JP2006320464A - Radiographic equipment and method for processing image - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置等の放射線撮影装置等に関する。詳細には、マルチエナジースキャンを行うＸ線ＣＴ装置等の放射線撮影装置等に関する。 The present invention relates to a radiographic apparatus such as an X-ray CT apparatus. Specifically, the present invention relates to a radiation imaging apparatus such as an X-ray CT apparatus that performs multi-energy scanning.
Ｘ線ＣＴ装置は、スキャナ部のＸ線管装置（Ｘ線源）にＸ線管電圧及びＸ線管電流を印加する。Ｘ線管装置は、印加されたＸ線管電圧に応じた電子を陰極から放出して陽極のターゲットに衝突させることにより、電子エネルギーに応じた実効エネルギーのＸ線をＸ線源から照射させる。Ｘ線は、被検体を透過する際、透過した物質毎に異なった割合（Ｘ線吸収係数）で減衰する。Ｘ線ＣＴ装置は、透過したＸ線をＸ線源に対向する位置に配置されたＸ線検出器で受光し投影データを得る。Ｘ線ＣＴ装置は、投影データを画像再構成することで、被検体内部のＸ線吸収係数の分布図として非破壊的に断層撮影像を画像化する。 The X-ray CT apparatus applies an X-ray tube voltage and an X-ray tube current to the X-ray tube device (X-ray source) of the scanner unit. The X-ray tube apparatus emits electrons corresponding to the applied X-ray tube voltage from the cathode and collides with an anode target, thereby irradiating the X-ray source with effective energy corresponding to the electron energy. When X-rays pass through the subject, the X-rays attenuate at a different rate (X-ray absorption coefficient) for each transmitted substance. The X-ray CT apparatus receives the transmitted X-rays with an X-ray detector disposed at a position facing the X-ray source, and obtains projection data. The X-ray CT apparatus reconstructs the image of the projection data, thereby non-destructively imaging a tomographic image as a distribution diagram of the X-ray absorption coefficient inside the subject.
Ｘ線吸収係数は、透過物質によっても異なるが、透過するＸ線の実効エネルギーに応じて変化する。Ｘ線吸収係数は、Ｘ線管のターゲットに衝突する電子のエネルギー、すなわち、入力されたＸ線管電圧に応じて変化する。Ｘ線実効エネルギーが低いほどＸ線吸収係数は高くなり、Ｘ線実効エネルギーが高いほどＸ線吸収係数は小さくなる。
Ｘ線吸収係数が高くなるに従いＸ線遮断率が高くなり、Ｘ線の透過量は減少する。Ｘ線吸収係数が低くなるに従いＸ線遮断率が低くなり、Ｘ線の透過量は増加する。
The X-ray absorption coefficient varies depending on the transmissive substance, but changes according to the effective energy of the transmitted X-ray. The X-ray absorption coefficient changes according to the energy of electrons colliding with the target of the X-ray tube, that is, the input X-ray tube voltage. The lower the X-ray effective energy, the higher the X-ray absorption coefficient, and the higher the X-ray effective energy, the smaller the X-ray absorption coefficient.
As the X-ray absorption coefficient increases, the X-ray blocking rate increases and the amount of X-ray transmission decreases. As the X-ray absorption coefficient decreases, the X-ray blocking rate decreases and the amount of X-ray transmission increases.
また、Ｘ線吸収係数は、透過物質の材質や密度等によって変化する。例えば、人体においては、消化管や血管等の軟部組織ではＸ線吸収係数は比較的低く、骨等ではＸ線吸収係数は比較的高い。
従って、あるＸ線実効エネルギーで撮影した撮影画像上において近い輝度値を示し物質の違いが判断できない場合でも、異なるＸ線実効エネルギーで撮影することにより差異の大きい輝度値を示し物質の違いを判断（差別化）することができる場合がある。
In addition, the X-ray absorption coefficient varies depending on the material and density of the transmissive material. For example, in the human body, the X-ray absorption coefficient is relatively low in soft tissues such as the digestive tract and blood vessels, and the X-ray absorption coefficient is relatively high in bones and the like.
Therefore, even if a difference in material cannot be determined by showing a close brightness value on a captured image taken with a certain X-ray effective energy, a difference in material can be determined by showing a brightness value with a large difference by imaging with a different X-ray effective energy. (Differentiation) may be possible.
また、被検体に照射するＸ線のエネルギー特性をスライス方向に変更可能なＸ線ＣＴ装置が提案されている（例えば、［特許文献１］参照。）。 In addition, an X-ray CT apparatus has been proposed that can change the energy characteristics of X-rays applied to the subject in the slice direction (see, for example, [Patent Document 1]).
Ｘ線管陽極のターゲットの材質は、使用用途に応じて異なる物質が用いられる。また、印加されるＸ線管電圧も使用用途に応じて異なる電圧値が使用される。 例えば、Ｘ線ＣＴ装置では、長時間Ｘ線を照射することから、熱耐久性に優れたタングステンがターゲットとして一般的に用いられる。また、Ｘ線管電圧はＸ線吸収が少ない比較的高い電圧値（１２０ｋＶ〜１３０ｋＶ）が使用される。 Different materials are used for the X-ray tube anode target depending on the intended use. Further, different voltage values are used for the applied X-ray tube voltage depending on the intended use. For example, in an X-ray CT apparatus, since X-rays are irradiated for a long time, tungsten having excellent thermal durability is generally used as a target. The X-ray tube voltage is a relatively high voltage value (120 kV to 130 kV) with little X-ray absorption.
一方、Ｘ線撮影装置では、撮影時間が短く消化管や血管の狭窄や腫瘍等を診断する場合が多いことから、低エネルギー領域に特性Ｘ線を発生するモリブデンやコバルトがターゲットとして一般に用いられる。この場合、肝臓や胆嚢や筋肉といった軟部組織をより明瞭に描出できる。また、Ｘ線管電圧はＸ線撮影装置では被曝量が小さいことから比較的低い電圧値（７０ｋＶ〜１００ｋＶ）が使用される。 On the other hand, in an X-ray imaging apparatus, since imaging time is short and diagnosis of a digestive tract, blood vessel stenosis, tumor, or the like is often made, molybdenum or cobalt that generates characteristic X-rays in a low energy region is generally used as a target. In this case, soft tissues such as the liver, gallbladder, and muscle can be depicted more clearly. The X-ray tube voltage is a relatively low voltage value (70 kV to 100 kV) because the exposure dose is small in the X-ray imaging apparatus.
一般に、Ｘ線ＣＴ装置は、断層撮影像を白から黒への変化（グレーレベル）により表示する。白から黒への変化の度合を示す値としては、独自に定義されたＣＴ値（単位：ハンスフィールドユニット）が用いられる。Ｘ線ＣＴ装置は、アキシャル画像（２次元画像）として断層撮影像を取得して表示する。診断は、このアキシャル画像に基づいて行われる。 In general, the X-ray CT apparatus displays a tomographic image by a change from white to black (gray level). As a value indicating the degree of change from white to black, a uniquely defined CT value (unit: Hansfield unit) is used. The X-ray CT apparatus acquires and displays a tomographic image as an axial image (two-dimensional image). Diagnosis is performed based on this axial image.
また、Ｘ線ＣＴ装置は、アキシャル画像を積み重ねて３次元的なボリュームデータを作成し、レンダリング手法により擬似３次元画像として表示することもある。Ｘ線ＣＴ装置は、アキシャル画像ボリュームデータにおける任意位置、任意角度の２次元平面をＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｎｎｅｒ Ｒｅｆｏｒｍａｔ）画像として表示することもある。Ｘ線ＣＴ装置は、血管や骨等の形態情報を把握する場合には、アキシャル画像ボリュームデータから閾値処理やリージョングローイングと呼ばれる抽出手法（セグメンテーション手法）により、関心部位のみ抽出し表示することもある。 In addition, the X-ray CT apparatus may create three-dimensional volume data by stacking axial images and display the pseudo three-dimensional image by a rendering technique. The X-ray CT apparatus may display a two-dimensional plane at an arbitrary position and an arbitrary angle in the axial image volume data as an MPR (Multi Planer Reformat) image. When grasping morphological information such as blood vessels and bones, the X-ray CT apparatus may extract and display only the region of interest from the axial image volume data by an extraction method (segmentation method) called threshold processing or region growing. .
Ｘ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置等の放射線撮影装置は、血管の狭窄、動脈瘤、血管走行等について解析及び診断が可能である。しかしながら、Ｘ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置等の放射線撮影装置で画像化した場合、通常の撮影では、血管は周辺臓器との輝度値の差が小さい（濃度分解能が低い）ため、視認性が悪い。そのため、造影検査が行われる。造影検査は、造影剤を血液中に注入することにより血液の輝度値（ＣＴ値）を増加させ、周辺臓器に対してコントラストをつけることにより視認性を向上させる検査方法である。 Radiation imaging apparatuses such as an X-ray CT apparatus and an X-ray imaging apparatus can analyze and diagnose blood vessel stenosis, aneurysm, blood vessel running, and the like. However, when imaging is performed with a radiographic apparatus such as an X-ray CT apparatus or an X-ray imaging apparatus, in normal imaging, the blood vessel has a small difference in luminance value from the surrounding organs (low density resolution), and thus visibility is low. bad. Therefore, a contrast examination is performed. Contrast inspection is an inspection method that increases the luminance value (CT value) of blood by injecting a contrast agent into blood and improves the visibility by giving contrast to surrounding organs.
Ｘ線ＣＴ装置では、近いＣＴ値の物質（臓器）が隣接していた場合、物質（臓器）境界が不明瞭となりやすく、異なる物質（臓器）であっても同じ物質（臓器）と認識される場合がある。例えば、血液と血管壁とは近い輝度値で表現されるため、狭窄や動脈瘤等の血管内腔形状を診断したい場合には、侵襲性の高い造影剤の使用を余儀なくされる。しかしながら、造影剤を使用した場合、血管に注入した造影剤と骨とは、近い輝度値で表現される場合が多く、血管のみを抽出したい場合において、骨を一緒に抽出してしまう場合がある。このような輝度値が近い隣接する部位を見るケースでは、抽出精度が低いのみに限らず、目視時にも視認性が悪い。
このように、従来のＸ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置等の放射線撮影装置では、隣接部位が類似した輝度値で表現される場合には差別化が困難なため視認性及び診断精度が低下するという問題点がある。
In the X-ray CT apparatus, when substances (organs) having close CT values are adjacent to each other, the substance (organ) boundary tends to be unclear, and even different substances (organs) are recognized as the same substance (organ). There is a case. For example, blood and the blood vessel wall are expressed by close luminance values, so that it is necessary to use a highly invasive contrast agent when diagnosing the shape of a blood vessel lumen such as a stenosis or an aneurysm. However, when a contrast agent is used, the contrast agent injected into the blood vessel and the bone are often expressed by close luminance values, and if only the blood vessel is to be extracted, the bone may be extracted together. . In such a case where adjacent parts with close luminance values are viewed, not only the extraction accuracy is low but also the visibility is poor.
As described above, in a conventional radiographic apparatus such as an X-ray CT apparatus or an X-ray imaging apparatus, when an adjacent part is expressed by a similar luminance value, differentiation is difficult, and thus visibility and diagnostic accuracy are reduced. There is a problem.
また、マルチエナジースキャンでは、同一断層撮影像における画像が複数枚得られる。差分画像を取る場合には取得画像数は更に多くなる。これらの複数枚の画像の違いを検出するのは困難であり、また、これらの画像を効率的に閲覧及び読影する方法も存在しないという問題点がある。 In the multi-energy scan, a plurality of images in the same tomographic image are obtained. When taking a difference image, the number of acquired images is further increased. It is difficult to detect the difference between the plurality of images, and there is a problem that there is no method for efficiently browsing and interpreting these images.
また、マルチエナジースキャンでは、複数の異なるＸ線実効エネルギーで撮影するが、Ｘ線吸収係数は、Ｘ線実効エネルギーに依存して変化するため、検出される信号レベルも変わる。そのため、撮影するＸ線実効エネルギーによってノイズ量が異なり、診断部位における所望のＳＮ比（信号対ノイズ比）が得られないという問題点もある。 In the multi-energy scan, imaging is performed with a plurality of different X-ray effective energies. However, since the X-ray absorption coefficient changes depending on the X-ray effective energies, the detected signal level also changes. For this reason, the amount of noise differs depending on the X-ray effective energy to be imaged, and there is also a problem that a desired SN ratio (signal-to-noise ratio) cannot be obtained at the diagnostic site.
また、マルチエナジースキャンでは、同一断面（スライス位置）について複数の投影データが得られるので、画像再構成及び画像処理に係る演算処理が増大するという問題点がある。画像再構成及び画像処理に要する時間は撮影したＸ線実効エネルギーの種類が多いほど、演算時間も増大する。 Further, in the multi-energy scan, a plurality of projection data is obtained for the same cross section (slice position), so that there is a problem in that arithmetic processing related to image reconstruction and image processing increases. The time required for image reconstruction and image processing increases as the number of types of X-ray effective energy captured increases.
また、マルチエナジースキャンでは、エアキャリブレーションやファントムキャリブレーションを行うために、撮影するＸ線実効エネルギーにおけるキャリブレーションデータが必要である。そのため、Ｘ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置等の放射線撮影装置は、撮影するＸ線実効エネルギーの種類に比例した膨大なキャリブレーションデータを保持する必要があり、また、キャリブレーションデータ取得のための撮影時間も増大するという問題点がある。大量のメモリを必要とし、また、メンテナンスに要する手間も大きい。 In the multi-energy scan, calibration data for effective X-ray energy to be imaged is required to perform air calibration and phantom calibration. Therefore, a radiographic apparatus such as an X-ray CT apparatus or an X-ray imaging apparatus needs to store a large amount of calibration data proportional to the type of X-ray effective energy to be imaged, and for acquiring calibration data. There is a problem that the shooting time also increases. A large amount of memory is required, and the labor required for maintenance is large.
また、Ｘ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置等の放射線撮影装置では、被曝を伴う。特に、マルチエナジースキャンでは、複数回撮影する必要があるため、通常撮影と同等のノイズ量の画像を撮影しようとすると、撮影するＸ線実効エネルギーの種類が多いほど、被曝量も増加する。 Further, radiation imaging apparatuses such as an X-ray CT apparatus and an X-ray imaging apparatus involve exposure. In particular, in the multi-energy scan, since it is necessary to capture images a plurality of times, the amount of exposure increases as the number of types of X-ray effective energy to be captured increases when an image with the same amount of noise as in normal imaging is to be captured.
また、マルチエナジースキャンでは、複数のエネルギーのＸ線減弱データを取得する必要があるが、Ｘ線管電圧を高速に制御することは技術的に困難であるという問題点がある。 In the multi-energy scan, it is necessary to acquire X-ray attenuation data of a plurality of energies, but there is a problem that it is technically difficult to control the X-ray tube voltage at high speed.
本発明は、以上の問題点に鑑みてなされたもので、マルチエナジースキャンを適正に行い、画像処理に係る処理負担を軽減すると共に、画像診断精度及び安全性を向上させることを可能とするＸ線ＣＴ装置等を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above problems, and can appropriately perform multi-energy scanning, reduce the processing load related to image processing, and improve the accuracy and safety of image diagnosis. An object is to provide a line CT apparatus or the like.
前述した目的を達成するために第１の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、前記放射線源が前記被検体に対して１周回する間に前記実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射する照射制御手段と、を具備することを特徴とする放射線撮影装置である。 In order to achieve the above-described object, a first invention is a radiographic imaging system including: a radiation source that irradiates a subject while irradiating radiation; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject. An effective energy control means for variably controlling the effective energy of radiation emitted from the radiation source; and a plurality of radiations having different effective energies while the radiation source makes one revolution around the subject. And an irradiation control means.
第１の発明の放射線撮影装置は、放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御し、放射線源が被検体に対して１周回する間に実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射する。 The radiation imaging apparatus according to the first aspect of the invention variably controls the effective energy of radiation irradiated from the radiation source, and irradiates a plurality of radiations having different effective energies while the radiation source goes around the subject once.
尚、放射線撮影装置は、放射線を照射することにより撮影を行う装置である。放射線撮影装置は、例えば、Ｘ線ＣＴ装置、中性子線や陽電子やガンマ線や光を用いたＣＴ装置、Ｘ線撮影装置である。 The radiation imaging apparatus is an apparatus that performs imaging by irradiating radiation. The radiation imaging apparatus is, for example, an X-ray CT apparatus, a CT apparatus using neutron rays, positrons, gamma rays, or light, or an X-ray imaging apparatus.
このように、第１の発明では、放射線撮影装置は、マルチエナジースキャンを行い、同一断面（スライス位置）についてコントラスト分布（感度）の異なる複数の断層撮影像を取得するので、同一断面（スライス位置）についての複数の断層撮影像の読影することにより、１つの断層撮影像からは視認できない情報を他の断層撮影像から視認することができる。また、放射線撮影装置は、１周回の撮影（１スキャン）により同一断面（スライス位置）の断層撮影像を複数取得する。従って、撮影に要する時間を短くすることができる。
尚、マルチエナジースキャンは、それぞれ実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射することにより、放射線吸収係数の異なる断層撮影像を複数取得する撮像方法である。
Thus, in the first invention, the radiographic apparatus performs a multi-energy scan, and acquires a plurality of tomographic images having different contrast distributions (sensitivities) for the same cross section (slice position). By interpreting a plurality of tomographic images, information that cannot be viewed from one tomographic image can be viewed from other tomographic images. In addition, the radiation imaging apparatus acquires a plurality of tomographic images of the same cross section (slice position) by one round of imaging (one scan). Therefore, the time required for shooting can be shortened.
The multi-energy scan is an imaging method for acquiring a plurality of tomographic images having different radiation absorption coefficients by irradiating a plurality of radiations having different effective energies.
