JP2010005272A - Tomographic image processor, x-ray ct apparatus and program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、被検体をＸ線ＣＴ(Computed Tomography)撮影して得られた断層像を処理する断層像処理装置、Ｘ線ＣＴ装置、およびそのためのプログラム(program)に関する。 The present invention relates to a tomographic image processing apparatus for processing a tomographic image obtained by X-ray CT (Computed Tomography) imaging of a subject, an X-ray CT apparatus, and a program therefor.
被検体のＣＴ断層像における物質分離の手法として、デュアルエネルギー(dual
energy)撮影を用いる手法が知られている（例えば、特許文献１参照）。この手法は、物質のＸ線吸収率が、物質の種類だけでなく、Ｘ線のエネルギーによっても異なるという物質の特性を利用した手法であり、エネルギー(energy)分布が互いに異なる２種類のＸ線でＸ線ＣＴ撮影し、得られた２種類の断層像間において対応する画素のＣＴ値を比較して、断層像における物質を分離する手法である。
(energy) photographing is known (for example, see Patent Document 1). This method uses the characteristics of the substance that the X-ray absorption rate of the substance differs depending not only on the type of substance but also on the energy of the X-ray, and two types of X-rays having different energy distributions. X-ray CT imaging is performed, and the CT values of corresponding pixels are compared between the obtained two types of tomographic images to separate materials in the tomographic image.
上記手法の具体例としては、例えば、特願２００７−２９２９５５号にて提案されている手法が考えられる。この手法では、まず、被検体をデュアルエネルギー撮影する。すなわち、第１のＸ線管電圧と第２のＸ線管電圧とでＸ線ＣＴ撮影し、同一部位を表す２種類の断層像を得る。次に、これら２種類の断層像間で対応する画素ごとにＣＴ値の比を算出する。そして、算出したＣＴ値の比の大きさに基づいて、断層像における物質を特定する。このＣＴ値の比は、物質の種類によって固有の値を取ることが分かっている。したがって、物質の種類とＣＴ値の比との関係を予め求めておけば、ＣＴ値の比の閾値判定等により、物質分離が可能になる。なお、ＣＴ値は、周知の通り、物質のＸ線吸収率の指標であり、空気と定める値が−１０００、水と定める値がゼロ(zero)となるように規定したものである。 As a specific example of the above method, for example, the method proposed in Japanese Patent Application No. 2007-292955 can be considered. In this method, first, a subject is imaged with dual energy. That is, X-ray CT imaging is performed with the first X-ray tube voltage and the second X-ray tube voltage, and two types of tomographic images representing the same part are obtained. Next, a CT value ratio is calculated for each corresponding pixel between these two types of tomographic images. Then, the substance in the tomographic image is specified based on the calculated CT value ratio. It is known that this CT value ratio takes a specific value depending on the type of substance. Therefore, if the relationship between the type of substance and the ratio of CT values is obtained in advance, substance separation can be performed by threshold value determination of the ratio of CT values. As is well known, the CT value is an index of the X-ray absorption rate of a substance, and is defined such that a value determined as air is −1000 and a value determined as water is zero.
ところで、デュアルエネルギー撮影では、例えば、Ｘ線管電圧を８０ｋＶ〜１４０ｋＶの範囲で変えて撮影する。この場合、例えば、ヨード(iodine)系造影剤の主成分であるヨウ素のＣＴ値は、＋６００〜＋３００程度で変化し、骨の主成分であるカルシウム(calcium)のＣＴ値は、＋１５００〜＋１０００程度で変化する。すなわち、ヨウ素におけるＣＴ値の比（ここでは、管電圧８０ｋＶ時のＣＴ値を管電圧１４０ｋＶ時のＣＴ値で割った値）は、最大で２．０程度、カルシウムにおけるＣＴ値の比は、最大で１．５程度となる。このように、ヨウ素やカルシウムなど、Ｘ線吸収率が大きい物質では、ＣＴ値の比に開きがあるので、これらの物質を高い精度で分離することができる。 By the way, in dual energy imaging, for example, imaging is performed by changing the X-ray tube voltage within a range of 80 kV to 140 kV. In this case, for example, the CT value of iodine, which is the main component of an iodine-based contrast agent, varies between about +600 and +300, and the CT value of calcium, which is the main component of bone, is about +1500 to +1000. It changes with. That is, the ratio of the CT value in iodine (here, the value obtained by dividing the CT value at the tube voltage of 80 kV by the CT value at the tube voltage of 140 kV) is about 2.0 at the maximum, and the ratio of the CT value in calcium is the maximum Is about 1.5. As described above, substances having a large X-ray absorption rate such as iodine and calcium have a difference in CT value ratio, and therefore these substances can be separated with high accuracy.
一方、例えば、肺機能検査用の造影剤として用いられるキセノン(Xenon)のＣＴ値は、上記と同じ撮影条件で、濃度３０％のキセノン希釈ガス（キセノンを空気と混合して薄めたガス）の場合、−９００〜−９４５程度で変化する。すなわち、キセノンにおけるＣＴ値の比は、最小で０．９５程度となる。キセノンは、原子番号そのものは比較的大きいが、常温では気体であり空間密度が液体や固体よりも低くなるため、Ｘ線吸収率も小さくなる。そのためＣＴ値の比やＣＴ値が空気のそれに近い値となり、空気との分離が難しくなる。このように、Ｘ線吸収率が小さい物質では、ＣＴ値の比もＣＴ値そのものも、空気のそれに近い値となるので、このような物質を精度よく分離することは難しい。 On the other hand, for example, the CT value of xenon (Xenon) used as a contrast agent for pulmonary function test is the same as that described above, with a xenon dilution gas (gas diluted with xenon mixed with air) of 30% concentration. In this case, it changes in the range of about -900 to -945. That is, the ratio of CT values in xenon is about 0.95 at the minimum. Xenon has a relatively large atomic number, but it is a gas at room temperature and its spatial density is lower than that of a liquid or solid. Therefore, the ratio of CT values and the CT value are close to those of air, and separation from air becomes difficult. As described above, in a substance having a small X-ray absorption rate, the ratio of CT values and the CT value itself are values close to those of air, so that it is difficult to accurately separate such substances.
本発明は、上記事情に鑑み、Ｘ線ＣＴ撮影して得られた断層像において、Ｘ線吸収率が小さい物質を高い精度で分離することが可能な断層像処理装置、Ｘ線ＣＴ装置、およびそのためのプログラム(program)を提供することを目的とする。 In view of the above circumstances, the present invention provides a tomographic image processing apparatus, an X-ray CT apparatus capable of separating a substance having a low X-ray absorption rate with high accuracy in a tomographic image obtained by X-ray CT imaging, and The purpose is to provide a program for this purpose.
第１の観点では、本発明は、被検体を第１のＸ線管電圧でＸ線ＣＴ撮影して得られた第１の断層像と、前記被検体を前記第１のＸ線管電圧とは異なる第２のＸ線管電圧でＸ線ＣＴ撮影して得られた第２の断層像とにおける画素値を、空気に対応する画素値が実質的にゼロとなるよう規定される画素値に変換する画素値変換手段と、前記第１の断層像と前記第２の断層像との間で、対応する画素における前記変換済みの画素値の比を算出する画素値比算出手段とを備える断層像処理装置を提供する。 In a first aspect, the present invention relates to a first tomogram obtained by X-ray CT imaging of a subject with a first X-ray tube voltage, and the subject to the first X-ray tube voltage. The pixel value in the second tomographic image obtained by X-ray CT imaging with a different second X-ray tube voltage is changed to a pixel value defined so that the pixel value corresponding to air is substantially zero. A tomography comprising pixel value conversion means for conversion and pixel value ratio calculation means for calculating a ratio of the converted pixel values in the corresponding pixels between the first tomographic image and the second tomographic image. An image processing apparatus is provided.
第２の観点では、本発明は、前記第１および第２の断層像の画素値が、水に対応する画素値がゼロとなり、空気に対応する画素値が−１０００となるよう規定されたＣＴ値であり、前記画素値変換手段が、元の画素値に１０００を加算する上記第１の観点の断層像処理装置を提供する。 In a second aspect, the present invention provides a CT in which the pixel values of the first and second tomographic images are defined such that a pixel value corresponding to water is zero and a pixel value corresponding to air is −1000. The tomographic image processing apparatus according to the first aspect, wherein the pixel value conversion unit adds 1000 to the original pixel value.
