WO2018154906A1 - 画像処理装置、ｘ線ｃｔ装置及び画像処理方法 - Google Patents

画像処理装置、ｘ線ｃｔ装置及び画像処理方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2018154906A1
WO2018154906A1 PCT/JP2017/043516 JP2017043516W WO2018154906A1 WO 2018154906 A1 WO2018154906 A1 WO 2018154906A1 JP 2017043516 W JP2017043516 W JP 2017043516W WO 2018154906 A1 WO2018154906 A1 WO 2018154906A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
image
base material
ray
basis
energy
Prior art date
Application number
PCT/JP2017/043516
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
康隆 昆野
Original Assignee
株式会社日立製作所
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社日立製作所 filed Critical 株式会社日立製作所
Priority to US16/472,523 priority Critical patent/US11058384B2/en
Publication of WO2018154906A1 publication Critical patent/WO2018154906A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/46—Arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B6/461—Displaying means of special interest
    • A61B6/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis 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
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating
    • 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

  • the present invention relates to an image processing apparatus, an X-ray CT apparatus, and an image processing method, and in particular, an image processing apparatus, an X-ray CT apparatus, and an image processing method for performing image processing on data acquired by a photon counting type X-ray detector. About.
  • the X-ray CT apparatus calculates an X-ray absorption coefficient (line attenuation count) from projection data that is an X-ray transmission image of a subject taken from a plurality of directions, and obtains a reconstructed image that is a tomographic image of the subject. It is.
  • an X-ray detector for acquiring projection data an X-ray CT apparatus using an integral X-ray detector has been mainstream.
  • a photon counting type that measures the number of X-ray photons is used.
  • An X-ray CT apparatus equipped with an X-ray detector is being developed (for example, Patent Document 1).
  • multi-energy images such as a reconstructed image showing the distribution of X, and an absorption coefficient image in X-rays of energy distribution other than the spectrum used in imaging. it can.
  • the physical quantity of the base material is the length and the surface density of the base substance in the case of projection data.
  • the conversion of the physical quantity of the base material includes a method based on projection data and a method based on a reconstructed image.
  • the method performed based on the projection data has an advantage that the physical quantity of the base material can be obtained with high accuracy because the conversion can be performed in consideration of the difference in characteristics among the X-ray detection elements.
  • the physical quantity conversion of the base material is performed by a method based on the projection data, processing time is required, so that it is not suitable for processing in which various base materials are set to generate an image.
  • the method performed based on the reconstructed image has an advantage that the processing can be performed at high speed, although the difference in characteristics for each X-ray detection element cannot be considered.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to calculate physical quantities of a plurality of types of base materials without increasing the calculation time, and to acquire a desired image.
  • One aspect of the present invention includes a first basis material conversion unit that calculates physical quantities of two or more basis materials included in the first basis material group based on two or more types of projection data having different energy distributions, and An image generation unit that generates a plurality of images that are at least one of a projected image or a reconstructed image of a subject from physical quantities of two or more base materials included in the first base material group;
  • an image processing apparatus comprising: a second basis material conversion unit that calculates a physical quantity of a basis material included in a second basis material group different from the first basis material group based on an image.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating an outline of an X-ray CT apparatus to which an image processing apparatus according to an embodiment of the present invention is applied. It is a block diagram which shows the outline of the calculating part in the X-ray CT apparatus to which the image processing apparatus which concerns on embodiment of this invention is applied.
  • FIG. 2 is a reference diagram illustrating an outline of a detection unit of the X-ray CT apparatus of FIG. 1. 2 is a rough diagram showing the relationship between the number of photons detected by the detection unit of the X-ray CT apparatus of FIG. 1 and the energy range. It is a graph which shows the voltage signal according to the electric charge which generate
  • 1 is a block diagram of an image processing apparatus according to the present invention.
  • An image processing apparatus includes a first basis material conversion unit that calculates physical quantities of two or more basis materials included in a first basis material group based on two or more types of projection data having different energy distributions.
  • An image generation unit that generates at least one of a projected image or a reconstructed image of a subject from a physical quantity of two or more base materials included in the first base material group, and a plurality of images
  • An image processing apparatus comprising: a second basis material conversion unit that calculates a physical quantity of a basis material included in a second basis material group different from the first basis material group based on the image.
  • the physical quantity of the base substance included in the second base substance group is calculated from the image acquired based on the physical quantity of two or more base substances included in the first base substance group.
  • the physical quantities of a plurality of types of base materials can be calculated without increasing the image calculation time.
  • the X-ray CT apparatus includes an X-ray source 100, an X-ray detector 111, and a detection unit 104 (described later) of the X-ray source 100 and the detector 111 as opposed to each other.
  • the gantry rotating unit 101 that rotates about a predetermined rotation axis, the bed top plate 103 disposed in the opening of the gantry rotating unit 101, and the signals acquired by the X-ray detector 111 in accordance with the operation of these imaging systems.
  • a signal processing unit 112 for processing.
  • the X-ray source 100 collides an electron beam accelerated by a tube voltage with a target metal such as tungsten or molybdenum, and generates X-rays from the collision position (focal point).
  • the gantry rotation unit 101 has the X-ray source 100 and the detection unit 104 arranged opposite to each other, and rotates around a predetermined rotation axis.
  • An opening into which the subject 102 is inserted is provided at the center of the gantry rotating unit 101, and a bed top plate 103 on which the subject 102 is laid is disposed in the opening.
  • the bed top plate 103 and the gantry rotating unit 101 are relatively movable in a predetermined direction.
  • the X-ray detector 111 detects incident X-ray photons, and separates them into a plurality of (for example, three) energy ranges and counts them, and a detection unit 104 in which a plurality of photon counting X-ray detection elements are arranged, And a signal acquisition unit 108 that acquires a projection image output from the X-ray detection element. Details of the detection unit 104 will be described later.
  • the signal processing unit 112 includes a calculation unit 105, a display unit 106, a control unit 107, a storage unit 109, and an input unit 110. As shown in FIG. 2, the calculation unit 105 performs a predetermined calculation process on the collected signal, and therefore, a conversion parameter determination unit that determines a conversion parameter used for base substance conversion on the signal collected by the signal collection unit 108.
  • a first basis material conversion unit 151 that obtains physical quantities of a plurality of basis substances included in the first basis substance group, and a projection image generation unit that generates a projection image from the physical quantities of basis substances belonging to the first basis substance group (Image generation unit) 152, a reconstruction image generation unit 153 that performs reconstruction processing and generates a reconstructed image such as a multi-energy image, a projection image generated by the projection image generation unit 152 or a reconstructed image generation unit 153
  • a second basis material conversion unit 154 that calculates a physical quantity of the basis material belonging to the second basis material group from the reconstructed image, and a main control unit 159 that controls these units. .
  • the calculation unit 105 performs various calculations based on information and conversion parameters stored in the storage unit 109.
  • the calculation unit 105 reads various information, parameters, and the like from the storage unit 109 as necessary, and performs calculations such as signal processing, image processing, and image reconstruction.
  • the display unit 106 displays a user interface screen (details will be described later) for realizing various inputs by the user, or displays a multi-energy image or the like generated by the calculation unit 105.
  • the control unit 107 includes an X-ray control unit that controls the operation of the generation drive source of the X-ray source 100, a read control unit that controls the signal read operation of the X-ray detector 111, the rotation of the gantry rotation unit 101, and the bed top plate 103.
  • An imaging control unit that controls the movement of the camera, and an overall control unit that controls all of these units.
  • the storage unit 109 stores parameters and data used for calculation processing in the calculation unit 105, shooting conditions when acquiring projection data, and the like. Specifically, it includes imaging condition information 140 used for base material conversion, a conversion parameter 141 for obtaining a physical quantity of the base material, and the like. As a conversion parameter for calculating the physical quantity of the base material, for example, a conversion map or the like is stored.
  • the input unit 110 inputs imaging conditions and the like in the X-ray CT apparatus.
  • the arithmetic unit 105 and the control unit 107 can be partially or wholly constructed as a system including a CPU (central processing unit), a memory, and a main storage unit 109.
  • the function can be realized by causing the CPU to load and execute a program stored in the storage unit 109 in advance. Also, some or all of the functions can be configured by hardware such as ASIC (Application Specific Integrated Circuit) or FPGA (Field Programmable Gate Array).
  • the elements constituting the imaging system, the control unit 107, and the signal processing unit 112 have the same configuration as the elements included in the known X-ray CT apparatus, and the same functions have.
  • a plurality of detectors 104 are arranged in a circular arc shape with the X-ray source 100 as a substantial center, and rotate while maintaining the positional relationship with the X-ray source 100 as the gantry rotating unit 101 rotates.
  • FIG. 1 for the sake of convenience of explanation, the case where the number of detection units 104 is eight is shown, but in an actual apparatus, for example, about 40.
  • An X-ray grid (not shown) is installed in front of the detection unit 104, and X-rays scattered by the subject 300 among the X-rays emitted from the X-ray source 100 are detected by the detection unit 104. To prevent incident.
  • the detection unit 104 has a structure in which, for example, a plurality of X-ray detection elements having the same size are two-dimensionally arranged in the channel direction and the slice direction, and are arranged at equal intervals in each direction.
  • the X-ray detection element is arranged with the channel direction and the rotation direction 113 substantially aligned with the slice direction and the rotation axis direction 114.
  • the detection unit 104 has a cross-section in which an X-ray detection element is configured by providing positive and negative electrodes 402 and 403 so that the detection layer 401 is sandwiched between the electrodes 402 and 403.
  • the readout circuit 405 is connected.
  • the positive electrode 402 has a common structure for each X-ray detection element.
  • the detection layer 401 is made of a semiconductor material such as CdTe (cadmium telluride), CdZnTe (cadmium zinc telluride), Si (silicon), or the like.
  • CdTe cadmium telluride
  • CdZnTe cadmium zinc telluride
  • Si silicon
  • X-rays enter the detection layer 401 from the positive electrode 402 side, detect X-ray photons, and generate an amount of charge corresponding to the energy. Then, the detection unit 104 outputs an analog electrical signal corresponding to the electric charge to the signal collection unit 108.
  • the analog signal from the detection unit 104 is input to the readout circuit 405 of the signal collection unit 108.
  • the readout circuit 405 performs readout by using incident as a trigger, and performs energy separation and digital conversion.
  • the energy separation is a process of separating an electric signal generated by an incident charge into a plurality of energy ranges based on a predetermined threshold.
  • the wave height and generation amount of the generated electric signal depend on the energy of the incident X-ray photon, it can be classified into an energy range corresponding to the X-ray photon.
  • a digital signal is obtained by dividing into energy ranges and counting each.
  • the signal collection unit 108 outputs the digital signal for each energy range obtained in this way to the calculation unit 105.
  • an energy range that is less than a predetermined low energy threshold hereinafter referred to as “low energy range”
  • an energy range that is greater than or equal to a predetermined low energy threshold and less than a high energy threshold hereinafter referred to as “medium energy”.
  • An example of discriminating into an energy range hereinafter referred to as “high energy range” equal to or higher than a predetermined high energy threshold will be described.
  • a curve 133 in FIG. 4 shows an example of an X-ray spectrum incident on the X-ray detection element of the detection unit 104.
  • the thresholds 130 to 132 are thresholds for determining whether or not X-ray photons are input, and will be described in detail later.
  • Region 136-1 is a low energy range
  • region 137 is a medium energy range
  • region 138 is a high energy range.
  • the readout circuit 405 does not perform signal readout when the threshold value is less than 130, the region 136-2 is substantially in the low energy range.
  • the incident X-ray photons are classified into energy ranges corresponding to the energy by the readout circuit 405 for each X-ray detection element, and counted for each energy range.
  • FIG. 5 is a graph showing a voltage signal 127 generated by the generated charge, with the horizontal axis indicating time and the vertical axis indicating voltage. Further, the threshold 131 represents a low energy threshold, and the threshold 132 represents a high energy threshold.
  • X-rays are incident during sampling time 123 to generate pulse output 120
  • X-rays are incident during sampling time 124 to generate pulse output 121
  • X-rays are incident during sampling time 125.
  • a pulse output 122 is generated.
  • the sampling is performed not only at the timing when X-rays are incident, but also when the X-rays are not incident (sampling time 126), but sampling is performed at the timing when X-ray photons are incident. May be performed.
  • the readout circuit 405 determines whether X-ray photons have entered before dividing the X-ray photons by the incident signal into energy ranges. For this reason, the readout circuit 405 compares the maximum value of the output voltage 127 in the section with the threshold 130 every sampling.
  • the threshold value 130 is a threshold value for determining whether or not an X-ray photon is input. When the output voltage 120 is equal to or higher than the threshold value 130, the energy range described below is classified, and the output voltage 120 is less than the threshold value 130. If not, do not.
  • Such a threshold 130 is necessary to prevent the voltage 127 from fluctuating due to circuit noise of the detection unit 104 even when X-rays are not input, and to detect this as a signal from X-rays. Therefore, the threshold 130 is set to a value larger than zero and smaller than the low energy threshold 131.
  • the sampling time 126 in FIG. 5 is an example of the output voltage 127 in which X-rays are not incident but fluctuated due to noise. Since the output voltage 120 is less than the low energy threshold 121, the readout circuit 405 performs signal energy Do not perform range separation.
  • the readout circuit 405 classifies the signal into energy ranges and counts the number of incident X-ray photons in each energy range. This separation is performed, for example, by comparing the maximum value of the output voltage 127 with the low energy threshold 131 and the high energy threshold 132.
  • the output voltage 120 is less than the low energy threshold 131, it is separated from the low energy range.
  • the output voltage 121 is equal to or higher than the low energy threshold 131 and less than the high energy threshold 132, and is therefore separated from the middle energy range.
  • the output voltage 120 is higher than the high energy threshold 132, it is separated from the high energy range.
  • the number of incident X-ray photons after the energy range is classified is counted for each energy range, and this sum is output for each view.
  • the sampling time is very short compared to the view time, and sampling is performed many times between views. In this way, the presence / absence of incident and the energy range are classified, and the signal collecting unit 108 generates a digital signal for each energy range for each view.
  • an integrated value of the output voltage during sampling may be used, and the classification method is not limited to the above method.
  • an imaging operation is performed as follows.
  • the control unit 107 controls the X-ray irradiation from the X-ray source 100 and the gantry rotating unit 101 to start imaging.
  • the X-ray source 100 accelerates the electron beam with a tube voltage of 120 kV, and irradiates the subject 300 placed on the bed top plate 103 to emit X-rays.
  • X-rays transmitted through the subject 300 are detected by the detection unit 104.
  • the detection unit 104 generates a charge corresponding to the energy of the incident X-ray for each X-ray detection element.