第２の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段を備えた放射線撮影装置を用いて、前記実効エネルギーを変えて前記被検体を撮影して取得された複数の撮影像に基づいて画像処理を行う画像処理方法であって、前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像に対して、前記実効エネルギー毎にそれぞれ異なる色を割り当てて複数の単色カラー撮影像を作成する単色カラー撮影像作成ステップと、前記複数の単色カラー撮影像を合成して合成カラー撮影像を作成する合成カラー撮影像作成ステップと、を具備することを特徴とする画像処理方法である。 2nd invention is a radiography apparatus which has a radiation source which irradiates radiation while circling with respect to a subject, and a radiation detector which detects the radiation which permeate | transmitted the said subject, Comprising: The said radiation source Image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject by changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls the effective energy of radiation to be irradiated. An image processing method for performing a captured image for each effective energy for creating the captured image for each effective energy of the irradiated radiation, and a plurality of captured images created in the captured image for each effective energy creating step A monochrome color photographed image creating step of creating a plurality of monochrome color photographed images by assigning different colors for each effective energy; and The image processing method characterized by comprising: a composite color photographic image generating step by synthesizing monochrome color photographic images having to create a composite color photographic images, the.
第２の発明の画像処理方法では、放射線の実効エネルギー毎に作成した複数の撮影像に対して、実効エネルギー毎にそれぞれ異なる色を割り当てて複数の単色カラー撮影像を作成し、これらの複数の単色カラー撮影像を合成して合成カラー撮影像を作成する。
尚、撮影像は、投影像（投影データ）及び再構成画像（再構成画像データ）及び放射線吸収係数その他の撮影により取得したデータ及び当該データに処理を施したデータを示す。
In the image processing method according to the second aspect of the present invention, a plurality of single color photographed images are created by assigning different colors for each effective energy to a plurality of photographed images created for each effective energy of radiation. A single color photographed image is synthesized to create a composite color photographed image.
The photographed image indicates a projection image (projection data), a reconstructed image (reconstructed image data), a radiation absorption coefficient, and other data acquired by photographing and data obtained by processing the data.
このように、第２の発明では、異なる実効エネルギーの放射線による複数の撮影像にそれぞれ異なる色を割り当てて合成し、１つの合成カラー撮影像を作成するので、より情報量が多い撮影像を作成し、診断対象組織の差別化及び弁別能及び組織コントラスト及び視認性を向上させることができ、ひいては、診断精度を向上させることができる。 As described above, in the second invention, a plurality of captured images of radiations having different effective energies are assigned with different colors and combined to create one composite color captured image, so a captured image with a larger amount of information is generated. In addition, it is possible to improve the differentiation and discrimination ability, tissue contrast, and visibility of the diagnosis target tissue, thereby improving the diagnostic accuracy.
第３の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段を備えた放射線撮影装置を用いて、前記実効エネルギーを変えて前記被検体を撮影して取得された複数の撮影像に基づいて画像処理を行う画像処理方法であって、前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像に基づいて処理撮影像を作成する処理撮影像作成ステップと、前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像について前記処理撮影像との差分をそれぞれ算出して複数の差分撮影像を作成する差分撮影像作成ステップと、前記複数の差分撮影像に対して、前記実効エネルギー毎にそれぞれ異なる色を割り当てて複数の差分単色カラー撮影像を作成する差分単色カラー撮影像作成ステップと、前記複数の差分単色カラー撮影像を合成して差分合成カラー撮影像を作成する差分合成カラー撮影像作成ステップと、を具備することを特徴とする画像処理方法である。 A third invention is a radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates radiation while circulating around the subject; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject, wherein the radiation source Image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject by changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls the effective energy of radiation to be irradiated. An image processing method for performing the above-mentioned, based on a plurality of captured images created in the effective energy-based captured image creation step for creating the captured image for each effective energy of the irradiated radiation, and the effective energy-specific captured image creation step A plurality of photographed images created in the process photographed image creating step for creating a photographed photographed image and the photographed image creating step for each effective energy. A differential imaging image creation step of creating a plurality of differential imaging images by calculating differences from the physical imaging image, and a plurality of differences by assigning different colors for each of the effective energies to the plurality of differential imaging images A difference monochrome color photographed image creating step for creating a monochrome color photographed image; and a difference composite color photographed image creating step for creating a difference composite color photographed image by combining the plurality of difference monochrome color photographed images. This is a featured image processing method.
第３の発明の画像処理方法では、放射線の実効エネルギー毎に作成した複数の撮影像に基づいて処理撮影像を作成し、実効エネルギー毎に作成した複数の撮影像について処理撮影像との差分をそれぞれ算出して複数の差分撮影像を作成し、これらの複数の差分撮影像に対して実効エネルギー毎にそれぞれ異なる色を割り当てて複数の差分単色カラー撮影像を作成し、これらの複数の差分単色カラー撮影像を合成して差分合成カラー撮影像を作成する。 In the image processing method of the third aspect of the invention, a processed photographed image is created based on a plurality of photographed images created for each effective energy of radiation, and a difference from the processed photographed image is calculated for the plurality of photographed images created for each effective energy. A plurality of difference photographed images are created by calculating each, and a plurality of difference monochrome images are created by assigning different colors for each effective energy to the plurality of difference photographed images. A color composite image is synthesized to create a differential composite color image.
尚、処理撮影像は、例えば、平均フィルタ、メディアンフィルタ等を適用して作成した撮影像である。 The processed captured image is a captured image created by applying an average filter, a median filter, or the like, for example.
このように、第３の発明では、差分撮影像に対して処理を行うので、差分値に所定の係数を乗じてレンジを拡大することにより差異を強調することができる。また、差分値を調整して整数に変換することで浮動小数点演算でなく整数演算により差分値を取り扱うことができるので、演算処理に係る負担を軽減することができる。 As described above, in the third aspect, since the difference photographed image is processed, the difference can be emphasized by multiplying the difference value by a predetermined coefficient to expand the range. In addition, by adjusting the difference value and converting it to an integer, the difference value can be handled not by a floating point operation but by an integer operation, so that the burden on the arithmetic processing can be reduced.
第４の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段を備えた放射線撮影装置を用いて、前記実効エネルギーを変えて前記被検体を撮影して取得された複数の撮影像に基づいて画像処理を行う画像処理方法であって、前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像に基づいて処理撮影像を作成する処理撮影像作成ステップと、前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像について前記処理撮影像との差分をそれぞれ算出して複数の差分撮影像を作成する差分撮影像作成ステップと、前記複数の差分撮影像の中から対応する各座標毎に絶対値が最大の座標値を選択して強調撮影像を作成する強調撮影像作成ステップと、を具備することを特徴とする画像処理方法である。 A fourth invention is a radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates radiation while circulating around the subject; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject, wherein the radiation source Image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject by changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls the effective energy of radiation to be irradiated. An image processing method for performing the above-mentioned, based on a plurality of captured images created in the effective energy-based captured image creation step for creating the captured image for each effective energy of the irradiated radiation, and the effective energy-specific captured image creation step A plurality of photographed images created in the process photographed image creating step for creating a photographed photographed image and the photographed image creating step for each effective energy. A differential imaging image creation step for creating a plurality of differential imaging images by calculating differences from the physical imaging image, and selecting a coordinate value having the maximum absolute value for each corresponding coordinate from the plurality of differential imaging images And an enhanced photographed image creating step for creating an enhanced photographed image.
第４の発明の画像処理方法では、放射線の実効エネルギー毎に作成した複数の撮影像に基づいて処理撮影像を作成し、実効エネルギー毎に作成した複数の撮影像について処理撮影像との差分をそれぞれ算出して複数の差分撮影像を作成し、これらの複数の差分撮影像の中から対応する各座標毎に絶対値が最大の座標値を選択して強調撮影像を作成する。 In the image processing method according to the fourth aspect of the invention, a processed photographed image is created based on a plurality of photographed images created for each effective energy of radiation, and a difference from the processed photographed image is calculated for the plurality of photographed images created for each effective energy. A plurality of difference photographed images are respectively calculated and a difference photographed image is created, and a coordinate value having the maximum absolute value is selected for each corresponding coordinate from the plurality of difference photographed images to create an emphasized photographed image.
このように、第４の発明では、異なる実効エネルギーの放射線による複数の差分撮影像から絶対値が最大の画素差分値を選択して１つの強調撮影像を作成するので、撮影像のコントラストを向上させることができる。 As described above, in the fourth aspect of the invention, the pixel difference value having the maximum absolute value is selected from a plurality of difference photographed images with radiations having different effective energies to create one enhanced photographed image, so that the contrast of the photographed image is improved. Can be made.
第５の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段を備えた放射線撮影装置を用いて、前記実効エネルギーを変えて前記被検体を撮影して取得された複数の撮影像に基づいて画像処理を行う画像処理方法であって、前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、前記被検体の対応する位置毎に、前記実効エネルギー毎に異なる複数の撮影像を結合する結合ステップと、前記結合ステップで結合された撮影像に対して一括して処理を実行する一括処理ステップと、を具備することを特徴とする画像処理方法である。 5th invention is a radiography apparatus which has a radiation source which irradiates a subject while irradiating with radiation, and a radiation detector which detects the radiation which permeate | transmitted the said subject, Comprising: The said radiation source Image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject by changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls the effective energy of radiation to be irradiated. An image processing method for creating a captured image for each effective energy for each effective energy of the irradiated radiation, and a plurality of different for each effective energy for each corresponding position of the subject. A combining step for combining the captured images of the plurality of images, and a batch processing step for collectively performing processing on the captured images combined in the combining step. It is an image processing method according to claim.
第５の発明の画像処理方法では、放射線の実効エネルギー毎に作成した異なる複数の処理データを結合し、結合した処理データに対して一括して処理を実行する。 In the image processing method of the fifth invention, a plurality of different processing data created for each effective energy of radiation is combined, and the combined processing data is collectively processed.
このように、第５の発明では、異なる実効エネルギーの放射線による複数のデータに同一演算処理を行う場合、演算回数を減らすことができ、再構成演算時間や画像処理時間を短縮することができる。 As described above, in the fifth aspect, when the same calculation process is performed on a plurality of data with radiation having different effective energies, the number of calculations can be reduced, and the reconstruction calculation time and the image processing time can be reduced.
第６の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段を備えた放射線撮影装置を用いて、前記実効エネルギーを変えて前記被検体を撮影して取得された複数の撮影像に基づいて画像処理を行う画像処理方法であって、前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像に対して補間処理を行い前記照射した放射線の実効エネルギーとは異なる実効エネルギーに関する撮影像を作成する補間処理ステップと、を具備することを特徴とする画像処理方法である。 6th invention is a radiography apparatus which has a radiation source which irradiates a subject while irradiating with radiation, and a radiation detector which detects the radiation which permeate | transmitted the said subject, Comprising: The said radiation source Image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject by changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls the effective energy of radiation to be irradiated. An image processing method for performing a captured image for each effective energy for creating the captured image for each effective energy of the irradiated radiation, and a plurality of captured images created in the captured image for each effective energy creating step An interpolation process step for performing an interpolation process to create a captured image with an effective energy different from the effective energy of the irradiated radiation. The image processing method characterized by.
第６の発明の画像処理方法では、放射線の実効エネルギー毎に取得したデータに対して補間処理を行い照射した放射線の実効エネルギーとは異なる実効エネルギーに関するデータを作成する。
尚、補間処理に関しては、対数空間で補間処理を行うことが望ましい。
In the image processing method according to the sixth aspect of the invention, interpolation processing is performed on data acquired for each effective energy of radiation, and data relating to effective energy different from the effective energy of irradiated radiation is created.
As for the interpolation process, it is desirable to perform the interpolation process in a logarithmic space.
このように、第６の発明では、測定していない実効エネルギーにおける放射線吸収係数等のデータを高精度に算出することができる。また、限られた放射線吸収係数等のデータを用いてマルチエナジースキャンにおけるデータを作成することができ、被曝、撮影時間、保持するデータ量を低減することができる。 As described above, in the sixth aspect of the invention, data such as a radiation absorption coefficient at an effective energy that has not been measured can be calculated with high accuracy. In addition, data in a multi-energy scan can be created using data such as a limited radiation absorption coefficient, and exposure, imaging time, and data amount to be held can be reduced.
第７の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段を備えた放射線撮影装置を用いて、前記実効エネルギーを変えて前記被検体を撮影して取得された複数の撮影像に基づいて画像処理を行う画像処理方法であって、前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した撮影像に対する補正処理の度合を、前記照射した放射線の実効エネルギーの高低に応じて変更する補正処理度合変更ステップと、を具備することを特徴とする画像処理方法である。 7th invention is a radiography apparatus which has a radiation source which irradiates a subject while radiating, and a radiation detector which detects the radiation which permeate | transmitted the said subject, Comprising: The said radiation source Image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject by changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls the effective energy of radiation to be irradiated. An image processing method for creating a captured image for each effective energy of the irradiated radiation, and a correction process for the captured image created in the captured image creation step for each effective energy. A correction processing degree changing step for changing the degree according to the level of the effective energy of the irradiated radiation. The image processing method.
第７の発明の画像処理方法では、マルチエナジースキャンにより取得した撮影像に対する補正処理の度合を、照射した放射線の実効エネルギーの高低に応じて変更する。
尚、補正処理は、例えば、画像処理フィルタによるノイズ低減化処理である。
In the image processing method according to the seventh aspect of the invention, the degree of correction processing for the captured image acquired by the multi-energy scan is changed according to the level of the effective energy of the irradiated radiation.
Note that the correction processing is, for example, noise reduction processing using an image processing filter.
このように、第７の発明では、高い実効エネルギーの放射線により取得した撮影像に対してはノイズ低減効果が小さいフィルタを適用し、低い実効エネルギーの放射線により取得した撮影像に対してはノイズ低減効果が大きいフィルタを適用するので、マルチエナジースキャンにより取得した各撮影像におけるＳＮ比及びＣＮ比の数値の差異を小さくすることができる。
また、ソフトウェア処理によりＳＮ比及びＣＮ比を平準化するので、放射線撮影装置構成及び動作制御を変更する必要がない。
As described above, in the seventh invention, a filter with a small noise reduction effect is applied to a captured image acquired by radiation with high effective energy, and noise reduction is applied to a captured image acquired by radiation with low effective energy. Since a filter having a large effect is applied, it is possible to reduce the difference between the numerical values of the SN ratio and the CN ratio in each captured image acquired by the multi-energy scan.
In addition, since the SN ratio and CN ratio are leveled by software processing, it is not necessary to change the configuration of the radiographic apparatus and the operation control.
第８の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて前記放射線源の周回速度を変更する周回速度変更手段と、を具備することを特徴とする放射線撮影装置である。 An eighth invention is a radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates radiation while orbiting a subject; and a radiation detector that detects the radiation that has passed through the subject. An effective energy control means for variably controlling the effective energy of the radiation to be irradiated; and a circulation speed changing means for changing the circulation speed of the radiation source according to the level of the effective energy of the irradiation radiation. It is a radiography apparatus.
第８の発明の放射線撮影装置は、放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御し、照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて放射線源の周回速度を変更する。 The radiation imaging apparatus according to the eighth aspect of the invention variably controls the effective energy of the radiation irradiated from the radiation source, and changes the circulation speed of the radiation source according to the level of the effective energy of the irradiated radiation.
このように、第８の発明では、放射線撮影装置は、低い実効エネルギーの放射線を照射する場合にはスキャン速度を小さくして撮影を行い、高い実効エネルギーの放射線を照射する場合にはスキャン速度を大きくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した各画像におけるＳＮ比及びＣＮ比の数値の差異を小さくすることができる。
また、放射線撮影装置の動作制御によりＳＮ比及びＣＮ比を平準化するので、画像処理部におけるソフトウェアを変更する必要がない。
Thus, in the eighth aspect, the radiation imaging apparatus performs imaging while reducing the scan speed when irradiating with low effective energy radiation, and reduces the scan speed when irradiating with high effective energy radiation. Since shooting is performed with a larger size, it is possible to reduce the difference in the numerical values of the SN ratio and CN ratio in each image acquired by the multi-energy scan.
In addition, since the SN ratio and the CN ratio are leveled by operation control of the radiation imaging apparatus, it is not necessary to change the software in the image processing unit.
第９の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて前記放射線源への入力電流量を変更する電流量変更手段と、を具備することを特徴とする放射線撮影装置である。 A ninth invention is a radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates a subject while irradiating radiation; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject, wherein the radiation source Effective energy control means for variably controlling the effective energy of radiation to be irradiated; and current amount changing means for changing the amount of input current to the radiation source according to the level of effective energy of the irradiated radiation. A radiographic apparatus characterized by the above.
第９の発明の放射線撮影装置は、放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御し、照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて放射線源への入力電流量を変更する。 The radiation imaging apparatus according to the ninth aspect of the invention variably controls the effective energy of the radiation irradiated from the radiation source, and changes the amount of input current to the radiation source according to the level of the effective energy of the irradiated radiation.
このように、第９の発明では、放射線撮影装置は、低い実効エネルギーの放射線を照射する場合にはスキャン速度を小さくして撮影を行い、高い実効エネルギーの放射線を照射する場合にはスキャン速度を大きくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した各画像におけるＳＮ比及びＣＮ比の数値の差異を小さくすることができる。
また、放射線撮影装置の動作制御によりＳＮ比及びＣＮ比を平準化するので、画像処理部におけるソフトウェアを変更する必要がない。
また、放射線源への入力電流を変更することにより、放射線の実効エネルギーを高速に変更するので、１スキャンにおけるマルチエナジースキャンに容易に対応することができる。
Thus, in the ninth aspect, the radiation imaging apparatus performs imaging at a low scanning speed when irradiating low effective energy radiation, and reduces the scanning speed when radiating high effective energy radiation. Since shooting is performed with a larger size, it is possible to reduce the difference in the numerical values of the SN ratio and CN ratio in each image acquired by the multi-energy scan.