第３の観点では、本発明は、前記第１または第２の断層像において、前記変換済みの画素値の比に基づいて、所定の物質を表す画素領域を特定する画素領域特定手段をさらに備える上記第１の観点または第２の観点の断層像処理装置を提供する。 In a third aspect, the present invention further includes pixel area specifying means for specifying a pixel area representing a predetermined substance in the first or second tomogram based on the ratio of the converted pixel values. A tomographic image processing apparatus according to the first aspect or the second aspect is provided.
第４の観点では、本発明は、前記特定された画素領域が所定の色またはコントラスト(contrast)で表されるよう前記第１または第２の断層像を表示する表示手段をさらに備える上記第３の観点の断層像処理装置を提供する。 In a fourth aspect, the present invention is the third aspect, further comprising display means for displaying the first or second tomographic image so that the specified pixel region is represented by a predetermined color or contrast. A tomographic image processing apparatus according to the above aspect is provided.
第５の観点では、本発明は、前記第１または第２の断層像上で特定すべき目的物質を入力する目的物質入力手段をさらに備え、前記画素値変換手段が、前記入力された目的物質が所定の物質を含むときに画素値を変換し、前記画素領域特定手段が、前記所定の物質を表す画素領域を特定する上記第３の観点または第４の観点の断層像処理装置を提供する。 In a fifth aspect, the present invention further comprises target substance input means for inputting a target substance to be specified on the first or second tomographic image, and the pixel value conversion means includes the input target substance. The tomographic image processing apparatus according to the third aspect or the fourth aspect is provided, wherein the pixel value is converted when the includes a predetermined substance, and the pixel area specifying unit specifies a pixel area representing the predetermined substance. .
第６の観点では、本発明は、前記所定の物質を表す画素領域に含まれる画素の画素値または前記変換済みの画素値に基づいて、該画素における前記所定の物質の濃度を特定する上記第５の観点の断層像処理装置を提供する。 In a sixth aspect, the present invention provides the above-described first method for specifying the concentration of the predetermined substance in the pixel based on the pixel value of the pixel included in the pixel region representing the predetermined substance or the converted pixel value. A tomographic image processing apparatus according to the fifth aspect is provided.
第７の観点では、本発明は、前記所定の物質が、キセノンまたはキセノンを含む気体である上記第５の観点または第６の観点の断層像処理装置を提供する。 In a seventh aspect, the present invention provides the tomographic image processing apparatus according to the fifth aspect or the sixth aspect, wherein the predetermined substance is xenon or a gas containing xenon.
第８の観点では、本発明は、対応する画素値が実質的にゼロとなるよう規定される基準物質を入力する基準物質入力手段をさらに備え、前記画素値変換手段が、前記入力された基準物質が空気であるときに画素値を変換する上記第１の観点から第４の観点のいずれか１つの観点の断層像処理装置を提供する。 In an eighth aspect, the present invention further comprises reference material input means for inputting a reference material defined such that the corresponding pixel value is substantially zero, wherein the pixel value conversion means is configured to input the input reference. Provided is a tomographic image processing apparatus according to any one of the first to fourth aspects, wherein the pixel value is converted when the substance is air.
第９の観点では、本発明は、被検体を第１のＸ線管電圧でＸ線ＣＴ撮影して第１の断層像を得るとともに、前記被検体に前記第１のＸ線管電圧とは異なる第２のＸ線管電圧でＸ線ＣＴ撮影して第２の断層像を得る撮影手段と、前記第１および第２の断層像における画素値を、空気に対応する画素値が実質的にゼロとなるよう規定される画素値に変換する画素値変換手段と、前記第１の断層像と前記第２の断層像との間で、対応する画素における前記変換済みの画素値の比を算出する画素値比算出手段とを備えるＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a ninth aspect, the present invention provides an X-ray CT image of a subject with a first X-ray tube voltage to obtain a first tomographic image, and the first X-ray tube voltage on the subject. Imaging means for obtaining a second tomographic image by X-ray CT imaging with a different second X-ray tube voltage, and pixel values corresponding to air are substantially equal to pixel values in the first and second tomographic images. A ratio of the converted pixel value in the corresponding pixel is calculated between the pixel value converting means for converting the pixel value to be defined to be zero and the first tomographic image and the second tomographic image. An X-ray CT apparatus comprising a pixel value ratio calculating means for providing a pixel value ratio is provided.
第１０の観点では、本発明は、コンピュータ(computer)を、被検体を第１のＸ線管電圧でＸ線ＣＴ撮影して得られた第１の断層像と、前記被検体を前記第１のＸ線管電圧とは異なる第２のＸ線管電圧でＸ線ＣＴ撮影して得られた第２の断層像とにおける画素値を、空気に対応する画素値が実質的にゼロとなるよう規定される画素値に変換する画素値変換手段と、前記第１の断層像と前記第２の断層像との間で、対応する画素における前記変換済みの画素値の比を算出する画素値比算出手段として機能させるためのプログラムを提供する。 In a tenth aspect, the present invention relates to a first tomographic image obtained by X-ray CT imaging of a subject with a first X-ray tube voltage, and the subject to the first subject. The pixel value corresponding to the air becomes substantially zero as the pixel value in the second tomographic image obtained by X-ray CT imaging with a second X-ray tube voltage different from the X-ray tube voltage of A pixel value ratio for calculating a ratio of the converted pixel value in the corresponding pixel between the pixel value converting means for converting to a prescribed pixel value and the first tomographic image and the second tomographic image. A program for functioning as a calculation means is provided.
本発明によれば、撮影時のＸ線管電圧が異なる２種類の断層像における画素値を、空気に対応する画素値が実質的にゼロとなるよう規定される画素値に変換してから、これら２種類の断層像間で、対応する画素における変換済の画素値の比を求めているので、Ｘ線吸収率が小さい物質における画素値の比を、他の物質における画素値の比からより離すことができ、Ｘ線ＣＴ撮影して得られた断層像において、Ｘ線吸収率が小さい物質を高い精度で分離することが可能となる。 According to the present invention, after converting pixel values in two types of tomographic images having different X-ray tube voltages at the time of imaging into pixel values defined so that the pixel value corresponding to air is substantially zero, Since the ratio of the converted pixel value in the corresponding pixel is obtained between these two types of tomographic images, the ratio of the pixel value in the substance having a small X-ray absorption rate is determined from the ratio of the pixel value in the other substance. In a tomographic image obtained by X-ray CT imaging, a substance having a small X-ray absorption rate can be separated with high accuracy.
以下、図を参照しながら本発明にかかる実施の形態について説明する。
（第１の実施形態）
Embodiments according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
(First embodiment)
図１は、本発明の一実施形態であるＸ線ＣＴ装置１００を示すブロック(block)図である。Ｘ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール(console)１と、撮影テーブル(table)８と、走査ガントリ(gantry)９とを具備している。
FIG. 1 is a block diagram showing an
操作コンソール１は、入力装置２、中央処理装置３、制御インタフェース(interface)４、データ(data)収集バッファ(buffer)５、およびモニタ(monitor)６を具備している。入力装置２は、操作者の指示や情報などを受け付ける。中央処理装置３は、スキャン(scan)制御処理、画像再構成処理、画素値変換処理、画素値比算出処理などを実行する。制御インタフェース(interface)４は、中央処理装置３からの制御により、撮影テーブル８や走査ガントリ９へ制御信号などを出力する。データ収集バッファ５は、走査ガントリ９で取得したデータを収集する。モニタ６は、操作画面や断層像などを表示する。
The
撮影テーブル８は、載置された被検体をその体軸方向（以下、ｚ方向という）に移動して、走査ガントリ９の空洞部に搬送する。 The imaging table 8 moves the placed subject in the body axis direction (hereinafter referred to as z direction) and conveys it to the cavity of the scanning gantry 9.