  • the signal collection unit 108 classifies the electric charge into a high energy range, a medium energy range, and a low energy range, obtains a digital signal for each energy range and each view, and outputs the digital signal to the calculation unit 105.
  • the control unit 107 changes the X-ray irradiation angle with respect to the subject 300 by rotating the gantry rotation unit 101 in the rotation direction. While rotating and driving in this way, the focal position is changed for each view and photographing is repeated to acquire a digital signal for 360 degrees. Photographing is performed over a plurality of views, for example, every 0.4 degrees. By such photographing, a digital signal for 360 degrees is obtained, and the digital signal for 360 degrees is used as projection data.
  • the X-rays generated from the X-ray source 100 may be pulse X-rays synchronized with each view or continuous X-rays.
  • the calculation unit 105 performs predetermined correction processing and calculation processing on the acquired projection data to generate a multi-energy image. That is, the arithmetic unit 105 serving as an image processing unit performs first basis material conversion, reconstruction image generation, second basis material conversion, multi-energy image generation, and the like.
  • first base material group and the second base material group are different from each other, and there is a base material included in only one of the first base material group and the second base material group.
  • the number of basis substances contained in each of the first basis substance group and the second basis substance group may be the same or different, and a part of the basis substances is common. Also good.
  • a signal obtained from the signal collecting unit 108 is referred to as “projection data”, and the result of the first basis material conversion or the result of the second basis material conversion is referred to as “projection data”.
  • the projection data generated using this is called “projection image”.
  • step S11 the main control unit 159 acquires two or more types of projection data having different energy distributions.
  • step S12 the first basis material conversion unit 151 performs the first basis material conversion based on the projection data acquired in step S11.
  • the first basis material conversion refers to calculating physical quantities of the basis material A and the basis material B belonging to the first basis material group from two or more types of projection data having different energy distributions.
  • step S13 the projection image generation unit 152 or the reconstruction image generation unit 153 generates a projection image or a reconstruction image from the physical quantities of the base material A and the base material B belonging to the first base material group calculated in step S12. Generate at least one.
  • step S14 the main control unit 19 stores the image generated in step S13 in the storage unit 109 and displays it on the display unit 107 as necessary.
  • step S15 the main control unit 159 determines whether or not to change the base material calculated in step S12. That is, it is determined whether or not the second basis material conversion is performed. For example, when the user instructs to change the base material, it is determined to perform the second base material conversion. If it is determined to change the base material, the process proceeds to step S16, where the second base material conversion unit 154 determines the physical quantities of the base material B and the base material C belonging to the second base material group input by the user. The calculation is performed based on the projection image or the reconstructed image generated in step S13.
  • step S17 the reconstruction image generation unit 153 generates a multi-energy image using the physical quantities of the base material B and the base material C belonging to the second base material group, and displays the multi-energy image generated in step S18.
  • the information is displayed on the unit 107 and the above process is terminated. If it is determined in step S15 that the base material is not changed, the above process is terminated.
  • the solid line indicates the content of the process
  • the broken line indicates data or an image generated by executing the process indicated by the solid line.
  • the process from step S100 to step S106 is a process of calculating the physical quantity of the first base material and acquiring a multi-energy image
  • the process from step S107 to S110 is the second process. This is a process of calculating a physical quantity of a base material and newly acquiring a multi-energy image.
  • step S100 the user inputs various settings as an imaging preparation to the X-ray CT apparatus using the input unit 110 and inputs an imaging start instruction, starts imaging, and the calculation unit 105 starts from the signal collection unit 108.
  • Projection data 200 is acquired.
  • Preparations for imaging include, for example, the X-ray tube voltage and X-ray tube current of the X-ray source 100, the X-ray irradiation range, the focus size, the type and presence / absence of an X-ray filter, the type and presence / absence of a bowtie filter, imaging time, scan time, Includes settings of shooting conditions such as shooting range, types of base materials, physical quantities of base materials, and the size and type of reconstructed images to be generated (for example, selecting a monochromatic image as a multi-energy image) It is.
  • the set shooting conditions are stored in the storage unit 109. In the following description, a case where an X-ray tube voltage is stored in the storage unit 109 as imaging condition information will be described.
  • step S101 the conversion parameter determination unit 150 determines a conversion parameter to be applied when the first basis material conversion is performed on the projection data 200 acquired from the signal collection unit 108.
  • projection data is acquired in each of three energy ranges, a low energy range, a medium energy range, and a high energy range.
  • Conversion parameters to be applied to the base material conversion process are measured and generated in advance before the main imaging and stored in the storage unit 109.
  • the conversion parameters to be applied are determined from the imaging conditions stored in the storage unit 109. To decide.
  • conversion maps shown in FIGS. 8A to 8C can be used as a conversion parameter applied to the base material conversion process.
  • the conversion map shown in FIG. 8A represents the output value in the low energy range obtained when the surface density value (horizontal axis) of the base material A and the surface density value (vertical axis) of the base material B are determined.
  • the curve 161 represents an example of a curve (hereinafter referred to as “contour line”) indicating a set of combinations of the surface density value of the base material A and the surface density value of the base material B that can take a certain output value. This means that there are combinations of surface density values of a plurality of base materials A and base materials B for output values in the same low energy range.
  • the conversion map shown in FIG. 8B shows the output value of the intermediate energy range obtained when the surface density value (horizontal axis) of the base material A and the surface density value (vertical axis) of the base material B are determined.
  • the curve 155 represents an example of a contour line of a certain output value.
  • the conversion map shown in FIG. 8C shows the output value in the high energy range obtained when the surface density value (horizontal axis) of the base material A and the surface density value (vertical axis) of the base material B are determined.
  • the curve 156 represents an example of a contour line of a certain output value.
  • the set of such conversion maps varies depending on the X-ray irradiation status. That is, when X-ray tube voltages 80 kVp and 120 kVp can be set as imaging conditions, different sets of conversion maps are required for the respective X-ray tube voltages. Accordingly, a set of conversion maps for each imaging condition, that is, for each X-ray tube voltage, is stored in the storage unit 109 as conversion parameters. In S101, conversion parameter determination unit 150 determines one set of conversion maps for each X-ray detection element and each view based on the imaging conditions, here, the X-ray tube voltage.
  • the first basis matter conversion unit 151 After determining the conversion parameters to be applied to the first basis matter conversion process in this way, in the next step S102, the first basis matter conversion unit 151 performs three types of low energy range, medium energy range, and high energy range. Using the projection data in the energy range and a set of conversion maps as conversion parameters applied to the first base material conversion process determined in step S101, the physical quantities of the respective base materials included in the first base material group are calculated. Then, a base material image of the first base material group is generated. In the present embodiment, the surface density is calculated as a physical quantity. The calculation of the surface density is performed for each X-ray detection element and each view, and a base material image (projected image 201) including the surface density of each base material included in the first base material group is acquired. That is, as the basis material image, a projection image for each basis material, in this embodiment, a projection image 201 of the basis material A and the basis material B is generated.
  • FIG. 8D is a display in which FIGS. 8A to 8C are overlapped.
  • one energy range data there are a plurality of combinations of areal density values of the first base material. By using this energy range, the intersections thereof satisfy the values of all energy ranges, and the surface density value of the first first base material group is optimum.
  • the intersection point 157 in FIG. 8D is an optimum value, and the value on the horizontal axis of the intersection point 157 is optimum.
  • the surface density value of the basic material A and the value on the vertical axis are the optimal surface density values of the base material B.
  • the output value of the projection data has an error due to the X-ray dose or the fluctuation of the quantum number, and thus there may be a case where the solution cannot be uniquely obtained from the conversion map.
  • FIG. 8E shows an example where such a unique solution cannot be obtained. As shown in FIG. 8E, the intersection of the curves 155 and 156 is a point 157-1, the intersection of the curves 161 and 155 is a point 157-2, and the intersection of the curves 161 and 156 is a point 157-3.
  • the solution is not unique. In this case, it is necessary to estimate the most likely solution.
  • the surface density values of the base material A and the base material B are changed near the intersection points 157-1, 157-2, and 157-3 by simulation to generate a reconstructed image. It is possible to select a point with the least artifacts when doing so.
  • An estimation unit (not shown) for estimating such a solution can also be configured so that the first basis material conversion unit 1053 is provided.
  • such a process requires a large amount of computation, and when it is performed on projection data, it is performed on all X-ray detection elements and all views, so that a lot of time may be required.
  • the projection image generation unit 152 generates a projection image 202 of a multi-energy image based on the base material image 201.
  • the projection image 202 includes a projection image of the multi-energy image (hereinafter referred to as “designated multi-energy image”) set in step S100 and a multi-energy image (hereinafter referred to as “second basis”) used in the second basis material conversion. Projection image of “multi-energy image for substance conversion”.
  • the second multi-energy image for base material conversion is determined in advance prior to imaging, and includes a plurality of images necessary for the second base material conversion.
  • the designated multi-energy image is an image at an X-ray tube voltage of 80 kVp different from that used for imaging, and a virtual monochromatic image of 50 keV and 100 keV is used as the second multi-energy image for base material conversion. An example will be described.
  • the monochromatic energy is E 0
  • the projected image is P E0
  • the two base materials are the base material A and the base material B
  • the values of the projected images are ⁇ 1 and ⁇ 2
  • the mass absorption coefficient at the energy E 0 is ⁇ m 1
  • the projected image P E0 can be calculated by using, for example, Expression (1).
  • the projection images 202 of the respective virtual monochromatic images can be generated.
  • the photon number of the X-ray spectrum irradiated when the X-ray tube voltage is 80 kVp is used as the photon number S (E 0 ), and the energy E 0 in the equation (1) is expressed as A virtual monochromatic image from 0 keV to 80 keV is obtained and integrated to obtain a projected image of the virtual monochromatic image.
  • a virtual monochromatic image is obtained every 1 keV, and is added as shown in Expression (2), thereby generating a projection image P 80 kVp when the X-ray tube voltage is 80 kVp.
  • Designated multi-energy images include various images such as virtual monochromatic images, basis material density images, effective atomic number images, electron density images, photoelectric effect images, Compton scattering images, and reconstructed images showing distributions other than absorption coefficients. An image can be generated.
  • a virtual monochromatic image of 50 keV and 100 keV has been described as the second multi-energy image for base material conversion.
  • the combination of X-ray tube voltages is not limited to this, and various energies are used.
  • a combination of virtual monochromatic images can be applied. Not only a combination of two types of energy but also a combination of three or more types can be used. Further, it may be an image of a plurality of different X-ray tube voltages. Further, a reconstructed image for each energy range, that is, a set of reconstructed images corresponding to some or all of the energy ranges of the low energy range, the medium energy range, and the high energy range may be used. Furthermore, it may be a set of various multi-energy images such as an effective atomic number image, an electron density image, a photoelectric effect image, and a Compton scattering image.
  • step S104 the reconstructed image generation unit 153 performs a reconstruction process on the projection image 202 obtained in step S103, and generates a reconstructed image.
  • the reconstructed image generation unit 153 first reconstructs the projection image of the designated multi-energy image to generate the designated multi-energy image, and displays it in step S105.
  • a projection image of the second base material conversion multi-energy image is reconstructed to generate a second base material conversion multi-energy image, which is stored in the storage unit 109 in step S106.
  • various techniques such as a Feldkamp image reconstruction method can be applied.
  • step S105 the calculation unit 105 can display not only the designated multi-energy image on the display unit 107, but also can display the second multi-energy image for base material conversion together with the designated multi-energy image.
  • step S106 a designated multi-energy image can be stored in addition to the second multi-energy image for base material conversion.
  • step S107 the second basis material conversion unit 154 receives an input as to whether or not the basis material has been changed by the user via the input unit 110.
  • the second basis material conversion unit 154 ends the process when receiving an input indicating that the basis material is not changed by the user.
  • the process proceeds to the next step S108.
  • step S ⁇ b> 108 the second basis material conversion unit 154 receives an input of the calculated basis material and generation conditions via the input unit 110.
  • the base substance input by the user via the input unit 110 is a base substance (assuming to be a base substance C and a base substance D) included in the second base substance group, and the first base substance group Is different from the base material A and the base material B contained in.
  • the generation conditions include, for example, the size and type of the multi-energy image to be generated.
  • step S109 the second basis material conversion unit 154 reads the second basis material conversion multi-energy image stored in the storage unit 109, and The physical quantity of the base material of 2 is calculated.
  • the density of the base material C and the base material D included in the second base material group is calculated, and a virtual monochromatic image having an energy of 50 keV and an energy of 100 keV is generated as the second base material conversion multi-energy image.
  • a conversion map is used as in the case where the surface density of the first base material is used.
  • the conversion map is stored in advance in the storage unit 109 for each second base material conversion multi-energy image.
  • the conversion map in FIG. 9A is for a virtual monochrome image with an energy of 50 keV
  • the conversion map in FIG. 9B is for a virtual monochrome image with an energy of 100 keV.
  • the horizontal axis indicates the density value of the base material C
  • the vertical axis indicates the density value of the base material D.
  • the mass absorption coefficients of the basis material C and the basis material D are obtained, and the density value and basis value of the basis material C are obtained.
  • a pixel value of the reconstructed image (hereinafter, the pixel of the reconstructed image is referred to as a voxel and the pixel value is referred to as a voxel value) is obtained.
  • a curve 158 is a curve (hereinafter referred to as “contour line”) showing a set of combinations of density values of the base material C and the density value of the base material D that can be taken by a certain voxel value. is there.
  • the curve 159 is a curve (contour line) showing a combination of the density value of the base material C and the density value of the base material D that a certain voxel value can take. is there.
  • FIG. 9C is obtained by superimposing FIG. 9A and FIG. 9B, and the intersection 160 of the curve 158 and the curve 159 is the optimal density value of the base material C and the base material D.
  • step S109 such processing is performed on all the voxels of the reconstructed image, and a density image 204 that is a set of density values is generated.
  • the density image 204 is generated for both the base material C and the base material D.
  • the reconstructed image generation unit 153 generates a multi-energy image from the density image 204.
  • An absorption coefficient (linear attenuation coefficient) ⁇ (E) at energy E is calculated for all voxels of the reconstructed image.
  • the absorption coefficient ⁇ (E) is calculated according to the following equation (3).
  • [mu] m n (E) is the mass absorption coefficient of the basis material