In addition, since the SN ratio and the CN ratio are leveled by operation control of the radiation imaging apparatus, it is not necessary to change the software in the image processing unit.
Moreover, since the effective energy of radiation is changed at high speed by changing the input current to the radiation source, it is possible to easily cope with multi-energy scanning in one scan.
第１０の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、前記放射線源が前記被検体に対して１周回する間に前記実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射する照射制御手段と、前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて前記１周回における照射範囲割合を変更する照射範囲割合変更手段と、を具備することを特徴とする放射線撮影装置である。 A tenth aspect of the present invention is a radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates a subject while irradiating radiation; and a radiation detector that detects the radiation that has passed through the subject. Effective energy control means for variably controlling the effective energy of radiation to be irradiated; irradiation control means for irradiating a plurality of radiations having different effective energies while the radiation source makes one turn with respect to the subject; and the irradiation And an irradiation range ratio changing means for changing the irradiation range ratio in the one round according to the level of the effective energy of the radiation to be emitted.
第１０の発明の放射線撮影装置は、放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御し、放射線源が被検体に対して１周回する間に実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射し、照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて１周回における照射範囲割合（投影角度範囲、照射位置数、ビュー数）を変更する。 The radiation imaging apparatus according to the tenth aspect of the invention variably controls the effective energy of radiation irradiated from the radiation source, and irradiates and irradiates a plurality of radiations having different effective energies while the radiation source goes around the subject once. The irradiation range ratio (projection angle range, number of irradiation positions, number of views) in one round is changed according to the level of the effective energy of radiation.
このように、第１０の発明では、放射線撮影装置は、低い実効エネルギーの放射線に関しては照射範囲の割合（ビュー数）を大きくして撮影を行い、高い実効エネルギーの放射線に関しては照射範囲の割合（ビュー数）を小さくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した各画像におけるＳＮ比及びＣＮ比の数値の差異を小さくすることができる。
また、放射線源への入力電流及びスキャン速度を変更する必要がない。
Thus, in the tenth invention, the radiation imaging apparatus performs imaging while increasing the ratio (number of views) of the irradiation range for low effective energy radiation, and the ratio of the irradiation range for high effective energy radiation ( Since shooting is performed with a small number of views), it is possible to reduce the difference in the numerical values of the SN ratio and CN ratio in each image acquired by the multi-energy scan.
Further, it is not necessary to change the input current to the radiation source and the scanning speed.
第１１の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、それぞれ異なる衝突角度の複数の衝突面を有するターゲットに電子線を衝突させることにより、前記放射線源から照射する放射線の実効エネルギーを可変制御することを特徴とする放射線撮影装置である。 An eleventh aspect of the invention is a radiographic apparatus having a radiation source that irradiates a subject while irradiating radiation and a radiation detector that detects the radiation that has passed through the subject, and the collisions are different from each other. The radiation imaging apparatus is characterized in that an effective energy of radiation irradiated from the radiation source is variably controlled by causing an electron beam to collide with a target having a plurality of collision surfaces at an angle.
第１１の発明の放射線撮影装置は、それぞれ異なる衝突角度の複数の衝突面を有するターゲットに電子線を衝突させることにより、放射線源から照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する。 The radiation imaging apparatus according to the eleventh aspect of the invention variably controls the effective energy of radiation irradiated from the radiation source by causing an electron beam to collide with a target having a plurality of collision surfaces with different collision angles.
このように、第１１の発明では、放射線撮影装置は、放射線の実効エネルギーを高速に変更することができる。
また、単一の材質によりターゲットを構成することができる。
Thus, in the eleventh aspect, the radiation imaging apparatus can change the effective energy of radiation at high speed.
Moreover, a target can be comprised with a single material.
第１２の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、それぞれ異なる材質の複数のターゲット部材からなるターゲットに電子線を衝突させることにより、前記放射線源から照射する放射線の実効エネルギーを可変制御することを特徴とする放射線撮影装置である。 A twelfth aspect of the present invention is a radiographic apparatus having a radiation source that irradiates radiation while orbiting a subject, and a radiation detector that detects the radiation that has passed through the subject. The radiation imaging apparatus is characterized in that an effective energy of radiation irradiated from the radiation source is variably controlled by causing an electron beam to collide with a target composed of a plurality of target members.
第１２の発明の放射線撮影装置は、それぞれ異なる材質の複数のターゲット部材からなるターゲットに電子線を衝突させることにより、放射線源から照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する。 The radiation imaging apparatus of the twelfth aspect of the invention variably controls the effective energy of radiation irradiated from a radiation source by causing an electron beam to collide with a target composed of a plurality of target members, each of which is made of a different material.
このように、第１２の発明では、放射線撮影装置は、放射線の実効エネルギーを高速に変更することができる。
また、単一のターゲット角度によりターゲットを構成することができるので、ターゲット部材の成形が容易である。
Thus, in the twelfth aspect, the radiation imaging apparatus can change the effective energy of radiation at high speed.
Moreover, since a target can be comprised by a single target angle, shaping | molding of a target member is easy.
第１３の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、を有する放射線撮影装置であって、前記放射線検出器は、それぞれ異なる感度の複数の放射線検出器を有することを特徴とする放射線撮影装置である。 A thirteenth aspect of the present invention is a radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates a subject while irradiating radiation; and a radiation detector that detects the radiation that has passed through the subject. The apparatus is a radiographic apparatus characterized by having a plurality of radiation detectors having different sensitivities.
第１３の発明の放射線撮影装置は、それぞれ異なる感度の複数の放射線検出器により透過放射線の検出を行う。 In the radiographic apparatus according to the thirteenth aspect of the present invention, transmitted radiation is detected by a plurality of radiation detectors having different sensitivities.
第１３の発明では、放射線撮影装置は、放射線の実効エネルギーを変更することなく、恰も異なる複数の実効エネルギーの放射線を照射したかの如く、各放射線実効エネルギーに対応するデータを取得することができる。 In the thirteenth invention, the radiation imaging apparatus can acquire data corresponding to each radiation effective energy as if the radiation having a plurality of different effective energies was irradiated without changing the effective energy of the radiation. .
本発明によれば、マルチエナジースキャンを適正に行い、画像処理に係る処理負担を軽減すると共に、画像診断精度及び安全性を向上させることを可能とするＸ線ＣＴ装置等を提供することができる。 According to the present invention, it is possible to provide an X-ray CT apparatus and the like that can appropriately perform multi-energy scanning, reduce the processing burden related to image processing, and improve the accuracy of image diagnosis and safety. .
以下添付図面を参照しながら、本発明に係るＸ線ＣＴ装置等の好適な実施形態について詳細に説明する。尚、以下の説明及び添付図面において、略同一の機能構成を有する構成要素については、同一の符号を付することにより重複説明を省略することにする。 DESCRIPTION OF EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments of an X-ray CT apparatus and the like according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. In the following description and the accompanying drawings, the same reference numerals are given to components having substantially the same functional configuration, and redundant description will be omitted.
最初に、図１及び図２を参照しながら、Ｘ線ＣＴ装置１の構成について説明する。 First, the configuration of the X-ray CT apparatus 1 will be described with reference to FIGS. 1 and 2.
図１は、Ｘ線ＣＴ装置１の概略構成図である。
Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャナ部３と画像処理部５とから構成される。
Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体１９を撮像し、撮像画像を出力する装置である。Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャナ部３により被検体１９を撮像し、画像処理部５において画像処理を行い、撮像画像を出力する。
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an X-ray CT apparatus 1.
The X-ray CT apparatus 1 includes a scanner unit 3 and an image processing unit 5.
The X-ray CT apparatus 1 is an apparatus that images the subject 19 and outputs a captured image. The X-ray CT apparatus 1 images the subject 19 with the scanner unit 3, performs image processing in the image processing unit 5, and outputs a captured image.
スキャナ部３は、Ｘ線管装置７、Ｘ線制御装置９、高電圧発生装置１１、高圧スイッチングユニット１３、コリメータ１５、コリメータ制御装置１７、寝台２１、寝台制御装置２３、寝台移動計測装置２５、Ｘ線検出器２７、プリアンプ２９、駆動部３１、スキャナ制御装置３３、中央制御装置３５等を備える。
The scanner unit 3 includes an X-ray tube device 7, an
スキャナ部３は、被検体１９の撮像を行い、投影データ（Ｘ線透過データ、スキャンデータ）を収集して画像処理部５に送信する装置である。
Ｘ線管装置７は、Ｘ線を発生する装置である。Ｘ線制御装置９は、入力された情報に基づいた制御信号を高電圧発生装置１１に送る装置である。高電圧発生装置１１は、高電圧を発生する装置である。高圧スイッチングユニット１３は、高電圧パルスをＸ線管装置７に印加する装置である。
コリメータ１５は、Ｘ線の照射領域を調整する装置である。コリメータ１５は、Ｘ線の照射方向に制限を加えて、被検体１９を投影するのに必要なＸ線を通過させる。コリメータ１５の動作は、コリメータ制御装置１７によって制御される。
The scanner unit 3 is a device that images the subject 19, collects projection data (X-ray transmission data, scan data), and transmits the collected data to the image processing unit 5.
The X-ray tube device 7 is a device that generates X-rays. The
The
寝台２１は、被検体１９を支持する装置である。寝台２１は、昇降移動及び縦移動により、スキャナ部３の診断計測位置に被検体１９を移動させる。寝台２１の動作は、寝台制御装置２３によって制御される。寝台移動計測装置２５は、寝台２１の相対的な移動量を計測する。
The
Ｘ線検出器２７は、被検体１９を透過した後のＸ線を検出する装置である。Ｘ線検出器は、Ｘ線の検出素子である複数のチャネルを有する。チャネルは、体軸方向に多列に構成することもできる。プリアンプ２９は、プリアンプ２９は、Ｘ線検出器２７からの信号を増幅してデジタル信号に変換して画像処理部５に送る装置である。
The
駆動部３１は、Ｘ線管装置７、Ｘ線検出器２７、プリアンプ２９等を被検体１９に対して周回方向に駆動させる装置である。スキャナ制御装置３３は、駆動部３１の動作制御等を行う装置である。
中央制御装置３５は、Ｘ線制御装置９、コリメータ制御装置１７、寝台制御装置２３、寝台移動計測装置２５、スキャナ制御装置３３等の動作制御等を行う装置である。
The
The
図２は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の構成図である。
画像処理部５は、制御部３７、記憶装置３９、表示部４１、入出力部４５等がシステムバス４７を介して互いに接続されて構成される。
FIG. 2 is a configuration diagram of the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1.
The image processing unit 5 is configured by connecting a
画像処理部５は、スキャナ部３から送られるＸ線透過データによって画像処理を行い、画像データを作成する装置である。
制御部３７は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）（図示せず）、イメージプロセッサ（図示せず）、バックプロジェクタ（図示せず）、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）（図示せず）、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）（図示せず）等を有する。
The image processing unit 5 is an apparatus that performs image processing using X-ray transmission data sent from the scanner unit 3 and creates image data.
The
制御部３７は、各種演算処理を行い、再構成演算装置、画像処理装置等として機能する。制御部３７は、投影データに対して画像再構成処理を行い再構成画像データを作成したり、投影データあるいは再構成画像に対して補正処理等の画像処理を行ったりする。
The
記憶装置３９は、データを記憶する装置であり、磁気ディスク、フロッピディスク、メモリ、磁気テープ装置、光ディスク装置等を有する。記憶装置３９には、制御部３７が実行するプログラム、プログラム実行に必要なデータ、ＯＳ（Ｏｐｅｒａｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ）、画像処理データ等が格納される。
The
表示部４１は、被検体１９を撮像したＣＴ画像を表示する装置であり、例えば、ＣＲＴモニタ、液晶パネル等のディスプレイ装置である。
入出力部４５は、各種データの入力及び出力を媒介する装置である。入出力装置４５は、例えば、キーボード、ポインティングデバイス等を備える操作卓（図示しない。）、各種メディアの入出力装置である。
システム・バス４７は、各装置間の制御信号、データ信号等の授受を媒介する経路である。
The display unit 41 is a device that displays a CT image obtained by imaging the subject 19, and is a display device such as a CRT monitor or a liquid crystal panel.
The input /
The
Ｘ線ＣＴ装置１は、画像処理部５の入出力部４５から撮影条件（例えば、寝台移動速度、管電流、管電圧、スライス位置等）や再構成パラメータ（例えば、関心領域、再構成画像サイズ、逆投影位相幅、再構成フィルタ関数等）が入力されると、その指示に基づいて、撮影に必要な制御信号を中央制御装置３５からＸ線制御装置９、寝台制御装置２３、スキャナ制御装置３３等に送り、撮影スタート信号を受けて撮影を開始する。
The X-ray CT apparatus 1 receives imaging conditions (for example, bed moving speed, tube current, tube voltage, slice position, etc.) and reconstruction parameters (for example, a region of interest, a reconstructed image size) from the input /
Ｘ線ＣＴ装置１は、撮影を開始すると、Ｘ線制御装置９により高電圧発生装置１１に制御信号を送り、高電圧をＸ線管装置７に印加し、Ｘ線管装置７からＸ線を被検体１９へ照射する。同時に、Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャナ制御装置３３から駆動部３１に制御信号を送り、Ｘ線管装置７、Ｘ線検出器２７、プリアンプ２９等を被検体１９に対して相対的に周回させる。
When the X-ray CT apparatus 1 starts imaging, the
一方、Ｘ線ＣＴ装置１は、寝台制御装置２３により、円軌道スキャン時では被検体１９を載せた寝台２１を静止させ、また、螺旋軌道スキャン時では被検体１９を載せた寝台２１をＸ線管装置７等の周回軸方向に平行移動させる。
照射されたＸ線は、コリメータ１５により照射領域を制限され、被検体１９内の各組織で吸収（減衰）され、被検体１９を通過し、Ｘ線検出器２７で検出される。Ｘ線検出器２７で検出されたＸ線は、電流に変換され、プリアンプ２９で増幅され、投影データ信号として画像処理部５に入力される。
On the other hand, in the X-ray CT apparatus 1, the
The irradiated X-ray is limited in irradiation area by the
画像処理部５の制御部３７は、入力された投影データ信号に対して再構成演算を行い画像再構成処理を行う。画像処理部５の制御部３７は、再構成画像を記憶装置３９に保存し、表示部４１にＣＴ画像として表示する。また、画像処理部５の制御部３７は、再構成画像を加工処理した後に表示部４１に表示する。
The
次に、図３〜図６を用いて本発明の第１の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１等について説明する。 Next, the X-ray CT apparatus 1 according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
図３を参照しながら、Ｘ線ＣＴ装置１が照射するＸ線の実効エネルギーについて説明する。
図３は、Ｘ線のエネルギー分布を示すグラフである。
横軸は、フォトンエネルギー４９を示し、縦軸は、エネルギー強度５１を示す。尚、エネルギー強度５１は、（フォトンエネルギー）×（フォトン数）に相当する。
The effective energy of X-rays irradiated by the X-ray CT apparatus 1 will be described with reference to FIG.
FIG. 3 is a graph showing an X-ray energy distribution.
The horizontal axis indicates the
エネルギー曲線５３は、Ｘ線管電圧を「８０ｋｅＶ」とした場合にＸ線管装置７から照射されるＸ線のエネルギー分布を示す。
エネルギー曲線５５は、Ｘ線管電圧を「１１０ｋｅＶ」とした場合にＸ線管装置７から照射されるＸ線のエネルギー分布を示す。
エネルギー曲線５７は、Ｘ線管電圧を「１４０ｋｅＶ」とした場合にＸ線管装置７から照射されるＸ線のエネルギー分布を示す。
The
The
The
エネルギー曲線５３、エネルギー曲線５５、エネルギー曲線５７が示すように、Ｘ線管装置７から照射されるＸ線フォトンのフォトンエネルギー及びフォトン数は、Ｘ線管電圧により変化する。
エネルギー曲線５３に示すＸ線は、最大のフォトンエネルギーがＸ線管電圧８０ｋＶに対応して「８０ｋｅＶ」であるが、エネルギー分布を考慮したＸ線実効エネルギーは、例えば、「３０ｋｅＶ」である。
エネルギー曲線５５に示すＸ線は、最大のフォトンエネルギーがＸ線管電圧１１０ｋＶに対応して「１１０ｋｅＶ」であるが、エネルギー分布を考慮したＸ線実効エネルギーは、例えば、「５０ｋｅＶ」である。
エネルギー曲線５７に示すＸ線は、最大のフォトンエネルギーがＸ線管電圧１４０ｋＶに対応して「１４０ｋｅＶ」であるが、エネルギー分布を考慮したＸ線実効エネルギーは、例えば、「７０ｋｅＶ」である。
As indicated by the
The X-ray shown in the
In the X-ray shown in the
The maximum photon energy of the X-ray shown in the
尚、Ｘ線実効エネルギーは、Ｘ線管電圧が高くなると、高くなる。また、Ｘ線実効エネルギーを変化させる方法としては、Ｘ線管電圧を変化させる方法以外に、ターゲットの材質を変える方法がある（図２６〜図３０を用いて後述する。）。以下、「エネルギーが異なる」とは、「実効エネルギーが異なる」ことを示すのものとして説明する。 The X-ray effective energy increases as the X-ray tube voltage increases. As a method of changing the X-ray effective energy, there is a method of changing the material of the target in addition to the method of changing the X-ray tube voltage (described later with reference to FIGS. 26 to 30). Hereinafter, “different energy” will be described as indicating that “effective energy is different”.