走査ガントリ９は、撮影空間を含む空洞部を有し、その空洞部を中心に回転する回転部７を具備する。回転部７には、Ｘ線コントローラ(controller)１０、Ｘ線管１１、コリメータ(collimator)１２、Ｘ線検出器１３、データ収集部１４、および回転コントローラ１５が搭載されている。Ｘ線コントローラ１０は、Ｘ線管１１の管電圧や管電流、Ｘ線照射のオンオフ(on/off)などを制御する。コリメータ１２は、Ｘ線管１１から射出されたＸ線ビーム(beam)を整形する。Ｘ線検出器１３は、検出素子がチャネル(channel)方向に複数配設されてなる検出器列をスライス(slice)方向に複数有する、いわゆる多列検出器であり、各検出素子は、検出したＸ線の強度に応じた信号を出力する。データ収集部１４は、Ｘ線検出器１３の出力信号をＡ／Ｄ(analog-digital)変換して被検体の投影データを収集し、データ収集バッファ５に送る。回転コントローラ１５は、回転部７の回転速度、回転のオンオフなどを制御する。Ｘ線管１１とＸ線検出器１３とは、空洞部を挟んで対向して配置される。
The scanning gantry 9 has a cavity including an imaging space, and includes a rotating unit 7 that rotates around the cavity. The rotation unit 7 includes an
なお、中央処理装置３は、本発明における画素値変換手段、画素領域特定手段の一例である。また、中央処理装置３および走査ガントリ９は、本発明における撮影手段の一例である。また、中央処理装置３およびモニタ６は、本発明における表示手段の一例である。また、入力装置２は、本発明における注目物質入力手段、基準物質入力手段の一例である。
The
図２は、第１の実施形態によるＸ線ＣＴ装置１００における断層像物質分離処理の流れを示すフローチャート(flowchart)である。
FIG. 2 is a flowchart showing a flow of tomographic material separation processing in the
ステップ(step)Ｓ１０１では、デュアルエネルギー撮影を実施する。ここでは、被検体に造影剤を投与して、その胸部をデュアルエネルギー撮影するものとする。具体的には、まず、１つの仮定として、被検体に濃度３０％のキセノン希釈ガス（キセノンと空気の混合ガス）を吸引してもらい、かつ、血管にヨード系造影剤を注入する。この状態で被検体の胸部をスキャンして、Ｘ線管電圧が８０ｋＶであるときの第１の投影データと、Ｘ線管電圧が１４０ｋＶであるときの第２の投影データとを収集する。そして、第１の投影データを基に画像再構成処理を行って、撮影時のＸ線管電圧が８０ｋＶである第１の断層像ｇ８０（ｘ,ｙ）を生成するとともに、第２の投影データを基に画像再構成処理を行って、撮影時のＸ線管電圧が１４０ｋＶである第２の断層像ｇ１４０（ｘ,ｙ）を生成する。なお、第１の断層像ｇ８０（ｘ,ｙ）および第２の断層像ｇ１４０（ｘ,ｙ）の画素値はＣＴ値である。 In step S101, dual energy imaging is performed. Here, it is assumed that a contrast medium is administered to a subject and the chest is subjected to dual energy imaging. Specifically, first, as an assumption, the subject is inhaled with a xenon dilution gas (mixed gas of xenon and air) having a concentration of 30%, and an iodinated contrast agent is injected into the blood vessel. In this state, the chest of the subject is scanned to collect first projection data when the X-ray tube voltage is 80 kV and second projection data when the X-ray tube voltage is 140 kV. Then, image reconstruction processing is performed based on the first projection data to generate a first tomographic image g80 (x, y) having an X-ray tube voltage of 80 kV at the time of imaging, and second projection data Based on the image reconstruction processing, a second tomographic image g140 (x, y) having an X-ray tube voltage of 140 kV at the time of imaging is generated. Note that the pixel values of the first tomographic image g80 (x, y) and the second tomographic image g140 (x, y) are CT values.
図３（１）は、第１の断層像ｇ８０（ｘ,ｙ）、図３（２）は第２の断層像ｇ１４０（ｘ,ｙ）の一例を示す図である。図３に示す各断層像において、座標（ｘ１，ｙ１）は肺の正常領域、座標（ｘ２，ｙ２）は肺の疾患領域、座標（ｘ３，ｙ３）は脊髄領域、座標（ｘ４，ｙ４）は背骨領域に位置する。肺の正常領域では、換気が良好に行われるので、吸引したキセノン希釈ガスが充満する。一方、肺の疾患領域では、換気が不良となるので、キセノン濃度は低く、例えばほとんど空気が充満する。脊髄領域では、大きな血流があるので、ヨード系造影剤の主成分であるヨウ素が集中する。また、背骨領域では、骨の主成分であるカルシウムが集中する。 3A is a diagram illustrating an example of a first tomographic image g80 (x, y), and FIG. 3B is a diagram illustrating an example of a second tomographic image g140 (x, y). In each tomogram shown in FIG. 3, coordinates (x1, y1) are normal lung regions, coordinates (x2, y2) are lung disease regions, coordinates (x3, y3) are spinal cord regions, and coordinates (x4, y4) are Located in the spine area. In the normal region of the lungs, ventilation is performed well, so the aspirated xenon dilution gas is filled. On the other hand, in the diseased area of the lungs, ventilation is poor, so the xenon concentration is low, for example, almost filled with air. Since there is a large blood flow in the spinal cord region, iodine, which is the main component of the iodine-based contrast agent, is concentrated. In the spine region, calcium which is the main component of bone concentrates.
したがって、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）では、画素値ｇ８０（ｘ１，ｙ１）は、Ｘ線管電圧を８０ｋＶにして撮影したときの濃度３０％のキセノン希釈ガスに相当するＣＴ値、例えば−９００となる。同様に、画素値ｇ８０（ｘ２，ｙ２）は、Ｘ線管電圧を８０ｋＶにして撮影したときの空気に相当するＣＴ値、例えば−１０００となり、画素値ｇ８０（ｘ３，ｙ３）は、Ｘ線管電圧を８０ｋＶにして撮影したときのヨウ素に相当するＣＴ値、例えば＋６００となり、画素値ｇ８０（ｘ４，ｙ４）は、Ｘ線管電圧を８０ｋＶにして撮影したときのカルシウムに相当するＣＴ値、例えば＋１５００となる。 Therefore, in the first tomographic image g80 (x, y), the pixel value g80 (x1, y1) has a CT value corresponding to a xenon dilution gas having a concentration of 30% when the X-ray tube voltage is taken at 80 kV. For example, -900. Similarly, the pixel value g80 (x2, y2) is a CT value corresponding to air when the X-ray tube voltage is taken at 80 kV, for example -1000, and the pixel value g80 (x3, y3) is the X-ray tube. The CT value corresponding to iodine when imaged at a voltage of 80 kV, for example +600, and the pixel value g80 (x4, y4) is the CT value corresponding to calcium when imaged at an X-ray tube voltage of 80 kV, for example, +1500.
また、第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）では、画素値ｇ１４０（ｘ１，ｙ１）は、Ｘ線管電圧を１４０ｋＶにして撮影したときの濃度３０％のキセノン希釈ガスに相当するＣＴ値、例えば−９４５となる。同様に、画素値ｇ１４０（ｘ２，ｙ２）は、Ｘ線管電圧を１４０ｋＶにして撮影したときの空気に相当するＣＴ値、例えば−１０００となり、画素値ｇ１４０（ｘ３，ｙ３）は、Ｘ線管電圧を１４０ｋＶにして撮影したときのヨウ素に相当するＣＴ値、例えば＋３００となり、画素値ｇ１４０（ｘ４,ｙ４）は、Ｘ線管電圧を１４０ｋＶにして撮影したときのカルシウムに相当するＣＴ値、例えば＋１０００となる。 In the second tomographic image g140 (x, y), the pixel value g140 (x1, y1) is a CT value corresponding to a xenon-diluted gas having a concentration of 30% when the X-ray tube voltage is taken at 140 kV. For example, -945. Similarly, the pixel value g140 (x2, y2) is a CT value corresponding to air when the X-ray tube voltage is taken at 140 kV, for example -1000, and the pixel value g140 (x3, y3) is the X-ray tube. The CT value corresponding to iodine when imaged at a voltage of 140 kV, for example +300, and the pixel value g140 (x4, y4) is the CT value corresponding to calcium when imaged at an X-ray tube voltage of 140 kV, for example, +1000.
ステップＳ１０２では、目的物質を入力する。すなわち、操作者が、断層像において分離して特定したい物質を、目的物質として入力する。 In step S102, the target substance is input. That is, the operator inputs a substance that is desired to be separated and specified in the tomographic image as a target substance.
図４は、目的物質の入力画面を表示したモニタ６の画面の一例を示す図である。具体的には、例えば、図４に示すように、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）と第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）とを並べて配置するとともに、目的物質の候補の選択ボタン(button)ＣＢを配置した画面ＳＣ１を、モニタ６に表示する。選択ボタンＢＣは、一般的に対比される２種類の物質を１セット(set)として、ここでは、ヨウ素とカルシウムを目的物質として選択するためのボタンＢ１と、空気とキセノンを目的物質として選択するためのボタンＢ２とで構成されている。操作者は、この画面を見ながらいずれかのボタンをＧＵＩによって押すことにより目的物質を選択して入力する。
FIG. 4 is a diagram showing an example of the screen of the
ステップＳ１０３では、目的物質として、ヨウ素およびカルシウムによる第１の組合せと、空気およびキセノンによる第２の組合せのうち、いずれが選択されたかを判定する。この判定において、第１の組合せが選択されたと判定された場合には、ステップＳ１０４に進み、ヨウ素とカルシウムの物質分離を行う。一方、この判定において、第２の組合せが選択されたと判定された場合には、ステップＳ１０６に移行し、空気とキセノンの物質分離を行う。 In step S103, it is determined which one of the first combination of iodine and calcium and the second combination of air and xenon is selected as the target substance. In this determination, if it is determined that the first combination has been selected, the process proceeds to step S104, and substance separation of iodine and calcium is performed. On the other hand, in this determination, when it is determined that the second combination is selected, the process proceeds to step S106, and the substance separation of air and xenon is performed.
