the second projection data.
  • the first substance is a substance serving as a first reference (hereinafter referred to as a first reference substance), for example, bone.
  • the second substance is a substance serving as a second reference (hereinafter referred to as a second reference substance), for example, water.
  • the substance projection data generation unit 132 calculates a line integral value of the abundance ratios of the first and second reference substances by a predetermined method based on the first projection data and the second projection data. Accordingly, the substance projection data generation unit 132 generates first and second substance projection data corresponding to the first and second reference substances, respectively.
  • the reconstruction unit 134 reconstructs a substantially cylindrical three-dimensional image by the Feldkamp method or the cone beam reconstruction method based on a projection data set in which the view angle is in the range of 360 ° or 180 ° + fan angle. It has a function.
  • the reconstruction unit 134 has a function of reconstructing a two-dimensional image (tomographic image) by, for example, a fan beam reconstruction method (also referred to as a fan beam convolution back projection method) or a filtered back projection method.
  • the Feldkamp method is a reconstruction method when the projection ray intersects the reconstruction surface like a cone beam, and it is treated as a fan projection beam when convolved on the assumption that the cone angle is small.
  • Back projection is an approximate image reconstruction method that processes along a ray during scanning.
  • the cone beam reconstruction method is a reconstruction method that corrects projection data in accordance with the angle of the ray with respect to the reconstruction surface, as a method that suppresses cone angle errors more than the Feldkamp method.
  • the reconstruction unit 134 reconstructs a first reconstruction image related to the first reference material based on the first material projection data.
  • the reconstruction unit 134 reconstructs a second reconstruction image related to the second reference material based on the second material projection data.
  • the first and second reconstructed images are stored in the storage unit 136.
  • the storage unit 136 stores programs related to various controls of the X-ray computed tomography apparatus 1. Specifically, the storage unit 136 stores a control program that controls the timing of applying the first and second tube voltages to the X-ray tube 108. The storage unit 136 stores first and second projection data. The storage unit 136 may store first and second substance projection data. The storage unit 136 stores the first and second reconstructed images. The storage unit 136 stores a tube current time product (hereinafter referred to as a first tube current time product) related to the first tube voltage in the first imaging condition. The storage unit 136 stores a tube current time product (hereinafter referred to as a second tube current time product) related to the second tube voltage in the second imaging condition. The storage unit 136 may store a ratio of the first tube current time product to the second tube current time product (hereinafter referred to as mAs ratio).
  • mAs ratio a ratio of the first tube current time product to the second tube current time product
  • the storage unit 136 includes a ratio of one tube current time product to the other tube current time product (referred to as a tube current time product ratio) in a plurality of tube current time products respectively corresponding to two types of tube voltages, and a first reference. Relationship between the standard deviation (Standard Deviation: hereinafter referred to as SD) value of the substance and the ratio of the SD value of the image related to the second reference substance (hereinafter referred to as SD value ratio) (hereinafter referred to as tube current time product ratio ⁇ (Referred to as SD value ratio relationship).
  • SD Standard Deviation
  • FIG. 2 is a diagram showing an example of the relationship between the tube current time product ratio and the SD value ratio.
  • the horizontal axis of the graph shown in FIG. 2 indicates the tube current time product ratio.
  • the tube current time product ratio in the figure indicates the ratio of the tube current time product for the high tube voltage to the tube current time product for the low tube voltage.
  • the vertical axis of the graph shown in FIG. 2 indicates the ratio of the SD value in the second reference material image to the SD value in the first reference material image.
  • the tube current time product ratio-SD value ratio relationship in the graph shown in FIG. 2 is determined in advance by experiments, measurements, simulations, etc., and stored in the storage unit 136.
  • an SD value ratio calculation formula As shown in FIG. 2, a formula representing the relationship between the tube current time product ratio and the SD value ratio (hereinafter referred to as an SD value ratio calculation formula) is represented by the following formula, for example.
  • x is the mAs ratio.
  • a and B are coefficients determined by experiments, measurements, simulations, and the like.
  • r is the SD value ratio.
  • the storage unit 136 stores the coefficients A and B.
  • the storage unit 136 stores a calculation formula (hereinafter referred to as a monochrome SD value calculation formula) for calculating an SD value (hereinafter referred to as a monochrome SD value) of a monochrome X-ray image depending on the energy of the X-ray.
  • a monochromatic X-ray image is, for example, an image corresponding to the energy of X-rays transmitted through a subject.
  • the energy of X-rays relating to a monochromatic X-ray image is referred to as monochromatic energy.
  • the monochromatic X-ray image is generated by the image generation unit 142 using the first and second reconstructed images, for example.
  • the monochrome SD value calculation formula is a calculation formula for calculating the monochrome SD value using the attenuation coefficient of the first reference material, the attenuation coefficient of the second reference material, and a plurality of coefficients.
  • the attenuation coefficient is, for example, a linear attenuation coefficient.
  • the monochrome SD value calculation formula is represented by the following formula, for example.
  • SD (E) is a monochrome SD value for the monochrome energy E.
  • a, p, and q are coefficients determined in advance through experiments, measurements, simulations, and the like.
  • r is the SD value ratio calculated by equation (1).
  • ⁇ 1 (E) is an attenuation coefficient of the first reference material that depends on the monochromatic energy E (hereinafter referred to as the first attenuation coefficient).
  • ⁇ 2 (E) is an attenuation coefficient (hereinafter referred to as a second attenuation coefficient) of the second reference material that depends on the monochromatic energy E.
  • the storage unit 136 stores the coefficients a, p, q, the first attenuation coefficient ⁇ 1 (E), and the second attenuation coefficient ⁇ 2 (E). Note that the storage unit 136 may store a first attenuation coefficient expression in which the first attenuation coefficient is described with the monochromatic energy E and a second attenuation coefficient expression in which the second attenuation coefficient is described with the monochromatic energy E.
  • the storage unit 136 stores a calculation formula (hereinafter referred to as a CNR calculation formula) of a contrast noise ratio (Contrast-to-Noise Ratio: hereinafter referred to as a CNR) at a single color energy E in an arbitrary contrast component.
  • the CNR calculation formula is defined by the following formula, for example.
  • CNR (E) indicates CNR at monochromatic energy E.
  • ⁇ m (E) is an attenuation coefficient (hereinafter referred to as a contrast material attenuation coefficient) of a substance that enhances contrast with monochromatic energy E.
  • ⁇ n (E) is the attenuation coefficient of the material that is the background of contrast in the monochromatic energy E (hereinafter referred to as the background material attenuation coefficient).
  • ⁇ w (E) is an attenuation coefficient of water at monochromatic energy E.
  • ⁇ m (E) is, for example, a contrast agent.
  • ⁇ m (E) may be fixed to a substance such as a contrast agent.
  • ⁇ m (E) may be set via the input unit 140 according to a site desired by the operator.
  • ⁇ m (E) may be set according to a substance in a region of interest (hereinafter referred to as ROI) designated by the operator.
  • ROI region of interest
  • ⁇ n (E) may be an attenuation coefficient related to water or soft tissue.
  • Const. Is a coefficient determined in advance by experiment, measurement, simulation, or the like.
  • the storage unit 136 stores the coefficient Const. And attenuation coefficients of a plurality of substances according to monochromatic energy are stored.
  • the storage unit 136 stores a contrast material attenuation coefficient ⁇ m (E), a background material attenuation coefficient ⁇ n (E), and a water attenuation coefficient ⁇ w (E) corresponding to the monochromatic energy.
  • the storage unit 136 may store a medical image processing program that determines the first and second energies and generates a monochromatic X-ray image by the energy determination unit 138 described later.
  • the energy determination unit 138 determines energy (monochromatic energy) based on the image noise level of the monochromatic X-ray image, the first imaging condition, the second imaging condition, the first attenuation coefficient, and the second attenuation coefficient. To do.
  • the image noise level is, for example, a standard deviation value (monochromatic SD value) in a monochromatic X-ray image.
  • the image noise level may be a contrast noise ratio (CNR) in a monochromatic X-ray image.
  • the energy determination unit 138 determines energy (monochromatic energy) based on the contrast noise ratio of the monochrome X-ray image, the standard deviation value, the first attenuation coefficient, and the second attenuation coefficient.
  • determination of energy by the energy determination unit 138 will be described in detail.
  • the energy determination unit 138 Based on the first and second shooting conditions, the energy determination unit 138 has a single color energy (hereinafter referred to as first energy) that minimizes the monochrome SD value and a single energy (hereinafter referred to as second energy) that maximizes the CNR. Called).
  • first energy a single color energy
  • second energy a single energy
  • the energy determination unit 138 determines the mAs ratio based on the first imaging condition and the second imaging condition.
  • the energy determination unit 138 calculates the SD value ratio by substituting the mAs ratio into the SD value ratio calculation formula.
  • the energy determination unit 138 calculates a plurality of monochrome SD values according to the monochrome energy by substituting the calculated SD value ratio and the first and second attenuation coefficients into the monochrome SD value calculation formula.
  • the energy determination unit 138 determines the first energy corresponding to the minimum single color SD value (hereinafter referred to as the minimum SD value) among the plurality of single color SD values.
  • the energy determination unit 138 may calculate the first energy as follows.
  • the energy determination unit 138 calculates a differential formula obtained by differentiating the monochrome SD value calculation formula obtained by substituting the first and second attenuation coefficient formulas and the SD value ratio calculation formula with the monochromatic energy E.
  • the energy determination unit 138 determines the first energy by calculating an equation with a differential expression of zero.