図４〜図６を参照しながら、マルチエナジースキャンについて説明する。
マルチエナジースキャンは、実効エネルギーが異なる複数のＸ線をＸ線管装置７から照射することにより、Ｘ線吸収係数の異なる断層撮影像を同一断面（スライス位置）について複数取得する撮像方法である。
The multi-energy scan will be described with reference to FIGS.
The multi-energy scan is an imaging method for acquiring a plurality of tomographic images having different X-ray absorption coefficients for the same cross section (slice position) by irradiating a plurality of X-rays having different effective energies from the X-ray tube device 7.
図４は、スキャン毎にＸ線実効エネルギーを変えて撮影を行う撮影方法を示す図である。
図６は、図４及び図５における照射位置とＸ線実効エネルギーとの関係図である。
尚、１回のスキャンは、被検体１９の周囲を１回転して撮影を行うことを示す。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１は、１回のスキャンにより、各投影角度（ビュー）（０°〜３６０°）について投影データを取得し、当該投影データに画像再構成処理を施して１つの断層撮影像を取得する。
FIG. 4 is a diagram illustrating an imaging method in which imaging is performed by changing the effective X-ray energy for each scan.
FIG. 6 is a relationship diagram between the irradiation position and the X-ray effective energy in FIGS. 4 and 5.
Note that one scan indicates that imaging is performed with one rotation around the subject 19. That is, the X-ray CT apparatus 1 acquires projection data for each projection angle (view) (0 ° to 360 °) by one scan, performs image reconstruction processing on the projection data, and performs one tomography. Get a statue.
Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャン６１−１、スキャン６１−２、スキャン６１−３において、それぞれ、異なる実効エネルギーのＸ線６５−１、６５−２、６５−３を照射する。すなわち、１回のスキャン（１周：３６０°回転）中で照射されるＸ線の実効エネルギーは、一定である。 The X-ray CT apparatus 1 irradiates X-rays 65-1, 65-2, and 65-3 having different effective energies in the scan 61-1, the scan 61-2, and the scan 61-3, respectively. That is, the effective energy of X-rays irradiated in one scan (one round: 360 ° rotation) is constant.
例えば、Ｘ線ＣＴ装置１は、１回目のスキャン６１−１においてＸ線実効エネルギーを３０ｋｅＶとして各照射位置６３−１（「○」）からＸ線６５−１を照射して撮影を行い、２回目のスキャン６３−２においてＸ線実効エネルギーを５０ｋｅＶとして各照射位置６３−２（「□」）からＸ線６５−２を照射して撮影を行い、３回目のスキャン６１−３においてＸ線実効エネルギーを７０ｋｅＶとして各照射位置６３−３（「△」）からＸ線６５−３を照射して撮影を行う。 For example, the X-ray CT apparatus 1 performs imaging by irradiating the X-ray 65-1 from each irradiation position 63-1 (“◯”) with an effective X-ray energy of 30 keV in the first scan 61-1. In the third scan 63-2, X-ray effective energy is set to 50 keV, and X-ray 65-2 is irradiated from each irradiation position 63-2 (“□”) to perform imaging. In the third scan 61-3, X-ray effective energy is obtained. Imaging is performed by irradiating the X-ray 65-3 from each irradiation position 63-3 (“Δ”) with an energy of 70 keV.
Ｘ線ＣＴ装置１は、各スキャン６１−１〜スキャン６１−３により取得した投影データに対して、それぞれ、画像再構成処理を行い、画像６７−１〜画像６７−３を作成する。
各スキャン６１−１〜６１−３において、Ｘ線実効エネルギーはそれぞれ異なるので、同一断面（スライス位置）の断層撮影像であっても、画像６７−１〜画像６７−３（Ｘ線吸収係数の分布）は、それぞれ、ＣＴ値、言い換えればコントラスト分布（感度）が異なる。
The X-ray CT apparatus 1 performs image reconstruction processing on the projection data acquired by each of the scans 61-1 to 61-3, and creates images 67-1 to 67-3.
In each of the scans 61-1 to 61-3, since the effective X-ray energy is different, even if the tomographic images have the same cross section (slice position), the images 67-1 to 67-3 (X-ray absorption coefficient Each distribution) has a different CT value, in other words, a contrast distribution (sensitivity).
図５は、１回のスキャン中にＸ線実効エネルギーを変えて撮影を行う撮影方法を示す図である。
Ｘ線ＣＴ装置１は、１回のスキャン６９において、投影角度（ビュー）に応じてＸ線実効エネルギーが異なる複数のＸ線を照射する。すなわち、１回のスキャン（１周：３６０°回転）中で照射されるＸ線の実効エネルギーは、変化する。
例えば、Ｘ線ＣＴ装置１は、照射位置６３−１（「○」）からＸ線実効エネルギーを３０ｋｅＶとしてＸ線を照射し、照射位置６３−２（「□」）からＸ線実効エネルギーを５０ｋｅＶとしてＸ線を照射し、照射位置６３−３（「△」）からＸ線実効エネルギーを７０ｋｅＶとしてＸ線を照射する。
FIG. 5 is a diagram illustrating an imaging method in which imaging is performed while changing the effective X-ray energy during one scan.
The X-ray CT apparatus 1 emits a plurality of X-rays having different X-ray effective energies according to the projection angle (view) in one
For example, the X-ray CT apparatus 1 irradiates X-rays from the irradiation position 63-1 (“◯”) with an X-ray effective energy of 30 keV, and the X-ray effective energy from the irradiation position 63-2 (“□”) to 50 keV. X-rays are irradiated, and X-rays are irradiated from the irradiation position 63-3 (“Δ”) at an X-ray effective energy of 70 keV.
Ｘ線ＣＴ装置１は、各照射位置６３−１において取得した投影データに対して画像再構成処理を行って画像６７−１を作成し、各照射位置６３−２において取得した投影データに対して画像再構成処理を行って画像６７−２を作成し、各照射位置６３−３において取得した投影データに対して画像再構成処理を行って画像６７−３を作成する。
各照射位置６３−１〜照射位置６３−３において、Ｘ線実効エネルギーはそれぞれ異なるので、同一断面（スライス位置）の断層撮影像であっても、画像６７−１〜画像６７−３（Ｘ線吸収係数の分布）は、それぞれ、ＣＴ値、言い換えればコントラスト分布（感度）が異なる。
The X-ray CT apparatus 1 performs an image reconstruction process on the projection data acquired at each irradiation position 63-1, creates an image 67-1, and applies the projection data acquired at each irradiation position 63-2. An image reconstruction process is performed to create an image 67-2, and an image reconstruction process is performed on the projection data acquired at each irradiation position 63-3 to create an image 67-3.
Since the X-ray effective energy is different at each irradiation position 63-1 to irradiation position 63-3, even if it is a tomographic image of the same cross section (slice position), image 67-1 to image 67-3 (X-rays). Each absorption coefficient distribution) has a different CT value, in other words, a contrast distribution (sensitivity).
このように、本発明の第１の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１は、同一断面（スライス位置）についてコントラスト分布（感度）の異なる複数の断層撮影像（画像６７−１〜画像６７−３）を取得するので、同一断面（スライス位置）についての複数の断層撮影像の読影することにより、１つの断層撮影像からは視認できない情報を他の断層撮影像から視認することができる。 As described above, in the first embodiment of the present invention, the X-ray CT apparatus 1 includes a plurality of tomographic images (images 67-1 to 67-) having different contrast distributions (sensitivities) for the same cross section (slice position). 3) is acquired, information that cannot be viewed from one tomographic image can be viewed from other tomographic images by interpreting a plurality of tomographic images of the same cross section (slice position).
また、図４では、Ｘ線ＣＴ装置１は、同一断面（スライス位置）について複数回の撮影を行う。従って、撮影に要する時間が長くなるが、情報量が増加するのでノイズレベルを低減することができる。
また、図５では、Ｘ線ＣＴ装置１は、１回（１回転、１周回）の撮影により同一断面（スライス位置）の断層撮影像を複数取得する。従って、１つの断層撮影像における情報量が制限されるのでノイズレベルが増加するが、撮影に要する時間を短くすることができる。
In FIG. 4, the X-ray CT apparatus 1 performs imaging a plurality of times for the same cross section (slice position). Therefore, although the time required for photographing becomes long, the amount of information increases, so that the noise level can be reduced.
In FIG. 5, the X-ray CT apparatus 1 acquires a plurality of tomographic images of the same cross section (slice position) by one imaging (one rotation, one round). Therefore, although the amount of information in one tomographic image is limited, the noise level increases, but the time required for imaging can be shortened.
次に、図７〜図１０を用いて本発明の第２の実施の形態に係る画像処理方法（合成カラー画像作成処理）等について説明する。 Next, an image processing method (composite color image creation process) and the like according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
図７及び図８を参照しながら、マルチエナジースキャンにより取得した複数の画像に対する色割当について説明する。
図７は、画像に対する色割当を示す図である。
図８は、Ｘ線実効エネルギー（Ｘ線管電圧）と割当色周波数（割当色）との対応図である。
With reference to FIGS. 7 and 8, color allocation for a plurality of images acquired by multi-energy scanning will be described.
FIG. 7 is a diagram illustrating color assignment for an image.
FIG. 8 is a correspondence diagram between X-ray effective energy (X-ray tube voltage) and assigned color frequency (assigned color).
Ｘ線ＣＴ装置１は、マルチエナジースキャン（図４、図５等参照。）により取得したコントラスト分布（感度）が異なる複数の画像６７−１〜画像６７−３に対して、当該画像を取得するために照射したＸ線の実効エネルギーに応じた色を割り当てて単色カラー画像７５−１〜単色カラー画像７５−３を作成し、これらの単色カラー画像を合成して合成カラー画像７７を作成する。
The X-ray CT apparatus 1 acquires images of a plurality of images 67-1 to 67-3 having different contrast distributions (sensitivities) acquired by multi-energy scanning (see FIGS. 4 and 5). Therefore, a color corresponding to the effective energy of the irradiated X-rays is assigned to create a single color image 75-1 to a single color image 75-3, and these single color images are combined to create a
Ｘ線ＣＴ装置１は、低いＸ線実効エネルギー（低いＸ線管電圧）により取得した画像には低い周波数（長い波長）の色を割り当て、高いＸ線実効エネルギー（高いＸ線管電圧）により取得した画像には高い周波数（短い波長）の色を割り当てる。例えば、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線管電圧を８０ｋＶとして取得した画像に対しては、色７４−１（「赤」）を割り当て、Ｘ線管電圧を１１０ｋＶとして取得した画像に対しては、色７４−２（「緑」）を割り当て、Ｘ線管電圧を１４０ｋＶとして取得した画像に対しては、色７４−３（「青」）を割り当てる（図８参照。） The X-ray CT apparatus 1 assigns a low frequency (long wavelength) color to an image acquired with low X-ray effective energy (low X-ray tube voltage) and acquires it with high X-ray effective energy (high X-ray tube voltage). Assign a high frequency (short wavelength) color to the image. For example, the X-ray CT apparatus 1 assigns a color 74-1 (“red”) to an image acquired with an X-ray tube voltage of 80 kV, and an image acquired with an X-ray tube voltage of 110 kV. , Color 74-2 ("green") is assigned, and color 74-3 ("blue") is assigned to an image acquired with an X-ray tube voltage of 140 kV (see FIG. 8).
階調７１−１、階調７１−２、階調７１−３は、それぞれ、Ｘ線管電圧を８０ｋＶ、１０ｋＶ、１４０ｋＶとしてＸ線を照射して取得した画像における階調スケール（グレースケール）を示す。尚、矢印７２の方向に行くに従い輝度が小さくなる。
単色階調７３−１、単色階調７３−２、単色階調７３−３は、それぞれ、階調７１−１、階調７１−２、階調７１−３に対して色７４−１（「赤」「／／」）、色７４−２（「緑」「＼＼」）、色７４−３（「青」「≡≡」）を割り当てて作成した単色階調スケールを示す。尚、矢印７６の方向に行くに従い輝度が小さくなる。
The gradation 71-1, gradation 71-2, and gradation 71-3 are gradation scales (grayscale) in an image acquired by irradiating X-rays with X-ray tube voltages of 80 kV, 10 kV, and 140 kV, respectively. Show. Note that the brightness decreases as the direction of the arrow 72 is increased.
The single-color gradation 73-1, the single-color gradation 73-2, and the single-color gradation 73-3 are the colors 74-1 ("" for the gradation 71-1, the gradation 71-2, and the gradation 71-3, respectively. A single color gradation scale created by assigning colors “red” “//”), color 74-2 (“green” “\\”), and color 74-3 (“blue” “≡≡”) is shown. Note that the luminance decreases in the direction of the arrow 76.
Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線管電圧を８０ｋＶとしてＸ線を照射して取得した画像６７−１に対して、階調７１−１及び単色階調７３−１に基づいて色７４−１（「赤」）を割り当て、単色カラー画像７５−１を作成する。Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線管電圧を１１０ｋＶとしてＸ線を照射して取得した画像６７−２に対して、階調７１−２及び単色階調７３−２に基づいて色７４−２（「緑」）を割り当て、単色カラー画像７５−２を作成する。Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線管電圧を１４０ｋＶとしてＸ線を照射して取得した画像６７−３に対して、階調７１−３及び単色階調７３−３に基づいて色７４−３（「緑」）を割り当て、単色カラー画像７５−３を作成する。
Ｘ線ＣＴ装置１は、単色カラー画像７５−１〜単色カラー画像７５−３を合成して合成カラー画像７７を作成する。
The X-ray CT apparatus 1 applies the color 74-1 (based on the gradation 71-1 and the monochrome gradation 73-1 to the image 67-1 acquired by irradiating the X-ray with the X-ray tube voltage of 80 kV. "Red") is assigned to create a single color image 75-1. The X-ray CT apparatus 1 applies the color 74-2 (based on the gradation 71-2 and the monochrome gradation 73-2 to the image 67-2 acquired by irradiating the X-ray with the X-ray tube voltage of 110 kV. “Green”) is assigned to create a single color image 75-2. The X-ray CT apparatus 1 applies the color 74-3 (based on the gradation 71-3 and the monochrome gradation 73-3 to the image 67-3 acquired by irradiating the X-ray with the X-ray tube voltage of 140 kV. “Green”) is assigned to create a single color image 75-3.
The X-ray CT apparatus 1 generates a
このように、Ｘ線ＣＴ装置１は、画像６７−１〜画像６７−３にＸ線実効エネルギーに応じた色を割り当てる。Ｘ線ＣＴ装置１は、例えば、可視光と同じように、最も低いＸ線実効エネルギーで得られた画像には赤色、次に低いＸ線実効エネルギーで得られた画像には緑色を割り当て、最も高いＸ線実効エネルギーで得られた画像には青色を割り当て、これらの画像を重ね合わせる。
Ｘ線ＣＴ装置１は、合成カラー画像７７を作成することにより、各Ｘ線実効エネルギーに応じたコントラスト分布の差（感度差）を画像化することができる。
Thus, the X-ray CT apparatus 1 assigns a color corresponding to the X-ray effective energy to the image 67-1 to the image 67-3. For example, as in the case of visible light, the X-ray CT apparatus 1 assigns red to an image obtained with the lowest effective X-ray energy, and assigns green to an image obtained with the next lowest X-ray effective energy. Blue is assigned to images obtained with high X-ray effective energy, and these images are superimposed.
The X-ray CT apparatus 1 can image the difference (sensitivity difference) in contrast distribution according to each X-ray effective energy by creating the
尚、再構成画像としての画像６７に対する処理について説明したが、再構成画像（再構成画像データ）のみならず、投影像（投影データ）、これらに所定の処理を施したデータ等に対しても同様の処理を行うことができる。
従って、画像６７は、再構成画像のみを意味するのではなく、撮影によって得られた投影データ、再構成画像に所定の処理を施した画像等も含む。
Although the processing for the image 67 as the reconstructed image has been described, not only the reconstructed image (reconstructed image data) but also the projection image (projection data), data obtained by performing predetermined processing on these, and the like. Similar processing can be performed.
Therefore, the image 67 does not mean only the reconstructed image, but also includes projection data obtained by photographing, an image obtained by performing a predetermined process on the reconstructed image, and the like.
図９及び図１０を参照しながら、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の動作について説明する。
図９は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５における処理の流れを示す図である。
図１０は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の動作を示すフローチャートである。
The operation of the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 will be described with reference to FIGS. 9 and 10.
FIG. 9 is a diagram showing a flow of processing in the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1.
FIG. 10 is a flowchart showing the operation of the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1.
Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体１９に対してマルチエナジースキャンを行う（ステップ１００１）。Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、エネルギー曲線５３、エネルギー曲線５５、エネルギー曲線５７で示されるエネルギー分布のＸ線を照射することにより、それぞれ、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３を取得する（ステップ１００２）。
The X-ray CT apparatus 1 performs a multi-energy scan on the subject 19 (step 1001). The image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 irradiates X-rays having energy distributions indicated by an
画像処理部５は、最も低い実効エネルギーのＸ線による画像６７−１に色７４−１（「赤」）を割り当て、単色カラー画像７５−１を作成する。同様に、画像処理部５は、次に低い実効エネルギーのＸ線による画像６７−２に色７４−２（「緑」）を割り当て、単色カラー画像７５−２を作成する。同様に、画像処理部５は、最も高い実効エネルギーのＸ線による画像６７−３に色７４−３（「青」）を割り当て、単色カラー画像７５−３を取得する（ステップ１００３）。
画像処理部５は、単色カラー画像７５−１〜単色カラー画像７５−３を合成して合成カラー画像７７を作成する（ステップ１００４）。
The image processing unit 5 assigns the color 74-1 (“red”) to the image 67-1 of the lowest effective energy X-ray and creates a single color image 75-1. Similarly, the image processing unit 5 assigns the color 74-2 (“green”) to the image 67-2 of the next lowest effective energy X-ray to create a single color image 75-2. Similarly, the image processing unit 5 assigns the color 74-3 (“blue”) to the image 67-3 with the highest effective energy X-ray, and obtains a single color image 75-3 (step 1003).