ステップＳ１０４では、断層像間における画素値の比を算出する。具体的には、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）と第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）との間で、対応する画素ごとに画素値の比ｒ（ｘ，ｙ）、すなわちＣＴ値の比を算出する。これを式で表すと、次式のようになる。 In step S104, the ratio of pixel values between tomographic images is calculated. Specifically, a pixel value ratio r (x, y) for each corresponding pixel between the first tomographic image g80 (x, y) and the second tomographic image g140 (x, y), that is, The ratio of CT values is calculated. This is expressed by the following equation.
ｒ（ｘ，ｙ）＝ｇ８０（ｘ，ｙ）/ｇ１４０（ｘ，ｙ） （数式１） r (x, y) = g80 (x, y) / g140 (x, y) (Formula 1)
図３（３）は、この画素値の比ｒ（ｘ，ｙ）を画素値とする比画像の一例を示す図である。この比画像ｒ（ｘ，ｙ）では、図３（３）に示すように、ｒ（ｘ１，ｙ１）＝−９００／−９４５＝０．９５であり、ｒ（ｘ２，ｙ２）＝−１０００／−１０００＝１であり、ｒ（ｘ３，ｙ３）＝＋６００／＋３００＝２であり、ｒ（ｘ４，ｙ４）＝＋１５００／＋１０００＝１．５である。 FIG. 3 (3) is a diagram showing an example of a ratio image having the pixel value ratio r (x, y) as a pixel value. In this ratio image r (x, y), as shown in FIG. 3 (3), r (x1, y1) = − 900 / −945 = 0.95, and r (x2, y2) = − 1000 / -1000 = 1, r (x3, y3) = + 600 / + 300 = 2, and r (x4, y4) = + 1500 / + 1000 = 1.5.
ステップＳ１０５では、ヨウ素およびカルシウムの物質分離を行う。すなわち、ステップＳ１０４で算出した画素値の比の閾値判定により、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）または第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）において、ヨウ素を表す画素領域Ｉｏとカルシウムを表す画素領域Ｃａとをそれぞれ特定する。 In step S105, substance separation of iodine and calcium is performed. That is, the pixel area Io and calcium representing iodine in the first tomographic image g80 (x, y) or the second tomographic image g140 (x, y) are determined by the threshold value determination of the pixel value calculated in step S104. Each pixel area Ca to be represented is specified.
ここで、物質の種類と画素値の比との関係について説明する。 Here, the relationship between the type of substance and the ratio of pixel values will be described.
図５は、各物質に対応する画素値の比の範囲を示す図である。図５に示すグラフ(graph)において、縦軸はＸ線管電圧８０ｋＶで撮影したときの断層像の画素値（ＣＴ値）Ｌ−ＨＵであり、横軸はＸ線管電圧１４０ｋＶで撮影したときの断層像の画素値（ＣＴ値）Ｈ−ＨＵである。グラフ中に直線で挟むように区分された各領域は、物質の種類に応じて定まる画素値の比（Ｌ−ＨＵ／Ｈ−ＨＵ）の範囲を示している。画素値の比は、物質の種類に応じて決まるものであるが、目的物質以外の組織によるＸ線吸収や、Ｘ線検出器１３の検出信号に乗るバックグラウンド(background)成分等、種々のノイズ(noise)を考慮すると、ある幅を持った範囲として定まる。ヨウ素に対応する画素値の比（Ｌ−ＨＵ／Ｈ−ＨＵ）の範囲は、例えば、１．７〜２．０であり、カルシウムに対応する画素値の比（Ｌ−ＨＵ／Ｈ−ＨＵ）の範囲は、例えば、１．４〜１．６である。また、空気に対応する画素値の比（Ｌ−ＨＵ／Ｈ−ＨＵ）の範囲は、例えば、０．９５〜１．０５であり、キセノンあるいはキセノン希釈ガスに対応する画素値の比（Ｌ−ＨＵ／Ｈ−ＨＵ）の範囲は、例えば、０．９０〜１．００である。なお、キセノン希釈ガスに対応する画素値の比は、その濃度に関係なく一定である。 FIG. 5 is a diagram illustrating a range of ratios of pixel values corresponding to each substance. In the graph shown in FIG. 5, the vertical axis is the pixel value (CT value) L-HU of the tomographic image when the X-ray tube voltage is taken at 80 kV, and the horizontal axis is when the X-ray tube voltage is taken at 140 kV. The tomographic image pixel value (CT value) H-HU. Each region divided so as to be sandwiched by straight lines in the graph indicates a range of pixel value ratios (L-HU / H-HU) determined according to the type of substance. The ratio of pixel values is determined according to the type of substance, but various noises such as X-ray absorption by a tissue other than the target substance and a background component on the detection signal of the X-ray detector 13. Considering (noise), it is determined as a range with a certain width. The range of the ratio of pixel values corresponding to iodine (L-HU / H-HU) is, for example, 1.7 to 2.0, and the ratio of pixel values corresponding to calcium (L-HU / H-HU). The range is 1.4 to 1.6, for example. The range of the pixel value ratio corresponding to air (L-HU / H-HU) is, for example, 0.95 to 1.05, and the ratio of pixel values corresponding to xenon or xenon dilution gas (L-HU). The range of (HU / H-HU) is, for example, 0.90 to 1.00. Note that the ratio of pixel values corresponding to the xenon dilution gas is constant regardless of the concentration.
このように、ヨウ素やカルシウムなど、Ｘ線吸収率が比較的大きい物質に対応する画素値の比の範囲は、他の物質のそれと離れているため、これらの物質の分離は容易である。一方、空気やキセノン（キセノン希釈ガス）など、Ｘ線吸収率が比較的小さい物質に対応する画素値の比の範囲は、互いに重複する部分が存在するため、これらの物質を精度よく分離することは難しい。たとえ画素値そのものを比較したとしても、これらの物質間では画素値の差も小さく、その差がノイズに埋もれてしまう場合がある。そこで、目的物質として、Ｘ線吸収率が小さい空気およびキセノンによる第２の組合せが選択された場合には、画素値を変換して、Ｘ線吸収率の小さい物質に対する画素値の比の差別化を図って分離を行う。 Thus, since the range of the ratio of pixel values corresponding to a substance having a relatively high X-ray absorption rate such as iodine or calcium is separated from that of other substances, separation of these substances is easy. On the other hand, the range of pixel value ratios corresponding to substances having a relatively low X-ray absorption rate such as air and xenon (xenon dilution gas) have overlapping portions, so that these substances should be separated accurately. Is difficult. Even if the pixel values themselves are compared, the difference in pixel values between these substances is small, and the difference may be buried in noise. Therefore, when the second combination of air and xenon having a low X-ray absorption rate is selected as the target substance, the pixel value is converted to differentiate the ratio of the pixel value to the substance having a low X-ray absorption rate. Separation is performed.
したがって、ステップＳ１０５では、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）または第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）の全ての座標の画素について、例えば、画素値の比が１．７≦ｒ（ｘ，ｙ）≦２．０となる画素を、ヨウ素を表す画素領域Ｉｏの１つとして特定し、画素値の比が１．４≦ｒ（ｘ，ｙ）≦１．６となる画素を、カルシウムを表す画素領域Ｃａの１つとして特定する。 Accordingly, in step S105, for example, the pixel value ratio of all pixels of the first tomographic image g80 (x, y) or the second tomographic image g140 (x, y) is 1.7 ≦ r ( A pixel having x, y) ≦ 2.0 is identified as one of the pixel regions Io representing iodine, and a pixel having a pixel value ratio of 1.4 ≦ r (x, y) ≦ 1.6 is determined. It is specified as one of the pixel areas Ca representing calcium.
