JP5675257B2 - 医用画像処理装置、ｘ線コンピュータ断層撮影装置、医用画像処理方法および医用画像処理プログラム - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、２種の異なるＸ線のエネルギーにそれぞれ対応する医用画像を処理する医用画像処理装置、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、医用画像処理方法および医用画像処理プログラムに関する。

従来、２種の異なるＸ線のエネルギーにそれぞれ対応する医用画像を加算平均することにより、画像ノイズを低減させた画像を得る技術がある。また、Ｘ線発生部で２種の異なるエネルギースペクトラムを有するＸ線を発生するＸ線コンピュータ断層撮影装置がある。２種のエネルギースペクトラムにそれぞれ対応する被検体の投影データを用いることで、操作者が所望するＸ線のエネルギー（以下目的エネルギーと呼ぶ）に対応する医用画像を再構成させる技術がある。

しかしながら、加算平均により発生される医用画像は、目的エネルギーに対応しない場合がある。また、２種のエネルギースペクトラムにそれぞれ対応する被検体の投影データを用いて、目的エネルギーに対応した医用画像を再構成するには、多くの時間を要する問題がある。

特開２００９−２６１９４２号公報

目的は、２種の異なるＸ線のエネルギーにそれぞれ対応する医用画像を用いて、操作者が所望するＸ線のエネルギーに対応する医用画像を、短時間かつ低ノイズで発生することにある。

本実施形態に係る医用画像処理装置は、第１、第２エネルギーのＸ線にそれぞれ由来する第１、第２医用画像を記憶する画像記憶部と、前記第１、第２医用画像間の画素値に基づいて、画素ごとに第１、第２物質の一方に対する他方の存在比率を推定する推定部と、前記第１、第２物質の存在比率と前記第１又は前記第２エネルギーに対する目的エネルギーに関する前記第１、第２物質各々の減弱係数の低下率とに基づいて、前記第１、第２医用画像間の画素値の合成率を画素ごとに決定する合成率決定部と、前記決定された合成率に従って、前記第１、第２医用画像から前記目的エネルギーに関する合成画像を発生する合成画像発生部とを具備することを特徴とする。

図１は、第１の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係り、Ｘ線のエネルギーの変化に対する第１、第２物質各々の質量減弱係数の低下率の変化の依存性の一例を示す図である。 図３は、第２エネルギーに対する第１エネルギーに関する第１、第２物質各々の減弱係数の変化率を示す図である。 図４は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する質量減弱係数の変化の依存性を、第１、第２物質各々について示す図である。 図５は、第１の実施形態に係り、第１、第２物質各々の存在比率による線形補間を、第１、第２物質各々の減弱係数の低下率とともに示す図である。 図６は、第１の実施形態に係り、２種の異なるエネルギーのＸ線にそれぞれ由来する2枚の医用画像を合成する手順の概略を示す概略図である。 図７は、第１の実施形態に係り、図６の概略図における手順を示すフローチャートである。 図８は、第１の実施形態に係り、図７のステップＳａ２における処理の手順を示すフローチャートである。 図９は、第１の実施形態に係り、図７のステップＳａ３における処理の手順を示すフローチャートである。 図１０は、第１の実施形態に係り、本医用画像処理装置から出力される合成画像の一例を、複数の目的エネルギーとともに示す図である。

以下、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）の実施形態について図面を参照しながら説明する。なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１には、Ｘ線発生部７１とＸ線検出部７５とが一体として被検体の周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ−Ｔｙｐｅ、リング状にアレイされた多数のＸ線検出素子が固定され、Ｘ線発生部７１のみが被検体の周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ−Ｔｙｐｅ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本実施形態へ適用可能である。また、画像を再構成するには被検体の周囲一周、３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角度分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式に対しても本実施形態へ適用可能である。また、入射Ｘ線を電荷に変化するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線によるセレン等の半導体内での電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよい。さらに、近年では、Ｘ線発生部７１とＸ線検出部７５との複数のペアを回転リング７３に搭載したいわゆる多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態においては、従来からの一管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であっても、多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であってもいずれも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。

なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１の構成を示す図である。第１の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１は、高電圧発生部５、ガントリ７、前処理部９、再構成部１１、インターフェース１３、表示部１５、制御部１７、画像処理装置１９を有する。

高電圧発生部５は、Ｘ線発生部７１に供給するための高電圧を発生する。高電圧発生部５は、後述する制御部１７による制御のもとで、複数の高電圧を発生する。

ガントリ７には、回転支持機構が収容される。回転支持機構は、回転リング７３と、回転軸Ｚを中心として回転自在に回転リング７３を支持するリング支持機構とリングの回転を駆動する駆動部７９（電動機）からなる。回転リング７３には、Ｘ線発生部７１と、２次元アレイ型または多列型とも称されるエリア検出器（以下Ｘ線検出部７５と呼ぶ）が搭載されている。

Ｘ線発生部７１は、高電圧発生部５からスリップリング８１を経由して電圧の印加および電流の供給を受けて、Ｘ線の焦点７１５からＸ線を放射する。高電圧発生部５から印加される電圧（以下管電圧と呼ぶ）が異なる場合、Ｘ線発生部７１は、複数の管電圧にそれぞれ対応する複数のエネルギースペクトルを有するＸ線を発生する。以下、説明を簡単にするために、管電圧は２種類であるとし、それぞれ６６ｋＶ、１３５ｋＶであるとする。なお、管電圧は、複数種類であってもよい。また、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける平均エネルギーをＸ線のエネルギーと呼ぶ。例えば、管電圧８０ｋＶに対応するＸ線のエネルギーは４９ｋｅＶであり、管電圧１３５ｋＶに対応するＸ線のエネルギーは６６ｋｅＶである。以下、４９ｋｅＶのＸ線のエネルギーを第１エネルギー、６６ｋｅＶのＸ線のエネルギーを第２エネルギーと呼ぶ。なお、管電圧が複数種類ある場合、複数の管電圧に複数のＸ線エネルギーがそれぞれ対応する。

Ｘ線の焦点７１５から放射されたＸ線は、Ｘ線発生部７１のＸ線放射窓に取り付けられたコリメーターユニットにより、例えばコーンビーム形（角錐形）に整形される。Ｘ線の放射範囲は、点線７１７で示されている。Ｘ軸は、回転軸Ｚと直交し、放射されるＸ線の焦点７１５を通る直線である。Ｙ軸は、Ｘ軸および回転軸Ｚと直交する直線である。なお、説明の便宜上このＸＹＺ座標系は、回転軸Ｚを中心として回転する回転座標系として説明する。

Ｘ線検出部７５は、回転軸Ｚを挟んでＸ線発生部７１に対峙する位置およびアングルで取り付けられる。Ｘ線検出部７５は、複数のＸ線検出素子を有している。ここでは、単一のＸ線検出素子が単一のチャンネルを構成しているものとして説明する。複数のチャンネルは、回転軸Ｚに直交し、かつ放射されるＸ線の焦点７１５を中心として、この中心から１チャンネル分のＸ線検出素子の受光部中心までの距離を半径とする円弧方向（チャンネル方向）とＺ方向との２方向に関して２次元状に配列される。また、Ｘ線検出部７５は、複数のＸ線検出素子を１列に配列した複数のモジュールで構成されてもよい。モジュール各々は、上記チャンネル方向に沿って略円弧方向に１次元状に配列される。

また複数のＸ線検出素子は、チャンネル方向とスライス方向との２方向に関して２次元状に配列させてもよい。すなわち、２次元状の配列は、上記チャンネル方向に沿って一次元状に配列された複数のチャンネルを、スライス方向に関して複数列並べて構成される。このような２次元状のＸ線検出素子配列を有するＸ線検出部７５は、略円弧方向に１次元状に配列される複数の上記モジュールをスライス方向に関して複数列並べて構成してもよい。