  • the energy determination unit 138 calculates a plurality of CNRs according to the monochromatic energy by substituting the monochrome SD value, the contrast material attenuation coefficient, the background material attenuation coefficient, and the water attenuation coefficient into the CNR calculation formula.
  • the energy determination unit 138 determines the monochromatic energy corresponding to the maximum CNR (hereinafter referred to as the maximum CNR) among the plurality of CNRs as the second energy.
  • the energy determination unit 138 may determine the energy by using the contrast noise ratio (CNR) of the monochromatic X-ray image as the image noise level. For example, the energy determination unit 138 determines the energy so as to maximize the CNR of the monochromatic X-ray image. Specifically, the energy determination unit 138 substitutes the CNR calculation formula depending on energy by substituting the monochrome SD value calculation formula, the contrast material attenuation coefficient, the background material attenuation coefficient, and the water attenuation coefficient into the CNR calculation formula. get. Next, the energy determination unit 138 determines the energy that maximizes the CNR in the acquired CNR calculation formula.
  • CNR contrast noise ratio
  • the energy determination unit 138 calculates a plurality of CNRs according to energy by using the acquired CNR calculation formula in a predetermined energy range. Next, the energy determination unit 138 determines the energy that maximizes the CNR among the plurality of calculated CNRs.
  • the predetermined energy range may be input by the operator via the input unit 140 or may be stored in the storage unit 136 in advance.
  • the energy determination unit 138 may calculate a differential expression obtained by differentiating the acquired CNR calculation expression with energy. At this time, the energy determination unit 138 determines the energy that maximizes the CNR in an equation in which the calculated differential expression is zero.
  • the input unit 140 inputs X-ray computed tomography imaging conditions (for example, first and second imaging conditions) desired by the operator, image processing conditions, a dual energy imaging system, and the like.
  • the imaging conditions include, for example, setting of a plurality of tube voltages or a plurality of X-ray energies.
  • the image processing condition is, for example, an instruction to select elements (minimum SD value or maximum CNR) related to the first and second energy.
  • the input unit 140 captures various instructions, commands, information, selections, and settings from the operator into the control unit 146 described later.
  • the various instructions / commands / information / selections / settings that are taken in are output to the control unit 146, the energy determination unit 138, and the like.
  • the input unit 140 has a trackball, a switch button, a mouse, a keyboard, etc. (not shown) for setting ROI and the like.
  • the input unit 140 detects the coordinates of the cursor displayed on the display screen, and outputs the detected coordinates to the control unit 146.
  • the input unit 140 may be a touch panel provided so as to cover the display screen.
  • the input unit 140 detects coordinates instructed by touch based on a coordinate reading principle such as an electromagnetic induction type, an electromagnetic distortion type, or a pressure sensitive type, and outputs the detected coordinates to the control unit 146.
  • the input unit 140 can also input a substance that enhances contrast, a substance that is a background of contrast, and the like.
  • the image generation unit 142 selects one of the first energy and the second energy based on the first attenuation coefficient, the second attenuation coefficient, and the first and second reconstructed images. A monochromatic X-ray image corresponding to energy is generated. Specifically, when the minimum SD value is selected by the input unit 140, the image generation unit 142 reads the first energy corresponding to the minimum SD value from the energy determination unit 138.
  • the attenuation coefficient of the pixel i in the monochromatic X-ray image related to the first energy E 1 is ⁇ i (E 1 )
  • the first attenuation coefficient corresponding to the first energy E 1 is ⁇ 1 (E 1 )
  • the second attenuation coefficient corresponding to 1 is ⁇ 2 (E 1 )
  • the pixel value (pixel value) of the first reconstructed image corresponding to the pixel i is c i1
  • the pixel of the second reconstructed image corresponding to the pixel i If the value (pixel value) of C i2 is c i2 , the attenuation coefficient can be expressed by the following equation.
  • the image generation unit 142 When the maximum CNR is selected by the input unit 140, the image generation unit 142 reads out the second energy corresponding to the maximum CNR from the energy determination unit 138. The image generation unit 142 reads the first and second attenuation coefficients corresponding to the second energy and the first and second reconstructed images from the storage unit 136.
  • the image generation unit 142 generates a monochrome X-ray image by converting the attenuation coefficient for each pixel into a CT value.
  • the conversion from the attenuation coefficient to the CT value is executed, for example, by calculation using the following equation.
  • ⁇ w (E 1 ) is an attenuation coefficient of water at the monochromatic energy E 1 .
  • a monochromatic X-ray image is generated by weighted addition of two types of images (first reconstructed image and second reconstructed image) respectively corresponding to two types of reference substances. Weighting coefficients (first and second attenuation coefficients) in weighted addition depend on monochromatic energy. For this reason, the SD value of a monochromatic X-ray image depends on monochromatic energy.
  • the relationship between the SD value of the monochrome X-ray image and the monochrome energy is, for example, as shown in FIG.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of a graph showing the relationship between the SD value of a monochromatic X-ray image and monochromatic energy.
  • the horizontal axis of the graph shown in FIG. 3 indicates monochromatic energy (keV).
  • the vertical axis of the graph shown in FIG. 3 indicates the SD value of the monochromatic X-ray image.
  • the SD value of a monochromatic X-ray image depends on monochromatic energy.
  • FIG. 3 shows the dependence of monochromatic energy on the SD value of each of a plurality of monochromatic X-ray images generated based on the actually measured first and second reconstructed images.
  • the calculated values in FIG. 3 indicate the dependency of monochromatic energy in the monochromatic SD value calculation formula obtained by substituting the first and second attenuation coefficient formulas and the SD value ratio calculation formula.
  • the SD value of a monochromatic X-ray image at a certain monochromatic energy is obtained by using each of two types of reference material images (first and second reconstructed images) from which the monochromatic X-ray image is generated.
  • each of the first and second reconstructed images is generated based on two types of projection data respectively corresponding to two types of tube voltages.
  • the SD value of each of the first and second reconstructed images depends on the shooting conditions (first and second shooting conditions (combination of two types of tube voltages, mAs ratio)).
  • the SD value of a monochromatic X-ray image is determined by the mAs ratio and monochromatic energy corresponding to the combination of two types of tube voltages and the combination of reference materials. From this, the monochromatic energy (first energy) corresponding to the minimum SD value can be determined based on the combination of the reference materials and the mAs ratio corresponding to the combination of the two types of tube voltages.
  • the monochromatic energy (second energy) corresponding to the maximum CNR is determined based on the monochromatic SD value, the contrast material attenuation coefficient, the background material attenuation coefficient, the water attenuation coefficient, and the maximum CNR. can do.
  • the display unit 144 includes a medical image reconstructed by the reconstruction unit 134, a monochrome X-ray image generated by the image generation unit 142, and conditions set for X-ray computed tomography (first and second imaging conditions). ) Etc. are displayed.
  • the control unit 146 functions as the center of the X-ray computed tomography apparatus 1.
  • the control unit 146 includes a CPU and a memory (not shown).
  • the control unit 146 controls the high voltage generation unit 106, the gantry 100, and the like for X-ray computed tomography based on a control program stored in the storage unit 136.
  • control unit 146 receives operator instructions, image processing conditions, and imaging conditions (from the input unit 140, a radiation department information management system (not shown), and a hospital information system (not shown)). Information such as a plurality of tube voltages or a plurality of X-ray energy settings is temporarily stored in a memory (not shown).
  • the control unit 146 controls the high voltage generation unit 106, the gantry 100, and the like based on these pieces of information temporarily stored in the memory.
  • the control unit 146 reads out a control program for executing predetermined image generation / display and the like from the storage unit 136 and develops the control program on its own memory, and executes calculations / processings and the like regarding various processes.
  • the control unit 146 controls the energy determination unit 138 based on the energy determination program read from the storage unit 136.
  • the control unit 146 controls the image generation unit 142 based on a control program for image processing stored in a memory (not shown).
  • the monochromatic X-ray image generation function determines the first energy based on the first and second attenuation coefficients and the mAs ratio, and converts the monochromatic SD value, the contrast material attenuation coefficient, the background material attenuation coefficient, and the water attenuation coefficient. Based on the first attenuation coefficient, the second attenuation coefficient, and the first and second reconstructed images in either one of the first energy and the second energy. This is a function for generating a monochrome X-ray image corresponding to one energy.
  • processing according to the monochromatic X-ray image generation function hereinafter referred to as monochromatic X-ray image generation processing
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating an example of the procedure of the monochromatic X-ray image generation process.
  • the imaging conditions (first and second imaging conditions) regarding the dual energy imaging method are input via the input unit 140.
  • the first X-ray is generated by the first tube voltage under the first imaging condition, and the first projection data is collected (step Sa1).
  • Second X-rays are generated by the second tube voltage under the second imaging condition, and second projection data is collected (step Sa2).
  • the projection data related to the first reference material and the projection data related to the second reference material are separated from the first projection data and the second projection data.
  • first substance projection data and second substance projection data are generated (step Sa3).
  • a first reconstructed image is reconstructed based on the first material projection data.
  • a second reconstructed image is reconstructed based on the second material projection data (step Sa4).
  • First energy is determined based on the first and second imaging conditions (mAs ratio) and the first and second attenuation coefficients (step Sa5).
  • the second energy is determined based on a plurality of attenuation coefficients and monochromatic SD values respectively corresponding to a plurality of substances related to CNR (step Sa6).
  • a monochromatic X-ray image related to the first energy (hereinafter, SD value minimum). (Referred to as an image) is generated (step Sa7).