例えば、座標（ｘ３，ｙ３）の画素は、図５に示すように、画素値の比ｒ（ｘ３，ｙ３）＝２であるから、この画素を、ヨウ素を表す画素領域Ｉｏの１つであると特定する。また、座標（ｘ４，ｙ４）の画素は、図５に示すように、画素値の比ｒ（ｘ４，ｙ４）＝１．５であるから、この画素を、カルシウムを表す画素領域Ｃａの１つであると特定する。一方、座標（ｘ１，ｙ１）の画素は、画素値の比ｒ（ｘ１，ｙ１）＝０．９５であり、座標（ｘ２，ｙ２）の画素は、画素値の比ｒ（ｘ２，ｙ２）＝１であるから、これらの画素については画素領域の特定がなされない。 For example, the pixel at the coordinate (x3, y3) has a pixel value ratio r (x3, y3) = 2 as shown in FIG. 5, and therefore this pixel is one of the pixel regions Io representing iodine. Is identified. Further, as shown in FIG. 5, the pixel at the coordinates (x4, y4) has a pixel value ratio r (x4, y4) = 1.5. Therefore, this pixel is one of the pixel areas Ca representing calcium. To be identified. On the other hand, the pixel at the coordinates (x1, y1) has a pixel value ratio r (x1, y1) = 0.95, and the pixel at the coordinates (x2, y2) has a pixel value ratio r (x2, y2) = Since it is 1, the pixel area is not specified for these pixels.
このような画素値の比の閾値判定を、判定対象となる各画素について実行したら、ステップＳ１１１に移行する。 When such threshold determination of the pixel value ratio is executed for each pixel to be determined, the process proceeds to step S111.
なお、ステップＳ１０４，Ｓ１０５の処理対象となる画素は、断層像の全画素としてもよいが、明らかにヨウ素およびカルシウム以外の物質を表すと考えられる画素を除いた画素とすると効率がよい。例えば、画素値すなわちＣＴ値がゼロより小さい画素は、水よりもＸ線吸収係数が小さい物質を表しているので、ヨウ素あるいはカルシウム以外の物質と考えられる。そこで、処理対象を、０≦ｇ８０（ｘ，ｙ）または０≦ｇ１４０（ｘ，ｙ）の画素に限定するとよい。 The pixels to be processed in steps S104 and S105 may be all pixels in the tomographic image, but it is efficient to use pixels excluding pixels that are clearly considered to represent substances other than iodine and calcium. For example, a pixel having a pixel value, that is, a CT value smaller than zero, represents a substance having an X-ray absorption coefficient smaller than that of water, and is considered a substance other than iodine or calcium. Therefore, the processing target may be limited to pixels of 0 ≦ g80 (x, y) or 0 ≦ g140 (x, y).
ステップＳ１０６では、空気およびキセノンの画素領域の候補を特定する。具体的には、例えば、画素値が−１０００≦ｇ８０（ｘ，ｙ）≦−８９０となる画素を、空気およびキセノンの画素領域の候補として特定する。空気およびキセノンは、Ｘ線吸収率が小さく、その画素値すなわちＣＴ値は、上記のような所定の範囲に収まると考えられるからである。画素値が−８９０＜ｇ８０（ｘ，ｙ）となる画素は、画素値すなわちＣＴ値が大きいので、別の物質である可能性が非常に高い。したがって、例えば、座標（ｘ１，ｙ１）の画素は、画素値ｇ８０（ｘ１，ｙ１）＝−９００であり、座標（ｘ２，ｙ２）の画素は、画素値ｇ８０（ｘ２，ｙ２）＝−１０００であるから、これらの画素は、空気およびキセノンの画素領域の候補と特定される。一方、座標（ｘ３，ｙ３）の画素は、画素値ｇ８０（ｘ３，ｙ３）＝＋６００であり、座標（ｘ４，ｙ４）の画素は、画素値ｇ８０（ｘ４，ｙ４）＝＋１５００であるから、これらの画素は、空気およびキセノンの画素領域の候補から外れる。 In step S106, candidate pixel areas for air and xenon are identified. Specifically, for example, a pixel having a pixel value of −1000 ≦ g80 (x, y) ≦ −890 is specified as a candidate for a pixel region of air and xenon. This is because air and xenon have a small X-ray absorption rate, and their pixel values, that is, CT values, are considered to fall within the predetermined range as described above. A pixel having a pixel value of −890 <g80 (x, y) has a large pixel value, that is, a CT value, and therefore is highly likely to be another substance. Thus, for example, a pixel at coordinates (x1, y1) has a pixel value g80 (x1, y1) = − 900, and a pixel at coordinates (x2, y2) has a pixel value g80 (x2, y2) = − 1000. As such, these pixels are identified as candidates for air and xenon pixel regions. On the other hand, the pixel with coordinates (x3, y3) has a pixel value g80 (x3, y3) = + 600, and the pixel with coordinates (x4, y4) has a pixel value g80 (x4, y4) = + 1500. Are excluded from the air and xenon pixel region candidates.
ステップＳ１０７では、画素値の変換を行う。すなわち、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）と第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）とにおける少なくとも空気およびキセノンの画素領域の候補の画素値を、空気に対応する画素値がゼロとなるよう規定される画素値に変換する。つまり、対応する画素値がゼロとなるよう規定する基準物質を水から空気に変えるような画素値の変換を行う。具体的には、次式にしたがって、元の画素値に１０００を加算して変換し、第１の変換済断層像ｇ′８０（ｘ，ｙ）と第２の変換済断層像ｇ′１４０（ｘ，ｙ）とを得る。 In step S107, the pixel value is converted. That is, at least the air and xenon pixel area candidate pixel values in the first tomographic image g80 (x, y) and the second tomographic image g140 (x, y) are set to zero. It converts into the pixel value prescribed | regulated so that it may become. That is, pixel value conversion is performed such that the reference material that defines the corresponding pixel value to be zero is changed from water to air. Specifically, according to the following equation, 1000 is added to the original pixel value for conversion, and the first converted tomographic image g′80 (x, y) and the second converted tomographic image g′140 ( x, y).
ｇ′８０（ｘ，ｙ）＝ ｇ８０（ｘ，ｙ）＋１０００ （数式２−１）
ｇ′１４０（ｘ，ｙ）＝ｇ１４０（ｘ，ｙ）＋１０００ （数式２−２）
g′80 (x, y) = g80 (x, y) +1000 (Formula 2-1)
g′140 (x, y) = g140 (x, y) +1000 (Formula 2-2)
図６（１）は、第１の変換済断層像ｇ′８０（ｘ,ｙ）、図６（２）は第２の変換済断層像ｇ′１４０（ｘ,ｙ）の一例を示す図である。 FIG. 6 (1) shows an example of the first converted tomogram g′80 (x, y), and FIG. 6 (2) shows an example of the second converted tomogram g ′ 140 (x, y). is there.
第１の変換済断層像ｇ′８０（ｘ，ｙ）では、画素値ｇ′８０（ｘ１，ｙ１）＝−９００＋１０００＝＋１００となり、画素値ｇ′８０（ｘ２，ｙ２）＝−１０００＋１０００＝０となり、画素値ｇ′８０（ｘ３，ｙ３）＝＋６００＋１０００＝＋１６００となり、画素値ｇ′８０（ｘ４，ｙ４）＝＋１５００＋１０００＝＋２５００となる。 In the first converted tomogram g′80 (x, y), the pixel value g′80 (x1, y1) = − 900 + 1000 = + 100 and the pixel value g′80 (x2, y2) = − 1000 + 1000 = 0. Pixel value g′80 (x3, y3) = + 600 + 1000 = + 1600, and pixel value g′80 (x4, y4) = + 1500 + 1000 = + 2500.
同様に、第２の変換済断層像ｇ′１４０（ｘ，ｙ）では、変換済画素値ｇ′１４０（ｘ１，ｙ１）＝−９４５＋１０００＝＋５５となり、変換済画素値ｇ′１４０（ｘ２，ｙ２）＝−１０００＋１０００＝０となり、変換済画素値ｇ′１４０（ｘ３，ｙ３）＝＋３００＋１０００＝＋１３００となり、変換済画素値ｇ′１４０（ｘ４,ｙ４）＝＋１０００となる。 Similarly, in the second converted tomographic image g′140 (x, y), the converted pixel value g′140 (x1, y1) = − 945 + 1000 = + 55, and the converted pixel value g′140 (x2, y2). ) = − 1000 + 1000 = 0, converted pixel value g′140 (x3, y3) = + 300 + 1000 = + 1300, and converted pixel value g′140 (x4, y4) = + 1000.