  • c n is the density of the base material.
  • the density c n of the base material is a value of the density image 204, and a literature value is used as the mass absorption coefficient ⁇ m n (E), for example.
  • the virtual monochromatic image can be generated as the multi-energy image (reconstructed image) 205 by obtaining the absorption coefficient with all the voxels of the reconstructed image and further converting it into a CT value.
  • the generated multi-energy image 205 is displayed.
  • the process returns to step S107, and the second basis material conversion unit 154 receives an input of whether or not the basis material has been changed by the user via the input unit 110.
  • the second basis material conversion unit 154 ends the process when receiving an input indicating that the basis material is not changed by the user.
  • the second basis material conversion unit 154 repeats the processing from step S108 onward to generate and display the multi-energy image 205 again. By such processing, the second base material can be changed and each multi-energy image can be acquired repeatedly.
  • the first basis material conversion when the first basis material conversion is performed, conversion parameters corresponding to the X-ray irradiation conditions that can be taken by the combination of basis materials included in the first basis material group are stored in the storage unit 109 in advance.
  • the physical quantity of the base material can be calculated.
  • the second basis material conversion since the transformation of the basis material included in the second basis material group using the already obtained projection data or the reconstructed image, that is, the physical quantity of the basis material is calculated, the projection data and The reconstructed image does not depend on the X-ray irradiation conditions, and the base material conversion process can be performed only by storing the conversion parameters corresponding to one X-ray irradiation condition in the storage unit 109.
  • the calculation cost in the calculation unit 105 can be suppressed. Furthermore, although it takes a long time to calculate the physical quantity of the base material from the projection data, when calculating the physical quantity of the base material from the reconstructed image, the number of voxels in the reconstructed image is larger than that of the projection data. Therefore, it can be processed at high speed.
  • the present embodiment even when the physical quantity of the base substance included in the second base substance group is calculated by changing from the first base substance group calculated at the beginning, re-imaging is performed. In addition, it is not necessary to perform many arithmetic processes from projection data, and a multi-energy image indicating a physical quantity of a desired base material can be acquired in a short time.
  • the generation timing of the multi-energy image used for the second basis material conversion can be determined as appropriate. For example, after the input of the basis material change instruction, the second basis material conversion multi-energy image is generated, and the second basis material conversion process and the generation of the multi-energy image are performed using the second basis material conversion multi-energy image. Multi-energy images can also be generated.
  • FIG. 10 shows an example of a user interface screen displayed on the display unit 106.
  • the user interface screen 900 of FIG. 10 includes an imaging start input button 911, an imaging stop button 912, an imaging condition setting area 913, a base substance setting area 901, an image type input button 907, a base substance change button 903, an end button 902, and an image display. Regions 904, 905, and 906 are provided.
  • the shooting condition setting area 913 is an area for setting and inputting shooting conditions before shooting.
  • the X-ray irradiation conditions include X-ray tube voltage, X-ray tube current, X-ray irradiation range (irradiation slice width), focus size, X-ray filter (type and presence), bowtie filter (type and presence / absence).
  • the shooting time is displayed.
  • the shooting start input button 911 receives a shooting start instruction when pressed by the user. When shooting is to be stopped after the start of shooting, a shooting stop instruction is accepted by pressing the shooting stop input unit 912.
  • a multi-energy image created from the first base material is displayed on the image display unit 904, and a multi-energy image created from the first base material is displayed on the image display unit 905. Is displayed.
  • the base material change button 903 receives an input as to whether or not to change the base material.
  • the base material change button 903 is pressed by the user, the user subsequently sets the second base material in the base material setting area 901 and sets the type of multi-energy image via the image type input button 907.
  • a virtual monochromatic image of 40 keV is selected as the type of multi-energy image.
  • the base material setting area 901 two or more sets of base materials can be set, and one set is set.
  • the example which selected water and the bone as a base material is shown.
  • the end button 902 is pressed.
  • the arithmetic unit 105 When the start of processing is instructed by the base material conversion processing start instructing unit 903, the arithmetic unit 105 generates a multi-energy image obtained by calculating the reset second base material, and displays the image. It is displayed in area 906.
  • the above settings and inputs are repeatedly performed, so that the image can be generated and displayed many times.
  • the generated image can be displayed in the image display areas 904, 905, and 906, or can be displayed by providing another image display area. It is possible to input information while confirming the information necessary for imaging and conversion of the base material, and by simultaneously displaying multiple images with different types and numbers of base materials on one screen, comparing multiple images, the difference between the two There is an advantage that can be easily grasped.
  • the first base material group includes one set of two base materials (water and calcium), and the second base material group includes one set of two base materials (water and bone).
  • combinations of base substances included in each base substance group can be changed as appropriate.
  • the number of base substances included in the first base substance group is The number is preferably smaller than the number of base substances included in the base substance group.
  • the present invention is not limited to this, and for example, a projection image of the base material conversion multi-energy image can be stored.
  • the projection image 202 of the second base material conversion multi-energy image is stored, and the input of the presence or absence of change of the base material S107 is awaited without performing the reconstruction image creation S104, and the base Only when “Yes” is selected in the presence / absence of change in substance S107, a reconstruction calculation 203 is performed on the projection image to generate a second base substance conversion multi-energy image 203, which is used for the basis substance change. Processing after the presence / absence of change S107 may be performed.
  • the creation and display S105 of the designated multi-energy image is completed before the presence / absence of the change of the base material S107, similarly to the procedure shown in FIG. By doing so, it is possible to shorten the time until the transition to the presence / absence of change of the base material S107, and in particular, it is possible to shorten the processing time when selecting “None” in the presence / absence of change of the base material S107.
  • the base material image 201 is stored, the input of the base material change presence / absence S107 is awaited without performing the projection image creation S103 and the reconstruction image creation S104, and the base material change presence / absence S107. Only when “Yes” is selected in the above, the base material image 201 is subjected to the projection image generation S103 and the reconstruction operation 203 to generate the second base material conversion multi-energy image 203, which is used as the base material. The process after the presence / absence of change S107 may be performed.
  • the creation and display S105 of the designated multi-energy image is completed before the presence / absence of the change of the base material S107, similarly to the procedure shown in FIG. By doing in this way, similarly, it is possible to shorten the time until the base material is changed or not S107.
  • the second basis substance conversion unit 1058 performs the second basis substance conversion process from the reconstructed image.
  • the second basis material conversion is performed using the basis material image 201 which is a projection image of the basis material included in the first basis material group and the projection image 202 of the multi-energy image created from the basis material image. You can also.
  • a projection image of the physical quantity of each basis material included in the second basis material group is obtained, and a projection image of a multi-energy image is generated from the projection image of the basis material.
  • the multi-energy image may be acquired by performing reconstruction processing on the projected image of the multi-energy image. Details of the calculation processing related to the base material conversion by the calculation unit 105 and an example of the generated data or image will be described with reference to FIG. In FIG. 11, the solid line indicates the contents of the process, and the broken line indicates data or an image generated by executing the process indicated by the solid line.
  • step S200 the user inputs an imaging start instruction together with various settings as an imaging preparation to the X-ray CT apparatus using the input unit 110, and starts imaging.
  • step S201 a conversion parameter is determined, and in step S202, a first base material conversion is performed to generate a base material image (projected image) 201.
  • step S203 the projection image generation unit 1055 generates a projection image 202 of the multi-energy image based on the projection image for each base material. At this time, a designated multi-energy image and a second basis material conversion multi-energy image are generated as projection images.
  • step S204 the projection image for the designated multi-energy image generated in step S203 is reconstructed by the reconstructed image generation unit 153 to generate a multi-energy image.
  • step S205 this is displayed on the display unit.
  • the projection image generation unit 151 stores the generated projection image of the generated second base material conversion multi-energy image in the storage unit 109 (step S206).
  • step S207 the second basis material conversion unit 154 receives an input of whether or not the basis material has been changed by the user via the input unit 110. If the second basis material conversion unit 154 receives an input indicating that the user does not change the basis material, the second basis material conversion unit 154 ends the process. On the other hand, when the second basis material conversion unit 154 receives an input to change the basis material, the process proceeds to the next step S208.
  • step S208 the second basis material conversion unit 154 receives input of the basis material to be calculated and generation conditions of the basis material image via the input unit 110. Based on the input information, in the next step S209, the second basis material conversion unit 154 performs the second basis material conversion to generate a basis material image (projection image) 206.
  • the second basis matter conversion in step S209 is performed using the projection image for the second basis matter conversion multi-energy image stored in the storage unit 109. This can be performed, for example, by applying the conversion map described above.
  • step S210 the reconstruction image generation unit 153 generates a projection image 207 of a multi-energy image using the basis material image (projection image) 206, and performs a reconstruction process in the next step S211.
  • An energy image 208 is generated, and the main control unit 159 displays the multi-energy image 208 on the display unit 106 in step S212. Thereafter, the process returns to step S107, and an input regarding whether or not the base material is changed again is accepted.
  • the second basis material conversion unit 154 ends the process when receiving an input indicating that the basis material is not changed by the user. On the other hand, when the second basis material conversion unit 154 receives an input to change the basis material, the second basis material conversion unit 154 generates the multi-energy image 208 again by repeating the processing from step S208. By such processing, the second base material can be changed and each multi-energy image can be acquired repeatedly.
  • step S300 the user inputs an imaging start instruction together with various settings as preparation for imaging to the X-ray CT apparatus by the input unit 110, and starts imaging.
  • a conversion parameter is determined.
  • step S302 a first base material conversion is performed to generate a base material image (projected image) 201.
  • step S303 the projection image generation unit 152 generates a projection image 202 of the multi-energy image based on the projection image for each base material. At this time, a projection image for the designated multi-energy image is generated as a projection image.
  • step S304 the projection image for the designated multi-energy image generated in step S203 is subjected to reconstruction processing by the reconstruction image generation unit 153 to generate a multi-energy image.
  • step S305 this is displayed on the display unit. 106.
  • step S307 whether or not the base material is changed is input, and if the base material is not changed, the process ends. On the other hand, if the base material is changed, the base material and creation conditions are input in step S308. Based on this information, a projection image of the second multi-energy image for base material conversion is generated in step S309.
  • the multi-energy image 208 can be generated and displayed by performing the processing from step S310 to step S313 using the projection image 209 of the second base material conversion multi-energy image. Then, it returns to step S107 and the presence or absence of the change of a base material is input again.
  • the image to be referred to can be displayed earlier. Can be displayed.
  • correction of sensitivity characteristics of the X-ray detection element for example, correction of sensitivity characteristics of the X-ray detection element, correction processing for estimating the output value of the defective element, and the like can be added as appropriate.
  • correction processing for estimating the output value of the defective element can be added as appropriate.
  • the conversion parameter is uniquely determined, so that the process of determining the conversion parameter is not necessary.
  • X-ray tube voltage is stored and used as imaging conditions.
  • X-ray tube current X-ray irradiation range (channel direction, slice direction, etc.)
  • X-ray irradiation range channel direction, slice direction, etc.
  • One or a plurality of focus sizes, types and presence / absence of X-ray filters and bowtie filters, imaging time, and the like can be used.
  • the example in which the information on the second base material is input after the multi-energy image of the base material is displayed as the processing flow by the calculation unit 105 has been described. It is also possible to input information about the second basis material and whether or not to generate a multi-energy image of the second basis material before imaging. It is also possible to automatically generate and display a multi-energy image of the second base material after displaying the multi-energy image created from the first base material.
  • the physical quantity of the first base material is the surface density
  • the physical quantity of the second base material is the density, but it may be a physical quantity that does not depend on other energy.
  • the physical quantity of the first basic substance can be the length of the basic substance
  • the second basic substance conversion is performed with a reconstructed image
  • the abundance ratio of the basic substance is used in addition to the density. You can also.
  • the second basis material conversion is performed using a projection image
  • the surface density or the length of the basis material can be used.
  • the energy range is not limited to the above example, and can be two energy ranges or four or more energy ranges.
  • the X-ray CT apparatus including the photon counting type detector that performs counting by dividing the X-rays into two or more energy ranges has been described.
  • the X-ray CT apparatus includes a plurality of X-ray CT apparatuses. Integral X-ray detector that integrates and outputs the energy of ray photons, and is a dual energy that obtains a reconstructed image from a plurality of projection data obtained by photographing a subject with two or more different X-ray energy distributions An X-ray CT apparatus or a multi-energy X-ray CT apparatus may be used.
  • a method of separating X-rays into two or more different energy distributions within an X-ray detector and detecting them separately, or from an X-ray source A method may be used in which projection data is obtained by irradiating two or more spectrum X-rays.
  • the spectrum of irradiation X-rays may be switched every half rotation, one rotation, or a plurality of rotations, or may be switched for each view or a plurality of views.
  • projection data with different energy distributions may be obtained in the same path by irradiating different energy distributions in the slice direction and performing helical imaging.
  • an image processing apparatus including a calculation unit 105, a display unit 106, a control unit 107, a storage unit 109, and an input unit 110 can be provided.
  • projection data obtained by imaging with a separate X-ray imaging apparatus is input by the input unit 110 and stored in the storage unit 109, and the calculation unit 105 is based on the projection data.
  • a desired image such as projection data, a projection image, or a multi-energy image is generated.
  • the X-ray CT apparatus has been described.
  • the present invention can also be applied to an apparatus that does not perform image reconstruction processing, an apparatus that does not have an X-ray source, and the like.
  • the present invention can also be applied to an X-ray image diagnostic apparatus, an X-ray imaging apparatus, an X-ray fluoroscopic apparatus, a mammography, a digital subtraction apparatus, an X-ray detector, a radiation detector, and the like.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Human Computer Interaction (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