  • a monochromatic X-ray image related to the second energy (hereinafter referred to as the CNR maximum image and Is generated) (step Sa8).
  • a monochromatic X-ray image corresponding to at least one selected from the minimum SD value and the maximum CNR is displayed (step Sa9).
  • At least one monochrome X-ray image of the SD value minimum image and the CNR maximum image is displayed.
  • the monochrome X-ray image (SD value minimum image, CNR maximum image) desired by the operator can be displayed.
  • the difference from this embodiment is that the first and second energies are determined based on the combination of the first tube voltage and the second tube voltage, the mAs ratio, and the correspondence table.
  • the storage unit 136 stores a correspondence table of first and second energies with respect to the combination of the first tube voltage and the second tube voltage (hereinafter referred to as tube voltage combination) and the mAs ratio.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of the correspondence table. As shown in FIG. 5, in the correspondence table, the first energy and the second energy correspond to the tube voltage combination and the mAs ratio.
  • the energy determination unit 138 extracts the first tube voltage and the first tube current time product from the first imaging condition.
  • the energy determination unit 138 extracts the second tube voltage and the second tube current time product from the second imaging condition.
  • the energy determination unit 138 generates a mAs ratio based on the first tube current time product and the second tube current time product.
  • the energy determination unit 138 reads the correspondence table from the storage unit 136.
  • the energy determination unit 138 determines the first energy and the second energy based on the tube voltage combination of the first tube voltage and the second tube voltage and the mAs ratio.
  • the image generation unit 142 determines the first energy based on the first and second attenuation coefficients related to the first energy and the first and second reconstructed images. A monochromatic X-ray image for is generated.
  • the image generation unit 142 relates to the second energy based on the first and second attenuation coefficients related to the second energy and the first and second reconstructed images. A monochromatic X-ray image is generated.
  • the monochromatic X-ray image generation function determines the first and second energy based on the tube voltage combination, the mAs ratio, and the correspondence table, and is one of the first energy and the second energy. This is a function for generating a monochromatic X-ray image corresponding to one of the energy based on the first attenuation coefficient, the second attenuation coefficient, and the first and second reconstructed images for one energy.
  • the monochromatic X-ray image generation process will be described.
  • FIG. 6 is a flowchart showing an example of the procedure of the monochromatic X-ray image generation process according to this modification.
  • First and second imaging conditions are input via the input unit 140 (step Sb1).
  • the first tube voltage and the first tube current time product are extracted from the first imaging condition (step Sb2).
  • the second tube voltage and the second tube current time product are extracted from the second imaging condition (step Sb3).
  • a mAs ratio is generated based on the first tube current time product and the second tube current time product (step Sb4).
  • the correspondence table is read from the storage unit 136.
  • the first and second energies are determined based on the combination of the first tube voltage and the second tube voltage, the mAs ratio, and the correspondence table (step Sb5).
  • an SD value minimum image is generated based on the first and second attenuation coefficients corresponding to the first energy and the first and second reconstructed images (step Sb6).
  • a CNR maximum image is generated based on the first and second attenuation coefficients corresponding to the second energy and the first and second reconstructed images (step Sb7).
  • a monochrome X-ray image corresponding to at least one selected from the minimum SD value and the maximum CNR is displayed (step Sb8). That is, according to the selection of the minimum SD value and the maximum CNR by the operator, at least one monochrome X-ray image of the SD value minimum image and the CNR maximum image is displayed. Thereby, the monochrome X-ray image (SD value minimum image, CNR maximum image) desired by the operator can be displayed.
  • the X-ray computed tomography apparatus 1 in the present embodiment, energy is determined based on the first and second imaging conditions, the first and second attenuation coefficients, and the image noise level of the monochromatic X-ray image, A monochromatic X-ray image for energy determined according to the image noise level can be generated.
  • the X-ray computed tomography apparatus 1 uses the monochromatic energy (first energy) relating to the monochromatic X-ray image having the minimum SD value based on the first and second imaging conditions and the first and second attenuation coefficients. ) And the monochromatic energy (second energy) for the monochromatic X-ray image having the maximum CNR.