ステップＳ１０８では、変換済断層像間における変換済画素値の比を算出する。すなわち、第１の変換済断層像ｇ′８０（ｘ，ｙ）と第２の変換済断層像ｇ′１４０（ｘ，ｙ）との間で、少なくとも空気およびキセノンの画素領域の候補について、対応する画素ごとに変換済画素値の比ｒ′（ｘ，ｙ）を算出する。これを式で表すと、次式のようになる。 In step S108, a ratio of converted pixel values between converted tomograms is calculated. That is, at least the air and xenon pixel area candidates are handled between the first converted tomogram g′80 (x, y) and the second converted tomogram g′140 (x, y). A ratio r ′ (x, y) of converted pixel values is calculated for each pixel to be processed. This is expressed by the following equation.
ｒ′（ｘ，ｙ）＝ｇ′８０（ｘ，ｙ）/ｇ′１４０（ｘ，ｙ） （数式３） r ′ (x, y) = g′80 (x, y) / g′140 (x, y) (Formula 3)
図６（３）は、この変換済画素値の比ｒ′（ｘ，ｙ）を画素値とする比画像の一例を示す図である。この比画像ｒ′（ｘ，ｙ）では、図６（３）に示すように、ｒ′（ｘ１，ｙ１）＝＋１００／＋５５＝１．８２であり、ｒ′（ｘ２，ｙ２）＝０／０＝ＮＡである。 FIG. 6 (3) is a diagram illustrating an example of a ratio image in which the ratio r ′ (x, y) of the converted pixel values is a pixel value. In this ratio image r ′ (x, y), as shown in FIG. 6 (3), r ′ (x1, y1) = + 100 / + 55 = 1.82, and r ′ (x2, y2) = 0 / 0 = NA.
ステップＳ１０９では、空気およびキセノンの物質分離を行う。すなわち、ステップ１０８で算出した変換済画素値の比の閾値判定により、第１の変換済断層像ｇ′８０（ｘ，ｙ）または第２の変換済断層像ｇ′１４０（ｘ，ｙ）において、空気を表す画素領域Ａｉｒとキセノン（キセノン希釈ガス）を表す画素領域Ｘｅとをそれぞれ特定する。 In step S109, air and xenon are separated. That is, in the first converted tomogram g′80 (x, y) or the second converted tomogram g′140 (x, y) by the threshold determination of the ratio of the converted pixel values calculated in step 108. The pixel area Air representing air and the pixel area Xe representing xenon (xenon dilution gas) are respectively identified.
図７は、キセノンに対応する変換済画素値の比の範囲を示す図である。図７に示すグラフにおいて、縦軸はＸ線管電圧８０ｋＶで撮影したときの断層像の変換済画素値（ＣＴ値＋１０００）Ｌ′−ＨＵであり、横軸はＸ線管電圧１４０ｋＶで撮影したときの断層像の変換済画素値（ＣＴ値＋１０００）Ｈ′−ＨＵである。グラフ中に直線で挟むように区分された領域は、キセノンに対応する変換済画素値の比（Ｌ′−ＨＵ／Ｈ′−ＨＵ）の範囲を示している。キセノンに対応する変換済画素値の比（Ｌ′−ＨＵ／Ｈ′−ＨＵ）の範囲は、例えば、１．８〜１．９である。 FIG. 7 is a diagram illustrating a range of ratios of converted pixel values corresponding to xenon. In the graph shown in FIG. 7, the vertical axis represents a converted pixel value (CT value + 1000) L′−HU of a tomographic image taken at an X-ray tube voltage of 80 kV, and the horizontal axis represents an image at an X-ray tube voltage of 140 kV. The converted pixel value (CT value + 1000) H′−HU of the tomographic image at that time. A region divided so as to be sandwiched by straight lines in the graph indicates the range of the ratio of the converted pixel value corresponding to xenon (L′−HU / H′−HU). The range of the ratio (L′−HU / H′−HU) of converted pixel values corresponding to xenon is, for example, 1.8 to 1.9.
一方、空気に対応する変換済画素値の比（Ｌ′−ＨＵ／Ｈ′−ＨＵ）の範囲は、定まらない。ここでは、そもそも空気に対応する画素値がゼロとなるよう画素値を変換しているので、空気に対応する変換済画素値Ｈ′−ＨＵがゼロ付近の値を取り、変換済画素値の比（Ｌ′−ＨＵ／Ｈ′−ＨＵ）が発散してしまうからである。 On the other hand, the range of the ratio (L′−HU / H′−HU) of converted pixel values corresponding to air is not determined. Here, since the pixel value is originally converted so that the pixel value corresponding to air becomes zero, the converted pixel value H′-HU corresponding to air takes a value near zero, and the ratio of the converted pixel values This is because (L'-HU / H'-HU) diverges.
このように、キセノンに対応する変換済画素値の比と、空気に対応する変換済画素値の比とは差別化されるので、変換済画素値の比を基に空気とキセノンを精度よく分離することが可能になる。 In this way, the ratio of the converted pixel value corresponding to xenon and the ratio of the converted pixel value corresponding to air are differentiated, so air and xenon are accurately separated based on the ratio of the converted pixel value. It becomes possible to do.
そこで、ステップＳ１０９では、空気およびキセノンの画素領域の候補のうち、例えば、変換済画素値の比が１．８≦ｒ′（ｘ，ｙ）≦１．９となる画素を、キセノンを表す画素領域Ｘｅとして特定し、残りの画素を、空気を表す画素領域Ａｉｒとして特定する。 Therefore, in step S109, among the candidate pixel areas of air and xenon, for example, a pixel having a ratio of converted pixel values of 1.8 ≦ r ′ (x, y) ≦ 1.9 is selected as a pixel representing xenon. The region Xe is specified, and the remaining pixels are specified as a pixel region Air representing air.
ステップＳ１１０では、キセノンを表す画素領域Ｘｅを、さらにキセノンの濃度別に分離する。具体的には、ステップＳ１０９で特定されたキセノンを表す画素領域Ｘｅの各画素について、変換済画素値ｇ′８０（ｘ，ｙ）またはｇ′１４０（ｘ，ｙ）、あるいは変換前の画素値ｇ８０（ｘ，ｙ）またはｇ１４０（ｘ，ｙ）の閾値判定を行って分離する。例えば、図７に示すように、変換済画素値が５＜ｇ′８０（ｘ，ｙ）≦４０となる画素を、濃度０％〜１０％のキセノン希釈ガスを表す画素領域Ｘｅ１０の１つとして特定し、変換済画素値が４０＜ｇ′８０（ｘ，ｙ）≦７５となる画素を、濃度１０％〜２０％のキセノン希釈ガスを表す画素領域Ｘｅ２０の１つとして特定し、変換済画素値が７５＜ｇ′８０（ｘ，ｙ）≦１１０となる画素を、濃度２０％〜３０％のキセノン希釈ガスを表す画素領域Ｘｅ３０の１つとして特定する。 In step S110, the pixel region Xe representing xenon is further separated by xenon density. Specifically, the converted pixel value g′80 (x, y) or g′140 (x, y) or the pixel value before conversion for each pixel in the pixel region Xe representing xenon specified in step S109. Separate by performing threshold determination of g80 (x, y) or g140 (x, y). For example, as shown in FIG. 7, a pixel having a converted pixel value of 5 <g′80 (x, y) ≦ 40 is set as one of pixel regions Xe10 representing xenon dilution gas having a concentration of 0% to 10%. A pixel having a converted pixel value of 40 <g′80 (x, y) ≦ 75 is specified as one of the pixel regions Xe20 representing a xenon dilution gas having a concentration of 10% to 20%, and the converted pixel A pixel having a value of 75 <g′80 (x, y) ≦ 110 is specified as one of the pixel regions Xe30 representing a xenon dilution gas having a concentration of 20% to 30%.
座標（ｘ１，ｙ１）の画素は、図７に示すように、変換済画素値の比ｒ′（ｘ１，ｙ１）＝１．８２であり、変換済画素値ｇ′８０（ｘ１，ｙ１）＝１００であるから、ここでは濃度２０％〜３０％のキセノン希釈ガスの画素領域Ｘｅ３０の１つであると特定される。 As shown in FIG. 7, the pixel at the coordinates (x1, y1) has a converted pixel value ratio r ′ (x1, y1) = 1.82, and the converted pixel value g′80 (x1, y1) = Since it is 100, it is specified here as one of the pixel regions Xe30 of the xenon dilution gas having a concentration of 20% to 30%.