The image processing unit 5 combines the single color image 75-1 to the single color image 75-3 to create a combined color image 77 (step 1004).
以上の過程を経て、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、画像６７−１〜画像６７−３にそれぞれ異なる色を割り当てて単色カラー画像７５−１〜単色カラー画像７５−３を作成し、これらの単色カラー画像を合成することにより合成カラー画像７７を作成する。
Through the above process, the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 assigns different colors to the images 67-1 to 67-3 and creates the single color images 75-1 to 75-3. Then, a
このように、第２の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、コントラスト分布が異なる複数の画像にそれぞれ異なる色を割り当てて合成し、１つの合成カラー画像を作成するので、より情報量が多い画像を作成し、診断対象組織の差別化及び弁別能及び組織コントラスト及び視認性を向上させることができ、ひいては、診断精度を向上させることができる。 As described above, in the second embodiment, the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 assigns different colors to a plurality of images having different contrast distributions and generates a single combined color image. Thus, it is possible to create an image with a larger amount of information, improve the differentiation and discrimination ability of the diagnosis target tissue, the tissue contrast, and the visibility, thereby improving the diagnostic accuracy.
尚、再構成画像としての画像６７に対する処理について説明したが、再構成画像（再構成画像データ）のみならず、投影像（投影データ）、これらに所定の処理を施したデータ等に対しても同様の処理を行うことができる。
従って、画像６７、単色カラー画像７５、合成カラー画像７７は、再構成画像のみを意味するのではなく、撮影によって得られた投影データをも含む。すなわち、画像再構成処理を行うタイミングは、特に限定されない。Ｘ線ＣＴ装置１は、ステップ１００２〜ステップ１００４のいずれかの処理を行った後に投影データに対して画像再構成処理を行ってもよい。
Although the processing for the image 67 as the reconstructed image has been described, not only the reconstructed image (reconstructed image data) but also the projection image (projection data), data obtained by performing predetermined processing on these, and the like. Similar processing can be performed.
Therefore, the image 67, the single color image 75, and the
次に、図１１及び図１２を用いて本発明の第３の実施の形態に係る画像処理方法（差分合成カラー画像作成処理）等について説明する。 Next, an image processing method (difference composite color image creation processing) and the like according to the third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
図１１は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５における処理の流れを示す図である。
図１２は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の動作を示すフローチャートである。
FIG. 11 is a diagram showing a flow of processing in the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1.
FIG. 12 is a flowchart showing the operation of the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1.
Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体１９に対してマルチエナジースキャンを行う（ステップ２００１）。Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、エネルギー曲線５３、エネルギー曲線５５、エネルギー曲線５７で示されるエネルギー分布のＸ線を照射することにより、それぞれ、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３を取得する（ステップ２００２）。
The X-ray CT apparatus 1 performs a multi-energy scan on the subject 19 (step 2001). The image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 irradiates X-rays having energy distributions indicated by an
画像処理部５は、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３に基づいて処理画像８３を作成する（ステップ２００３）。尚、処理画像８３は、例えば、平均画像、メディアンフィルタ等を用いて作成したフィルタ処理画像である。
画像処理部５は、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３と処理画像８３との差分を算出し、差分画像８５−１、差分画像８５−２、差分画像８５−３を作成する（ステップ２００４）。尚、画像処理部５は、差分値に対して所定の係数を乗じて差分画像８５−１〜差分画像８５−３を作成するようにしてもよい。
The image processing unit 5 creates a processed
The image processing unit 5 calculates the difference between the image 67-1, the image 67-2, the image 67-3, and the processed
画像処理部５は、最も低い実効エネルギーのＸ線による画像６７−１に色７４−１（「赤」）を割り当て、差分単色カラー画像８７−１を作成する。同様に、画像処理部５は、次に低い実効エネルギーのＸ線による画像６７−２に色７４−２（「緑」）を割り当て、差分単色カラー画像８７−２を作成する。同様に、画像処理部５は、最も高い実効エネルギーのＸ線による画像６７−３に色７４−３（「青」）を割り当て、差分単色カラー画像８７−３を取得する（ステップ２００５）。
画像処理部５は、差分単色カラー画像８７−１〜差分単色カラー画像８７−３を合成して差分合成カラー画像８９を作成する（ステップ２００６）。
The image processing unit 5 assigns the color 74-1 (“red”) to the image 67-1 of the lowest effective energy X-ray, and creates the difference single-color image 87-1. Similarly, the image processing unit 5 assigns the color 74-2 (“green”) to the image 67-2 of the next lowest effective energy X-ray, and creates the difference single-color image 87-2. Similarly, the image processing unit 5 assigns the color 74-3 (“blue”) to the image 67-3 with the highest effective energy X-ray, and obtains the difference single color image 87-3 (step 2005).
The image processing unit 5 combines the difference single color image 87-1 to the difference single color image 87-3 to create a difference combined color image 89 (step 2006).
以上の過程を経て、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、画像６７−１〜画像６７−３に基づいて処理画像８３を作成し、当該処理画像８３に対する差分画像８５−１〜差分画像８５−３を作成してそれぞれ異なる色を割り当てて差分単色カラー画像８７−１〜差分単色カラー画像８７−３を作成し、これらの差分単色カラー画像を合成することにより差分合成カラー画像８９を作成する。
Through the above process, the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 creates a processed
このように、第３の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、コントラスト分布が異なる複数の差分画像にそれぞれ異なる色を割り当てて合成し、１つの合成カラー画像を作成するので、より情報量が多い画像を作成し、診断対象組織の差別化及び弁別能及び組織コントラスト及び視認性を向上させることができ、ひいては、診断精度を向上させることができる。 As described above, in the third embodiment, the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 assigns different colors to a plurality of difference images having different contrast distributions, and creates one synthesized color image. Therefore, it is possible to create an image with a larger amount of information, improve the differentiation and discrimination ability of the diagnosis target tissue, the tissue contrast, and the visibility, thereby improving the diagnostic accuracy.
また、第３の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、差分画像に対して処理を行うので、差分値に所定の係数を乗じてレンジを拡大することにより差異を強調することができる。また、画像処理部５は、差分値を調整して整数に変換することで浮動小数点演算でなく整数演算により差分値を取り扱うことができるので、演算処理に係る負担を軽減することができる。 In the third embodiment, the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 performs processing on the difference image. Therefore, the difference is multiplied by a predetermined coefficient to enhance the difference. can do. Further, the image processing unit 5 can handle the difference value by integer arithmetic instead of floating point arithmetic by adjusting the difference value and converting it to an integer, so that the burden on the arithmetic processing can be reduced.
尚、再構成画像としての画像６７に対する処理について説明したが、再構成画像（再構成画像データ）のみならず、投影像（投影データ）、これらに所定の処理を施したデータ等に対しても同様の処理を行うことができる。
従って、画像６７、処理画像８３、差分画像８５、差分単色カラー画像８７、差分合成カラー画像８９は、再構成画像のみを意味するのではなく、撮影によって得られた投影データをも含む。すなわち、画像再構成処理を行うタイミングは、特に限定されない。Ｘ線ＣＴ装置１は、ステップ２００１〜ステップ２００６のいずれかの処理を行った後に投影データに対して画像再構成処理を行ってもよい。
Although the processing for the image 67 as the reconstructed image has been described, not only the reconstructed image (reconstructed image data) but also the projection image (projection data), data obtained by performing predetermined processing on these, and the like. Similar processing can be performed.
Accordingly, the image 67, the processed
次に、図１３及び図１４を用いて本発明の第４の実施の形態に係る画像処理方法（強調画像作成処理）等について説明する。 Next, an image processing method (emphasized image creation processing) and the like according to the fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
図１３は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５における処理の流れを示す図である。
図１４は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の動作を示すフローチャートである。
FIG. 13 is a diagram showing a flow of processing in the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1.
FIG. 14 is a flowchart showing the operation of the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1.
Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体１９に対してマルチエナジースキャンを行う（ステップ３００１）。Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、エネルギー曲線５３、エネルギー曲線５５、エネルギー曲線５７で示されるエネルギー分布のＸ線を照射することにより、それぞれ、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３を取得する（ステップ３００２）。
The X-ray CT apparatus 1 performs a multi-energy scan on the subject 19 (step 3001). The image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 irradiates X-rays having energy distributions indicated by an
画像処理部５は、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３に基づいて処理画像８３を作成する（ステップ３００３）。尚、処理画像８３は、例えば、平均画像、メディアンフィルタ等を用いて作成したフィルタ処理画像である。
画像処理部５は、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３と処理画像８３との差分を算出し、差分画像８５−１、差分画像８５−２、差分画像８５−３を作成する（ステップ３００４）。尚、画像処理部５は、差分値に対して所定の係数を乗じて差分画像８５−１〜差分画像８５−３を作成するようにしてもよい。
The image processing unit 5 creates a processed
The image processing unit 5 calculates the difference between the image 67-1, the image 67-2, the image 67-3, and the processed
画像処理部５は、各座標毎に、各差分画像８５−１〜差分画像８５−３の中から処理画像８３からの差が最も大きい画素を抽出し、強調画像９１を作成する（ステップ３００５）。
For each coordinate, the image processing unit 5 extracts a pixel having the largest difference from the processed
例えば、差分画像８５−１、差分画像８５−２、差分画像８５−３における座標（ｘ，ｙ）の画素値が、それぞれ、ｋ×Δａ、ｋ×Δｂ、ｋ×Δｃである場合、強調画像９１における座標（ｘ，ｙ）の画素値は、ＭＡＸ（｜ｋ×Δａ｜、｜ｋ×Δｂ｜、｜ｋ×Δｃ｜）である。
尚、Δａ、Δｂ、Δｃは、それぞれ、座標（ｘ，ｙ）における画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３と処理画像８３との画素差分値を示し、ｋは、当該画素差分値に乗じる所定の係数を示す。また、ＭＡＸ（ｐ，ｑ，ｒ）は、ｐ、ｑ、ｒの最大値を示し、｜ｓ｜は、ｓの絶対値を示す。
For example, when the pixel values of the coordinates (x, y) in the difference image 85-1, the difference image 85-2, and the difference image 85-3 are k × Δa, k × Δb, and k × Δc, respectively, the enhanced image The pixel value of the coordinates (x, y) in 91 is MAX (| k × Δa |, | k × Δb |, | k × Δc |).
Δa, Δb, and Δc indicate pixel difference values between the image 67-1, the image 67-2, the image 67-3, and the processed
以上の過程を経て、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、画像６７−１〜画像６７−３に基づいて処理画像８３を作成し、当該処理画像８３に対する差分画像８５−１〜差分画像８５−３を作成し、各座標毎に絶対値が最大の画素差分値を抽出して強調画像９１を作成する。
Through the above process, the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 creates a processed
このように、第４の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、コントラスト分布が異なる複数の差分画像から絶対値が最大の画素差分値を抽出して１つの強調画像を作成するので、画像のコントラストを向上させることができる。 As described above, in the fourth embodiment, the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 extracts a pixel difference value having the maximum absolute value from a plurality of difference images having different contrast distributions to obtain one enhanced image. Since it is created, the contrast of the image can be improved.
尚、再構成画像としての画像６７に対する処理について説明したが、再構成画像（再構成画像データ）のみならず、投影像（投影データ）、これらに所定の処理を施したデータ等に対しても同様の処理を行うことができる。
従って、画像６７、処理画像８３、差分画像８５、強調画像９１は、再構成画像のみを意味するのではなく、撮影によって得られた投影データをも含む。すなわち、画像再構成処理を行うタイミングは、特に限定されない。Ｘ線ＣＴ装置１は、ステップ３００１〜ステップ３００５のいずれかの処理を行った後に投影データに対して画像再構成処理を行ってもよい。
Although the processing for the image 67 as the reconstructed image has been described, not only the reconstructed image (reconstructed image data) but also the projection image (projection data), data obtained by performing predetermined processing on these, and the like. Similar processing can be performed.
Accordingly, the image 67, the processed
次に、図１５及び図１６を用いて本発明の第５の実施の形態に係る画像処理方法（一括演算処理）等について説明する。
Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、各種データに対して各種演算を行う。
データは、画像処理部５が処理する各種データを示し、例えば、投影データ、再構成画像データ、キャリブレーションデータ等である。「演算」は、画像処理部５が処理する各種演算を示し、例えば、画像再構成演算等である。
図１５及び図１６では、「データ」に対する「演算」の一態様として、投影データに対する画像再構成演算を挙げて説明する。
Next, an image processing method (batch operation processing) and the like according to the fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 15 and 16.
The image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 performs various calculations on various data.
The data indicates various data processed by the image processing unit 5, and is, for example, projection data, reconstructed image data, calibration data, or the like. “Calculation” indicates various calculations processed by the image processing unit 5 and is, for example, an image reconstruction calculation.
In FIG. 15 and FIG. 16, an image reconstruction calculation for projection data will be described as an example of “calculation” for “data”.
図１５は、従来のデータ演算処理（個別演算処理）を示す図である。
Ｘ線ＣＴ装置１は、マルチエナジースキャンを行い、異なる複数のＸ線実効エネルギーによる投影データ９３−１〜投影データ９３−４を取得する。
尚、１つの投影データ９３−１〜投影データ９３−４は、それぞれ、１つの投影データ値が割り当てられる。
FIG. 15 is a diagram showing conventional data calculation processing (individual calculation processing).
The X-ray CT apparatus 1 performs a multi-energy scan, and acquires projection data 93-1 to projection data 93-4 based on a plurality of different X-ray effective energies.
One projection data value is assigned to each of the projection data 93-1 to projection data 93-4.
Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、投影データ９３−１〜投影データ９３−４に対して各々独立に画像再構成演算９５−１〜画像再構成演算９５−４を行い、再構成画像データ９７−１〜再構成画像データ９７−４を作成する。画像処理部５は、同一の断層撮影画像について取得した４つの投影データ９３−１〜投影データ９３−４に対して４回の画像再構成演算９５−１〜画像再構成演算９５−４を行う。 The image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 performs an image reconstruction calculation 95-1 to an image reconstruction calculation 95-4 on the projection data 93-1 to the projection data 93-4, respectively, so as to reconstruct the image. Data 97-1 to reconstructed image data 97-4 are created. The image processing unit 5 performs four image reconstruction calculations 95-1 to 95-4 on the four projection data 93-1 to projection data 93-4 acquired for the same tomographic image. .
図１６は、本発明のデータ演算処理（一括演算処理）を示す図である。
Ｘ線ＣＴ装置１は、マルチエナジースキャンを行い、実効エネルギーが異なる複数のＸ線による投影データ９３−１〜投影データ９３−４を取得する。
尚、１つの投影データ９３−１〜投影データ９３−４は、それぞれ、１つの投影データ値が割り当てられる。
FIG. 16 is a diagram showing data calculation processing (batch calculation processing) of the present invention.
The X-ray CT apparatus 1 performs a multi-energy scan, and acquires projection data 93-1 to projection data 93-4 by a plurality of X-rays having different effective energies.
One projection data value is assigned to each of the projection data 93-1 to projection data 93-4.
Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、１６ビットの投影データ９３−１〜投影データ９３−４（図１５参照。）を結合し、６４ビットの投影データ９９を作成する（図１６参照。）。
画像処理部５は、投影データ９３−１〜投影データ９３−４が結合された投影データ９９に対して一括して画像再構成演算９５を行い、再構成画像データ１０１を作成する。画像処理部５は、再構成画像データ１０１を分割することにより、各再構成画像データ９７−１〜再構成画像データ９７−４を取得する。
画像処理部５は、同一の断層撮影画像について取得した４つの投影データ９３−１〜投影データ９３−４に対して１回の画像再構成演算９５を行う。
The image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 combines the 16-bit projection data 93-1 to the projection data 93-4 (see FIG. 15) to create 64-bit projection data 99 (see FIG. 16). ).
The image processing unit 5 collectively performs the
The image processing unit 5 performs one
以上の過程を経て、画像処理部５は、マルチエナジースキャンにより取得した複数のデータを結合することにより、１つのデータに複数のデータ値を割り当て、当該結合データに対して一括して演算処理を行う。すなわち、異なるＸ線実効エネルギーで複数回撮影して得られた複数の投影データに対して位置を関連付けて１データとして画像処理することで冗長な演算を低減する。 Through the above process, the image processing unit 5 assigns a plurality of data values to one data by combining a plurality of data acquired by multi-energy scan, and performs arithmetic processing on the combined data collectively. Do. That is, redundant calculations are reduced by associating positions with a plurality of projection data obtained by imaging a plurality of times with different X-ray effective energies and performing image processing as one data.
このように、第５の実施の形態では、画像処理部５は、異なるＸ線実効エネルギーによる複数のデータに同一演算処理を行う場合、演算回数を減らすことができ、再構成演算時間や画像処理時間を短縮することができる。 Thus, in the fifth embodiment, the image processing unit 5 can reduce the number of calculations when performing the same calculation process on a plurality of data with different X-ray effective energies, and can perform reconstruction calculation time and image processing. Time can be shortened.
次に、図１７及び図１８を用いて本発明の第６の実施の形態に係る画像処理方法（補間処理）等について説明する。 Next, an image processing method (interpolation process) and the like according to the sixth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
図１７は、フォトンエネルギーとＸ線吸収係数との関係を示すグラフである。
図１７において、横軸は、フォトンエネルギー１０３［ｋｅＶ］を示し、縦軸は、Ｘ線吸収係数１０５［ｃｍ２／ｇ］を示す。
FIG. 17 is a graph showing the relationship between photon energy and X-ray absorption coefficient.