  • the first and second energies are determined based on the tube voltage combination, the mAs ratio, and the correspondence table in the first and second imaging conditions. can do.
  • the monochromatic X-ray image having the minimum SD value corresponding to the first energy and the maximum corresponding to the second energy can be maximized without bothering the operator.
  • a monochromatic X-ray image having a CNR can be generated.
  • the operator can obtain a monochromatic X-ray image having a minimum SD value or a maximum CNR based on a plurality of monochromatic X-ray images generated by changing energy. This eliminates the need to search for data and improves examination efficiency and diagnostic efficiency.
  • the monochromatic X-ray image generation processing corresponds to the processing from step Sa3 to step Sa9 in the flowchart of FIG. These processes are the same as in the embodiment.
  • the first and second projection data in step Sa3 are stored in the storage unit 136 in advance.
  • the X-ray computed tomography apparatus 1 In the case where the technical idea of the X-ray computed tomography apparatus 1 according to the modification of the present embodiment is realized by a medical image processing apparatus, for example, it has constituent elements within a broken line 3 in the configuration diagram of FIG. At this time, in the monochromatic X-ray image generation process, the process according to step Sb1 of the flowchart of FIG. 6 may be directly input to the medical image processing apparatus, or the X-ray computed tomography apparatus via a network (not shown) May be output from.
  • the medical image processing apparatus can also read the DICOM file (for example, the first and second projection data) output from the X-ray computed tomography apparatus and execute the monochromatic X-ray image generation process. is there.
  • DICOM file for example, the first and second projection data
  • each function according to the embodiment can also be realized by installing a medical image processing program for executing the processing in a computer such as a workstation and developing the program on a memory.
  • a program capable of causing the computer to execute the technique is stored in a storage medium such as a magnetic disk (floppy (registered trademark) disk, hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), or a semiconductor memory. It can also be distributed.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage.
  • various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment.
  • constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.

Abstract

　本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、第１、第２Ｘ線にそれぞれ対応する第１、第２投影データに基づいて第１、第２物質にそれぞれ対応する第１、第２物質投影データを生成する物質投影データ生成部１３２と、第１、第２物質投影データに基づいて第１、第２再構成画像をそれぞれ再構成する再構成部１３４と、第１、第２再構成画像とにより取得される単色Ｘ線画像の画像ノイズレベルと、第１、第２Ｘ線の発生に関する第１、第２撮影条件と第１、第２物質にそれぞれ対応する第１、第２減弱係数とに基づいて、エネルギーを決定するエネルギー決定部１３８と、第１、第２再構成画像と、決定されたエネルギーに対応する第１、第２減弱係数とに基づいて、決定されたエネルギーに対応する単色Ｘ線画像を生成する画像生成部１４２と、を具備する。

Description

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、および医用画像処理装置
　本発明の実施形態は、デュアルエネルギーを用いた撮影を実行可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置、および単色Ｘ線画像を生成可能な医用画像処理装置に関する。
　従来技術として、異なる２種類の管電圧で、被検体を撮影することができるＸ線コンピュータ断層撮影装置がある。このとき、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、異なる２種類の管電圧に関する２種類の投影データを、２種類の基準物質の投影データに分離することができる。加えて、上記Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、分離された２種類の基準物質各々の投影データに基づいて、２種類の基準物質の存在率に基づく基準物質画像を再構成することができる。加えて、上記Ｘ線コンピュータ断層撮影装置によれば、２種類の基準物質にそれぞれ対応する２つの基準物質画像に対して重み付け処理を実行することにより、任意のエネルギーにおける単色Ｘ線画像を生成することができる。
　しかしながら、生成された単色Ｘ線画像の標準偏差（Ｓｔａｎｄａｒｄ　Ｄｅｖｉａｔｉｏｎ：以下、ＳＤと呼ぶ）値は、撮影条件（２種類の管電圧の組み合わせ、２種類の管電圧にそれぞれ対応する２種類の管電流時間積など）、基準物質の種類、生成される単色Ｘ線画像のエネルギーに依存するため、ＳＤ値が最小となる単色Ｘ線画像を生成することができない問題がある。このため、操作者は、生成されるＸ線単色画像のＳＤ値を予め把握することができないため、ＳＤ値が最小となる単色Ｘ線画像を、実測しながら探索しなければならない問題がある。
　また、生成された単色Ｘ線画像のコントラストノイズ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ　Ｎｏｉｓｅ　Ｒａｔｉｏ：以下、ＣＮＲと呼ぶ）は、撮影条件、基準物質の種類、コントラスト強調される物質の減弱係数、コントラストの背景となる物質の減弱係数、生成される単色Ｘ線画像のエネルギーに依存するため、ＣＮＲが最大となる単色Ｘ線画像を生成することができない問題がある。このため、操作者は、生成されるＸ線単色画像のＣＮＲを予め把握することができないため、ＣＮＲが最大となる単色Ｘ線画像を実測しながら探索しなければならない問題がある。
特開２００９－２６１９４２号公報
　目的は、画像ノイズレベルに応じたＸ線のエネルギーに関する単色Ｘ線画像を生成可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置および医用画像処理装置を提供することにある。
　本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、被検体を透過した第１Ｘ線と、前記第１Ｘ線のエネルギーとは異なるエネルギーを有する第２Ｘ線とを検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部からの出力に基づいて、前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線とにそれぞれ対応する第１投影データと第２投影データとを収集する投影データ収集部と、前記第１投影データと前記第２投影データとに基づいて、第１物質と第２物質とにそれぞれ対応する第１物質投影データと第２物質投影データとを生成する物質投影データ生成部と、前記第１物質投影データに基づいて第１再構成画像を再構成し、前記第２物質投影データに基づいて第２再構成画像を再構成する再構成部と、前記第１再構成画像と前記第２再構成画像とにより取得される単色Ｘ線画像の画像ノイズレベルと、前記第１Ｘ線の発生に関する第１撮影条件と、前記第２Ｘ線の発生に関する第２撮影条件と、前記第１物質に関する第１減弱係数と、前記第２物質に関する第２減弱係数とに基づいて、エネルギーを決定するエネルギー決定部と、前記第１再構成画像と、第２再構成画像と、前記エネルギーに対応する前記第１減弱係数および前記第２減弱係数とに基づいて、前記エネルギーに対応する単色Ｘ線画像を生成する画像生成部と、を具備するＸ線コンピュータ断層撮影装置。
　本実施形態によれば、画像ノイズレベルに応じたＸ線のエネルギーに関する単色Ｘ線画像を生成可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置および医用画像処理装置を提供することができる。