演算時間を増大させることなく複数種類の基底物質の物理量を算出する。　エネルギー分布の異なる２種類以上の投影データに基づいて、第１の基底物質群に含まれる２以上の基底物質の物理量をそれぞれ算出する第１の基底物質変換部と、前記第１の基底物質群に含まれる２以上の基底物質の物理量から、被写体の投影像又は再構成像の少なくとも一方であって、かつ、複数の画像を生成する画像生成部と、複数の前記画像に基づいて、前記第１の基底物質群とは異なる第２の基底物質群に含まれる基底物質の物理量を算出する第２の基底物質変換部と、を備える画像処理装置を提供する。

Description

画像処理装置、Ｘ線ＣＴ装置及び画像処理方法
　本願発明は、画像処理装置、Ｘ線ＣＴ装置及び画像処理方法に関し、特に、フォトンカウンティング型のＸ線検出器により取得されたデータに対する画像処理を行う画像処理装置、Ｘ線ＣＴ装置及び画像処理方法に関する。
　Ｘ線ＣＴ装置は、複数の方向から撮影した被検体のＸ線透過像である投影データからＸ線吸収係数（線減弱計数）を算出し、被検体の断層像である再構成像を得る装置である。従来、投影データを取得するためのＸ線検出器として、積分型のＸ線検出器を用いたＸ線ＣＴ装置が主流であったが、近年、Ｘ線フォトンの個数を計測するフォトンカウンティング型のＸ線検出器を搭載したＸ線ＣＴ装置が開発されつつある（例えば、特許文献１）。この装置では、これまでのＸ線ＣＴ装置では取得できなかったエネルギー毎の仮想単色画像や、基底物質密度画像、実効原子番号画像、電子密度画像、光電効果画像、コンプトン散乱画像など、吸収係数以外の分布を示す再構成像、撮影で用いたスペクトル以外のエネルギー分布のＸ線における吸収係数像など、様々な再構成像（以降、これらの画像を「マルチエネルギー画像」という）を生成することができる。
　このようなフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置では、複数のエネルギービン毎に投影データを取得し、変換マップなどの変換パラメータを用いて、投影データの出力値に対応する基底物質の物理量を得ることができる。ここで基底物質の物理量とは、投影データの場合、基底物質の長さや面密度である。基底物質の物理量を用いることで、様々なマルチエネルギー画像を生成することができる。
特開２０１４－２３９８４０号公報
　しかしながら、特許文献１のＸ線ＣＴ装置では、変換パラメータが、Ｘ線照射条件毎に必要であり、更に基底物質の組み合わせ（セット）毎に必要となる。従って、撮影前に、想定するＸ線照射条件と基底物質の組み合わせに対する多数の変換パラメータを、実験やシミュレーションを用いて決定しておく必要があり、多くの工程を要する。そして、これら工程で得られた多くの変換パラメータを記憶しておくための大きな記憶容量が必要となる。複数種類の基底物質を設定して夫々画像を生成する場合には、さらに多くの工程と大きな記憶容量を要してしまう。
　ところで、基底物質の物理量の変換には、投影データを基に行う方法と、再構成像を基に行う方法とがある。投影データを基に行う方法は、特にＸ線検出素子毎の特性の違いを考慮して変換を行うことができるため、精度良く基底物質の物理量を求めることができるという利点がある。
　しかしながら、投影データを基に行う方法によって基底物質の物理量変換を行うと、処理時間を要してしまうため、様々な基底物質を設定して画像を生成するような処理には不向きであった。
　一方、再構成像を基に行う方法は、Ｘ線検出素子毎の特性の違いを考慮することができないものの、高速に処理を行うことができるという利点がある。
　本発明は上記実情に鑑みてなされたものであり、演算時間を増大させることなく複数種類の基底物質の物理量を算出し、延いては所望の画像を取得することを目的とする。
　上記課題を解決するために、本発明は以下の手段を提供する。
　本発明の一態様は、エネルギー分布の異なる２種類以上の投影データに基づいて、第１の基底物質群に含まれる２以上の基底物質の物理量をそれぞれ算出する第１の基底物質変換部と、前記第１の基底物質群に含まれる２以上の基底物質の物理量から、被写体の投影像又は再構成像の少なくとも一方であって、かつ、複数の画像を生成する画像生成部と、複数の前記画像に基づいて、前記第１の基底物質群とは異なる第２の基底物質群に含まれる基底物質の物理量を算出する第２の基底物質変換部と、を備える画像処理装置を提供する。
　本発明によれば、演算時間を増大させることなく複数種類の基底物質の物理量を算出し、所望の画像を取得することができる。
本発明の実施形態に係る画像処理装置を適用したＸ線ＣＴ装置の概略を示すブロック図である。 本発明の実施形態に係る画像処理装置を適用したＸ線ＣＴ装置における演算部の概略を示すブロック図である。 図１のＸ線ＣＴ装置の検出部の概略を示す参考図である。 図１のＸ線ＣＴ装置の検出部によって検出するフォトン数とエネルギー範囲との関係を示すラフである。 図１のＸ線ＣＴ装置の検出部において生じた電荷に応じた電圧信号を示すグラフである。 本発明の実施形態に係る画像処理装置を適用したＸ線ＣＴ装置における基底物質演算処理の概略を説明するフローチャートである。 本発明の実施形態に係る画像処理装置を適用したＸ線ＣＴ装置における基底物質演算処理を説明する説明図である。 （Ａ）～（Ｅ）本発明の実施形態に係る画像処理装置を適用したＸ線ＣＴ装置の基底物質演算処理において用いる変換マップの一例である。 （Ａ）～（Ｃ）本発明の実施形態に係る画像処理装置を適用したＸ線ＣＴ装置の基底物質演算処理において用いる変換マップの一例である。 本発明の実施形態に係る画像処理装置を適用したＸ線ＣＴ装置の表示部に表示されるユーザインターフェース画面の一例を示す参考図である。 本発明の実施形態の変形例１に係る画像処理装置を適用したＸ線ＣＴ装置における基底物質演算処理を説明する説明図である。 本発明の実施形態の変形例２に係る画像処理装置を適用したＸ線ＣＴ装置における基底物質演算処理を説明する説明図である。 本発明に係る画像処理装置のブロック図である。
　本発明の一実施形態について、図面を参照して説明する。
　本発明に係る画像処理装置は、エネルギー分布の異なる２種類以上の投影データに基づいて、第１の基底物質群に含まれる２以上の基底物質の物理量をそれぞれ算出する第１の基底物質変換部と、第１の基底物質群に含まれる２以上の基底物質の物理量から、被写体の投影像又は再構成像の少なくとも一方であって、かつ、複数の画像を生成する画像生成部と、複数の前記画像に基づいて、第１の基底物質群とは異なる第２の基底物質群に含まれる基底物質の物理量を算出する第２の基底物質変換部と、を備える画像処理装置である。
　このような画像処理装置によれば、第１の基底物質群に含まれる２以上の基底物質の物理量に基づいて取得した画像から第２の基底物質群に含まれる基底物質の物理量を算出するので、画像演算時間を増大させることなく複数種類の基底物質の物理量を算出することができる。
　以下、より具体的に本発明の実施形態について説明する。
＜実施形態＞
　以下、本発明の実施形態に係る画像処理装置を備えたＸ線ＣＴ装置について図面を参照して説明する。
　図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置は、撮影系としての、Ｘ線源１００と、Ｘ線検出器１１１と、これらＸ線源１００及び検出器１１１の検出部１０４（後述）を対向配置し所定の回転軸を中心に回転するガントリー回転部１０１と、ガントリー回転部１０１の開口内に配置された寝台天板１０３と、これら撮影系の動作に伴いＸ線検出器１１１が取得した信号を処理する信号処理部１１２とを備えている。
　Ｘ線源１００は、例えば管電圧で加速した電子ビームをタングステンやモリブデンなどのターゲット金属に衝突させ、その衝突位置（焦点）からＸ線を発生させる。
　ガントリー回転部１０１は、Ｘ線源１００及び検出部１０４を互いに対向配置し、所定の回転軸を中心に回転する。ガントリー回転部１０１の中央には、被検体１０２が挿入される開口が設けられ、この開口内に、被検体１０２が寝かせられる寝台天板１０３が配置されている。寝台天板１０３とガントリー回転部１０１とは、所定の方向に相対的に移動可能となっている。
　Ｘ線検出器１１１は、入射したＸ線フォトンを検出し、複数（例えば、３つ）のエネルギー範囲に分別して計数を行うフォトンカウンティング方式のＸ線検出素子が複数配置された検出部１０４と、Ｘ線検出素子から出力される投影像を収集する信号収集部１０８とを備えている。検出部１０４の詳細は後述する。
　信号処理部１１２は、演算部１０５、表示部１０６、制御部１０７、記憶部１０９及び入力部１１０を備えている。
　図２に示すように、演算部１０５は、収集した信号に所定の演算処理を行うため、信号収集部１０８で収集した信号に対して、基底物質変換に用いる変換パラメータを決定する変換パラメータ決定部１５０、第１の基底物質群に含まれる複数の基底物質の物理量を求める第１の基底物質変換部１５１、第１の基底物質群に属する基底物質の物理量から投影像を生成する投影像生成部（画像生成部）１５２、再構成処理を行いマルチエネルギー画像等の再構成像を生成する再構成像生成部１５３、投影像生成部１５２において生成された投影像又は再構成像生成部１５３において生成された再構成像から第２の基底物質群に属する基底物質の物理量を算出する第２の基底物質変換部１５４、及びこれら各部を制御する主制御部１５９を備えている。
　演算部１０５は、記憶部１０９に記憶された情報や変換パラメータに基づいて種々の演算を行う。演算部１０５は必要に応じて記憶部１０９から各種情報やパラメータ等を読み出し、信号処理、画像処理、及び画像再構成等の演算を行う。
　表示部１０６は、ユーザによる各種入力を実現するユーザインターフェース画面（詳細は後述する）を表示したり、演算部１０５により生成されたマルチエネルギー画像等を表示したりする。
　制御部１０７は、Ｘ線源１００の発生駆動源の動作を制御するＸ線制御部、Ｘ線検出器１１１の信号読み出し動作を制御する読み出し制御部、ガントリー回転部１０１の回転と寝台天板１０３の移動を制御する撮影制御部、及びこれら各部全体を制御する全体制御部を備えている。
　記憶部１０９は、演算部１０５における演算処理に用いられるパラメータやデータ、投影データを取得した際の撮影条件等を記憶している。具体的には、基底物質変換に用いられる撮影条件情報１４０や、基底物質の物理量を求めるための変換パラメータ１４１等が含まれる。基底物質の物理量を算出するための変換パラメータとして、例えば、変換マップ等を記憶している。
　入力部１１０は、Ｘ線ＣＴ装置における撮影条件等の入力を行う。
　演算部１０５及び制御部１０７は、その一部又は全部をＣＰＵ（中央処理装置）、メモリ及び主記憶部１０９を含むシステムとして構築することができ、演算部１０５及び制御部１０７を構成する各部の機能は、予め記憶部１０９に格納されたプログラムをＣＰＵがメモリにロードし、実行することにより実現することができる。また機能の一部または全部は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）やＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）などのハードウェアで構成することも可能である。
　以下の説明においては、特に説明しない限り、上述した撮影系、制御部１０７及び信号処理部１１２を構成する要素は、公知のＸ線ＣＴ装置が備える要素と同様の構成を有し、同様の機能を持つ。
　続いて、Ｘ線検出器１１１の検出部１０４について説明する。
　検出部１０４は、Ｘ線源１００を略中心とした円弧状に複数配置されており、ガントリー回転部１０１の回転に伴い、Ｘ線源１００との位置関係を保ちながら回転する。なお、図１においては、説明の便宜上、検出部１０４が８個の場合を示したが、実際の装置では、例えば４０個程度である。また検出部１０４の前面にはＸ線グリッド（図示せず）が設置されており、Ｘ線源１００から照射されたＸ線のうち、被検体３００などで散乱されたＸ線が、検出部１０４に入射するのを防ぐ。
　検出部１０４は、例えば複数の同一のサイズのＸ線検出素子が、チャネル方向とスライス方向に２次元的に配置され、それぞれの方向で等間隔に配置された構造となっている。Ｘ線検出素子は、図１のＸ線ＣＴ装置において、チャネル方向と回転方向１１３を、スライス方向と回転軸方向１１４とを略一致させて配置されている。
　一方、検出部１０４の断面は、例えば、図３に示すように、検出層４０１を挟むように正負の電極４０２，４０３が設けられてＸ線検出素子が構成され、その電極４０２，４０３には、読み出し回路４０５が接続された構造を有する。本実施形態では、正の電極４０２は、各Ｘ線検出素子で共通の構造である。
　検出層４０１は、例えばＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）、ＣｄＺｎＴｅ（カドミジンクテルル）、Ｓｉ（シリコン）などの半導体材料から成る。Ｘ線は、図２中の矢印４０４で示すように、正の電極４０２側から検出層４０１に入射し、Ｘ線フォトンを検出してそのエネルギーに応じた量の電荷を生じる。そして、検出部１０４は、この電荷に応じたアナログの電気信号を信号収集部１０８に出力する。
　検出部１０４からのアナログ信号は、信号収集部１０８の読出し回路４０５に入力される。読出し回路４０５は、入射をトリガーとして読み出し、エネルギー分別とデジタル変換を行う。エネルギー分別は、入射した電荷で生じた電気信号を、所定の閾値により複数のエネルギー範囲に分別する処理である。このとき、発生した電気信号の波高や発生量は、入射したＸ線フォトンのエネルギーに依存するため、Ｘ線フォトンに応じたエネルギー範囲に分別できる。このようにエネルギー範囲に分別してそれぞれでカウントすることで、デジタル信号を得る。信号収集部１０８は、このように得たエネルギー範囲毎のデジタル信号を演算部１０５に出力する。
　ここで、読出し回路４０５で行われる分別方法の一例を説明する。ここでは、３つのエネルギー範囲、つまり、所定の低エネルギー閾値未満であるエネルギー範囲（以下、「低エネルギー範囲」という）、所定の低エネルギー閾値以上高エネルギー閾値未満のエネルギー範囲（以下、「中エネルギー範囲」という）、所定の高エネルギー閾値以上のエネルギー範囲（以下、「高エネルギー範囲」という）に判別する例について説明する。