In FIG. 17, the horizontal axis represents photon energy 103 [keV], and the vertical axis represents the X-ray absorption coefficient 105 [cm 2 / g].
各物質固有のＸ線吸収係数は、透過するＸ線実効エネルギーに応じて高い非線形性を有する。Ｘ線吸収係数は、フォトンエネルギーの高次関数で表される。従って、この関数に基づいて２つのデータ間を２点補間（線形補間）して新たにデータを作成すると、大きな誤差が生ずる。 The X-ray absorption coefficient specific to each substance has high nonlinearity according to the transmitted X-ray effective energy. The X-ray absorption coefficient is expressed by a high-order function of photon energy. Accordingly, if new data is created by two-point interpolation (linear interpolation) between two data based on this function, a large error occurs.
Ｘ線ＣＴ装置１は、実際の測定において、点１０９が示すデータ及び点１１１が示すデータを取得すると、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、点１０９及び点１１１に基づいて線形補間を行い、新たに点１１３が示すデータを作成する。
曲線１０７において非線形性が大きい部分では、その分、Ｘ線吸収係数１０５における誤差１１５も大きくなる。
When the X-ray CT apparatus 1 acquires the data indicated by the
In the portion where the non-linearity is large in the curve 107, the
図１８は、フォトンエネルギーとＸ線吸収係数との関係を示すグラフである。
図１８において、横軸は、フォトンエネルギー１０３［ｋｅＶ］の対数値１１７（ｌｏｇ［ｋｅＶ］）を示し、縦軸は、Ｘ線吸収係数１０５［ｃｍ２／ｇ］の対数値１１９（ｌｏｇ［ｃｍ２／ｇ］）を示す。
FIG. 18 is a graph showing the relationship between photon energy and X-ray absorption coefficient.
In FIG. 18, the horizontal axis represents the logarithmic value 117 (log [keV]) of photon energy 103 [keV], and the vertical axis represents the logarithmic value 119 (log [cm] of the X-ray absorption coefficient 105 [cm 2 / g]. 2 / g]).
図１８に示すグラフは、図１７に示すグラフの両軸を対数変換したものである。図１７の曲線１０７は、図１８の曲線１２１に変換される。曲線１２１では、曲線１０７と比較して非線形性が格段に低減して線形性が向上している。
The graph shown in FIG. 18 is obtained by logarithmically converting both axes of the graph shown in FIG. A curve 107 in FIG. 17 is converted into a
Ｘ線ＣＴ装置１は、実際の測定において、図１７における点１０９が示すデータ及び点１１１が示すデータを取得すると、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、それぞれ対数変換を行い、図１８における点１２１及び点１２３が示すデータに変換する。
尚、画像処理部５は、フォトンエネルギー１０３及びＸ線吸収係数１０５について対数変換を行い、フォトンエネルギー対数値１１７及びＸ線吸収係数対数値１１９に変換する。
In the actual measurement, when the X-ray CT apparatus 1 acquires the data indicated by the
Note that the image processing unit 5 performs logarithmic conversion on the
画像処理部５は、点１２１及び点１２３に基づいて線形補間を行い、新たに点１２５が示すデータを作成する。
図１８の曲線１２１では、図１７の曲線１０７と比較して線形性が改善されているので、その分、Ｘ線吸収係数対数値１１９における誤差１２７も小さくなる。よって、Ｘ線ＣＴ装置１は、実際のＸ線吸収係数に非常に近い値を求めることができる。
The image processing unit 5 performs linear interpolation based on the
In the
このように、第６の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、両軸対数空間で補間することにより、測定していないＸ線実効エネルギーにおけるＸ線吸収係数等のデータを高精度に算出することができる。
また、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、限られたＸ線吸収係数等のデータを用いて、マルチエナジースキャンにおけるデータを作成することができ、被曝、撮影時間、保持するデータ量を低減することができる。
As described above, in the sixth embodiment, the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 interpolates in the biaxial logarithmic space, thereby obtaining data such as an X-ray absorption coefficient in the X-ray effective energy that is not measured. Can be calculated with high accuracy.
Further, the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 can create data in multi-energy scan using data such as limited X-ray absorption coefficient, and the exposure, imaging time, and data amount to be held can be determined. Can be reduced.
次に、図１９を用いて本発明の第７の実施の形態に係る画像処理方法（ノイズ平滑化処理）について説明する。
図１９は、フィルタ処理パラメータの設定方法を示す図である。
Next, an image processing method (noise smoothing process) according to the seventh embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.
FIG. 19 is a diagram illustrating a method for setting filter processing parameters.
Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、マルチエナジースキャンにより取得した投影データあるいは再構成画像データに対してフィルタ処理を行う際、Ｘ線実効エネルギーの大きさに応じてフィルタカーネルサイズを変更する。 The image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 changes the filter kernel size according to the magnitude of the X-ray effective energy when performing the filtering process on the projection data or the reconstructed image data acquired by the multi-energy scan. .
例えば、画像処理部５は、Ｘ線管電圧８０ｋＶとして取得した投影データに対してチャネル方向及びビュー方向に７×７のフィルタカーネルサイズを持ったフィルタ１２９で平滑化フィルタ処理を行い、Ｘ線管電圧１１０ｋＶとして取得した投影データに対してチャネル方向及びビュー方向に５×５のフィルタカーネルサイズを持ったフィルタ１３１で平滑化フィルタ処理を行い、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとして取得した投影データに対してチャネル方向及びビュー方向に３×３のフィルタカーネルサイズを持ったフィルタ１３３で平滑化フィルタ処理を行う。画像処理部５は、平滑化処理において、対象画素を含む近傍９画素の加算平均処理を行う。
For example, the image processing unit 5 performs smoothing filter processing on the projection data acquired as the X-ray tube voltage 80 kV with the filter 129 having a filter kernel size of 7 × 7 in the channel direction and the view direction, and the X-ray tube The projection data acquired as a voltage of 110 kV is subjected to smoothing filter processing with a
Ｘ線実効エネルギーが大きくなるに従って取得される情報量が増加し、取得データにおけるノイズが減少する。また、フィルタカーネルサイズが大きくなるに従って平滑化効果及びノイズ低減効果が増大する。 As the X-ray effective energy increases, the amount of information acquired increases, and noise in the acquired data decreases. Also, the smoothing effect and noise reduction effect increase as the filter kernel size increases.
そこで、画像処理部５は、Ｘ線実効エネルギーに応じてフィルタカーネルサイズを変更して画像処理を行う。画像処理部５は、高いＸ線実効エネルギーにより取得した投影データあるいは再構成画像についてはフィルタカーネルサイズを小さくしてフィルタ処理を行い、低いＸ線実効エネルギーにより取得した投影データあるいは再構成画像についてはフィルタカーネルサイズを大きくしてフィルタ処理を行う。
従って、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異は、小さくなる。
Therefore, the image processing unit 5 performs image processing by changing the filter kernel size according to the X-ray effective energy. The image processing unit 5 performs filter processing with a reduced filter kernel size for projection data or reconstructed images acquired with high X-ray effective energy, and for projection data or reconstructed images acquired with low X-ray effective energy. Perform filter processing by increasing the filter kernel size.
Therefore, the difference in the numerical values of the SN ratio (Signal to Noise Ratio) and the CN ratio (Contrast to Noise Ratio) in each image (projection data or reconstructed image) becomes small.
尚、フィルタカーネルサイズをＸ線実効エネルギーに応じて変更し、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比あるいはＣＮ比ができるだけ等しくなるようにすることが望ましい。
しかしながら、フィルタカーネルサイズの調整のみでは、ＳＮ比あるいはＣＮ比は必ずしも等しい値になるとは限らない。従って、様々な画像処理フィルタを組み合わせて適用することが望ましい。
It is desirable to change the filter kernel size according to the X-ray effective energy so that the SN ratio or CN ratio in each image (projection data or reconstructed image) is as equal as possible.
However, the SN ratio or CN ratio is not always equal only by adjusting the filter kernel size. Therefore, it is desirable to apply various image processing filters in combination.
画像処理フィルタに関しては、平滑化フィルタに限定されず、メディアンフィルタ、重み付け加算フィルタ、類似度フィルタ、これらを組み合わせたアダプティブフィルタ等を用いてもよい。また、投影データのチャネル方向及びビュー方向への２次元フィルタについて説明を行ったが、列方向を含めいずれの２次元フィルタを用いてもよいし、チャネル方向、ビュー方向、列方向についての３次元フィルタを用いることもできる。 The image processing filter is not limited to the smoothing filter, and a median filter, a weighted addition filter, a similarity filter, an adaptive filter combining these, or the like may be used. Further, the two-dimensional filter in the channel direction and the view direction of the projection data has been described. However, any two-dimensional filter including the column direction may be used, and the three-dimensional filter in the channel direction, the view direction, and the column direction. A filter can also be used.
また、上述の画像処理フィルタによる処理の対象は、投影データに限定されず、再構成画像であっても構わない。この場合、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向を含む任意の次元でフィルタ処理を行うことができる。 Further, the target of processing by the above-described image processing filter is not limited to projection data, and may be a reconstructed image. In this case, the filtering process can be performed in any dimension including the x direction, the y direction, and the z direction.
このように、第７の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、低い実効エネルギーのＸ線により取得した画像（投影データあるいは再構成画像）に対してはノイズ低減効果が大きいフィルタを適用し、高い実効エネルギーのＸ線により取得した画像（投影データあるいは再構成画像）に対してはノイズ低減効果が小さいフィルタを適用するので、マルチエナジースキャンにより取得した各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異を小さくすることができる。
また、第７の実施の形態では、画像処理部５におけるソフトウェア処理によりＳＮ比及びＣＮ比を平準化するので、スキャナ部３側の装置構成及び動作制御を変更する必要がない。
As described above, in the seventh embodiment, the image processing unit 5 of the X-ray CT apparatus 1 has a noise reduction effect on an image (projection data or reconstructed image) acquired by X-rays having low effective energy. Since a filter with a small noise reduction effect is applied to an image (projection data or reconstructed image) obtained by applying a large filter and high effective energy X-rays, each image (projection data) obtained by multi-energy scanning is applied. Alternatively, the difference in numerical values of the SN ratio (Signal to Noise Ratio) and the CN ratio (Contrast to Noise Ratio) in the reconstructed image can be reduced.
In the seventh embodiment, since the SN ratio and CN ratio are leveled by software processing in the image processing unit 5, it is not necessary to change the device configuration and operation control on the scanner unit 3 side.
次に、図２０及び図２１を用いて本発明の第８の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。
図２０は、Ｘ線実効エネルギーに応じたスキャン速度の制御を示す図である。
図２１は、図２０における照射位置とＸ線実効エネルギー及びスキャン速度との関係図である。
Next, an X-ray CT apparatus 1 according to an eighth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
FIG. 20 is a diagram illustrating the control of the scan speed according to the X-ray effective energy.
FIG. 21 is a relationship diagram of the irradiation position, X-ray effective energy, and scan speed in FIG.
Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、Ｘ線管装置７から被検体１９に対してＸ線を照射する際、Ｘ線実効エネルギーに応じてスキャン６１の速度１３５を変更する。すなわち、スキャナ部３は、Ｘ線管装置７から照射するＸ線の実効エネルギーに応じてＸ線管装置７及びＸ線検出器２７等が被検体１９の周りを１回転するのに要する時間を変更する。
When the X-ray CT apparatus 1 irradiates the subject 19 with X-rays from the X-ray tube apparatus 7, the scanner unit 3 changes the speed 135 of the scan 61 according to the X-ray effective energy. That is, the scanner unit 3 takes the time required for the X-ray tube device 7 and the
例えば、スキャナ部３は、Ｘ線管電圧８０ｋＶとして撮影する場合（スキャン６１−１）、スキャン速度１３５−１を１．０秒／回転としてＸ線６５−１を照射して撮影を行い（１．０秒スキャン）、Ｘ線管電圧１１０ｋＶとして撮影する場合（スキャン６１−２）、スキャン速度１３５−２を０．５秒／回転としてＸ線６５−２を照射して撮影を行い（０．５秒スキャン）、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとして撮影する場合（スキャン６１−３）、スキャン速度１３５−３を０．３３秒／回転としてＸ線６５−３を照射して撮影を行う（０．３３秒スキャン）。 For example, when the X-ray tube voltage is 80 kV (scanning 61-1), the scanner unit 3 performs imaging by irradiating the X-ray 65-1 with a scanning speed 135-1 of 1.0 second / rotation (1). .0 second scan), when photographing with an X-ray tube voltage of 110 kV (scan 61-2), photographing is performed by irradiating the X-ray 65-2 with a scanning speed 135-2 of 0.5 second / rotation (0. 0 scan). When scanning with an X-ray tube voltage of 140 kV (scanning for 5 seconds) (scan 61-3), scanning is performed by irradiating the X-ray 65-3 with a scanning speed of 135-3 of 0.33 seconds / rotation (0.33). Second scan).
スキャン６１−１〜スキャン６１−３におけるその他の条件が同一であれば、スキャン速度１３５が小さくなるに従い１回転で得られる情報量が増加し、取得データにおけるノイズが減少する。 If the other conditions in the scans 61-1 to 61-3 are the same, the amount of information obtained in one rotation increases as the scan speed 135 decreases, and noise in the acquired data decreases.
そこで、スキャナ部３は、Ｘ線実効エネルギーに応じてスキャン速度を変更してＸ線管装置７からＸ線照射を行う。Ｘ線ＣＴ装置１は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはスキャン速度を小さくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはスキャン速度を大きくして撮影を行う。
従って、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異は、小さくなる。
Therefore, the scanner unit 3 performs X-ray irradiation from the X-ray tube device 7 by changing the scan speed according to the X-ray effective energy. The X-ray CT apparatus 1 performs imaging while reducing the scanning speed when irradiating low effective energy X-rays, and performs imaging while increasing the scanning speed when irradiating high effective energy X-rays. .
Therefore, the difference in the numerical values of the SN ratio (Signal to Noise Ratio) and the CN ratio (Contrast to Noise Ratio) in each image (projection data or reconstructed image) becomes small.
尚、スキャン速度をＸ線実効エネルギーに応じて変更し、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比あるいはＣＮ比ができるだけ等しくなるようにすることが望ましい。 Note that it is desirable to change the scan speed according to the X-ray effective energy so that the SN ratio or CN ratio in each image (projection data or reconstructed image) is as equal as possible.
このように、第８の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはスキャン速度を小さくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはスキャン速度を大きくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異を小さくすることができる。
また、第８の実施の形態では、スキャナ部３側における動作制御によりＳＮ比及びＣＮ比を平準化するので、画像処理部５におけるソフトウェアを変更する必要がない。
As described above, in the eighth embodiment, the scanner unit 3 of the X-ray CT apparatus 1 performs imaging at a low scanning speed when irradiating low effective energy X-rays, and performs X imaging with high effective energy. In the case of irradiating a line, imaging is performed at a high scanning speed. Therefore, an SN ratio (Signal to Noise Ratio) and a CN ratio (Contrast to Noise) in each image (projection data or reconstructed image) acquired by multi-energy scanning are performed. The difference in the numerical value of (Ratio) can be reduced.
In the eighth embodiment, the SN ratio and the CN ratio are leveled by operation control on the scanner unit 3 side, so that it is not necessary to change the software in the image processing unit 5.
次に、図２２及び図２３を用いて本発明の第９の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。
図２２は、Ｘ線実効エネルギーに応じたＸ線管電流の制御を示す図である。
図２３は、図２２における照射位置とＸ線実効エネルギー及びＸ線管電流との関係図である。
Next, an X-ray CT apparatus 1 according to a ninth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
FIG. 22 is a diagram showing the control of the X-ray tube current according to the X-ray effective energy.
FIG. 23 is a diagram showing the relationship between the irradiation position, X-ray effective energy, and X-ray tube current in FIG.
Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、Ｘ線管装置７から被検体１９に対してＸ線を照射する際、Ｘ線実効エネルギーに応じてＸ線管装置７におけるＸ線管電流を変更する。
スキャナ部３は、Ｘ線管装置７及びＸ線検出器２７等が被検体１９の周りを１回転する場合のスキャン６９において、スキャン６９の各位置６３毎に異なる実効エネルギーのＸ線６５を照射する。
When the X-ray CT apparatus 1 irradiates the subject 19 with X-rays from the X-ray tube apparatus 7, the scanner unit 3 changes the X-ray tube current in the X-ray tube apparatus 7 according to the X-ray effective energy. .
The scanner unit 3 emits X-rays 65 having different effective energies for each
例えば、スキャナ部３は、Ｘ線管電圧が８０ｋＶとなる位置６３−１ではＸ線管電流を３００ｍＡとしてＸ線６５−１を照射して撮影を行い、Ｘ線管電圧が１１０ｋＶとなる位置６３−２では管電流を１５９ｍＡとしてＸ線６５−２を照射して撮影を行い、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとなる位置６３−３ではＸ線管電流を９９ｍＡとしてＸ線６５−３を照射して撮影を行う。 For example, the scanner unit 3 performs imaging by irradiating the X-ray tube 65-1 with an X-ray tube current of 300 mA at the position 63-1 where the X-ray tube voltage is 80 kV, and the X-ray tube voltage is 110 kV. -2 is taken by irradiating X-ray 65-2 with a tube current of 159 mA, and taking X-ray 65-3 with X-ray tube current of 99 mA at a position 63-3 where the X-ray tube voltage is 140 kV. I do.