図１は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成の一例を示す図である。 図２は、本実施形態に係り、第１撮影条件における第１管電流時間積と第２撮影条件における第２管電流時間積とのｍＡｓ比に対する、第１再構成画像の標準偏差値と第２再構成画像の標準偏差値との比の依存性の一例を示す図である。 図３は、本実施形態に係り、Ｘ線のエネルギーに対する単色Ｘ線画像の標準偏差値の依存性の一例を示す図である。 図４は、本実施形態に係り、単色Ｘ線画像に関するエネルギーを計算し、計算されたエネルギーに対応する単色Ｘ線画像を生成する手順の一例を示すフローチャートである。 図５は、本実施形態の変形例に係り、管電圧組み合わせとｍＡｓ比とに対する第１、第２エネルギーの対応表の一例を示す図である。 図６は、本実施形態の変形例に係り、管電圧組み合わせとｍＡｓ比と対応表とに基づいてエネルギーを決定し、決定されたエネルギーに対応する単色Ｘ線画像を生成する手順の一例を示すフローチャートである。
　以下、本Ｘ線コンピュータ断層撮影（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置（Ｘ線ＣＴ装置ともいう）の実施形態について、図面を参照しながら説明する。なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線発生部とＸ線検出部とが一体として被検体の周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ－Ｔｙｐｅ、リング状にアレイされた多数のＸ線検出素子が固定され、Ｘ線発生部のみが被検体の周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ－Ｔｙｐｅ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本実施形態へ適用可能である。また、画像を再構成するには被検体の周囲一周、３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角度分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式に対しても本実施形態へ適用可能である。また、入射Ｘ線を電荷に変化するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線によるセレン等の半導体内での電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよい。さらに、近年では、Ｘ線発生部とＸ線検出部との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態においては、従来からの一管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であっても、多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であってもいずれも適用可能である。多管球型である場合、複数の管球にそれぞれ印加される複数の管電圧は、それぞれ異なる（多管球方式）。ここでは、一管球型として説明する。また、Ｘ線検出素子は、低エネルギーＸ線を検出する前面検出部分と、前面検出器の背面に設けられ、高エネルギーＸ線を検出する背面検出部分とを有する２層検出素子であってもよい。ここでは、説明を簡単にするため、Ｘ線検出部は、１層のＸ線検出素子であるものとする。
　なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
　図１は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１の構成を示している。本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、ガントリ１００、前処理部１３０、物質投影データ生成部１３２、再構成部１３４、記憶部１３６、エネルギー決定部１３８、入力部１４０、画像生成部１４２、表示部１４４、制御部１４６を有する。なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、図示していないインターフェース（以下、Ｉ／Ｆと呼ぶ）を有していてもよい。Ｉ／Ｆは、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１を電子的通信回線（以下、ネットワークと呼ぶ）と接続する。ネットワークには、図示していない放射線部門情報管理システムおよび図示していない病院情報システムなどが接続される。
　ガントリ１００には、図示していない回転支持機構が収容される。回転支持機構は、回転リング１０２と、回転軸Ｚを中心として回転自在に回転リング１０２を支持するリング支持機構と回転リング１０２の回転を駆動する図示していない回転駆動部（電動機）とを有する。回転リング１０２には、Ｘ線発生部１０４と、コリメーターユニット１１０、２次元アレイ型または多列型とも称されるエリア検出器（以下、Ｘ線検出部１１４呼ぶ）、投影データ収集部（Ｄａｔａ　Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ　Ｓｙｓｔｅｍ：以下、ＤＡＳと呼ぶ）１２０、非接触データ伝送部１２２、図示していない冷却装置及びガントリ制御装置などが搭載される。
　Ｘ線発生部１０４は、高電圧発生部１０６と、Ｘ線管１０８とを有する。高電圧発生部１０６は、後述する制御部１４６による制御の下で、スリップリング１０５を介して供給された電力を用いて、Ｘ線管１０８に印加する複数の管電圧と、Ｘ線管１０８に供給する複数の管電流とを発生する。複数の管電流は、複数の管電圧にそれぞれ対応する。高電圧発生部１０６は、例えば、Ｘ線管球の被検体周りの回転ごと、すなわち１回転ごとに、Ｘ線管１０８に印加する管電圧を切り替える（２回転方式）。また、高電圧発生部１０６は、後述するビュー角ごとにＸ線管１０８に印加する管電圧を切り替えてもよい（高速管電圧スイッチング方式）。以下、２回転方式、高速管電圧スイッチング方式をまとめて、デュアルエネルギー撮影方式と呼ぶ。
　Ｘ線管１０８は、高電圧発生部１０６からの管電圧の印加および管電流の供給を受けて、Ｘ線の焦点からＸ線を放射する。高電圧発生部１０６により印加される管電圧が異なる場合、Ｘ線管１０８は、複数の管電圧にそれぞれ対応する複数のエネルギースペクトルを有するＸ線を発生する。以下、説明を簡単にするために、管電圧は２種類であるとし、それぞれ第１管電圧、第２管電圧と呼ぶ。第２管電圧は、第１管電圧より低い管電圧であるとする。なお、第１管電圧と第２管電圧との組み合わせは、任意に組み合わせ可能である。なお、Ｘ線管１０８に印加される管電圧は、２種類（第１管電圧、第２管電圧）に限定されず、複数種類であってもよい。第１管電圧は、後述する入力部１４０を介して入力された第１撮影条件により決定される。第２管電圧は、入力部１４０を介して入力された第２撮影条件により決定される。
　第１管電圧に対応してＸ線管１０８により発生されたＸ線を第１Ｘ線と呼ぶ。また、第２管電圧に対応してＸ線管１０８により発生されたＸ線を第２Ｘ線と呼ぶ。第１管電圧は、第２管電圧より高い。
　Ｘ線の焦点から放射されたＸ線は、Ｘ線管１０８のＸ線放射窓に取り付けられたコリメーターユニット１１０により、例えばコーンビーム形（角錐形）に整形される。Ｘ線の放射範囲は、点線１１２で示されている。Ｘ軸は、回転軸Ｚと直交し、放射されるＸ線の焦点を通る直線である。Ｙ軸は、Ｘ軸および回転軸Ｚと直交する直線である。なお、説明の便宜上このＸＹＺ座標系は、回転軸Ｚを中心として回転する回転座標系として説明する。
　Ｘ線検出部１１４は、回転軸Ｚを挟んでＸ線管１０８に対峙する位置およびアングルで、回転リング１０２に取り付けられる。Ｘ線検出部１１４は、複数のＸ線検出素子を有する。ここでは、単一のＸ線検出素子が単一のチャンネルを構成しているものとして説明する。複数のチャンネルは、回転軸Ｚに直交し、かつ放射されるＸ線の焦点を中心として、この中心から１チャンネル分のＸ線検出素子の受光部中心までの距離を半径とする円弧方向（チャンネル方向）とＺ方向との２方向に関して２次元状に配列される。
　なお、Ｘ線検出部１１４は、複数のＸ線検出素子を１列に配列した複数のモジュールで構成されてもよい。このとき、モジュール各々は、上記チャンネル方向に沿って略円弧方向に１次元状に配列される。
　また、複数のＸ線検出素子は、チャンネル方向とスライス方向との２方向に関して２次元状に配列させてもよい。すなわち、２次元状の配列は、上記チャンネル方向に沿って一次元状に配列された複数のチャンネルを、スライス方向に関して複数列並べて構成される。このような２次元状のＸ線検出素子配列を有するＸ線検出部１１４は、略円弧方向に１次元状に配列される複数の上記モジュールをスライス方向に関して複数列並べて構成してもよい。
　撮影又はスキャンに際しては、Ｘ線管１０８とＸ線検出部１１４との間の円筒形の撮影領域１１６内に、被検体Ｐが天板１１８に載置され挿入される。Ｘ線検出部１１４の出力側には、ＤＡＳ１２０が接続される。
　ＤＡＳ１２０には、Ｘ線検出部１１４の各チャンネルの電流信号を電圧に変換するＩ－Ｖ変換器と、この電圧信号をＸ線の曝射周期に同期して周期的に積分する積分器と、この積分器の出力信号を増幅するアンプと、このアンプの出力信号をディジタル信号変換するアナログ・ディジタル・コンバータとが、チャンネルごとに取り付けられている。ＤＡＳ１２０から出力されるデータ（純生データ（ｐｕｒｅ　ｒａｗ　ｄａｔａ））は、磁気送受信又は光送受信を用いた非接触データ伝送部１２２を経由して、後述する前処理部１３０に伝送される。
　前処理部１３０は、ＤＡＳ１２０から出力される純生データに対して前処理を施す。前処理には、例えばチャンネル間の感度不均一補正処理、Ｘ線強吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下または、信号脱落を補正する処理等が含まれる。前処理部１３０から出力される再構成処理直前のデータ（生データ（ｒａｗ　ｄａｔａ）または、投影データと称される、ここでは投影データという）は、データ収集したときにビューアングルを表すデータと関連付けられて、磁気ディスク、光磁気ディスク、又は半導体メモリを備えた記憶部１３６に記憶される。以下、被検体を透過した第１Ｘ線に対応する投影データを第１投影データと呼ぶ。また、被検体を透過した第２Ｘ線に対応する投影データを第２投影データと呼ぶ。すなわち、第1投影データは第１Ｘ線に由来し、第２投影データは第２Ｘ線に由来する。第１、第２投影データは、後述する物質投影データ生成部１３２に出力される。なお、第１、第２投影データは、記憶部１３６に記憶されてもよい。
　なお、投影データとは、被検体を透過したＸ線の強度に応じたデータ値の集合である。ここでは説明の便宜上、ワンショットで略同時に収集したビュー角が同一である全チャンネルにわたる一揃いの投影データを、投影データセットと称する。また、ビュー角は、Ｘ線管１０８が回転軸Ｚを中心として周回する円軌道の各位置を、回転軸Ｚから鉛直上向きにおける円軌道の最上部を０°として３６０°の範囲の角度で表したものである。なお、投影データセットの各チャンネルに対する投影データは、ビュー角、コーン角、チャンネル番号によって識別される。
　物質投影データ生成部１３２は、第１投影データと第２投影データとに基づいて、第１物質に対応する第１物質投影データを生成する。物質投影データ生成部１３２は、第１投影データと第２投影データとに基づいて、第２物質に対応する第２物質投影データを生成する。ここで、第１物質とは、第１の基準となる物質（以下、第１基準物質と呼ぶ）であり、例えば、骨である。第２物質とは、第２の基準となる物質（以下、第２基準物質と呼ぶ）であり、例えば、水である。
　具体的には、物質投影データ生成部１３２は、第１投影データと第２投影データとに基づいて、所定の手法により、第１、第２基準物質の存在率の線積分値を計算する。これにより、物質投影データ生成部１３２は、第１、第２基準物質にそれぞれ対応する第１、第２物質投影データを生成する。