　３つのエネルギー範囲について、図４を用いて説明する。図４に示すグラフにおいて、横軸はエネルギーを、縦軸はフォトン数を示している。図４中の曲線１３３は、検出部１０４のＸ線検出素子に入射するＸ線のスペクトルの一例を示す。閾値１３０～１３２は、Ｘ線フォトンの入力の有無を判断する閾値であり、詳細は後述する。領域１３６－１が低エネルギー範囲、領域１３７が中エネルギー範囲、領域１３８が高エネルギー範囲である。ただし、詳細は後述するが、閾値１３０未満のときは、読み出し回路４０５は信号読み出しを行わないため、実質的には領域１３６－２が低エネルギー範囲となる。入射したＸ線フォトンは、Ｘ線検出素子毎に、読み出し回路４０５にて、エネルギーに応じたエネルギー範囲に分別されて、エネルギー範囲毎に計数されていく。
　図５は、発生した電荷により生じた電圧信号１２７を示すグラフであり、横軸は時間、縦軸は電圧を示す。また、閾値１３１が低エネルギー閾値を、閾値１３２が高エネルギー閾値を表す。図５の例では、サンプリング時間１２３中にＸ線が入射してパルス出力１２０を生じ、サンプリング時間１２４中にＸ線が入射してパルス出力１２１を生じ、サンプリング時間１２５中にＸ線が入射してパルス出力１２２を生じている。なお、図５では、サンプリングはＸ線が入射するタイミングだけでなく、Ｘ線が入射しない場合（サンプリング時間１２６）でも周期的に行われる場合を示したが、Ｘ線フォトンが入射したタイミングでサンプリングが行われる場合も在り得る。
　本実施形態においては、読み出し回路４０５は、入射信号によるＸ線フォトンをエネルギー範囲に分けて分別する前に、Ｘ線フォトンが入射したかを判断する。このため、読み出し回路４０５は、サンプリング毎に、その区間における出力電圧１２７の最大値と、閾値１３０と比較する。ここで閾値１３０は、Ｘ線フォトンの入力の有無を判断する閾値であり、出力電圧１２０が閾値１３０以上の場合には、以下に説明するエネルギー範囲の分別を行い、出力電圧１２０は閾値１３０未満の場合は行わない。このような閾値１３０は、電圧１２７は、Ｘ線が入力しないときにも検出部１０４の回路ノイズによって変動しており、これをＸ線による信号と誤検出しないために必要となる。そのため閾値１３０は、ゼロより大きく低エネルギー閾値１３１より小さな値で設定される。
　図５におけるサンプリング時間１２６はＸ線が入射していないが、雑音によって変動が生じた出力電圧１２７の一例であり、出力電圧１２０は低エネルギー閾値１２１未満のため、読み出し回路４０５は、信号のエネルギー範囲の分別を行わない。
　Ｘ線が入射して閾値１３０以上の電圧１２７が生じた場合、読み出し回路４０５は、その信号をエネルギー範囲に分別し、それぞれのエネルギー範囲で入射Ｘ線フォトン数をカウントする。この分別は、例えば、出力電圧１２７の最大値を、低エネルギー閾値１３１と高エネルギー閾値１３２と比較することで行う。
　例えば、サンプリング時間１２３では、出力電圧１２０は低エネルギー閾値１３１未満のため、低エネルギー範囲と分別する。サンプリング時間１２４では、出力電圧１２１は低エネルギー閾値１３１以上であって、高エネルギー閾値１３２未満のため、中エネルギー範囲と分別する。サンプリング時間１２５では、出力電圧１２０は高エネルギー閾値１３２以上のため、高エネルギー範囲と分別する。
　エネルギー範囲が分別されて入射したＸ線フォトン数をエネルギー範囲毎にカウントし、この合計をビュー毎に出力する。サンプリング時間はビューの時間と比較して非常に短く、ビュー間に多数回サンプリングを行うことになる。
　このように、入射の有無とエネルギー範囲の分別を行い、信号収集部１０８は、ビュー毎に、エネルギー範囲毎のデジタル信号を生成する。
　なおサンプリングでの最大値を用いて分別を行う代わりに、例えば、サンプリング中の出力電圧の積分値を用いてもよく、分別手法は上記手法に限定されない。
　このように構成されたＸ線ＣＴ装置では、一般に、以下のように撮影動作が行われる。
　まず撮影者が、入力部１１０から撮影条件を入力して実撮影の開始を入力すると、制御部１０７はＸ線源１００からのＸ線の照射と、ガントリー回転部１０１を制御し撮影を開始する。例えば、Ｘ線源１００では、１２０ｋＶの管電圧で電子ビームを加速して、寝台天板１０３に載った被検体３００に向けて照射されＸ線が照射される。被検体３００を透過したＸ線は検出部１０４で検出される。検出部１０４は、Ｘ線検出素子毎に入射Ｘ線のエネルギーに応じた電荷を発生する。信号収集部１０８は、上述の通り、この電荷を高エネルギー範囲、中エネルギー範囲、低エネルギー範囲に分別し、エネルギー範囲毎及びビュー毎にデジタル信号を得て演算部１０５に出力する。
　制御部１０７は、ガントリー回転部１０１を回転方向に回転させることで、被検体３００に対するＸ線の照射角度を変化させる。このように回転駆動させながら、ビュー毎に焦点位置を変更させて撮影を繰り返し行い、３６０度分のデジタル信号を取得する。撮影は、例えば０．４度ごとに複数ビューにわたって行われる。このような撮影により、３６０度分のデジタル信号が得られ、３６０度分のデジタル信号を投影データとする。なお、Ｘ線源１００から発生されるＸ線は、各ビューに同期したパルスＸ線でも良いし、連続Ｘ線でも良い。
　演算部１０５は、取得した投影データに対し、所定の補正処理や演算処理を行い、マルチエネルギー画像を生成する。すなわち、画像処理部としての演算部１０５において、第１の基底物質変換、再構成像生成、第２の基底物質変換、マルチエネルギー画像生成等を行う。
　以下、演算部１０５による演算処理について、図６のフローチャートに従って説明する。
　本実施形態においては、第１の基底物質変換処理において、第１の基底物質群に属する基底物質Ａ及び基底物質Ｂの物理量を算出し、第２の基底物質変換処理においては、第１の基底物質群とは異なる第２の基底物質群に属する基底物質Ｃ及び基底物質Ｄの物理量を算出する例について説明する。また、第１の基底物質群に属する基底物質Ａ及び基底物質Ｂの物理量及び第２の基底物質群に属する基底物質Ｃ及び基底物質Ｄの物理量として面密度を算出する例について説明する。
　なお、第１の基底物質群と第２の基底物質群とは互いに異なり、第１の基底物質群と第２の基底物質群の何れか一方にのみ含まれる基底物質が存在する。一方で、第１の基底物質群と第２の基底物質群の夫々に含まれる基底物質数が同数であっても異なる数であってもよく、また、基底物質の一部が共通していてもよい。
　また、以下の説明において、理解の容易のため便宜的に、信号収集部１０８から得られる信号を「投影データ」といい、第１の基底物質変換の結果や第２の基底物質変換の結果を用いて生成した投影データを「投影像」という。
　図６に示すように、ステップＳ１１において、主制御部１５９がエネルギー分布の異なる２種類以上の投影データを取得する。ステップＳ１２では、第１の基底物質変換部１５１が、ステップＳ１１で取得した投影データに基づいて第１の基底物質変換を行う。ここで、第１の基底物質変換とは、エネルギー分布の異なる２種類以上の投影データから第１の基底物質群に属する基底物質Ａ及び基底物質Ｂの物理量を算出することをいう。
　次のステップＳ１３では、投影像生成部１５２又は再構成像生成部１５３が、ステップＳ１２で算出した第１の基底物質群に属する基底物質Ａ及び基底物質Ｂの物理量から投影像又は再構成像の少なくとも一つを生成する。ステップＳ１４では、主制御部１９がステップＳ１３で生成した画像を記憶部１０９に記憶させると共に、必要に応じて表示部１０７に表示させる。
　次のステップＳ１５では、主制御部１５９が、ステップＳ１２で算出した基底物質を変更するか否かの判定を行う。つまり、第２の基底物質変換を行うか否かの判定を行う。例えば、ユーザが基底物質の変更を指示した場合、第２の基底物質変換を行うと判定する。基底物質の変更を行うと判定された場合はステップＳ１６に進み、第２の基底物質変換部１５４が、ユーザにより入力された第２の基底物質群に属する基底物質Ｂ及び基底物質Ｃの物理量を、ステップＳ１３で生成された投影像又は再構成像に基づいて算出する。
　ステップＳ１７では、第２の基底物質群に属する基底物質Ｂ及び基底物質Ｃの物理量を用いて、再構成像生成部１５３が、マルチエネルギー画像を生成し、ステップＳ１８で生成したマルチエネルギー画像を表示部１０７に表示させて上記処理を終了する。また、ステップＳ１５において基底物質の変更を行わないと判定された場合は、上記処理を終了する。
　上述した演算部１０５による基底物質変換に係る演算処理の詳細及び各処理によって生成されるデータ又は画像について、図７に示す説明図を用いてより詳細に説明する。図７中、実線は処理の内容を示し、破線は実線で示す処理を実行することによって生成されるデータ又は画像を示す。
　図７に示すように、ステップＳ１００からステップＳ１０６までの処理は、第１の基底物質の物理量を算出してマルチエネルギー画像を取得する処理であり、ステップＳ１０７からＳ１１０までの処理は、第２の基底物質の物理量を算出して、新たにマルチエネルギー画像を取得する処理である。
　ステップＳ１００では、ユーザが、入力部１１０によりＸ線ＣＴ装置に対して、撮影準備として種々の設定の入力と共に撮影開始指示の入力を行い、撮影を開始し、演算部１０５が信号収集部１０８から投影データ２００を取得する。撮影準備としては、例えばＸ線源１００のＸ線管電圧やＸ線管電流、Ｘ線照射範囲、焦点サイズ、Ｘ線フィルタの種類や有無、ボータイフィルタの種類や有無、撮影時間、スキャン時間、撮影範囲などの撮影条件の設定や、基底物質の種類、基底物質の物理量、生成する再構成像のサイズや種類（例えば、マルチエネルギー画像として、仮装単色画像を選択する等）などの設定が含まれる。
　設定した撮影条件は、記憶部１０９に記憶される。以下の説明においては、撮影条件情報として、特に、Ｘ線管電圧を記憶部１０９に記憶させた場合について説明する。
　ステップＳ１０１では、変換パラメータ決定部１５０が、信号収集部１０８から取得した投影データ２００に対して第１の基底物質変換を行う際に適用する変換パラメータを決定する。ここで、投影データは、低エネルギー範囲、中エネルギー範囲、及び高エネルギー範囲の３つのエネルギー範囲のそれぞれで取得する。基底物質変換処理に適用する変換パラメータは、予め本撮影の前に計測して生成して記憶部１０９に保存しておき、ステップＳ１０１では、記憶部１０９に保存した撮影条件から、適用する変換パラメータを決定する。
　基底物質変換処理に適用する変換パラメータとしては、例えば、図８（Ａ）～（Ｃ）に示す変換用マップを用いることができる。図８（Ａ）に示す変換マップは、基底物質Ａの面密度値（横軸）と基底物質Ｂの面密度値（縦軸）が決まった時に得られる低エネルギー範囲の出力値を表すものであり、曲線１６１はある出力値の取りうる基底物質Ａの面密度値と基底物質Ｂの面密度値との組み合わせの集合を示す曲線（以下、「等高線」という）の一例を表す。これは同じ低エネルギー範囲の出力値に対して、複数の基底物質Ａと基底物質Ｂの面密度値の組み合わせがあることを意味する。
　同様に、図８（Ｂ）に示す変換マップは、基底物質Ａの面密度値（横軸）と基底物質Ｂの面密度値（縦軸）が決まった時に得られる中エネルギー範囲の出力値を表すものであり、曲線１５５はある出力値の等高線の一例を表す。同様に、図８（Ｃ）に示す変換マップは、基底物質Ａの面密度値（横軸）と基底物質Ｂの面密度値（縦軸）が決まった時に得られる高エネルギー範囲の出力値を表すものであり、曲線１５６はある出力値の等高線の一例を表す。
　このような変換用マップのセットは、Ｘ線照射状況によってそれぞれ異なる。すなわち、撮影条件として、Ｘ線管電圧８０ｋＶp及び１２０ｋＶｐが設定可能である場合、それぞれのＸ線管電圧で異なる変換用マップのセットが必要となる。従って、撮影条件毎、すなわちＸ線管電圧毎の変換マップのセットを変換パラメータとして記憶部１０９に保存しておく。Ｓ１０１にて、変換パラメータ決定部１５０が、撮影条件、ここでは、Ｘ線管電圧に基づいて変換用マップの１つのセットを、各Ｘ線検出素子、各ビューにおいてそれぞれ決定する。
　このように第１の基底物質変換処理に適用する変換パラメータを決定した後、次のステップＳ１０２では、第１の基底物質変換部１５１により、低エネルギー範囲、中エネルギー範囲及び高エネルギー範囲の３つのエネルギー範囲における投影データと、ステップＳ１０１で決定した第１の基底物質変換処理に適用する変換パラメータとしての変換マップのセットを用いて、第１の基底物質群に含まれる各基底物質の物理量を算出し、第１の基底物質群の基底物質画像を生成する。本実施形態では、物理量として面密度を算出する。面密度の算出は各Ｘ線検出素子、各ビューでそれぞれ行い、第１の基底物質群に含まれる各基底物質の面密度から成る基底物質画像（投影像２０１）をそれぞれ取得する。すなわち、基底物質画像として、基底物質毎の投影像、本実施形態では基底物質Ａと基底物質Ｂの投影像２０１をそれぞれ生成する。
　この面密度値の決定方法について、図８（Ｄ）を用いて説明する。
　図８（Ｄ）は、図８（Ａ）～（Ｃ）を重ねて表示したものであり、１つのエネルギー範囲のデータでは複数の第１の基底物質の面密度値の組み合わせがあるが、複数のエネルギー範囲を用いることで、それらの交点が全てのエネルギー範囲の結果を満たす値となり、最適な第１の基底物質群の面密度値となる。図８（Ｄ）中、曲線１６１、１５５、１５６がそれぞれのエネルギー範囲で計測された結果である場合、図８（Ｄ）の交点１５７が最適な値となり、交点１５７の横軸の値が最適な基底物質Ａの面密度値、縦軸の値が最適な基底物質Ｂの面密度値となる。
　ただし、Ｘ線の線量や量子数の揺らぎなどにより、投影データの出力値は誤差を有するため、変換マップから一意に解を得られない場合がある。図８（Ｅ）に、このような一意に解を得られない場合の一例を示している。図８（Ｅ）に示すように、曲線１５５と曲線１５６の交点が点１５７－１、曲線１６１と曲線１５５の交点が点１５７－２、曲線１６１と曲線１５６の交点が点１５７－３となり、解は一意とならない。この場合、最も可能性が高い解を推定する必要がある。
　解を推定するために、例えば、シミュレーションにより交点１５７－１、１５７－２、１５７－３の付近で基底物質Ａと基底物質Ｂのそれぞれの面密度の値を変化させて、再構成像を生成した際に最もアーチファクトが少なくなる点を選択することができる。このような解の推定を行うための推定部（図示せず）を、第１の基底物質変換部１０５３が具備するように構成することもできる。ただし、このような処理は演算量が多く、投影データに対して行う場合、全Ｘ線検出素子、全ビューで行うことになるため、多くの時間が必要となる場合がある。
　次にステップＳ１０３では、投影像生成部１５２により、基底物質画像２０１に基づいてマルチエネルギー画像の投影像２０２を生成する。この投影像２０２は、ステップＳ１００で設定したマルチエネルギー画像（以下、「指定マルチエネルギー画像」という）の投影像と、第２の基底物質変換で使用するマルチエネルギー画像（以下、「第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像」という）の投影像とを含んでいる。