撮影又はスキャンに際しては、Ｘ線発生部７１とＸ線検出部７５との間の円筒形の撮影領域７１９内に、被検体Ｐが天板３１に載置され挿入される。Ｘ線検出部７５の出力には、ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）と呼ばれるデータ収集回路７７が接続されている。

データ収集回路７７には、Ｘ線検出部７５の各チャンネルの電流信号を電圧に変換するＩ−Ｖ変換器と、この電圧信号をＸ線の曝射周期に同期して周期的に積分する積分器と、この積分器の出力信号を増幅するアンプと、このアンプの出力信号をディジタル信号変換するアナログ・ディジタル・コンバータとが、チャンネルごとに取り付けられている。データ収集回路７７から出力されるデータ（純生データ（ｐｕｒｅ ｒａｗ ｄａｔａ））は、磁気送受信又は光送受信を用いた非接触データ伝送部１０５を経由して、前処理部９に伝送される。

前処理部９は、データ収集回路７７から出力される純生データに対して前処理を施す。前処理には、例えばチャンネル間の感度不均一補正処理、Ｘ線強吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下または、信号脱落を補正する処理等が含まれる。前処理部９から出力される再構成処理直前のデータ（生データ（ｒａｗ ｄａｔａ）または、投影データと称される、ここでは投影データという）は、データ収集したときにビューアングルを表すデータと関連付けられて、磁気ディスク、光磁気ディスク、又は半導体メモリを備えた図示していない投影データ記憶部に記憶される。

なお、投影データとは、被検体を透過したＸ線の強度に応じたデータ値の集合である。ここでは説明の便宜上、ワンショットで略同時に収集したビューアングルが同一である全チャンネルにわたる一揃いの投影データを、投影データセットと称する。また、ビューアングルは、Ｘ線発生部７１が回転軸Ｚを中心として周回する円軌道の各位置を、回転軸Ｚから鉛直上向きにおける円軌道の最上部を０°として３６０°の範囲の角度で表したものである。なお、投影データセットの各チャンネルに対する投影データは、ビューアングル、コーン角、チャンネル番号によって識別される。また、投影データセットの各チャンネルに対する投影データは、Ｘ線発生部７１から放出されるＸ線のエネルギーに応じて、識別されてもよい。

再構成部１１は、ビューアングルが３６０°又は１８０°＋ファン角の範囲内の投影データセットに基づいて、フェルドガンプ法またはコーンビーム再構成法により、略円柱形の３次元画像を再構成する機能を有する。再構成部１１は、例えばファンビーム再構成法（ファンビーム・コンボリューション・バックプロジェクション法ともいう）またはフィルタード・バックプロジェクション法により２次元画像（断層画像）を再構成する機能を有する。フェルドガンプ法は、コーンビームのように再構成面に対して投影レイが交差する場合の再構成法であり、コーン角が小さいことを前提として畳み込みの際にはファン投影ビームとみなして処理し、逆投影はスキャンの際のレイに沿って処理する近似的画像再構成法である。コーンビーム再構成法は、フェルドガンプ法よりもコーン角のエラーが抑えられる方法として、再構成面に対するレイの角度に応じて投影データを補正する再構成法である。

再構成部１１は、複数のＸ線のエネルギーにそれぞれ由来する複数の医用画像を再構成する。具体的には、再構成部１１は、第１エネルギーに対応する第１医用画像を発生する。再構成部１１は、第２エネルギーに対応する第２医用画像を発生する。複数のＸ線のエネルギーにそれぞれ対応した複数の医用画像は、後述する画像処理装置１９の画像記憶部１９１に記憶される。なお、Ｘ線のエネルギーに対応した複数の医用画像は、後述するインターフェース１３を介して、図示していない外部記憶装置に記憶されてもよい。