　再構成部１３４は、ビューアングルが３６０°又は１８０°＋ファン角の範囲内の投影データセットに基づいて、フェルドカンプ法またはコーンビーム再構成法により、略円柱形の３次元画像を再構成する機能を有する。再構成部１３４は、例えばファンビーム再構成法（ファンビーム・コンボリューション・バックプロジェクション法ともいう）またはフィルタード・バックプロジェクション法により２次元画像（断層画像）を再構成する機能を有する。フェルドカンプ法は、コーンビームのように再構成面に対して投影レイが交差する場合の再構成法であり、コーン角が小さいことを前提として畳み込みの際にはファン投影ビームとみなして処理し、逆投影はスキャンの際のレイに沿って処理する近似的画像再構成法である。コーンビーム再構成法は、フェルドカンプ法よりもコーン角のエラーが抑えられる方法として、再構成面に対するレイの角度に応じて投影データを補正する再構成法である。
　再構成部１３４は、第１物質投影データに基づいて、第１基準物質に関する第１再構成画像を再構成する。再構成部１３４は、第２物質投影データに基づいて、第２基準物質に関する第２再構成画像を再構成する。第１、第２再構成画像は、記憶部１３６に記憶される。
　記憶部１３６は、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１の各種制御に関するプログラムを記憶する。具体的には、記憶部１３６は、第１、第２管電圧をＸ線管１０８に印加するタイミングを制御する制御プログラムを記憶する。記憶部１３６は、第１、第２投影データを記憶する。なお、記憶部１３６は、第１、第２物質投影データを記憶してもよい。記憶部１３６は、第１、第２再構成画像を記憶する。記憶部１３６は、第１撮影条件における第１管電圧に関する管電流時間積（以下、第１管電流時間積と呼ぶ)を記憶する。記憶部１３６は、第２撮影条件における第２管電圧に関する管電流時間積（以下、第２管電流時間積と呼ぶ)を記憶する。なお、記憶部１３６は、第２管電流時間積に対する第１管電流時間積の比（以下、ｍＡｓ比と呼ぶ）を記憶してもよい。
　記憶部１３６は、２種類の管電圧にそれぞれ対応する複数の管電流時間積において一方の管電流時間積に対する他方の管電流時間積の比（管電流時間積比と呼ぶ）と、第１基準物質に関する画像の標準偏差（Ｓｔａｎｄａｒｄ　Ｄｅｖｉａｔｉｏｎ：以下、ＳＤと呼ぶ）値に対する第２基準物質に関する画像のＳＤ値の比（以下、ＳＤ値比と呼ぶ）との関係（以下、管電流時間積比－ＳＤ値比関係と呼ぶ）を記憶する。
　図２は、管電流時間積比－ＳＤ値比関係の一例を示す図である。図２に示すグラフの横軸は管電流時間積比を示している。図における管電流時間積比は、低管電圧に関する管電流時間積に対する高管電圧に関する管電流時間積の比を示している。図２に示すグラフの縦軸は、第１基準物質の画像におけるＳＤ値に対する第２基準物質の画像におけるＳＤ値の比を示している。図２に示すグラフにおける管電流時間積比－ＳＤ値比関係は、予め実験、測定、シミュレーション等により決定され、記憶部１３６に記憶される。
　図２に示すように、管電流時間積比－ＳＤ値比関係を表す式（以下、ＳＤ値比計算式と呼ぶ）は、例えば以下の式で表される。　
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　ここで、ｘはｍＡｓ比である。Ａ、Ｂは、実験、測定、シミュレーション等により決定された係数である。ｒは、ＳＤ値比である。記憶部１３６は、係数Ａ、Ｂを記憶する。
　記憶部１３６は、Ｘ線のエネルギーに依存する単色Ｘ線画像のＳＤ値（以下、単色ＳＤ値と呼ぶ）を計算する計算式（以下、単色ＳＤ値計算式と呼ぶ）を記憶する。単色Ｘ線画像とは、例えば、被検体を透過したＸ線のエネルギーに応じた画像である。以下、単色Ｘ線画像に関するＸ線のエネルギーを単色エネルギーと呼ぶ。単色Ｘ線画像は、例えば、第１、第２再構成画像を用いて画像生成部１４２により生成される。単色ＳＤ値計算式は、第１基準物質の減弱係数と第２基準物質の減弱係数と複数の係数とを用いて、単色ＳＤ値を計算する計算式である。ここで、減弱係数は、例えば、線減弱係数である。単色ＳＤ値計算式は、例えば、以下の式で表される。　
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　ここで、ＳＤ（Ｅ）は、単色エネルギーＥに単色ＳＤ値である。ａ、ｐ、ｑは、予め実験、測定、シミュレーション等により決定された係数である。ｒは、式（１）により計算されるＳＤ値比である。μ１（Ｅ）は、単色エネルギーＥに依存する第１基準物質の減弱係数（以下、第１減弱係数と呼ぶ）である。μ２（Ｅ）は、単色エネルギーＥに依存する第２基準物質の減弱係数（以下、第２減弱係数と呼ぶ）である。記憶部１３６は、係数ａ、ｐ、ｑと、第１減弱係数μ１（Ｅ）と、第２減弱係数μ２（Ｅ）とを記憶する。なお、記憶部１３６は、第１減弱係数を単色エネルギーＥで記載した第１減弱係数式と、第２減弱係数を単色エネルギーＥで記載した第２減弱係数式とを記憶してもよい。
　記憶部１３６は、任意のコントラスト成分において、単色エネルギーＥにおけるコントラストノイズ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ－ｔｏ－Ｎｏｉｓｅ　Ｒａｔｉｏ：以下、ＣＮＲと呼ぶ）の計算式（以下、ＣＮＲ計算式と呼ぶ）を記憶する。ＣＮＲ計算式は、例えば、以下の式で定義される。　
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　ここで、ＣＮＲ（Ｅ）は、単色エネルギーＥにおけるＣＮＲを示している。μｍ（Ｅ）は、単色エネルギーＥにおいて、コントラストを強調する物質の減弱係数（以下、コントラスト物質減弱係数と呼ぶ）である。μｎ（Ｅ）は、単色エネルギーＥにおいて、コントラストの背景となる物質の減弱係数（以下、背景物質減弱係数と呼ぶ）である。μｗ（Ｅ）は、単色エネルギーＥにおける水の減弱係数である。
　μｍ（Ｅ）は、例えば、造影剤である。なお、μｍ（Ｅ）は、例えば造影剤などの物質に固定されてもよい。また、μｍ（Ｅ）は、操作者が所望する部位に応じて入力部１４０を介して設定されてもよい。なお、μｍ（Ｅ）は、操作者により指定された関心領域（Ｒｅｇｉｏｎ　Ｏｆ　Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：以下、ＲＯＩと呼ぶ）内の物質に応じて設定されてもよい。μｎ（Ｅ）は、水や軟組織に関する減弱係数であってもよい。Ｃｏｎｓｔ．は、予め実験、測定、シミュレーション等により決定された係数である。記憶部１３６は、係数Ｃｏｎｓｔ．と、単色エネルギーに応じた複数の物質の減弱係数とを記憶する。具体的には、記憶部１３６は、単色エネルギーに応じたコントラスト物質減弱係数μｍ（Ｅ）と背景物質減弱係数μｎ（Ｅ）と水の減弱係数μｗ（Ｅ）とを記憶する。
　なお、記憶部１３６は、後述するエネルギー決定部１３８により、第１、第２エネルギーを決定し、単色Ｘ線画像を生成する医用画像処理プログラムを記憶してもよい。
　エネルギー決定部１３８は、単色Ｘ線画像の画像ノイズレベルと、第１撮影条件と、第２撮影条件と、第１減弱係数と、第２減弱係数とに基づいて、エネルギー（単色エネルギー）を決定する。画像ノイズレベルとは、例えば、単色Ｘ線画像における標準偏差値（単色ＳＤ値）である。なお、画像ノイズレベルは、単色Ｘ線画像におけるコントラストノイズ比（ＣＮＲ）であってもよい。このとき、エネルギー決定部１３８は、単色Ｘ線画像のコントラストノイズ比と、標準偏差値と、第１減弱係数と、第２減弱係数とに基づいて、エネルギー（単色エネルギー）を決定する。以下、エネルギー決定部１３８によるエネルギーの決定について詳述する。
　エネルギー決定部１３８は、第１、第２撮影条件に基づいて、単色ＳＤ値が最小となる単色エネルギー（以下、第１エネルギーと呼ぶ）と、ＣＮＲが最大となる単色エネルギー（以下、第２エネルギーと呼ぶ）とを決定する。
　以下、第１エネルギーの決定について具体的に説明する。エネルギー決定部１３８は、第１撮影条件と第２撮影条件とに基づいて、ｍＡｓ比を決定する。エネルギー決定部１３８は、ｍＡｓ比をＳＤ値比計算式に代入することにより、ＳＤ値比を計算する。エネルギー決定部１３８は、計算されたＳＤ値比と第１、第２減弱係数とを単色ＳＤ値計算式に代入することにより、単色エネルギーに応じた複数の単色ＳＤ値を計算する。エネルギー決定部１３８は、複数の単色ＳＤ値のうち最小の単色ＳＤ値（以下、最小ＳＤ値と呼ぶ）に対応する第１エネルギーを決定する。
　なお、エネルギー決定部１３８は、第１エネルギーの決定に関して、以下のように計算してもよい。エネルギー決定部１３８は、第１、第２減弱係数式とＳＤ値比計算式とを代入した単色ＳＤ値計算式を単色エネルギーＥで微分した微分式を計算する。エネルギー決定部１３８は、微分式をゼロとした方程式を計算することにより、第１エネルギーを決定する。
　以下、第２エネルギーの決定について具体的に説明する。エネルギー決定部１３８は、単色ＳＤ値とコントラスト物質減弱係数と背景物質減弱係数と水の減弱係数とをＣＮＲ計算式に代入することにより、単色エネルギーに応じた複数のＣＮＲを計算する。エネルギー決定部１３８は、複数のＣＮＲのうち最大のＣＮＲ（以下、最大ＣＮＲと呼ぶ）に対応する単色エネルギーを第２エネルギーとして決定する。
　また、エネルギー決定部１３８は、画像ノイズレベルとして、単色Ｘ線画像のコントラストノイズ比（ＣＮＲ）を用いることにより、エネルギーを決定してもよい。例えば、エネルギー決定部１３８は、単色Ｘ線画像のＣＮＲを最大にするように、エネルギーを決定する。具体的には、エネルギー決定部１３８は、単色ＳＤ値計算式とコントラスト物質減弱係数と背景物質減弱係数と水の減弱係数とをＣＮＲ計算式に代入することにより、エネルギーに依存するＣＮＲ計算式を取得する。次いで、エネルギー決定部１３８は、取得したＣＮＲ計算式において、ＣＮＲが最大となるエネルギーを決定する。
　具体的には、エネルギー決定部１３８は、所定のエネルギー範囲において、取得したＣＮＲ計算式を用いることにより、エネルギーに応じた複数のＣＮＲを計算する。次いで、エネルギー決定部１３８は、計算された複数のＣＮＲのうちＣＮＲが最大となるエネルギーを決定する。所定のエネルギー範囲は、入力部１４０を介して操作者により入力されてもよいし、予め記憶部１３６に記憶されてもよい。
　なお、エネルギー決定部１３８は、取得したＣＮＲ計算式をエネルギーで微分した微分式を計算してもよい。このとき、エネルギー決定部１３８は、計算した微分式をゼロとした方程式において、ＣＮＲが最大となるエネルギーを決定する。
　入力部１４０は、操作者が所望するＸ線コンピュータ断層撮影の撮影条件（例えば、第１、第２撮影条件）、画像処理の条件、デュアルエネルギー撮影方式などを入力する。撮影条件は、例えば、複数の管電圧または複数のＸ線のエネルギーの設定などである。画像処理の条件は、例えば、第１、第２エネルギーに関する要素（最小ＳＤ値または最大ＣＮＲ）の選択指示である。入力部１４０は、操作者からの各種指示・命令・情報・選択・設定を後述する制御部１４６に取り込む。取り込まれた各種指示・命令・情報・選択・設定は、制御部１４６、エネルギー決定部１３８などに出力される。
　入力部１４０は、ＲＯＩの設定などを行うための図示していないトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。入力部１４０は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標を制御部１４６に出力する。なお、入力部１４０は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、入力部１４０は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標を制御部１４６に出力する。なお、入力部１４０は、コントラストを強調する物質、コントラストの背景となる物質などを入力することも可能である。