スキャン６９におけるその他の条件が同一であれば、Ｘ線管電流が大きくなるに従い１回転で得られる情報量が増加し、取得データにおけるノイズが減少する。
If the other conditions in the
そこで、スキャナ部３は、Ｘ線実効エネルギーに応じてＸ線管電流を変更してＸ線管装置７からＸ線照射を行う。スキャナ部３は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはＸ線管電流を大きくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはＸ線管電流を小さくして撮影を行う。
従って、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異は、小さくなる。
Therefore, the scanner unit 3 performs X-ray irradiation from the X-ray tube device 7 by changing the X-ray tube current according to the X-ray effective energy. The scanner unit 3 performs imaging while increasing the X-ray tube current when irradiating low effective energy X-rays, and decreases the X-ray tube current when imaging with high effective energy X-rays. I do.
Therefore, the difference in the numerical values of the SN ratio (Signal to Noise Ratio) and the CN ratio (Contrast to Noise Ratio) in each image (projection data or reconstructed image) becomes small.
尚、Ｘ線管電流をＸ線実効エネルギーに応じて変更し、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比あるいはＣＮ比ができるだけ等しくなるようにすることが望ましい。
また、１回転中でＸ線実効エネルギーを変更する場合、当該Ｘ線実効エネルギーに応じてＸ線管電流をリアルタイムに変化させることが望ましい。
It is desirable to change the X-ray tube current according to the X-ray effective energy so that the SN ratio or CN ratio in each image (projection data or reconstructed image) is as equal as possible.
Further, when changing the X-ray effective energy during one rotation, it is desirable to change the X-ray tube current in real time according to the X-ray effective energy.
このように、第９の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはＸ線管電流を大きくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはＸ線管電流を小さくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異を小さくすることができる。
また、第９の実施の形態では、スキャナ部３側における動作制御によりＳＮ比及びＣＮ比を平準化するので、画像処理部５におけるソフトウェアを変更する必要がない。
また、第８の実施の形態では、１スキャンにおけるマルチエナジースキャンの場合、１スキャン中にスキャン速度を変更する必要があり制御が困難である。一方、第９の実施の形態では、Ｘ線管電流を高速に変更可能であり、１スキャンにおけるマルチエナジースキャンに容易に対応することができる。
As described above, in the ninth embodiment, the scanner unit 3 of the X-ray CT apparatus 1 performs imaging by increasing the X-ray tube current when irradiating X-rays with low effective energy. When X-rays are irradiated, imaging is performed with the X-ray tube current being reduced, so the SN ratio (Signal to Noise Ratio) and CN ratio in each image (projection data or reconstructed image) acquired by multi-energy scan The difference in the numerical value of (Contrast to Noise Ratio) can be reduced.
In the ninth embodiment, since the SN ratio and the CN ratio are leveled by operation control on the scanner unit 3 side, it is not necessary to change the software in the image processing unit 5.
In the eighth embodiment, in the case of multi-energy scan in one scan, it is necessary to change the scan speed during one scan, which is difficult to control. On the other hand, in the ninth embodiment, the X-ray tube current can be changed at high speed, and it is possible to easily cope with a multi-energy scan in one scan.
次に、図２４及び図２５を用いて本発明の第１０の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。
図２４は、Ｘ線実効エネルギーに応じたビュー数の割合の制御を示す図である。
図２５は、図２４における照射位置とＸ線実効エネルギー及びビュー数との関係図である。
Next, an X-ray CT apparatus 1 according to a tenth embodiment of the present invention will be described using FIG. 24 and FIG.
FIG. 24 is a diagram illustrating control of the ratio of the number of views according to the X-ray effective energy.
FIG. 25 is a relationship diagram between the irradiation position, the X-ray effective energy, and the number of views in FIG.
Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、Ｘ線管装置７から被検体１９に対してＸ線を照射する際、Ｘ線実効エネルギーに応じて撮影位置の数（ビュー数）の割合を変更する。
スキャナ部３は、Ｘ線管装置７及びＸ線検出器２７等が被検体１９の周りを１回転する場合のスキャン６９において、Ｘ線６５を照射する位置６３の数の割合をＸ線実効エネルギー毎に変更する。
When the X-ray CT apparatus 1 irradiates the subject 19 with X-rays from the X-ray tube apparatus 7, the scanner unit 3 changes the ratio of the number of imaging positions (number of views) according to the X-ray effective energy. .
The scanner unit 3 determines the ratio of the number of
例えば、スキャナ部３は、Ｘ線管電圧８０ｋＶとして撮影する位置６３−１の１回転中の割合を５４％とし、Ｘ線管電圧が１１０ｋＶとして撮影する位置６３−２の１回転中の割合を２８％とし、Ｘ線管電圧が１４０ｋＶとして撮影する位置６３−３の１回転中の割合を１８％とする。 For example, the scanner unit 3 sets the ratio during one rotation at the position 63-1 to be imaged at an X-ray tube voltage of 80 kV as 54%, and sets the ratio at one rotation at the position 63-2 to be imaged at an X-ray tube voltage of 110 kV. 28%, and the ratio during one rotation of the position 63-3, where the X-ray tube voltage is 140 kV, is 18%.
スキャン６９におけるその他の条件が同一でれば、撮影する位置６３の数（ビュー数）の割合が大きいほど１回転で得られる情報量が増加し、取得データにおけるノイズが減少する。
If the other conditions in the
そこで、スキャナ部３は、Ｘ線実効エネルギーに応じて撮影する位置６３の数（ビュー数）の割合を変更してＸ線管装置７からＸ線照射を行う。スキャナ部３は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する位置の数（ビュー数）の割合を大きくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する位置の数の割合を小さくして撮影を行う。
従って、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異は、小さくなる。
Therefore, the scanner unit 3 performs X-ray irradiation from the X-ray tube device 7 by changing the ratio of the number of
Therefore, the difference in the numerical values of the SN ratio (Signal to Noise Ratio) and the CN ratio (Contrast to Noise Ratio) in each image (projection data or reconstructed image) becomes small.
尚、撮影する位置の数（ビュー数）の割合をＸ線実効エネルギーに応じて変更し、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比あるいはＣＮ比ができるだけ等しくなるようにすることが望ましい。 Note that it is desirable to change the ratio of the number of imaging positions (number of views) according to the X-ray effective energy so that the SN ratio or CN ratio in each image (projection data or reconstructed image) is as equal as possible. .
このように、第１０の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する位置の数（ビュー数）の割合を大きくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する位置の数（ビュー数）の割合を小さくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異を小さくすることができる。
また、第１０の実施の形態では、第８及び第９の実施の形態の場合と異なり、Ｘ線管電流及びスキャン速度を変更する必要がない。
As described above, in the tenth embodiment, the scanner unit 3 of the X-ray CT apparatus 1 performs imaging while increasing the ratio of the number of positions (number of views) to which X-rays with low effective energy are irradiated, and is high. Since imaging is performed by reducing the ratio of the number of positions (number of views) to which X-rays of effective energy are irradiated, the SN ratio (Signal to Noise Ratio) in each image (projection data or reconstructed image) acquired by multi-energy scanning is used. ) And CN ratio (Contrast to Noise Ratio) can be reduced.
Also, in the tenth embodiment, unlike the eighth and ninth embodiments, it is not necessary to change the X-ray tube current and the scan speed.
次に、図２６〜図２８を用いて本発明の第１１の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。 Next, an X-ray CT apparatus 1 according to the eleventh embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
図２６は、Ｘ線管装置７を示す図である。
Ｘ線管装置７は、ターゲット（陽極）１３７及び電子銃（陰極）１３９等から構成される。Ｘ線管装置７は、電子銃１３９から電子線１４３を放出してターゲット１３７の衝突面１３８に衝突させＸ線１４５を発生させる。
FIG. 26 is a diagram showing the X-ray tube device 7.
The X-ray tube device 7 includes a target (anode) 137, an electron gun (cathode) 139, and the like. The X-ray tube device 7 emits an
図２７は、ターゲット１３７の概略斜視図である。
図２８は、ターゲット１３７の一態様（ターゲット１３７ａ）を示す図である。図２８は、図２７のＡ方向矢視図に相当する。
ターゲット１３７ａは、複数の衝突面１３８−１〜衝突面１３８−４を備える。各衝突面１３８−１〜衝突面１３８−４は、それぞれ、電子線１４３の進行方向に対して異なる角度（θ１〜θ４）をなす。
FIG. 27 is a schematic perspective view of the
FIG. 28 is a diagram illustrating one mode of the target 137 (
The
Ｘ線１４５の実効エネルギーは、ターゲット角度（電子線１４３の進行方向の衝突面１３８に対する角度）によって変化する。ターゲット角度が大きくなるに従い発生するＸ線１４５の実効エネルギーは高くなり、ターゲット角度が小さくなるに従い発生するＸ線１４５の実効エネルギーは低くなる。
The effective energy of the
すなわち、Ｘ線管装置７は、電子線１４３をターゲット１３７ａの衝突面１３８−１〜衝突面１３８−４に衝突させ、各衝突面１３８−１〜衝突面１３８−４から、それぞれ、異なる実効エネルギーのＸ線１４５を発生させる。
尚、電子線１４３を所望のターゲット角度の衝突面１３８に選択的に衝突させるには、偏向器１４１により電子線１４３の進行方向を偏向させる。この場合、例えば、フライングフォーカルスポット機構を用いることができる。
That is, the X-ray tube device 7 causes the
In order to selectively cause the
このように、第１１の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１のＸ線管装置７では、異なる複数のターゲット角度の衝突面を有するターゲットを備えるので、各衝突面に電子線を衝突させることにより異なる実効エネルギーのＸ線を発生させることができる。また、Ｘ線実効エネルギーの変更を高速に行うことができる。
従って、Ｘ線ＣＴ装置１のＸ線管装置７は、マルチエナジースキャンにおいて、実効エネルギーが異なる複数のＸ線を照射することができる。
また、Ｘ線管装置７は、高速にＸ線実効エネルギーを変更することにより撮影する位置毎（ビュー毎）にＸ線実効エネルギーを変更可能であり、１スキャンでマルチエナジースキャンを行うことができる。
As described above, in the eleventh embodiment, the X-ray tube apparatus 7 of the X-ray CT apparatus 1 includes targets having collision surfaces with different target angles, so that an electron beam collides with each collision surface. X-rays having different effective energies can be generated. Also, the X-ray effective energy can be changed at high speed.
Therefore, the X-ray tube apparatus 7 of the X-ray CT apparatus 1 can irradiate a plurality of X-rays having different effective energies in the multi-energy scan.
Further, the X-ray tube device 7 can change the X-ray effective energy for each imaging position (for each view) by changing the X-ray effective energy at high speed, and can perform a multi-energy scan in one scan. .
また、単一の材質によりターゲットを構成することができるので、ターゲット原料の調達が容易である。。
尚、ターゲットの衝突面の数やターゲット角度の大きさについては、特に限定されず、２種類、３種類、あるいは、４種類以上の衝突面をターゲットに設けてもよい。
Moreover, since a target can be comprised with a single material, procurement of the target raw material is easy. .
The number of target collision surfaces and the target angle are not particularly limited, and two, three, or four or more types of collision surfaces may be provided on the target.
次に、図２９及び図３０を用いて本発明の第１２の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。 Next, an X-ray CT apparatus 1 according to the twelfth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
図２９は、ターゲット１３７の一態様（ターゲット１３７ｂ）を示す図である。図２９は、図２７のＡ方向矢視図に相当する。
ターゲット１３７ｂは、複数のターゲット部材１４７−１〜ターゲット部材１４７−４から構成される。ターゲット部材１４７−１〜ターゲット部材１４７−４は、それぞれ、材質が異なる。
FIG. 29 is a diagram illustrating one mode of the target 137 (target 137b). FIG. 29 corresponds to the A direction arrow view of FIG.
The target 137b includes a plurality of target members 147-1 to 147-4. The target members 147-1 to 147-4 are made of different materials.
図３０は、材質の異なるターゲットを用いた場合における、Ｘ線のエネルギー分布を示すグラフである。
横軸は、フォトンエネルギー４９を示し、縦軸は、エネルギー強度５１を示す。尚、エネルギー強度５１は、（フォトンエネルギー）×（フォトン数）に相当する。
エネルギー曲線１４９及びエネルギー曲線１５１は、それぞれ、ターゲット１３７に異なる材質Ａ及び材質Ｂを用いた場合におけるＸ線１４５のエネルギー分布を示す。
FIG. 30 is a graph showing the energy distribution of X-rays when using targets of different materials.
The horizontal axis indicates the
The energy curve 149 and the energy curve 151 indicate the energy distribution of the
ターゲット１３７に材質Ａを用いた場合、エネルギー曲線１４９を参照すると点１５３の位置に特性Ｘ線が発生する。ターゲット１３７に材質Ｂを用いた場合、エネルギー曲線１５１を参照すると点１５５の位置に特性Ｘ線が発生する。
このように、特定のフォトンエネルギーのエネルギー強度が突出して特性Ｘ線が発生する場合、Ｘ線の実効エネルギーは、ターゲット材質特有の値を示す。
When the material A is used for the
Thus, when the energy intensity of specific photon energy protrudes and characteristic X-rays are generated, the effective energy of X-rays shows a value specific to the target material.
例えば、ターゲット材質がモリブデンの場合は約２０ｋｅＶのフォトンエネルギーに特性Ｘ線が発生し、ターゲット材質がタングステンの場合は約７０ｋｅＶのフォトンエネルギーに特性Ｘ線が発生する。Ｘ線実効エネルギーの値は、特性Ｘ線が発生しない場合と比較して特性Ｘ線が発生するエネルギーの方へシフトする。 For example, when the target material is molybdenum, characteristic X-rays are generated with a photon energy of about 20 keV, and when the target material is tungsten, characteristic X-rays are generated with a photon energy of about 70 keV. The value of the effective X-ray energy shifts toward the energy at which the characteristic X-ray is generated as compared with the case where the characteristic X-ray is not generated.
従って、Ｘ線１４５の実効エネルギーは、ターゲット１３７の材質に応じて変化する。
すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１のＸ線管装置７は、電子線１４３をターゲット１３７ｂのターゲット部材１４７−１〜ターゲット部材１４７−４に衝突させ、各ターゲット部材１４７−１〜ターゲット部材１４７−４から、それぞれ、異なる実効エネルギーのＸ線を発生させる。
尚、電子線１４３を所望のターゲット部材１４７に選択的に衝突させるには、偏向器１４１により電子線１４３の進行方向を偏向させる。この場合、例えば、フライングフォーカルスポット機構を用いることができる。
Therefore, the effective energy of the
That is, the X-ray tube apparatus 7 of the X-ray CT apparatus 1 causes the
In order to selectively cause the
このように、第１２の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１のＸ線管装置７では、それぞれ異なる材質の複数のターゲット部材から構成されるターゲットを備えるので、各ターゲット部材に電子線を衝突させることにより異なる実効エネルギーのＸ線を発生させることができる。また、Ｘ線実効エネルギーの変更を高速に行うことができる。
従って、Ｘ線ＣＴ装置１のＸ線管装置７は、マルチエナジースキャンにおいて、実効エネルギーが異なる複数のＸ線を照射することができる。
また、Ｘ線管装置７は、高速にＸ線実効エネルギーを変更することにより撮影する位置毎（ビュー毎）にＸ線実効エネルギーを変更可能であり、１スキャンでマルチエナジースキャンを行うことができる。
As described above, in the twelfth embodiment, the X-ray tube apparatus 7 of the X-ray CT apparatus 1 includes targets each composed of a plurality of target members made of different materials, so that an electron beam collides with each target member. By doing so, X-rays having different effective energies can be generated. Also, the X-ray effective energy can be changed at high speed.
Therefore, the X-ray tube apparatus 7 of the X-ray CT apparatus 1 can irradiate a plurality of X-rays having different effective energies in the multi-energy scan.
Further, the X-ray tube device 7 can change the X-ray effective energy for each imaging position (for each view) by changing the X-ray effective energy at high speed, and can perform a multi-energy scan in one scan. .
また、単一のターゲット角度によりターゲットを構成することができるので、ターゲット部材の成形が容易である。
尚、ターゲット部材の数あるいはターゲット材質については、特に限定されず、２種類、３種類、あるいは、４種類以上のターゲット部材からターゲットを構成するようにしてもよい。
Moreover, since a target can be comprised by a single target angle, shaping | molding of a target member is easy.
The number of target members or the target material is not particularly limited, and the target may be configured from two, three, or four or more types of target members.
次に、図３１を用いて本発明の第１３の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。
図３１は、Ｘ線検出器２７の一態様を示す図である。
Next, an X-ray CT apparatus 1 according to a thirteenth embodiment of the present invention will be described using FIG.
FIG. 31 is a diagram illustrating an aspect of the
Ｘ線検出器２７は、多層化され、複数のＸ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３から構成される。Ｘ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３は、それぞれ異なる感度のＸ線検出素子を有する。Ｘ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３は、例えば、固体検出器、ガス検出器等のそれぞれ異なる感度のＸ線検出器である。
The
Ｘ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３は、それぞれ、同一の実効エネルギーのＸ線１５７により、投影データ１５９−１〜投影データ１５９−３を取得する。Ｘ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３の感度がそれぞれ異なるため、投影データ１５９−１〜投影データ１５９−３は、それぞれ、異なる実効エネルギーのＸ線により取得した投影データに相当する。 The X-ray detectors 27-1 to 27-3 obtain the projection data 159-1 to 159-3 by using the X-rays 157 having the same effective energy. Since the X-ray detectors 27-1 to 27-3 have different sensitivities, the projection data 159-1 to projection data 159-3 correspond to projection data acquired by X-rays having different effective energies. To do.
尚、Ｘ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３は、周回径方向、周回方向等のいずれに多層化してもよいし、あるいは、分離して設けることもできる。また、検出器面方向に多層化する場合は交互に配置してもよい。この場合、各素子が相互にセパレータとして利用可能となる。しかしながら、Ｘ線量の抑制及び被曝量の低減を考慮する場合、周回径方向に多層化することが望ましい。 Note that the X-ray detectors 27-1 to 27-3 may be multilayered in any one of the circumferential direction and the circumferential direction, or may be provided separately. In addition, in the case of multilayering in the detector surface direction, they may be arranged alternately. In this case, each element can be used as a separator. However, when considering the suppression of the X-ray dose and the reduction of the exposure dose, it is desirable to make a multilayer in the circumference direction.