　ここで、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像は、撮影に先立って予め決定されているものであり、第２の基底物質変換に必要な複数の画像から成る。本実施形態では、指定マルチエネルギー画像として、撮影で使用したものと異なるＸ線管電圧８０ｋＶpでの画像であり、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像として５０ｋｅＶと１００ｋｅＶの仮想単色画像とした場合の例について説明する。
　ここで、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像の仮想単色画像の投影像２０２の生成方法の一例について説明する。
　単色のエネルギーをＥ０、投影像をＰＥ０とし、２つの基底物質を基底物質Ａと基底物質Ｂとしてそれらの投影像の値をδ１とδ２、エネルギーＥ０における質量吸収係数をμｍ１（Ｅ０）とμｍ２（Ｅ０）、エネルギーＥ０におけるフォトン数Ｓ（Ｅ０）とすると、基底物質演算部１０５５にて算出した２つの基底物質の面密度投影像の値δ１、δ２を用いて、投影像ＰＥ０は、例えば、式（１）を用いることで算出することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　エネルギーＥ０に５０ｋｅＶの場合と１００ｋｅＶの場合を求めることで、それぞれの仮想単色画像の投影像２０２が生成できる。
　続いて、指定マルチエネルギー画像として、Ｘ線管電圧８０ｋＶｐのときの画像の生成方法の一例について説明する。
　Ｘ線管電圧８０ｋＶｐである場合は、例えば、フォトン数Ｓ（Ｅ０）として、Ｘ線管電圧８０ｋＶｐのときに照射されるＸ線スペクトルのフォトン数を用い、式（１）のエネルギーＥ０を０ｋｅＶから８０ｋｅＶまでの仮想単色画像を求め、それらを積分することで仮想単色画像の投影像を得ることができる。ここでは、例えば、１ｋｅＶ毎に仮想単色画像を求めて、式（２）のように加算することで、Ｘ線管電圧８０ｋＶｐの際の投影像Ｐ８０ｋＶｐを生成できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　指定マルチエネルギー画像として、は、仮想単色画像、基底物質密度画像、実効原子番号画像、電子密度画像、光電効果画像、及びコンプトン散乱画像など、吸収係数以外の分布を示す再構成像などの様々な画像を生成することができる。
　また、本実施形態では、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像として、５０ｋｅＶと１００ｋｅＶの仮想単色画像について説明したが、Ｘ線管電圧の組み合わせはこれに限定されるものではなく、様々なエネルギーの仮想単色画像の組み合わせを適用することができる。２種類のエネルギーの組み合わせだけでなく、３種以上の組み合わせとすることもできる。更に、異なる複数のＸ線管電圧の画像の場合でも良い。また、エネルギー範囲毎の再構成像、すなわち、低エネルギー範囲、中エネルギー範囲、高エネルギー範囲の一部または全てのエネルギー範囲に対応する再構成像のセットでも良い。更に実効原子番号画像、電子密度画像、光電効果画像、コンプトン散乱画像のような様々なマルチエネルギー画像のセットであっても良い。
　次にステップＳ１０４では、再構成像生成部１５３が、ステップＳ１０３で求めた投影像２０２に対して再構成処理を行い、再構成像を生成する。再構成像生成部１５３は、まず指定マルチエネルギー画像の投影像を再構成して指定マルチエネルギー画像を生成し、ステップＳ１０５にて表示する。次に、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像の投影像を再構成して、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像を生成し、ステップＳ１０６にて記憶部１０９に保存する。
　再構成処理には、例えば、フェルドカンプ画像再構成法などの様々な技術を適用することができる。
　なお、ステップＳ１０５において、演算部１０５は、表示部１０７に指定マルチエネルギー画像のみを表示することもできる他、指定マルチエネルギー画像と共に第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像を表示することもできる。また、ステップＳ１０６では、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像の他に、指定マルチエネルギー画像を保存することもできる。
　次にステップＳ１０７において、第２の基底物質変換部１５４は、入力部１１０を介して、ユーザによる基底物質の変更の有無の入力を受け付ける。第２の基底物質変換部１５４は、ユーザによる基底物質の変更を行わない旨の入力を受け付けた場合に、処理を終了する。一方、第２の基底物質変換部１５４は、基底物質の変更を行う旨の入力を受け付けた場合に、次のステップＳ１０８に進む。
　ステップＳ１０８では、第２の基底物質変換部１５４が、算出する基底物質や生成条件の入力を、入力部１１０を介して受け付ける。ここで、ユーザにより入力部１１０を介して入力された基底物質は第２の基底物質群に含まれる基底物質（仮に、基底物質Ｃ及び基底物質Ｄとする）であり、第１の基底物質群に含まれる基底物質Ａ及び基底物質Ｂとは異なるものである。また、生成条件には、例えば生成するマルチエネルギー画像のサイズや種類などが含まれる。
　ステップＳ１０８における基底物質や生成条件の入力が終了すると、ステップＳ１０９に進み、第２の基底物質変換部１５４が、記憶部１０９に記憶された第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像を読み出し、第２の基底物質の物理量を算出する。
　以下、第２の基底物質群に含まれる基底物質Ｃ及び基底物質Ｄの物理量の算出手法の一例について、図９を用いて説明する。本実施形態では、第２の基底物質群に含まれる基底物質Ｃ及び基底物質Ｄの密度を算出し、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像として、エネルギー５０ｋｅＶとエネルギー１００ｋｅＶの仮想単色画像を生成する例について説明する。
　基底物質Ｃ及び基底物質Ｄの密度の算出には、例えば、第１の基底物質の面密度を用いた場合と同様に変換マップを用いる。この変換マップは、それぞれの第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像毎に、予め記憶部１０９に記憶される。本実施例では、図９（Ａ）の変換マップがエネルギー５０ｋｅＶの仮想単色画像用であり、図９（Ｂ）の変換マップがエネルギー１００ｋｅＶの仮想単色画像用の場合である。図９（Ａ）の横軸は基底物質Ｃの密度値、縦軸は基底物質Ｄの密度値を示す。本第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像は、５０ｋｅＶと想定する入射Ｘ線のスペクトルが決まっているので、基底物質Ｃと基底物質Ｄの質量吸収係数が求まり、基底物質Ｃの密度値と基底物質Ｄの密度値との組み合わせが決まる毎に再構成像の画素値（以降、再構成像の画素をボクセル、その画素値をボクセル値と記す）が得られる。図９（Ａ）及び（Ｃ）中、曲線１５８は、あるボクセル値の取りうる基底物質Ｃの密度値と基底物質Ｄの密度値の組み合わせの集合を示す曲線(以下、「等高線」という)である。
　図９（Ｂ）に示すエネルギー１００ｋｅＶの仮想単色画像の変換マップにおいて、曲線１５９は、あるボクセル値の取りうる基底物質Ｃの密度値と基底物質Ｄの密度値の組み合わせを示す曲線（等高線）である。図９（Ｃ）は、図９（Ａ）と図９（Ｂ）を重ねたものであり、曲線１５８と曲線１５９の交点１６０が、最適な基底物質Ｃと基底物質Ｄの密度値となる。
　上述の例では、エネルギー５０ｋｅＶ及びエネルギー１００ｋｅＶの２つの再構成像を用いて第２の基底物質変換を行う例について説明したが、３つ以上の再構成像を用いてもよい。このとき、図８で示すように、一意に解が得られない場合には、例えば、シミュレーションにより解を推定することが好ましい。再構成像のボクセル数は、投影データに比べて少ないため、投影データから推定する場合に比して短時間で処理することができる。
　ステップＳ１０９では、このような処理を再構成像の全ボクセルで行い、密度値の集合である密度画像２０４を生成する。この密度画像２０４は、基底物質Ｃと基底物質Ｄの双方について生成する。
　次のステップＳ１１０では、再構成像生成部１５３により、密度画像２０４からマルチエネルギー画像の生成を行う。以下、マルチエネルギー画像の一例として、仮想単色画像を生成する例について説明する。
　エネルギーＥにおける吸収係数（線減弱係数）μ（Ｅ）を、再構成像の全ボクセルについて算出する。吸収係数μ（Ｅ）は、以下の式（３）に従って算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　ただし、μｍｎ（Ｅ）は、基底物質の質量吸収係数、ｃｎは基底物質の密度である。基底物質の密度ｃｎは、密度画像２０４の値となり、質量吸収係数μｍｎ（Ｅ）は、例えば文献値を用いる。また、ｎは基底物質の種類を表し、基底物質Ｃのときｎ＝３、基底物質Ｄのときはｎ＝４である。
　以上のように吸収係数を、再構成像の全ボクセルで求め、更にＣＴ値への変換することで、マルチエネルギー画像（再構成像）２０５として仮想単色画像を生成することができる。次のステップＳ１１１では、生成したマルチエネルギー画像２０５を表示する。
　この後、ステップＳ１０７に戻り、第２の基底物質変換部１５４は、入力部１１０を介して、ユーザによる基底物質の変更の有無の入力を受け付ける。第２の基底物質変換部１５４は、ユーザによる基底物質の変更を行わない旨の入力を受け付けた場合に、処理を終了する。一方、第２の基底物質変換部１５４は、基底物質の変更を行う旨の入力を受け付けた場合に、ステップＳ１０８以降の処理を繰り返し、再度マルチエネルギー画像２０５を生成して表示する。このような処理により、第２の基底物質を変更して、それぞれのマルチエネルギー画像を繰り返し取得することができる。
　本実施形態によれば、第１の基底物質変換に際して、第１の基底物質群に含まれる基底物質の組み合わせが取り得るＸ線照射条件に応じた変換用パラメータを予め記憶部１０９に記憶しておくことで基底物質の物理量を算出することができる。
　そして、第２の基底物質変換では、既に得られた投影データもしくは再構成像を用いて第２の基底物質群に含まれる基底物質について変換、すなわち基底物質の物理量を算出するので、投影データ及び再構成像はＸ線照射条件に依存せず、１つのＸ線照射条件に応じた変換用パラメータを記憶部１０９に記憶しておくのみで基底物質変換処理を行うことができる。
　すなわち、１回の基底物質変換で予め定めた物理量を求める場合、基底物質群として取り得る基底物質の組み合わせに応じた変換用パラメータが、取り得るＸ線照射条件に応じた分だけ必要となり、膨大な変換用パラメータが必要となる。これに比して、上述した本実施形態によれば、基底物質を変換するための変換パラメータを予め用意する工数を低減することができるのは勿論、膨大な変換パラメータを記憶させる必要がない。
　また、基底物質の変換処理を行う都度被写体の撮影を行う必要がなく、演算部１０５における計算コストを抑制することができる。
　さらに、投影データから基底物質の物理量を算出するには処理時間を要してしまうが、再構成像から基底物質の物理量を算出する場合には、再構成像のボクセル数が投影データに比して少ないため高速に処理することができる。
　このように本実施形態によれば、当初算出した第１の基底物質群から変更して、第２の基底物質群に含まれる基底物質の物理量を算出する場合であっても、撮影のし直しや投影データからの多くの演算処理を行う必要がなく、短時間で所望の基底物質の物理量を示すマルチエネルギー画像を取得することができる。
　なお、上述した実施形態においては、基底物質を変更するか（第２の基底物質変換を行うか）否かに拘わらず、第２の基底物質変換に用いるマルチエネルギー画像を生成する例について説明したが、第２の基底物質変換に用いるマルチエネルギー画像の生成のタイミングは適宜決定することができる。例えば、基底物質の変更指示の入力後に、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像を生成し、これを用いて第２の基底物質変換処理及びマルチエネルギー画像の生成を行い、変更された基底物質のマルチエネルギー画像を生成することもできる。
　（表示部１０６におけるユーザインターフェースの例）
　以下、上述した実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の表示部１０６に表示されるユーザインターフェース画面の一例について説明する。
　図１０に、表示部１０６に表示するユーザインターフェース画面の一例を示す。図１０のユーザインターフェース画面９００は、撮影開始入力ボタン９１１、撮影中止ボタン９１２、撮影条件設定領域９１３、基底物質設定領域９０１、画像種別入力ボタン９０７、基底物質変更ボタン９０３、終了ボタン９０２及び画像表示領域９０４，９０５，９０６を備えている。
　撮影条件設定領域９１３は、撮影の前に、撮影条件を設定し入力するための領域である。図１０の例では、Ｘ線照射条件として、Ｘ線管電圧、Ｘ線管電流、Ｘ線照射範囲（照射スライス幅）、焦点サイズ、Ｘ線フィルタ（種類と有無）、ボータイフィルタ（種類と有無）、撮影時間が表示されている。
　撮影開始入力ボタン９１１は、ユーザにより押下されることにより撮影開始指示を受け付ける。撮影開始以降、撮影を中止する場合は、撮影中止入力部９１２を押下することにより撮影の停止指示を受け付ける。
　画像表示領域９０４，９０５，９０６には、例えば、第１の基底物質から作成したマルチエネルギー画像が画像表示部９０４に表示され、第１の基底物質から作成したマルチエネルギー画像が画像表示部９０５に表示される。
　基底物質変更ボタン９０３は、基底物質を変更するか否かの入力を受け付ける。基底物質変更ボタン９０３がユーザにより押下されると、ユーザは続いて基底物質設定領域９０１にて第２の基底物質を設定し、画像種別入力ボタン９０７を介してマルチエネルギー画像の種類を設定する。図１０の例では、マルチエネルギー画像の種類として４０ｋｅＶの仮想単色画像を選択した例を示す。基底物質設定領域９０１では、２セット以上の組み合わせの基底物質を設定可能であり、その中の１つのセットを設定する。図１０の例では、基底物質として水と骨を選択した例を示している。