インターフェース１３は、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１または画像処理装置１９と電子的通信回線（以下ネットワークと呼ぶ）とを接続する。ネットワークには、図示していない放射線部門情報管理システムおよび図示していない病院情報システムなどが接続される。

表示部１５は、再構成部１１で再構成された医用画像、後述する画像処理装置１９で処理された医用画像、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために設定される条件などを表示する。

制御部１７は、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１の中枢として機能する。制御部１７は、図示しないＣＰＵとメモリとを備える。制御部１７は、図示していないメモリに記憶された検査スケジュールデータと制御プログラムとに基づいて、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために高電圧発生部５、およびガントリ７などを制御する。具体的には、制御部１７は、後述する入力部２０１および図示していない放射線部門情報管理システムおよび図示していない病院情報システムなどから送られてくる操作者の指示、画像処理の条件、撮影条件（複数の管電圧または複数のＸ線のエネルギーの設定）などの情報を、一時的に図示していないメモリに記憶する。制御部１７は、メモリに一時的に記憶されたこれらの情報に基づいて、高電圧発生部５、およびガントリ７などを制御する。制御部１７は、所定の画像発生・表示等を実行するための制御プログラムを、図示していない記憶部から読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・処理等を実行する。

画像処理装置１９は、画像記憶部１９１、変換部１９３、除算値計算部１９５、減弱係数記憶部１９７、推定部１９９、入力部２０１、合成率決定部２０３、合成画像発生部２０５、画像処理制御部２０７とを有する。

画像記憶部１９１は、再構成部１１で再構成された医用画像を、管電圧またはＸ線のエネルギーと対応付けて記憶する。具体的には、画像記憶部１９１は、第１エネルギーに対応する第１医用画像と第２エネルギーに対応する第２医用画像とを記憶する。第１医用画像と第２医用画像とは、管電圧すなわちＸ線のエネルギーのみ異なる医用画像である。

変換部１９３は、画像記憶部１９１に記憶された医用画像の画素値を、画素ごとに減弱係数に変換する。具体的には、変換部１９３は、第１、２医用画像各々の画素におけるＣＴ値（ハンスフィールドユニット：Ｈｏｕｎｓｆｉｅｌｄ ｕｎｉｔ）を減弱係数に変換する。変換部１９３は、第１の医用画像の画素値を画素ごとに減弱係数に変換した第１減弱マップを発生する。変換部１９３は、第２の医用画像の画素値を画素ごとに減弱係数に変換した第２減弱マップを発生する。複数のＸ線のエネルギーにそれぞれ対応する複数の医用画像が、画像記憶部１９１に記憶されている場合、変換部１９３は、後述する入力部２０１を介して操作者により選択された第１、第２エネルギーに対応する医用画像に対して、上記処理を実行する。

除算値計算部１９５は、第１、第２減弱マップに基づいて、除算マップを発生する。具体的には、除算値計算部１９５は、第１減弱マップの減弱係数を第２減弱マップの減弱係数で画素ごとに除算した除算値を計算する。除算値は、第２エネルギーの質量減弱係数に対する第１エネルギーの質量減弱係数の割合である。

減弱係数記憶部１９７は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する第１、第２物質各々の質量減弱係数の低下率の変化の依存性を記憶する。図２は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する第１、第２物質各々の質量減弱係数の低下率の変化の依存性の一例を示す図である。図２の横軸はＸ線のエネルギーをｋｅＶで示している。縦軸は、第１、第２物質各々の質量減弱係数の低下率を示している。第１、第２物質各々の質量減弱係数の低下率は、具体的には、第１エネルギーの質量減弱係数と第２エネルギーの質量減弱係数とに基づいて、第１、第２物質各々における質量減弱係数を規格化した値（以下正規化減弱係数と呼ぶ）である。図２における三角の印は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する第１物質（例えば骨、造影剤など）の正規化減弱係数の変化の依存性を０．５ｋｅＶ単位で示している。図２における正方形の印は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する第２物質（例えば水）の正規化減弱係数の変化の依存性を０．５ｋｅＶ単位で示している。なお、減弱係数記憶部１９７は、後述する入力部２０１を介して操作者により入力される目的エネルギーと第１、第２物質各々の正規化減弱係数との対応表を記憶してもよい。