　画像生成部１４２は、第１エネルギーと第２エネルギーとのうちいずれか一方のエネルギーにおける第１減弱係数と第２減弱係数と、第１、第２再構成画像とに基づいて、いずれか一方のエネルギーに対応する単色Ｘ線画像を生成する。具体的には、画像生成部１４２は、入力部１４０により最小ＳＤ値が選択されると、最小ＳＤ値に対応する第１エネルギーを、エネルギー決定部１３８から読み出す。
　例えば、第１エネルギーＥ１に関する単色Ｘ線画像における画素ｉの減弱係数をμｉ（Ｅ１）、第１エネルギーＥ１に対応する第１減弱係数をμ１（Ｅ１）、第１エネルギーＥ１に対応する第２減弱係数をμ２（Ｅ１）、画素ｉに対応する第１再構成画像の画素の値（画素値）をｃｉ１、画素ｉに対応する第２再構成画像の画素の値（画素値）をｃｉ２とすると、減弱係数は、以下の式で表すことができる。　
　画像生成部１４２は、入力部１４０により最大ＣＮＲが選択されると、最大ＣＮＲに対応する第２エネルギーを、エネルギー決定部１３８から読み出す。画像生成部１４２は、第２エネルギーに対応する第１、第２減弱係数と、第１、第２再構成画像とを記憶部１３６から読み出す。
　画像生成部１４２は、画素ごとの減弱係数をＣＴ値に変換することにより、単色Ｘ線画像を生成する。減弱係数からＣＴ値への変換は、例えば以下に示す式を用いた計算により実行される。　
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　ここで、μｗ（Ｅ１）は、単色エネルギーＥ１における水の減弱係数である。
　単色ＳＤ値が単色エネルギーに依存する理由について説明する。単色Ｘ線画像は、２種類の基準物質にそれぞれ対応する２種類の画像（第１再構成画像および第２再構成画像）を重み付け加算することにより、生成される。重み付け加算における重み付係数（第１、第２減弱係数）は、単色エネルギーに依存する。このため、単色Ｘ線画像のＳＤ値は、単色エネルギーに依存する。単色Ｘ線画像のＳＤ値と、単色エネルギーとの関係は、例えば、図３に示すような関係となる。
　図３は、単色Ｘ線画像のＳＤ値と単色エネルギーとの関係を示すグラフの一例を示す図である。図３に示すグラフの横軸は、単色エネルギー（ｋｅＶ）を示している。図３に示すグラフの縦軸は、単色Ｘ線画像のＳＤ値を示している。図３に示すように、単色Ｘ線画像のＳＤ値は、単色エネルギーに依存する。
　図３における測定値は、実測された第１、第２再構成画像に基づいて生成された複数の単色Ｘ線画像各々のＳＤ値において、単色エネルギーの依存性を示している。図３における計算値は、第１、第２減弱係数式とＳＤ値比計算式とを代入した単色ＳＤ値計算式において、単色エネルギーの依存性を示している。
　図３から明らかなように、ある単色エネルギーにおける単色Ｘ線画像のＳＤ値は、単色Ｘ線画像の生成の元になる２種類の基準物質の画像（第１、第２再構成画像）各々のＳＤ値に依存する。一方、第１、第２再構成画像各々は、２種類の管電圧にそれぞれ対応する２種類の投影データに基づいて生成される。第１、第２再構成画像各々のＳＤ値は、撮影条件（第１、第２撮影条件（２種類の管電圧の組み合わせ、ｍＡｓ比））に依存する。
　以上のことから、単色Ｘ線画像のＳＤ値は、２種類の管電圧の組み合わせと基準物質の組み合わせとに応じたｍＡｓ比と単色エネルギーとによって決定される。このことから、基準物質の組み合わせと、２種類の管電圧の組み合わせに応じたｍＡｓ比とに基づいて、最小のＳＤ値に対応する単色エネルギー（第１エネルギー）を決定することができる。
　また、単色ＳＤ値と、コントラスト物質減弱係数と、背景物質減弱係数と、水の減弱係数と、ＣＮＲを最大にすることとに基づいて、最大ＣＮＲに対応する単色エネルギー（第２エネルギー）を決定することができる。
　表示部１４４は、再構成部１３４で再構成された医用画像、画像生成部１４２により生成された単色Ｘ線画像、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために設定される条件（第１、第２撮影条件）などを表示する。
　制御部１４６は、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１の中枢として機能する。制御部１４６は、図示しないＣＰＵとメモリとを備える。制御部１４６は、記憶部１３６に記憶された制御プログラムに基づいて、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために高電圧発生部１０６、およびガントリ１００などを制御する。
　具体的には、制御部１４６は、入力部１４０および図示していない放射線部門情報管理システムおよび図示していない病院情報システムなどから送られてくる操作者の指示、画像処理の条件、撮影条件（複数の管電圧または複数のＸ線のエネルギーの設定）などの情報を、一時的に図示していないメモリに記憶する。制御部１４６は、メモリに一時的に記憶されたこれらの情報に基づいて、高電圧発生部１０６、およびガントリ１００などを制御する。制御部１４６は、所定の画像生成・表示等を実行するための制御プログラムを、記憶部１３６から読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・処理等を実行する。制御部１４６は、記憶部１３６から読み出されたエネルギー決定プログラムに基づいて、エネルギー決定部１３８を制御する。制御部１４６は、図示していないメモリに記憶された画像処理のための制御プログラムに基づいて、画像生成部１４２を制御する。
　　（単色Ｘ線画像生成機能）　
　単色Ｘ線画像生成機能とは、第１、第２減弱係数とｍＡｓ比とに基づいて第１エネルギーを決定し、単色ＳＤ値とコントラスト物質減弱係数と背景物質減弱係数と水の減弱係数とに基づいて第２エネルギーを決定し、第１エネルギーと第２エネルギーとのうちいずれか一方のエネルギーにおける第１減弱係数と第２減弱係数と第１、第２再構成画像とに基づいて、いずれか一方のエネルギーに対応する単色Ｘ線画像を生成する機能である。以下、単色Ｘ線画像生成機能に従う処理（以下単色Ｘ線画像生成処理と呼ぶ）を説明する。
　図４は、単色Ｘ線画像生成処理の手順の一例を示すフローチャートである。　
　入力部１４０を介して、デュアルエネルギー撮影方式に関する撮影条件（第１、第２撮影条件）が入力される。第１撮影条件における第１管電圧により第１Ｘ線が発生され、第１投影データが収集される（ステップＳａ１）。第２撮影条件における第２管電圧により第２Ｘ線が発生され、第２投影データが収集される（ステップＳａ２）。
　第１投影データと第２投影データとから、第１基準物質に関する投影データと第２基準物質に関する投影データとが分離される。この分離により、第１物質投影データと第２物質投影データとが生成される（ステップＳａ３）。第１物質投影データに基づいて第１再構成画像が再構成される。次いで、第２物質投影データに基づいて第２再構成画像が再構成される（ステップＳａ４）。
　第１、第２撮影条件（ｍＡｓ比）と第１、第２減弱係数とに基づいて、第１エネルギーが決定される（ステップＳａ５）。ＣＮＲに関する複数の物質にそれぞれ対応する複数の減弱係数と単色ＳＤ値とに基づいて、第２エネルギーが決定される（ステップＳａ６）。
　最小ＳＤ値が選択されると、第１エネルギーに対応する第１、第２減弱係数と第１、第２再構成画像とに基づいて、第１エネルギーに関する単色Ｘ線画像（以下、ＳＤ値最小画像と呼ぶ）が生成される（ステップＳａ７）。最大ＣＮＲが選択されると、第２エネルギーに対応する第１、第２減弱係数と第１、第２再構成画像とに基づいて、第２エネルギーに関する単色Ｘ線画像（以下、ＣＮＲ最大画像と呼ぶ）が生成される（ステップＳａ８）。最小ＳＤ値と最大ＣＮＲとのうち、選択された少なくとも一方に対応する単色Ｘ線画像が表示される（ステップＳａ９）。すなわち、操作者による最小ＳＤ値と最大ＣＮＲとの選択に応じて、ＳＤ値最小画像とＣＮＲ最大画像とのうち少なくとも一方の単色Ｘ線画像が表示される。これにより、操作者が所望する単色Ｘ線画像（ＳＤ値最小画像、ＣＮＲ最大画像）を表示させることができる。
　（変形例）　
　本実施形態との相違は、第１管電圧と第２管電圧との組み合わせとｍＡｓ比と対応表とに基づいて、第１、第２エネルギーを決定することにある。
　本変形例におけるＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成要素は、図１に示す本実施形態と同様である。以下、本実施形態と異なる機能を有する構成要素について説明する。
　記憶部１３６は、第１管電圧と第２管電圧との組み合わせ（以下、管電圧組み合わせと呼ぶ）とｍＡｓ比とに対する第１、第２エネルギーの対応表を記憶する。図５は、対応表の一例を示す図である。図５に示すように、対応表は、管電圧組み合わせとｍＡｓ比とに対して、第１エネルギーと第２エネルギーとが対応する。
　エネルギー決定部１３８は、入力部１４０を介して第１撮影条件が入力されると、第１撮影条件から第１管電圧と第１管電流時間積とを抽出する。エネルギー決定部１３８は、入力部１４０を介して第２撮影条件が入力されると、第２撮影条件から第２管電圧と第２管電流時間積とを抽出する。エネルギー決定部１３８は、第１管電流時間積と第２管電流時間積とに基づいて、ｍＡｓ比を発生する。エネルギー決定部１３８は、記憶部１３６から対応表を読み出す。エネルギー決定部１３８は、第１管電圧と第２管電圧とによる管電圧組み合わせとｍＡｓ比とに基づいて、第１エネルギーと第２エネルギーとを決定する。
　画像生成部１４２は、入力部１４０を介して、最小ＳＤ値が選択されると、第１エネルギーに関する第１、第２減弱係数と第１、第２再構成画像とに基づいて、第１エネルギーに関する単色Ｘ線画像を生成する。画像生成部１４２は、入力部１４０を介して、最大ＣＮＲが選択されると、第２エネルギーに関する第１、第２減弱係数と第１、第２再構成画像とに基づいて、第２エネルギーに関する単色Ｘ線画像を生成する。
　　（単色Ｘ線画像生成機能）　
　本変形例に係る単色Ｘ線画像生成機能とは、管電圧組み合わせとｍＡｓ比と対応表とに基づいて、第１、第２エネルギーを決定し、第１エネルギーと第２エネルギーとのうちいずれか一方のエネルギーにおける第１減弱係数と第２減弱係数と第１、第２再構成画像とに基づいて、いずれか一方のエネルギーに対応する単色Ｘ線画像を生成する機能である。以下、単色Ｘ線画像生成処理を説明する。
　図６は、本変形例に係る単色Ｘ線画像生成処理の手順の一例を示すフローチャートである。　
　入力部１４０を介して第１、第２撮影条件が入力される（ステップＳｂ１）。第１撮影条件から第１管電圧と第１管電流時間積とが抽出される（ステップＳｂ２）。第２撮影条件から第２管電圧と第２管電流時間積とが抽出される（ステップＳｂ３）。第１管電流時間積と第２管電流時間積とに基づいて、ｍＡｓ比が発生される（ステップＳｂ４）。対応表が記憶部１３６から読み出される。第１管電圧と第２との管電圧組み合わせとｍＡｓ比と対応表とに基づいて、第１、第２エネルギーが決定される（ステップＳｂ５）。
　最小ＳＤ値が選択されると、第１エネルギーに対応する第１、第２減弱係数と第１、第２再構成画像とに基づいて、ＳＤ値最小画像が生成される（ステップＳｂ６）。最大ＣＮＲが選択されると、第２エネルギーに対応する第１、第２減弱係数と第１、第２再構成画像とに基づいて、ＣＮＲ最大画像が生成される（ステップＳｂ７）。最小ＳＤ値と最大ＣＮＲとのうち、選択された少なくとも一方に対応する単色Ｘ線画像が表示される（ステップＳｂ８）。すなわち、操作者による最小ＳＤ値と最大ＣＮＲとの選択に応じて、ＳＤ値最小画像とＣＮＲ最大画像とのうち少なくとも一方の単色Ｘ線画像が表示される。これにより、操作者が所望する単色Ｘ線画像（ＳＤ値最小画像、ＣＮＲ最大画像）を表示させることができる。
　以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。　
　本実施形態におけるＸ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、第１、第２撮影条件と第１、第２減弱係数と単色Ｘ線画像の画像ノイズレベルに基づいて、エネルギーを決定し、