　基底物質を変更しない場合は、終了ボタン９０２を押下する。
　次に、基底物質変換の処理開始指示部９０３にて処理開始を指示すると、演算部１０５により、再設定された第２の基底物質を算出して得られたマルチエネルギー画像を生成し、画像表示領域９０６に表示される。
　繰り返し第２の基底物質を変更して、マルチエネルギー画像を生成する場合は、上記の設定及び入力を繰り返し行うことで、何度で画像の生成及び表示を行うことができる。
　生成された画像は、画像表示領域９０４，９０５，９０６に表示する他、別の画像表示領域を設けて表示することもできる。撮影や基底物質の変換に必要な情報を確認しながら入力できると共に、基底物質の種類や数などが互いに異なる画像を、一画面中に同時に表示することで複数の画像を比較して両者の違いを容易に把握することができるというメリットがある。
　上述の例では、第１の基底物質群が２つの基底物質（水とカルシウム）からなる１セットを含み、第２の基底物質群が２つの基底物質（水と骨）からなる１セットを含む場合について説明したが、各基底物質群に含まれる基底物質の組み合わせは適宜変更することができる。ただし、第１の基底物質群に含まれる基底物質数が多いと、それに応じて必要となる変換用パラメータ数が増大するため、第１の基底物質群に含まれる基底物質数は、第２の基底物質群に含まれる基底物質数よりも少ないことが好ましい。
　上述の例では、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像を保存する例について説明したが、これに限られず、例えば、基底物質変換用マルチエネルギー画像の投影像を保存することもできる。具体的には、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像の投影像２０２を保存しておき、再構成像作成Ｓ１０４を行わない状態で基底物質の変更の有無Ｓ１０７の入力を待つようにし、基底物質の変更の有無Ｓ１０７で「有」が選択された時のみ、その投影像に再構成演算２０３を行って第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像２０３を作成し、これを用いて基底物質の変更の有無Ｓ１０７以降の処理を行っても良い。
　ただし、指定マルチエネルギー画像の作成及び表示Ｓ１０５は、図７に示した手順と同様に、基底物質の変更の有無Ｓ１０７の前に完了させておく。このようにすることで、基底物質の変更の有無Ｓ１０７に移るまでの時間を短縮でき、特に基底物質の変更の有無Ｓ１０７で「無」を選択する場合の処理時間を短縮できる。
　同様に、例えば基底物質画像２０１を保存しておき、投影像作成Ｓ１０３及び再構成像作成Ｓ１０４は行わない状態で基底物質の変更の有無Ｓ１０７の入力を待つようにし、基底物質の変更の有無Ｓ１０７で「有」が選択された時のみ、その基底物質画像２０１に投影像作成Ｓ１０３及び再構成演算２０３を行って第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像２０３を作成し、これを用いて基底物質の変更の有無Ｓ１０７以降の処理を行っても良い。
　ただし、指定マルチエネルギー画像の作成及び表示Ｓ１０５は、図７に示した手順と同様に、基底物質の変更の有無Ｓ１０７の前に完了させておく。このようにすることで、同様に、基底物質の変更の有無Ｓ１０７に移るまでの時間を短縮できる。
＜変形例１＞
　図７において説明した演算部１０５による演算処理では、第２の基底物質変換部１０５８において、再構成像から第２の基底物質変換処理を行う例について説明したが、第２の基底物質変換処理は、例えば、第１の基底物質群に含まれる基底物質の投影像である基底物質画像２０１や、基底物質画像から作成したマルチエネルギー画像の投影像２０２を用いて、第２の基底物質変換を行うこともできる。
　この場合、第２の基底物質変換を行った後に、第２の基底物質群に含まれる各基底物質の物理量の投影像が得られ、基底物質の投影像からマルチエネルギー画像の投影像を生成してもよく、さらにマルチエネルギー画像の投影像に対して再構成処理を行ってマルチエネルギー画像を取得することもできる。
　この場合の演算部１０５による基底物質変換に係る演算処理の詳細及び生成されるデータ又は画像の例を、図１１に従って説明する。図１１中、実線は処理の内容を示し、破線は実線で示す処理を実行することによって生成されるデータ又は画像を示す。
　図１１に示すように、ＳステップＳ２００において、ユーザが、入力部１１０によりＸ線ＣＴ装置に対して、撮影準備として種々の設定の入力と共に撮影開始指示の入力を行い、撮影を開始する。次のステップＳ２０１において変換パラメータを決定し、ステップＳ２０２において第１の基底物質変換を行って基底物質画像（投影像）２０１を生成する。続いて、ステップＳ２０３において、投影像生成部１０５５が、基底物質毎の投影像に基づいて、マルチエネルギー画像の投影像２０２を生成する。このとき投影像として、指定マルチエネルギー画像用と、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像用とを生成する。
　ステップＳ２０４では、ステップＳ２０３で生成された指定マルチエネルギー画像用の投影像に対して再構成像生成部１５３により再構成処理を行ってマルチエネルギー画像を生成し、次のステップＳ２０５でこれを表示部１０６に表示させる。一方、投影像生成部１５１は、生成した第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像の投影像を記憶部１０９に保存する（ステップＳ２０６）。
　次にステップＳ２０７において、第２の基底物質変換部１５４が、入力部１１０を介して、ユーザによる基底物質の変更の有無の入力を受け付ける。第２の基底物質変換部１５４は、ユーザによる基底物質の変更を行わない旨の入力を受け付けた場合には、処理を終了する。一方、第２の基底物質変換部１５４が、基底物質の変更を行う旨の入力を受け付けた場合には、次のステップＳ２０８に進む。
　ステップＳ２０８では、第２の基底物質変換部１５４が、算出する基底物質や基底物質画像の生成条件の入力を、入力部１１０を介して受け付ける。入力された情報に基づいて、次のステップＳ２０９において、第２の基底物質変換部１５４により第２の基底物質変換を行って基底物質画像（投影像）２０６を生成する。ステップＳ２０９における第２の基底物質変換は、記憶部１０９に保存されている第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像用の投影像を用いて行う。これは、例えば上述した変換マップ等を適用して行うことができる。
　次にステップＳ２１０において、再構成像生成部１５３により、基底物質画像（投影像）２０６を用いて、マルチエネルギー画像の投影像２０７を生成し、次のステップＳ２１１において再構成処理を行って、マルチエネルギー画像２０８を生成し、ステップＳ２１２において主制御部１５９が表示部１０６にマルチエネルギー画像２０８を表示させる。その後、ステップＳ１０７に戻り、再度の基底物質の変更の有無について入力を受け付ける。
　第２の基底物質変換部１５４は、ユーザによる基底物質の変更を行わない旨の入力を受け付けた場合に、処理を終了する。一方、第２の基底物質変換部１５４は、基底物質の変更を行う旨の入力を受け付けた場合に、ステップＳ２０８以降の処理を繰り返し、再度マルチエネルギー画像２０８を生成して表示する。このような処理により、第２の基底物質を変更して、それぞれのマルチエネルギー画像を繰り返し取得することができる。
＜変形例２＞
　上述した実施形態では、再構成像から第２の基底物質変換処理を行う例について、変形例１では、マルチエネルギー画像の投影像２０２から第２の基底物質変換を行う例について説明した。以下、図１２に従って、第１の基底物質群に含まれる基底物質の投影像である基底物質画像２０１から第２の基底物質変換を行う例について説明する。
　図１２示すように、ＳステップＳ３００において、ユーザが、入力部１１０によりＸ線ＣＴ装置に対して、撮影準備として種々の設定の入力と共に撮影開始指示の入力を行い、撮影を開始する。次のステップＳ３０１において変換パラメータを決定し、ステップＳ３０２において第１の基底物質変換を行って基底物質画像（投影像）２０１を生成する。
　続いて、ステップＳ３０３において、投影像生成部１５２が、基底物質毎の投影像に基づいて、マルチエネルギー画像の投影像２０２を生成する。このとき投影像として、指定マルチエネルギー画像用の投影像を生成する。
　ステップＳ３０４では、ステップＳ２０３で生成された指定マルチエネルギー画像用の投影像に対して再構成像生成部１５３により再構成処理を行ってマルチエネルギー画像を生成し、次のステップＳ３０５でこれを表示部１０６に表示させる。
　ステップＳ３０７では基底物質の変更の有無を入力し、基底物質の変更を行わない場合は終了となる。一方、基底物質の変更を行う場合は、次にステップＳ３０８にて基底物質や作成条件入力を行う。この情報を基に、ステップＳ３０９において、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像の投影像を生成する。
　この第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像の投影像２０９を用いて、ステップＳ３１０からステップＳ３１３の処理を行うことでマルチエネルギー画像２０８を生成し表示させることができる。その後、ステップＳ１０７に戻って、再度の基底物質の変更の有無を入力する。
　このように、第２の基底物質変換用マルチエネルギー画像やその投影像を作成する前に、第１の基底物質変換後のマルチエネルギー画像を表示させることができるため、参照したい画像をより早期に表示させることができる。
　上述した演算部１０５による演算処理において、例えば、Ｘ線検出素子の感度特性の補正や、欠陥素子の出力値を推定する補正処理などを適宜追加することができる。これらの処理により、アーチファクトの低減やＣＴ値の定量性向上などが実現でき、より高画質な画像を得ることが可能となる。
　また、例えば、撮影できるＸ線照射条件が１通りの場合などは、変換パラメータが一義的に定まるので、変換パラメータを決定する処理が不要となる。
　また、上記実施形態及びその変形例では、撮影条件として、Ｘ線管電圧を記憶して用いる例について説明したが、例えば、Ｘ線管電流、Ｘ線照射範囲（チャネル方向やスライス方向など）、焦点サイズ、Ｘ線フィルタやボータイフィルタなどの種類や有無、撮影時間、等を１つまたは複数用いることがきる。
　上述の実施形態及び変形例では、演算部１０５による処理の流れとして、基底物質のマルチエネルギー画像を表示後、第２の基底物質の情報を入力する例について説明したが、例えば、撮影前に、第２の基底物質の情報や、第２の基底物質のマルチエネルギー画像の生成の有無を撮影前に入力することもできる。また、第１の基底物質から作成したマルチエネルギー画像を表示後に、自動的に第２の基底物質のマルチエネルギー画像を生成して表示することもできる。
　以上の説明において、第１の基底物質の物理量については面密度、第２の基底物質の物理量については密度としたが、他のエネルギーに依存しない物理量とすることもできる。例えば、第１の基底物質の物理量を基底物質の長さとすることもできる他、第２の基底物質変換を再構成像にて行う場合は、密度以外にも、基底物質の存在率とすることもできる。さらに、第２の基底物質変換を投影像にて行う場合は、面密度や基底物質の長さとすることもできる。
　エネルギー範囲についても、上述の例に限らず、２つのエネルギー範囲とすることもできる他、４つ以上のエネルギー範囲とすることもできる。
　上記実施形態及び変形例において、Ｘ線を２つ以上のエネルギー範囲に分別して計数を行うフォトンカウンティング方式の検出器を搭載したＸ線ＣＴ装置について説明したが、Ｘ線ＣＴ装置が、複数のＸ線フォトンのエネルギーを積分して出力する積分型のＸ線検出器であって、２つ以上の異なるＸ線エネルギー分布で被写体を撮影して得た複数の投影データから再構成像を得るデュアルエネルギーＸ線ＣＴ装置や、マルチエネルギーＸ線ＣＴ装置であってもよい。
　このとき２つ以上の異なるＸ線エネルギー分布で投影データを得る方法として、Ｘ線検出器内で２つ以上の異なるエネルギー分布にＸ線を分離してそれぞれで検出する方式や、Ｘ線源から２つ以上のスペクトルのＸ線を照射して、それぞれで投影データを得る方式であってもよい。Ｘ線の照射方法として、半回転、１回転、複数回転毎に照射Ｘ線のスペクトルを切り替えても良いし、１ビューや複数ビュー毎に切り替えても良い。またスライス方向に異なるエネルギー分布を照射し、ヘリカル撮影を行うことで、同じパスで異なるエネルギー分布の投影データを得ても良い。
　なお、上述した実施形態及びその変形例では、Ｘ線ＣＴ装置により撮像を行って投影データを取得し、この投影データに対して演算処理を行う例について説明したが、投影データを他の撮像装置から取得して演算処理を行う構成とすることもできる。すなわち、別個のＸ線撮像装置により撮像された投影データのからデータを取得して、これに対して演算処理を行う画像処理装置とすることができる。
　具体的には、図１３に示すように、演算部１０５、表示部１０６、制御部１０７、記憶部１０９及び入力部１１０を備えた画像処理装置とすることができる。図１３の画像処理装置では、別個のＸ線撮像装置で撮影して取得した投影データを、例えば、入力部１１０により入力して記憶部１０９に記憶させ、演算部１０５がこの投影データに基づいて、投影データ、投影像、マルチエネルギー画像等所望の画像を生成する。
　上述した実施形態及び各変形例においてはＸ線ＣＴ装置について説明したが、例えば、画像再構成処理を行わない装置や、Ｘ線源を有さない装置などにも適用することができる。具体的には、Ｘ線画像診断装置、Ｘ線画像撮影装置、Ｘ線透視装置、マンモグラフィー、デジタルサブトラクション装置、Ｘ線検出器、放射線検出器等にも適用することができる。
１０４・・・検出部、１０５・・・演算部、１０６・・・表示部、１０７・・・制御部、１０８・・・信号収集部、１０９・・・記憶部、１１０・・・入力部、１１１・・・Ｘ線検出器、１１２・・・信号処理部、１４０・・・撮影条件情報、１４１・・・変換パラメータ、１５０・・・変換パラメータ決定部、１５１・・・第１の基底物質変換部、１５２・・・投影像生成部、１５３・・・再構像生成部、１５４・・・第２の基底物質変換部、１５９・・・主制御部