このように、第１３の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１は、それぞれ異なる感度の複数のＸ線検出器により透過Ｘ線の検出を行う。従って、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線実効エネルギーを変更することなく、恰も異なる実効エネルギーの複数のＸ線を照射したかの如く、各Ｘ線実効エネルギーに対応する画像データ（投影データあるいは再構成画像）を取得することができる。 Thus, in the thirteenth embodiment, the X-ray CT apparatus 1 detects transmitted X-rays with a plurality of X-ray detectors having different sensitivities. Therefore, the X-ray CT apparatus 1 does not change the X-ray effective energy, and the image data (projection data or re-transmission data) corresponding to each X-ray effective energy as if a plurality of X-rays having different effective energies are irradiated. (Composition image) can be acquired.
以上、詳細に説明したように、本発明のＸ線ＣＴ装置により、マルチエナジースキャンをハードウェア、ソフトウェアの両面で容易に実現できる。また、マルチエナジースキャン撮影により得られた画像のカラー化、高コントラスト化を図り、視認性を改善できる。
さらに、マルチエナジースキャンの動作自体の高速性を高めることが可能となる。
また、マルチエナジースキャンによって得られた画像データ等の再構成演算、画像処理時間を短縮し、しかもノイズを低減して質を高めることができる。
As described above in detail, with the X-ray CT apparatus of the present invention, multi-energy scanning can be easily realized in both hardware and software. In addition, the color and high contrast of the image obtained by the multi-energy scan photographing can be improved and the visibility can be improved.
Furthermore, it is possible to increase the speed of the multi-energy scan operation itself.
In addition, it is possible to shorten the reconstruction calculation and image processing time of the image data obtained by the multi-energy scan, and to improve the quality by reducing noise.
また、本発明における効果の１つとして、Ｘ線実効エネルギーに応じた色を割り当てカラー画像として表示することにより、マルチエナジースキャンにより得られた画像の視認性を向上させることができる。また、各Ｘ線実効エネルギーにおける平均画像との差分画像に対して、Ｘ線実効エネルギーに応じた色を割り当てカラー画像として表示することにより、マルチエナジースキャンにより得られた画像の視認性を向上させることができる。 Further, as one of the effects in the present invention, the color according to the X-ray effective energy is assigned and displayed as a color image, whereby the visibility of the image obtained by the multi-energy scan can be improved. Further, the color image corresponding to the X-ray effective energy is assigned to the difference image from the average image at each X-ray effective energy and displayed as a color image, thereby improving the visibility of the image obtained by the multi-energy scan. be able to.
また、本発明における効果の１つとして、マルチエナジースキャン時に得られたエネルギーの異なる複数の画像を画像処理することで得られた処理画像（例えば、平均画像やメディアンフィルタなどのフィルタ処理画像）を生成し、各画像における処理画像からの差が最も大きい画素からなる画像を生成することにより、高コントラストな画像を収集できる。 Further, as one of the effects of the present invention, a processed image (for example, an average image or a filtered image such as a median filter) obtained by performing image processing on a plurality of images having different energies obtained at the time of multi-energy scanning is used. A high-contrast image can be collected by generating and generating an image composed of pixels having the largest difference from the processed image in each image.
また、本発明における効果の１つとして、異なる複数のターゲット角を有するＸ線管において、フライングフォーカルスポット機構により、陰極からの電子を異なるターゲット角度もしくは異なるターゲット材質となる位置に照射することにより、異なるＸ線エネルギーの照射を高速に行うことができる。 Also, as one of the effects in the present invention, in an X-ray tube having a plurality of different target angles, by irradiating electrons from the cathode to different target angles or different target material positions by a flying focal spot mechanism, Irradiation with different X-ray energies can be performed at high speed.
また、本発明における効果の１つとして、異なるＸ線エネルギーで複数回撮影して得られた複数の投影データに対して撮影位置関連付けて１データとして再構成することで、具体的には、１つのデータ値（投影データ、再構成画像データ）に複数のデータ値を持たせることにより、マルチエナジースキャンデータの再構成演算時間や画像処理時間を短縮できる。 In addition, as one of the effects in the present invention, a plurality of projection data obtained by performing imaging a plurality of times with different X-ray energies are reconstructed as one data by associating imaging positions, specifically, 1 By giving a plurality of data values to one data value (projection data, reconstructed image data), it is possible to shorten the reconstruction calculation time and image processing time of multi-energy scan data.
また、本発明における効果の１つとして、Ｘ線ＣＴ装置において異なるＸ線エネルギーで複数回撮影して得られた複数の投影データに対して対数空間で補間することによって所望のエネルギーの減弱係数値（投影データ値）を推定することにより、異なるＸ線エネルギーのデータを高精度に生成でき、これにより、マルチエナジースキャンで３種類以上のエネルギーの撮影像を取得する場合の被曝量の低減、必要なキャリブレーションデータ数の低減、キャリブレーションデータの撮影時間の短縮できる。 Further, as one of the effects in the present invention, a desired energy attenuation coefficient value is obtained by interpolating in a logarithmic space a plurality of projection data obtained by imaging a plurality of times with different X-ray energies in an X-ray CT apparatus. By estimating (projection data value), data of different X-ray energies can be generated with high accuracy, thereby reducing the exposure amount when acquiring captured images of three or more types of energy by multi-energy scan. It is possible to reduce the number of calibration data and to shorten the calibration data shooting time.
また、本発明における効果の１つとして、Ｘ線ＣＴ装置において照射されるＸ線エネルギーに応じて、１回転中のビュー数の割合を変えることにより、各エネルギーにおけるノイズ量をほぼ等しくできる。 Further, as one of the effects in the present invention, the amount of noise at each energy can be made substantially equal by changing the ratio of the number of views during one rotation according to the X-ray energy irradiated in the X-ray CT apparatus.
以上、添付図面を参照しながら、本発明に係るＸ線ＣＴ装置等の好適な実施形態について説明したが、本発明はかかる例に限定されない。当業者であれば、本願で開示した技術的思想の範疇内において、各種の変更例または修正例に想到し得ることは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。 The preferred embodiments of the X-ray CT apparatus and the like according to the present invention have been described above with reference to the accompanying drawings, but the present invention is not limited to such examples. It will be apparent to those skilled in the art that various changes or modifications can be conceived within the scope of the technical idea disclosed in the present application, and these are naturally within the technical scope of the present invention. Understood.
また、上述の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置を用いているが、これに限定されず、中性子線や陽電子やガンマ線や光を用いたＣＴ装置、Ｘ線撮影装置にも適用可能である。
また、本実施の形態では、Ｘ線管とＸ線検出器のセットを１組有する一般的なＸ線ＣＴ装置を用いているが、Ｘ線管とＸ線検出器のセットを複数組有する多管球ＣＴ装置にも適用可能である。
In the above-described embodiment, the X-ray CT apparatus is used. However, the present invention is not limited to this. The present invention can also be applied to a CT apparatus and an X-ray imaging apparatus using neutron rays, positrons, gamma rays, and light.
In this embodiment, a general X-ray CT apparatus having one set of X-ray tubes and X-ray detectors is used. However, a multi-set including a plurality of sets of X-ray tubes and X-ray detectors is used. It can also be applied to a tube CT apparatus.
１………Ｘ線ＣＴ装置
３………スキャナ部
５………画像処理部
７………Ｘ線管装置
１９………被検体
２７………Ｘ線検出器
３７………制御部
３９………記憶装置
４１………表示部
４５………入出力部
４９………フォトンエネルギー
５１………エネルギー強度
５３、５５、５７………エネルギー曲線
６１、６９………スキャン（撮影）
６３………照射位置
６５………Ｘ線
６７………画像
７４………色
７５………単色カラー画像
７７………合成カラー画像
８３………処理画像
８５………差分画像
８７………差分単色カラー画像
８９………差分合成カラー画像
９１………強調画像
９３、９９………投影データ
９５………画像再構成演算
９７、１０１………再構成画像データ
１０７、１２０………曲線（Ｘ線吸収係数）
１１５、１２７………誤差
１２９、１３１、１３３………フィルタ
１３５………スキャン速度
１３７、１３７ａ、１３７ｂ………ターゲット（陽極）
１３８………衝突面
１３９………電子銃（陰極）
１４１………偏向器
１４３………電子線
１４５………Ｘ線
１４９、１５１………エネルギー曲線
１５７………Ｘ線
１５９………投影データ
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ......... X-ray CT apparatus 3 ......... Scanner part 5 ......... Image processing part 7 .........
63... Irradiation position 65... X-ray 67... Image 74... Color 75...
115, 127 .........
138 ..... Colliding
141 .........
Claims (13)
前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、
前記放射線源が前記被検体に対して１周回する間に前記実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射する照射制御手段と、
を具備することを特徴とする放射線撮影装置。 A radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates radiation while orbiting a subject; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject,
Effective energy control means for variably controlling the effective energy of radiation emitted from the radiation source;
An irradiation control means for irradiating a plurality of radiations having different effective energies while the radiation source makes one round with respect to the subject;
A radiation imaging apparatus comprising:
前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、
前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像に対して、前記実効エネルギー毎にそれぞれ異なる色を割り当てて複数の単色カラー撮影像を作成する単色カラー撮影像作成ステップと、
前記複数の単色カラー撮影像を合成して合成カラー撮影像を作成する合成カラー撮影像作成ステップと、
を具備することを特徴とする画像処理方法。 A radiation imaging apparatus, comprising: a radiation source that irradiates a subject while irradiating radiation; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject, wherein the radiation effective from the radiation source is effective. An image processing method for performing image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject while changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls energy. There,
Creating a captured image by effective energy for creating the captured image for each effective energy of the irradiated radiation; and
Monochromatic color photographic image creation step for creating a plurality of monochrome color photographic images by assigning different colors for each effective energy, for a plurality of photographic images created in the effective energy photographic image creation step,
A composite color photographic image creating step of creating a composite color photographic image by combining the plurality of monochrome color photographic images;
An image processing method comprising:
前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、
前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像に基づいて処理撮影像を作成する処理撮影像作成ステップと、
前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像について前記処理撮影像との差分をそれぞれ算出して複数の差分撮影像を作成する差分撮影像作成ステップと、
前記複数の差分撮影像に対して、前記実効エネルギー毎にそれぞれ異なる色を割り当てて複数の差分単色カラー撮影像を作成する差分単色カラー撮影像作成ステップと、
前記複数の差分単色カラー撮影像を合成して差分合成カラー撮影像を作成する差分合成カラー撮影像作成ステップと、
を具備することを特徴とする画像処理方法。 A radiation imaging apparatus, comprising: a radiation source that irradiates a subject while irradiating radiation; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject, wherein the radiation effective from the radiation source is effective. An image processing method for performing image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject while changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls energy. There,
Creating a captured image by effective energy for creating the captured image for each effective energy of the irradiated radiation; and
A processed captured image creating step for creating a processed captured image based on the plurality of captured images created in the effective energy-based captured image creating step;
A differential photographed image creating step for creating a plurality of differential photographed images by calculating differences from the processed photographed images for a plurality of photographed images created in the effective energy photographed image creating step,
A difference monochromatic color photographed image creating step of creating a plurality of difference monochrome color photographed images by assigning different colors for each of the effective energies for the plurality of difference photographed images,
A difference composite color photographed image creating step of creating a difference composite color photographed image by combining the plurality of difference single color photographed images;
An image processing method comprising:
前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、
前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像に基づいて処理撮影像を作成する処理撮影像作成ステップと、
前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像について前記処理撮影像との差分をそれぞれ算出して複数の差分撮影像を作成する差分撮影像作成ステップと、
前記複数の差分撮影像の中から対応する各座標毎に絶対値が最大の座標値を選択して強調撮影像を作成する強調撮影像作成ステップと、
を具備することを特徴とする画像処理方法。 A radiation imaging apparatus, comprising: a radiation source that irradiates a subject while irradiating radiation; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject, wherein the radiation effective from the radiation source is effective. An image processing method for performing image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject while changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls energy. There,
Creating a captured image by effective energy for creating the captured image for each effective energy of the irradiated radiation; and
A processed captured image creating step for creating a processed captured image based on the plurality of captured images created in the effective energy-based captured image creating step;
A differential photographed image creating step for creating a plurality of differential photographed images by calculating differences from the processed photographed images for a plurality of photographed images created in the effective energy photographed image creating step,
An enhanced photographed image creating step of creating a highlighted photographed image by selecting a coordinate value having the maximum absolute value for each corresponding coordinate from the plurality of difference photographed images,
An image processing method comprising:
前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、
前記被検体の対応する位置毎に、前記実効エネルギー毎に異なる複数の撮影像を結合する結合ステップと、
前記結合ステップで結合された撮影像に対して一括して処理を実行する一括処理ステップと、
を具備することを特徴とする画像処理方法。 A radiation imaging apparatus, comprising: a radiation source that irradiates a subject while irradiating radiation; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject, wherein the radiation effective from the radiation source is effective. An image processing method for performing image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject while changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls energy. There,
Creating a captured image by effective energy for creating the captured image for each effective energy of the irradiated radiation; and
A combining step of combining a plurality of different captured images for each effective energy for each corresponding position of the subject;
A batch processing step for collectively performing processing on the captured images combined in the combining step;
An image processing method comprising:
前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、
前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した複数の撮影像に対して補間処理を行い前記照射した放射線の実効エネルギーとは異なる実効エネルギーに関する撮影像を作成する補間処理ステップと、
を具備することを特徴とする画像処理方法。 A radiation imaging apparatus, comprising: a radiation source that irradiates a subject while irradiating radiation; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject, wherein the radiation effective from the radiation source is effective. An image processing method for performing image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject while changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls energy. There,
Creating a captured image by effective energy for creating the captured image for each effective energy of the irradiated radiation; and
Interpolation processing step for interpolating a plurality of photographic images created in the photographic image creation step by effective energy to create a photographic image related to effective energy different from the effective energy of the irradiated radiation,
An image processing method comprising:
前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、
前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した撮影像に対する補正処理の度合を、前記照射した放射線の実効エネルギーの高低に応じて変更する補正処理度合変更ステップと、
を具備することを特徴とする画像処理方法。 A radiation imaging apparatus, comprising: a radiation source that irradiates a subject while irradiating radiation; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject, wherein the radiation effective from the radiation source is effective. An image processing method for performing image processing based on a plurality of captured images acquired by imaging the subject while changing the effective energy using a radiation imaging apparatus including an effective energy control unit that variably controls energy. There,
Creating a captured image by effective energy for creating the captured image for each effective energy of the irradiated radiation; and
A correction processing degree changing step for changing the degree of correction processing for the photographic image created in the photographic image creation step by effective energy according to the level of the effective energy of the irradiated radiation,
An image processing method comprising:
前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、
前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて前記放射線源の周回速度を変更する周回速度変更手段と、
を具備することを特徴とする放射線撮影装置。 A radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates radiation while orbiting a subject; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject,
Effective energy control means for variably controlling the effective energy of radiation emitted from the radiation source;
Orbital speed changing means for changing the orbital speed of the radiation source according to the level of effective energy of the radiation to be irradiated;
A radiation imaging apparatus comprising:
前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、
前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて前記放射線源への入力電流量を変更する電流量変更手段と、
を具備することを特徴とする放射線撮影装置。 A radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates radiation while orbiting a subject; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject,
Effective energy control means for variably controlling the effective energy of radiation emitted from the radiation source;
Current amount changing means for changing an input current amount to the radiation source according to the level of effective energy of the radiation to be irradiated; and
A radiation imaging apparatus comprising:
前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、
前記放射線源が前記被検体に対して１周回する間に前記実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射する照射制御手段と、
前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて前記１周回における照射範囲割合を変更する照射範囲割合変更手段と、
を具備することを特徴とする放射線撮影装置。 A radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates radiation while orbiting a subject; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject,
Effective energy control means for variably controlling the effective energy of radiation emitted from the radiation source;
An irradiation control means for irradiating a plurality of radiations having different effective energies while the radiation source makes one round with respect to the subject;
Irradiation range ratio changing means for changing the irradiation range ratio in the one round according to the level of effective energy of the radiation to be irradiated;
A radiation imaging apparatus comprising:
それぞれ異なる衝突角度の複数の衝突面を有するターゲットに電子線を衝突させることにより、前記放射線源から照射する放射線の実効エネルギーを可変制御することを特徴とする放射線撮影装置。 A radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates radiation while orbiting a subject; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject,
A radiation imaging apparatus, wherein the effective energy of radiation irradiated from the radiation source is variably controlled by causing an electron beam to collide with a target having a plurality of collision surfaces with different collision angles.
それぞれ異なる材質の複数のターゲット部材からなるターゲットに電子線を衝突させることにより、前記放射線源から照射する放射線の実効エネルギーを可変制御することを特徴とする放射線撮影装置。 A radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates radiation while orbiting a subject; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject,
A radiation imaging apparatus characterized in that an effective energy of radiation irradiated from the radiation source is variably controlled by causing an electron beam to collide with a target composed of a plurality of target members each having a different material.
前記放射線検出器は、それぞれ異なる感度の複数の放射線検出器を有することを特徴とする放射線撮影装置。 A radiation imaging apparatus comprising: a radiation source that irradiates radiation while orbiting a subject; and a radiation detector that detects the radiation transmitted through the subject,
The radiation detector includes a plurality of radiation detectors having different sensitivities, respectively.
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