減弱係数記憶部１９７は、第２エネルギーに対する第１エネルギーに関する第１、第２物質各々の減弱係数の変化率を記憶する。図３は、第２エネルギーに対する第１エネルギーに関する第１、第２物質各々の減弱係数の変化率を、Ｘ線のエネルギーの変化に対する質量減弱係数の変化の依存性とともに示す図である。図３における菱形の印は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する第１物質（例えば骨、造影剤など）の質量減弱係数の変化の依存性を０．５ｋｅＶ単位で示している。図３における正方形の印は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する第２物質（例えば水）の質量減弱係数の変化の依存性を０．５ｋｅＶ単位で示している。

図３におけるＡｓは、第２エネルギーに対する第１エネルギーに関する第１物質の減弱係数の変化率を示している。具体的には、Ａｓは、第１の物質に関して、第２エネルギー（６６ｋｅＶ）の質量減弱係数（０．２４６）に対する第１エネルギー（４９ｋｅＶ）の質量減弱係数（０．３６３）の割合（０．３６３／０．２４６＝１．４７５）を示している。以下上記Ａｓを第１減弱係数比と呼ぶ。図３におけるＢｓは、第２エネルギーに対する第１エネルギーに関する第２物質の減弱係数の変化率を示している。具体的には、Ｂｓは、第２の物質に関して、第２エネルギー（６６ｋｅＶ）の質量減弱係数（０．１９７）に対する第１エネルギー（４９ｋｅＶ）の質量減弱係数（０．２３３）の割合（０．２３３／０．１９７＝１．１８７）を示している。以下上記Ｂｓを第２減弱係数比と呼ぶ。

なお、減弱係数記憶部１９７は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する質量減弱係数の変化の依存性を、第１、第２物質各々について記憶してもよい。図４は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する質量減弱係数の変化の依存性の一例を、第１、第２物質各々について示す図である。図４の横軸はＸ線のエネルギーをｋｅＶで示している。縦軸は、質量減弱係数を示している。図４における三角の印は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する第１物質（例えば骨、造影剤など）の質量減弱係数の変化の依存性を０．５ｋｅＶ単位で示している。図４における正方形の印は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する第２物質（例えば水）の質量減弱係数の変化の依存性を０．５ｋｅＶ単位で示している。なお、図４におけるＸ線のエネルギーは４９ｋｅＶ乃至６６ｋｅＶの範囲であり、質量減弱係数の範囲は０．１５乃至０．４の範囲であるが、より広い範囲であってもよい。このとき、画像処理装置１９は、図示していない減弱係数計算部を有する。減弱係数計算部は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する質量減弱係数の変化の依存性にも基づいて、第２エネルギーに対する第１エネルギーに関する第１、第２物質各々の減弱係数の変化率を計算する。減弱係数計算部は、Ｘ線のエネルギーの変化に対する質量減弱係数の変化の依存性と後述する入力部２０１を介して入力された目的エネルギーとに基づいて、第１エネルギーに対する目的エネルギーに関する第１、第２物質各々の減弱係数の低下率を計算する。