Claims (8)

  1. 　エネルギー分布の異なる２種類以上の投影データに基づいて、第１の基底物質群に含まれる２以上の基底物質の物理量をそれぞれ算出する第１の基底物質変換部と、
    　前記第１の基底物質群に含まれる２以上の基底物質の物理量から、被写体の投影像又は再構成像の少なくとも一方であって、かつ、複数の画像を生成する画像生成部と、
    　複数の前記画像に基づいて、前記第１の基底物質群とは異なる第２の基底物質群に含まれる基底物質の物理量を算出する第２の基底物質変換部と、を備える画像処理装置。
  2. 　前記画像生成部が、前記第２の基底物質変換部により算出された第２の基底物質群に含まれる基底物質の物理量に基づいて再構成像を生成する請求項１記載の画像処理装置。
  3. 　前記投影データを撮影した際の撮影条件と、前記投影データと前記基底物質の物理量との関係を示す変換パラメータとを記憶する記憶部を備え、
    　前記第１の基底物質変換部が、前記記憶部に記憶された撮影条件に基づいて基底物質の物理量を算出する際に用いる変換パラメータを決定し、該変換パラメータを用いて基底物質の物理量を算出する請求項１記載の画像処理装置。
  4. 　前記撮影条件が、前記投影データを撮影した際のＸ線管電圧、Ｘ線管電流、Ｘ線照射範囲、焦点サイズ、Ｘ線フィルタの種類、ボータイフィルタの種類、及び撮影時間の少なくとも１つに係る情報を含む請求項３記載の画像処理装置。
  5. 　前記画像生成部が、生成された画像を表示部に表示させる請求項１記載の画像処理装置。
  6. 　前記画像生成部が、前記２以上の基底物質の物理量から、所定のエネルギーの単色Ｘ線を照射した場合に得られる仮想単色Ｘ線画像の投影像を、異なる２以上のエネルギーの前記単色Ｘ線についてそれぞれ演算により求め、前記２以上のエネルギーのそれぞれの仮想単色Ｘ線画像の投影像からそれぞれ画像を生成し、
    　前記第２の基底物質変換部が、前記仮想単色Ｘ線画像の投影像からそれぞれ生成した前記画像に基づいて、前記前記第２の基底物質群に含まれる前記第２の基底物質の物理量を算出する請求項１記載の画像処理装置。
  7. 　請求項１乃至請求項６の何れか１項記載の画像処理装置を備えたＸ線ＣＴ装置。
  8. 　エネルギー分布の異なる２種類以上の投影データに基づいて、第１の基底物質群に含まれる２以上の基底物質の物理量をそれぞれ算出する第１の基底物質変換工程と、
    　前記第１の基底物質群に含まれる２以上の基底物質の物理量から、被写体の投影像又は再構成像の少なくとも一方であって、かつ、複数の画像を生成する画像生成工程と、
    　複数の前記画像に基づいて、前記第１の基底物質群とは異なる第２の基底物質群に含まれる基底物質の物理量を算出する第２の基底物質変換工程と、を備える画像処理方法。
PCT/JP2017/043516 2017-02-27 2017-12-04 画像処理装置、ｘ線ｃｔ装置及び画像処理方法 WO2018154906A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US16/472,523 US11058384B2 (en) 2017-02-27 2017-12-04 Image processing device, X-ray CT device, and image processing method

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017-035186 2017-02-27
JP2017035186A JP6727155B2 (ja) 2017-02-27 2017-02-27 画像処理装置、ｘ線ｃｔ装置及び画像処理方法

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2018154906A1 true WO2018154906A1 (ja) 2018-08-30

Family

ID=63254347

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2017/043516 WO2018154906A1 (ja) 2017-02-27 2017-12-04 画像処理装置、ｘ線ｃｔ装置及び画像処理方法

Country Status (3)

Country Link
US (1) US11058384B2 (ja)
JP (1) JP6727155B2 (ja)
WO (1) WO2018154906A1 (ja)

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7054329B2 (ja) * 2017-10-06 2022-04-13 キヤノン株式会社 画像処理装置、画像処理方法及びプログラム
WO2020003744A1 (ja) * 2018-06-27 2020-01-02 キヤノン株式会社 放射線撮影装置、放射線撮影方法およびプログラム
EP3605448A1 (en) 2018-08-01 2020-02-05 Koninklijke Philips N.V. Method for providing automatic adaptive energy setting for ct virtual monochromatic imaging
JP7169853B2 (ja) * 2018-11-09 2022-11-11 キヤノン株式会社 画像処理装置、放射線撮影装置、および画像処理方法
CN115511831B (zh) * 2022-09-27 2023-04-04 佳木斯大学 一种组织胚胎病理切片的数据分析处理系统及方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009153829A (ja) * 2007-12-27 2009-07-16 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 画像処理装置、プログラムおよびｘ線ｃｔ装置
JP2014166351A (ja) * 2013-01-30 2014-09-11 Toshiba Corp 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
JP2014239840A (ja) * 2013-06-12 2014-12-25 株式会社東芝 放射線画像診断装置
JP2016087468A (ja) * 2014-11-04 2016-05-23 株式会社東芝 医用画像診断装置及び医用画像処理装置

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6904118B2 (en) * 2002-07-23 2005-06-07 General Electric Company Method and apparatus for generating a density map using dual-energy CT
US7697657B2 (en) * 2007-03-23 2010-04-13 General Electric Company System and method of density and effective atomic number imaging
US7885372B2 (en) * 2007-12-07 2011-02-08 Morpho Detection, Inc. System and method for energy sensitive computed tomography
JP6665158B2 (ja) * 2015-03-19 2020-03-13 株式会社日立製作所 Ｘ線ｃｔ装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009153829A (ja) * 2007-12-27 2009-07-16 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 画像処理装置、プログラムおよびｘ線ｃｔ装置
JP2014166351A (ja) * 2013-01-30 2014-09-11 Toshiba Corp 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
JP2014239840A (ja) * 2013-06-12 2014-12-25 株式会社東芝 放射線画像診断装置
JP2016087468A (ja) * 2014-11-04 2016-05-23 株式会社東芝 医用画像診断装置及び医用画像処理装置

Also Published As

Publication number Publication date
US20210128096A1 (en) 2021-05-06
JP6727155B2 (ja) 2020-07-22
JP2018139754A (ja) 2018-09-13
US11058384B2 (en) 2021-07-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2018154906A1 (ja) 画像処理装置、ｘ線ｃｔ装置及び画像処理方法
JP6539748B2 (ja) Ｘ線ｃｔデータ処理装置、及び、これを搭載したｘ線ｃｔ装置
JP6665158B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
US9532759B2 (en) X-ray CT apparatus, image processing apparatus, and image processing method
JP7217020B2 (ja) Ｘ線装置、ｘ線検査方法、及びデータ処理装置
US8000434B2 (en) Energy spectrum reconstruction
CN110678125B (zh) 能量鉴别光子计数检测器及其用途
JP6242631B2 (ja) 医用画像処理装置及びｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2006101926A (ja) 放射線検出装置、放射線画像診断装置、及び放射線画像の生成方法
US9538973B2 (en) Image reconstruction unit, X-ray imaging apparatus, and method of reconstructing image
CN111435120A (zh) X射线成像系统的使用和校准
CN108472004B (zh) 光子计数ct装置
WO2017150068A1 (ja) Ｘ線検出器、ｘ線ｃｔ装置、ｘ線検出方法、及びｘ線検出プログラム
JP6785732B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及び画像生成方法
WO2018030055A1 (ja) 画像処理装置、ｘ線撮像装置及び画像処理方法
JP2022145494A (ja) 画像処理装置、補正方法及びプログラム
JP6815209B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
EP3673807A1 (en) Medical processing apparatus, x-ray diagnosis apparatus, and medical processing method
JP2018118038A (ja) Ｘ線ｃｔ装置及び再構成処理装置
EP4290278A1 (en) Systems and methods for computed tomography
JP2023129298A (ja) 計算機式断層写真法システムのための適応型データ取得

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 17898051

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 17898051

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1