画像ノイズレベルに応じて決定されたエネルギーに関する単色Ｘ線画像を生成することができる。具体的には、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、第１、第２撮影条件と第１、第２減弱係数とに基づいて最小ＳＤ値を有する単色Ｘ線画像に関する単色エネルギー（第１エネルギー）と、最大ＣＮＲを有する単色Ｘ線画像に関する単色エネルギー（第２エネルギー）とを計算により決定することができる。また、本実施形態における変形例のＸ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、第１、第２撮影条件における管電圧組み合わせとｍＡｓ比と対応表とに基づいて、第１、第２エネルギーを決定することができる。
　これらのことから、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、操作者の手を煩わせることなく、第１エネルギーに対応し最小ＳＤ値を有する単色Ｘ線画像および第２エネルギーに対応し最大ＣＮＲを有する単色Ｘ線画像を生成することができる。
　以上のことから、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、操作者は、エネルギーを変えて生成された複数の単色Ｘ線画像に基づいて、最小ＳＤ値または最大ＣＮＲを有する単色Ｘ線画像を探索する必要がなくなり、検査効率および診断効率が向上する。
　また、本実施形態におけるＸ線コンピュータ断層撮影装置１の技術的思想を医用画像処理装置で実現する場合には、例えば図１の構成図における破線３内の構成要素を有するものとなる。この時、単色Ｘ線画像生成処理は、図４のフローチャートにおいて、ステップＳａ３からステップＳａ９の処理に対応する。これらの処理につては、実施形態と同様である。なお、ステップＳａ３における第１、第２投影データは、予め記憶部１３６に記憶される。
　本実施形態の変形例におけるＸ線コンピュータ断層撮影装置１の技術的思想を医用画像処理装置で実現する場合には、例えば図１の構成図における破線３内の構成要素を有するものとなる。この時、単色Ｘ線画像生成処理において、図６のフローチャートのステップＳｂ１に係る処理は、医用画像処理装置に直接入力されてもよいし、図示していないネットワークを介してＸ線コンピュータ断層撮影装置から出力されてもよい。
　また、医用画像処理装置は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置から出力されたＤＩＣＯＭファイル（例えば、第１、第２投影データなど）を読み込んで、上記単色Ｘ線画像生成処理を実行することも可能である。
　加えて、実施形態に係る各機能は、当該処理を実行する医用画像処理プログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記憶媒体に格納して頒布することも可能である。
　なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。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を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
　１…Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、３…医用画像処理装置、１００…ガントリ、１０２…回転リング、１０４…Ｘ線発生部、１０５…スリップリング、１０６…高電圧発生部、１０８…Ｘ線管、１１０…コリメータ、１１４…Ｘ線検出部、１１６…撮影領域、１１８…天板、１２０…投影データ収集部（ＤＡＳ）、１２２…非接触データ伝送部、１３０…前処理部、１３２…物質投影データ生成部、１３４…再構成部、１３６…記憶部、１３８…エネルギー決定部、１４０…入力部、１４２…画像生成部、１４４…表示部、１４６…制御部

Claims (16)

  1. 　被検体を透過した第１Ｘ線と、前記第１Ｘ線のエネルギーとは異なるエネルギーを有する第２Ｘ線とを検出するＸ線検出部と、
    　前記Ｘ線検出部からの出力に基づいて、前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線とにそれぞれ対応する第１投影データと第２投影データとを収集する投影データ収集部と、
    　前記第１投影データと前記第２投影データとに基づいて、第１物質と第２物質とにそれぞれ対応する第１物質投影データと第２物質投影データとを生成する物質投影データ生成部と、
    　前記第１物質投影データに基づいて第１再構成画像を再構成し、前記第２物質投影データに基づいて第２再構成画像を再構成する再構成部と、
    　前記第１再構成画像と前記第２再構成画像とにより生成される単色Ｘ線画像の画像ノイズレベルと、前記第１Ｘ線の発生に関する第１撮影条件と、前記第２Ｘ線の発生に関する第２撮影条件と、前記第１物質に関する第１減弱係数と、前記第２物質に関する第２減弱係数とに基づいて、エネルギーを決定するエネルギー決定部と、
    　前記第１再構成画像と、第２再構成画像と、前記エネルギーに対応する前記第１減弱係数および前記第２減弱係数とに基づいて、前記エネルギーに対応する単色Ｘ線画像を生成する画像生成部と、
    　を具備するＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  2. 　前記エネルギー決定部は、前記画像ノイズレベルとして、前記単色Ｘ線画像の標準偏差値を用いる請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  3. 　前記エネルギー決定部は、前記単色Ｘ線画像のコントラストノイズ比と、前記標準偏差値と、前記第１減弱係数と、前記第２減弱係数とに基づいて、前記エネルギーを決定する請求項２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  4. 　前記エネルギー決定部は、前記標準偏差値とコントラスト強調に関する物質の減弱係数と前記コントラスト強調において背景となる物質の減弱係数と水の減弱係数とに基づいて、前記エネルギーを決定する請求項２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  5. 　前記標準偏差値と、コントラスト強調に関する複数の物質にそれぞれ対応する複数の減弱係数と前記標準偏差値とを用いて発生される前記単色Ｘ線画像のコントラストノイズ比とのうち少なくとも一方を選択する選択指示を入力する入力部をさらに具備し、
    　前記画像生成部は、
    　前記標準偏差値が選択された場合、前記第１撮影条件における第１管電流時間積と前記第２撮影条件における第２管電流時間積と前記第１減弱係数と前記第２減弱係数とに基づいて決定された前記エネルギーに対応する前記単色Ｘ線画像を生成し、
    　前記コントラストノイズ比が選択された場合、前記標準偏差値と前記コントラスト強調に関する物質の減弱係数と前記コントラスト強調において背景となる物質の減弱係数と水の減弱係数とに基づいて決定された前記エネルギーに対応する前記単色Ｘ線画像を生成する請求項２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  6. 　前記エネルギー決定部は、前記画像ノイズレベルとして、前記単色Ｘ線画像のコントラストノイズ比を用いる請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  7. 　前記エネルギー決定部は、前記第１撮影条件における第１管電流時間積と、前記第２撮影条件における第２管電流時間積と、前記第１減弱係数と、前記第２減弱係数とに基づいて、前記エネルギーを決定する請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  8. 　前記第１撮影条件と前記第２撮影条件とに対する前記エネルギーの対応表を記憶する記憶部をさらに具備し、
    　前記エネルギー決定部は、前記第１撮影条件と前記第２撮影条件と前記対応表とに基づいて、前記エネルギーを決定する請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  9. 　第１Ｘ線に由来する第１投影データと、前記第１Ｘ線のエネルギーとは異なるエネルギーを有する第２Ｘ線に由来する第２投影データとを記憶する記憶部と、
    　前記第１投影データと前記第２投影データとに基づいて、第１物質と第２物質とにそれぞれ対応する第１物質投影データと第２物質投影データとを生成する物質投影データ生成部と、
    　前記第１物質投影データに基づいて第１再構成画像を再構成し、前記第２物質投影データに基づいて第２再構成画像を再構成する再構成部と、
    　前記第１再構成画像と前記第２再構成画像とにより生成される単色Ｘ線画像の画像ノイズレベルと、前記第１Ｘ線の発生に関する第１撮影条件と、前記第２Ｘ線の発生に関する第２撮影条件と、前記第１物質に関する第１減弱係数と、前記第２物質に関する第２減弱係数とに基づいて、エネルギーを決定するエネルギー決定部と、
    　前記第１再構成画像と、第２再構成画像と、前記エネルギーに対応する前記第１減弱係数および前記第２減弱係数とに基づいて、前記エネルギーに対応する単色Ｘ線画像を生成する画像生成部と、
    　を具備する医用画像処理装置。
  10. 　前記エネルギー決定部は、前記画像ノイズレベルとして、前記単色Ｘ線画像の標準偏差値を用いる請求項９に記載の医用画像処理装置。
  11. 　前記エネルギー決定部は、前記単色Ｘ線画像のコントラストノイズ比と、前記標準偏差値と、前記第１減弱係数と、前記第２減弱係数とに基づいて、前記エネルギーを決定する請求項１０に記載の医用画像処理装置。
  12. 　前記エネルギー決定部は、前記標準偏差値とコントラスト強調に関する物質の減弱係数と前記コントラスト強調において背景となる物質の減弱係数と水の減弱係数とに基づいて、前記エネルギーを決定する請求項１０に記載の医用画像処理装置。
  13. 　前記標準偏差値と、コントラスト強調に関する複数の物質にそれぞれ対応する複数の減弱係数と前記標準偏差値とを用いて発生される前記単色Ｘ線画像のコントラストノイズ比とのうち少なくとも一方を選択する選択指示を入力する入力部をさらに具備し、
    　前記画像生成部は、
    　前記標準偏差値が選択された場合、前記第１撮影条件における第１管電流時間積と前記第２撮影条件における第２管電流時間積と前記第１減弱係数と前記第２減弱係数とに基づいて決定された前記エネルギーに対応する前記単色Ｘ線画像を生成し、
    　前記コントラストノイズ比が選択された場合、前記標準偏差値と前記コントラスト強調に関する物質の減弱係数と前記コントラスト強調において背景となる物質の減弱係数と水の減弱係数とに基づいて決定された前記エネルギーに対応する前記単色Ｘ線画像を生成する請求項１０に記載の医用画像処理装置。
  14. 　前記エネルギー決定部は、前記画像ノイズレベルとして、前記単色Ｘ線画像のコントラストノイズ比を用いる請求項９に記載の医用画像処理装置。
  15. 　前記エネルギー決定部は、前記第１撮影条件における第１管電流時間積と、前記第２撮影条件における第２管電流時間積と、前記第１減弱係数と、前記第２減弱係数とに基づいて、前記エネルギーを決定する請求項９に記載の医用画像処理装置。
  16. 　前記第１撮影条件と前記第２撮影条件とに対する前記エネルギーの対応表を記憶する記憶部をさらに具備し、
    　前記エネルギー決定部は、
    　前記第１撮影条件と前記第２撮影条件と前記対応表とに基づいて、前記エネルギーを決定する請求項９に記載の医用画像処理装置。
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