推定部１９９は、除算マップにおける除算値と第１減弱係数比（Ａｓ）、第２減弱係数比（Ｂｓ）とに基づいて、第１、第２医用画像の画素ごとに第１、第２物質の一方に対する他方の存在比率を推定する。具体的には、推定部１９９は、除算値と第１、第２減弱係数比とを比較する。推定部１９９は、除算値が第１減弱係数比（Ａｓ）以上（除算値≧Ａｓ）のとき、除算値に関する第１、第２医用画像の画素（以下除算関連画素と呼ぶ）における第１物質の存在比率を１００％、第２物質の存在比率を０％と推定する。推定部１９９は、除算値が第２減弱係数比（Ｂｓ）以下（Ｂｓ≦除算値第１比率）のとき、除算関連画素における第１物質の存在比率を０％、第２物質の存在比率を１００％と推定する。

推定部１９９は、除算値が第１減弱係数比（Ａｓ）未満でかつ第２減弱係数比（Ｂｓ）より大きいとき（Ｂｓ＜除算値＜Ａｓ）、除算関連画素における第１、第２物質の存在比率を以下の処理により推定する。まず推定部１９９は、第１減弱係数比（Ａｓ）から第２減弱係数比（Ｂｓ）を減算した値（Ａｓ−Ｂｓ）を計算する。なお、Ａｓ−Ｂｓは、減弱係数記憶部１９７に、予め記憶されてもよい。推定部１９９は、除算値から第２減弱係数比（Ｂｓ）を減算した値（除算値−Ｂｓ）を除算マップの画素ごとに計算する。推定部１９９は、（Ａｓ−Ｂｓ）に対する（除算値−Ｂｓ）の比率（以下第１比率と呼ぶ）を計算する。推定部１９９は、計算された第１比率を、除算関連画素における第１物質の存在比率に適用する。推定部１９９は、計算された第１比率を１から減算した値（１−第１比率）を、除算関連画素における第2物質の存在比率に適用する。

なお、推定部１９９は、除算値が第１減弱係数比（Ａｓ）未満でかつ第２減弱係数比（Ｂｓ）より大きいとき（Ｂｓ＜除算値＜Ａｓ）、除算関連画素における第１、第２物質の存在比率を以下の処理により推定してもよい。推定部１９９は、第２減弱係数比（Ｂｓ）から第１減弱係数比（Ａｓ）を減算した値（Ｂｓ−Ａｓ）を計算する。なお、Ｂｓ−Ａｓは、減弱係数記憶部１９７に、予め記憶されてもよい。推定部１９９は、除算値から第１減弱係数比（Ａｓ）を減算した値（除算値−Ａｓ）を除算マップの画素ごとに計算する。推定部１９９は、（Ｂｓ−Ａｓ）に対する（除算値−Ａｓ）の比率（以下第２比率と呼ぶ）を計算する。推定部１９９は、計算された第２比率を、除算関連画素における第２物質の存在比率に適用する。推定部１９９は、計算された第２比率を１から減算した値（１−第２比率）を、除算関連画素における第１物質の存在比率に適用する。

入力部２０１は、操作者が所望するＸ線コンピュータ断層撮影の撮影条件、画像処理の条件、などを入力する。撮影条件は、例えば、複数の管電圧または複数のＸ線のエネルギーの設定などである。画像処理の条件は、例えば、合成される医用画像に関するエネルギー（第１、第２エネルギー）の選択、目的エネルギーの設定などである。入力部２０１は、操作者からの各種指示・命令・情報・選択・設定を画像処理装置１９に取り込む。取り込まれた各種指示・命令・情報・選択・設定は、後述する画像処理制御部２０７、制御部１７、合成率決定部２０３などに出力される。入力部２０１は、図示しないが、関心領域の設定などを行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。入力部２０１は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標を制御部１７に出力する。なお、入力部２０１は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、入力部２０１は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標を制御部１７に出力する。

合成率決定部２０３は、第１、第２物質の存在比率と第１または第２エネルギーに対する目的エネルギーに関する第１、第２物質各々の減弱係数の低下率とに基づいて、第１、第２医用画像間の画素値の合成率を、画素ごとに決定する。