ステップＳ１１１では、物質分離画像を表示する。すなわち、ステップＳ１０５、またはステップＳ１０９＋Ｓ１１０で特定された画素領域が、その画素領域の種類に応じた色で表されるよう、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）または第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）に色を重ねた物質分離画像を、モニタ６の画面に表示する。
In step S111, a substance separation image is displayed. That is, the first tomographic image g80 (x, y) or the second tomographic image g140 (the second tomographic image g140 (so that the pixel region specified in step S105 or step S109 + S110) is represented by a color corresponding to the type of the pixel region. A substance separation image in which colors are superimposed on x, y) is displayed on the screen of the
図８は、物質分離画像を表示したモニタ６の画面の第１例を示す図であり、図９は、物質分離画像を表示したモニタ６の画面の第２例を示す図である。
FIG. 8 is a diagram illustrating a first example of the screen of the
目的物質の組合せをヨウ素およびカルシウムとした場合、例えば図８に示すように、断層像上でヨウ素の画素領域Ｉｏとカルシウムの画素領域Ｃａとを分離し、それぞれ色分けした物質分離画像ｇａ（ｘ，ｙ）を含む画面ＳＣ２を表示する。 When the combination of the target substances is iodine and calcium, for example, as shown in FIG. 8, the iodine pixel area Io and the calcium pixel area Ca are separated on the tomographic image, and the substance separation images ga (x, The screen SC2 including y) is displayed.
目的物質の組合せを空気およびキセノンとした場合、例えば図９に示すように、断層像上で、空気の画素領域Ａｉｒと、濃度０〜１０％のキセノン希釈ガスＸｅ１０と、濃度１０〜２０％のキセノン希釈ガスＸｅ２０と、濃度２０〜３０％のキセノン希釈ガスＸｅ３０とを分離し、それぞれ色分けした物質分離画像ｇｂ（ｘ，ｙ）を含む画面ＳＣ３を表示する。
（第２の実施形態）
When the combination of the target substances is air and xenon, for example, as shown in FIG. 9, on the tomographic image, the air pixel region Air, the xenon dilution gas Xe10 having a concentration of 0 to 10%, and the concentration of 10 to 20% The xenon dilution gas Xe20 and the xenon dilution gas Xe30 having a concentration of 20 to 30% are separated, and a screen SC3 including the color-separated substance separation images gb (x, y) is displayed.
(Second Embodiment)
本実施形態では、画素値をゼロと定める基準物質を入力して、必要に応じて各断層像の画素値を変換し、断層像間における画素値の比の分布、あるいは、変換済断層像間における変換済画素値の比の分布が分かるように、断層像を表示する。 In this embodiment, a reference material that defines a pixel value as zero is input, pixel values of each tomographic image are converted as necessary, and a distribution of pixel value ratios between tomographic images, or between converted tomographic images The tomographic image is displayed so that the distribution of the ratio of the converted pixel values in can be understood.
図１０は、第２の実施形態によるＸ線ＣＴ装置１００における画素値比分布画像生成処理の流れを示すフローチャートである。
FIG. 10 is a flowchart showing the flow of pixel value ratio distribution image generation processing in the
ステップＳ２０１では、ステップＳ１０１と同様に、デュアルエネルギー撮影を実施する。これにより、撮影時のＸ線管電圧が８０ｋＶである第１の断層像ｇ８０（ｘ,ｙ）を生成するとともに、第２の投影データを基に画像再構成処理を行って、撮影時のＸ線管電圧が１４０ｋＶである第２の断層像ｇ１４０（ｘ,ｙ）を生成する。 In step S201, dual energy imaging is performed as in step S101. As a result, a first tomographic image g80 (x, y) having an X-ray tube voltage of 80 kV at the time of imaging is generated, and image reconstruction processing is performed based on the second projection data. A second tomographic image g140 (x, y) having a tube voltage of 140 kV is generated.
ステップＳ２０２では、基準物質を入力する。すなわち、操作者が、画素値をゼロと定める物質を基準物質として入力する。 In step S202, a reference substance is input. That is, the operator inputs a substance for which the pixel value is zero as a reference substance.
図１１は、基準物質の入力画面を表示したモニタ６の画面の一例を示す図である。具体的には、例えば、図１１に示すように、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）と第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）とを並べて配置するとともに、基準物質の候補の選択ボタンＫＢを配置した画面ＳＣ３を、モニタ６に表示する。基準物質の候補の選択ボタンＫＢは、基準物質として水を選択するためのボタンＢ３と、基準物質として空気を選択するためのボタンＢ４とで構成される。そして、操作者が、この画面を見ながら入力装置２を介して選択ボタンを押すことにより、これらの候補の中から基準物質を１つ選択して入力する。
FIG. 11 is a diagram illustrating an example of a screen of the
ステップＳ２０３では、基準物質が水であるか空気であるかを判定する。この判定において、基準物質が水であると判定された場合には、ステップＳ２０４に進み、基準物質が空気であると判定された場合には、ステップＳ２０６に進む。 In step S203, it is determined whether the reference substance is water or air. In this determination, if it is determined that the reference material is water, the process proceeds to step S204, and if it is determined that the reference material is air, the process proceeds to step S206.
ステップＳ２０４では、ステップＳ１０４と同様に、断層像間における画素値の比を算出する。これにより、画素値の比ｒ（ｘ，ｙ）、すなわちＣＴ値の比を算出する。 In step S204, as in step S104, the ratio of pixel values between tomographic images is calculated. Thus, the pixel value ratio r (x, y), that is, the CT value ratio is calculated.
ステップＳ２０５では、断層像上の各画素が、画素値の比ｒ（ｘ，ｙ）に応じた色で表されるよう、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）または第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）に色を重ねた画素値比分布画像を、モニタ６の画面に表示し、その後、ステップＳ２０９に移行する。
In step S205, the first tomographic image g80 (x, y) or the second tomographic image g140 is displayed so that each pixel on the tomographic image is represented by a color corresponding to the pixel value ratio r (x, y). A pixel value ratio distribution image in which colors are superimposed on (x, y) is displayed on the screen of the
図１２は、画素値比分布画像を表示したモニタ６の画面の一例を示す図である。例えば図１２に示すように、画素（ｘ，ｙ）の色が、その画素の画素値の比ｒ（ｘ，ｙ）が小さいほど青に近い色となり、大きいほど赤に近い色となるような画素値比分布画像ｇｃ（ｘ，ｙ）を含む画面ＳＣ５を表示する。
FIG. 12 is a diagram illustrating an example of a screen of the
ステップＳ２０６では、ステップＳ１０７と同様に、画素値の変換を行う。すなわち、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）と第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）とにおける画素値を、空気に対応する画素値がゼロとなるよう規定される画素値に変換する。つまり、対応する画素値がゼロとなるよう規定する基準物質を水から空気に変えるような画素値の変換を行う。これにより、第１の変換済断層像ｇ′８０（ｘ，ｙ）と第２の変換済断層像ｇ′１４０（ｘ，ｙ）を生成する。 In step S206, pixel values are converted in the same manner as in step S107. That is, the pixel values in the first tomographic image g80 (x, y) and the second tomographic image g140 (x, y) are converted into pixel values that are defined so that the pixel value corresponding to air is zero. . That is, pixel value conversion is performed such that the reference material that defines the corresponding pixel value to be zero is changed from water to air. As a result, a first converted tomographic image g′80 (x, y) and a second converted tomographic image g′140 (x, y) are generated.
ステップＳ２０７では、ステップＳ１０８と同様に、変換済断層像間における変換済画素値の比を算出する。これにより、変換済画素値の比ｒ′（ｘ，ｙ）を算出する。 In step S207, the ratio of the converted pixel values between the converted tomograms is calculated as in step S108. Thereby, the ratio r ′ (x, y) of the converted pixel values is calculated.
ステップＳ２０８では、断層像上の各画素が、変換済画素値の比ｒ′（ｘ，ｙ）に応じた色で表されるよう、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）または第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）に色を重ねた変換済画素値比分布画像を、モニタ６の画面に表示する。
In step S208, the first tomographic image g80 (x, y) or the second tomographic image g80 (x, y) is displayed so that each pixel on the tomographic image is represented by a color corresponding to the ratio r ′ (x, y) of the converted pixel value. The converted pixel value ratio distribution image in which the color is superimposed on the tomographic image g140 (x, y) is displayed on the screen of the
図１３は、変換済画素値比分布画像を表示したモニタ６の画面の一例を示す図である。例えば図１３に示すように、画素（ｘ，ｙ）の色が、その画素の変換済画素値の比ｒ′（ｘ，ｙ）が小さいほど青に近い色となり、大きいほど赤に近い色となるような変換済画素値比分布画像ｇｄ（ｘ，ｙ）を含む画面ＳＣ６を表示する。
FIG. 13 is a diagram illustrating an example of the screen of the
ステップＳ２０９では、操作者の入力に応じて、基準物質の選択をし直すか否かを判定する。この判定において、肯定される場合にはステップＳ２０１に戻り、否定される場合には、処理を終了する。 In step S209, it is determined whether or not to reselect the reference material according to the input from the operator. If the determination is affirmative, the process returns to step S201. If the determination is negative, the process ends.
このように、上記の各実施形態によれば、撮影時のＸ線管電圧が異なる２種類の断層像における画素値を、必要に応じて、空気に対応する画素値がゼロとなるよう規定する画素値に変換してから、これら２種類の断層像間で、対応する画素における画素値の比を求めているので、Ｘ線吸収率が小さい物質における画素値の比を、他の物質における画素値の比からより離すことができ、Ｘ線ＣＴ撮影して得られた断層像において、Ｘ線吸収率が小さい物質を高い精度で分離することが可能となる。 As described above, according to each of the above embodiments, the pixel values in two types of tomographic images having different X-ray tube voltages at the time of imaging are defined so that the pixel value corresponding to air is zero as necessary. Since the ratio of the pixel value in the corresponding pixel is obtained between these two types of tomographic images after conversion into the pixel value, the ratio of the pixel value in the substance having a small X-ray absorption rate is changed to the pixel in the other substance. It is possible to separate a substance having a small X-ray absorption rate with high accuracy in a tomographic image obtained by X-ray CT imaging.
なお、本発明は、上記実施形態に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において、種々の変形が可能である。 The present invention is not limited to the above embodiment, and various modifications can be made without departing from the spirit of the present invention.
例えば、本発明は、特願２００７−２９２９５５号にて提案されている、適応型の重み付け差分法にも適用可能である。 For example, the present invention can also be applied to an adaptive weighted difference method proposed in Japanese Patent Application No. 2007-292955.
また、物質分離画像を表示する際には、第１の断層像ｇ８０（ｘ，ｙ）または第２の断層像ｇ１４０（ｘ，ｙ）を、特定された画素領域のコントラストが他の領域と比べて低くなるように表示してもよい。 Further, when displaying the material separation image, the contrast of the specified pixel region of the first tomographic image g80 (x, y) or the second tomographic image g140 (x, y) is compared with other regions. May be displayed so as to be lower.
また、キセノンについては、変換済画素値の比だけでなく、変換前の画素値であるＣＴ値を用いて計算することにより、より正確なキセノン濃度を算出することができる。 For xenon, more accurate xenon concentration can be calculated by calculating not only using the ratio of converted pixel values but also using CT values which are pixel values before conversion.
また、キセノンは、濃度別に分離せず、所定濃度以上のキセノンを１つの画素領域としてまとめて分離するようにしてもよい。 Further, xenon may not be separated according to density, but xenon having a predetermined density or more may be separated as a single pixel area.
なお、上記実施形態によるＸ線ＣＴ装置とは異なり、撮影手段を持たず、第１の断層像と第２の断層像とにおける画素値を、空気に対応する画素値がゼロとなるよう規定される画素値に変換する画素値変換手段と、第１の断層像と第２の断層像との間で、対応する画素における変換済画素値の比を算出する画素値比算出手段とを有するワークステーション(workstation)等の断層像処理装置も、本発明の一実施形態である。 Unlike the X-ray CT apparatus according to the above embodiment, the imaging unit is not provided, and the pixel values in the first tomographic image and the second tomographic image are defined so that the pixel value corresponding to air is zero. A pixel value conversion unit that converts the pixel value into a pixel value and a pixel value ratio calculation unit that calculates a ratio of the converted pixel value in the corresponding pixel between the first tomographic image and the second tomographic image. A tomographic image processing apparatus such as a station is also an embodiment of the present invention.
また、コンピュータを、第１の断層像と第２の断層像とにおける画素値を、空気に対応する画素値がゼロとなるよう規定される画素値に変換する画素値変換手段と、第１の断層像と第２の断層像との間で、対応する画素における変換済画素値の比を算出する画素値比算出手段として機能させるためのプログラムも、本発明の一実施形態である。 A computer that converts pixel values in the first tomographic image and the second tomographic image into pixel values that are defined so that a pixel value corresponding to air is zero; A program for functioning as a pixel value ratio calculating means for calculating a ratio of converted pixel values in corresponding pixels between the tomographic image and the second tomographic image is also an embodiment of the present invention.
１００ Ｘ線ＣＴ装置
１ 操作コンソール
２ 入力装置
３ 中央処理装置
４ 制御インタフェース
５ データ収集バッファ
６ モニタ
７ 回転部
８ 撮影テーブル
９ 走査ガントリ
１０ Ｘ線コントローラ
１１ Ｘ線管
１２ コリメータ
１３ Ｘ線検出器
１４ データ収集部
１５ 回転コントローラ
DESCRIPTION OF
Claims (10)
前記第１の断層像と前記第２の断層像との間で、対応する画素における前記変換済みの画素値の比を算出する画素値比算出手段とを備える断層像処理装置。 A first tomographic image obtained by X-ray CT imaging of the subject with a first X-ray tube voltage, and a second X-ray tube voltage different from the first X-ray tube voltage of the subject. Pixel value conversion means for converting a pixel value in the second tomographic image obtained by X-ray CT imaging into a pixel value defined so that a pixel value corresponding to air is substantially zero;
A tomographic image processing apparatus comprising: a pixel value ratio calculating unit that calculates a ratio of the converted pixel values in corresponding pixels between the first tomographic image and the second tomographic image.
前記画素値変換手段は、元の画素値に１０００を加算する請求項１に記載の断層像処理装置。 The pixel values of the first and second tomographic images are CT values defined such that the pixel value corresponding to water is zero and the pixel value corresponding to air is −1000,
The tomographic image processing apparatus according to claim 1, wherein the pixel value conversion unit adds 1000 to the original pixel value.
前記画素値変換手段は、前記入力された目的物質が所定の物質を含むときに画素値を変換し、
前記画素領域特定手段は、前記所定の物質を表す画素領域を特定する請求項３または請求項４に記載の断層像処理装置。 A target substance input means for inputting a target substance to be specified on the first or second tomographic image;
The pixel value conversion means converts a pixel value when the input target substance includes a predetermined substance,
The tomographic image processing apparatus according to claim 3, wherein the pixel area specifying unit specifies a pixel area representing the predetermined substance.
前記画素値変換手段は、前記入力された基準物質が空気であるときに画素値を変換する請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の断層像処理装置。 A reference substance input means for inputting a reference substance defined so that the corresponding pixel value is substantially zero;
5. The tomographic image processing apparatus according to claim 1, wherein the pixel value conversion unit converts a pixel value when the input reference material is air. 6.
前記第１および第２の断層像における画素値を、空気に対応する画素値が実質的にゼロとなるよう規定される画素値に変換する画素値変換手段と、
前記第１の断層像と前記第２の断層像との間で、対応する画素における前記変換済みの画素値の比を算出する画素値比算出手段とを備えるＸ線ＣＴ装置。 The subject is subjected to X-ray CT imaging with a first X-ray tube voltage to obtain a first tomographic image, and the subject is subjected to X with a second X-ray tube voltage different from the first X-ray tube voltage. Imaging means for obtaining a second tomographic image by line CT imaging;
Pixel value conversion means for converting pixel values in the first and second tomographic images into pixel values that are defined so that a pixel value corresponding to air is substantially zero;
An X-ray CT apparatus comprising: a pixel value ratio calculating unit that calculates a ratio of the converted pixel values in corresponding pixels between the first tomographic image and the second tomographic image.
被検体を第１のＸ線管電圧でＸ線ＣＴ撮影して得られた第１の断層像と、前記被検体を前記第１のＸ線管電圧とは異なる第２のＸ線管電圧でＸ線ＣＴ撮影して得られた第２の断層像とにおける画素値を、空気に対応する画素値が実質的にゼロとなるよう規定される画素値に変換する画素値変換手段と、
前記第１の断層像と前記第２の断層像との間で、対応する画素における前記変換済みの画素値の比を算出する画素値比算出手段として機能させるためのプログラム。
Computer
A first tomographic image obtained by X-ray CT imaging of the subject with a first X-ray tube voltage, and a second X-ray tube voltage different from the first X-ray tube voltage of the subject. Pixel value conversion means for converting a pixel value in the second tomographic image obtained by X-ray CT imaging into a pixel value defined so that a pixel value corresponding to air is substantially zero;
A program for functioning as pixel value ratio calculating means for calculating a ratio of the converted pixel values in corresponding pixels between the first tomographic image and the second tomographic image.
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