具体的には、合成率決定部２０３は、除算関連画素における第１物質の存在比率が１００％である場合、入力部２０１を介して入力された目的エネルギーに対応する第１物質の正規化減弱係数を、減弱係数記憶部１９７から読み出す。合成率決定部２０３は、読み出された第１物質の正規化減弱係数に基づいて、第１、第２医用画像各々の除算関連画素の画素値にそれぞれ対応する合成率を決定する。例えば、入力部２０１を介して入力された目的エネルギーが５７ｋｅＶである場合、合成率決定部２０３は、第１物質に関する５７ｋｅＶの正規化減弱係数を、第１医用画像における除算関連画素の画素値に乗じる第１合成率として決定する。また、合成率決定部２０３は、１から第１物質に関する５７ｋｅＶの正規化減弱係数を減算した値を、第２医用画像における除算関連画素の画素値に乗じる第２合成率として決定する。

合成率決定部２０３は、除算関連画素における第２物質の存在比率が１００％である場合、入力部２０１を介して入力された目的エネルギーに対応する第２物質の正規化減弱係数を、減弱係数記憶部１９７から読み出す。合成率決定部２０３は、読み出された第２物質の正規化減弱係数に基づいて、第１、第２医用画像各々の除算関連画素の画素値にそれぞれ対応する合成率を決定する。例えば、入力部２０１を介して入力された目的エネルギーが５７ｋｅＶである場合、合成率決定部２０３は、第２物質に関する５７ｋｅＶの正規化減弱係数を、第１医用画像における除算関連画素の画素値に乗じる第１合成率として決定する。また、合成率決定部２０３は、１から第２物質に関する５７ｋｅＶの正規化減弱係数を減算した値を、第２医用画像における除算関連画素の画素値に乗じる第２合成率として決定する。

合成率決定部２０３は、推定部１９９により推定された第１、第２物質の存在比率がともに１００未満である場合、入力部２０１を介して入力された目的エネルギーに対応する第１、第２物質の正規化減弱係数各々を、第１、第２物質の存在比率で線形補間することにより、第１、第２合成率を決定する。具体的には、合成率決定部２０３は、入力部２０１を介して入力された目的エネルギーに対応する第１、第２物質の正規化減弱係数各々を、減弱係数記憶部１９７から読み出す。合成率決定部２０３は、読み出された第１物質の正規化減弱係数と第１物質の存在比率とを乗じることにより、第１医用画像における除算関連画素の画素値に乗じる第１合成率を決定する。合成率決定部２０３は、読み出された第２物質の正規化減弱係数と第２物質の存在比率とを乗じることにより、第２医用画像における除算関連画素の画素値に乗じる第２合成率を決定する。

図５は、第１、第２物質各々の存在比率による線形補間を、第１、第２物質各々の減弱係数の低下率（正規化減弱係数）とともに示す図である。図５における目的エネルギーは５７ｋｅＶであり、第１、第２物質の存在比率はそれぞれ０．５であるとする。図５における三角印および三角印を通る直線は、第１物質（骨）に関するＸ線のエネルギーの変化に対する正規化減弱係数の変化の依存性を示している。図５における方形印および方形印を通る直線は、第２物質（水）に関するＸ線のエネルギーの変化に対する正規化減弱係数の変化の依存性を示している。これら２直線における正規化減弱係数の幅を第１、第２物質の存在比率で線形補間を実行することにより、第１、第２合成率が決定される。

合成画像発生部２０５は、合成率決定部２０３により決定された第１、第２合成率に従って、第１、第２医用画像から目的エネルギーに関する合成画像を発生する。具体的には、合成画像発生部２０５は、第１医用画像の画素値に第１合成率を乗じた値と、第２医用画像の画素値に第２合成率を乗じた値とを加算する。合成画像発生部２０５は、上記加算を画素ごとに実行し、目的エネルギーに関する合成画像を発生する。発生された合成画像は、表示部１５で目的エネルギーとともに表示される。なお、第１、第２合成率各々は、除算関連画素における複数の画素の画素値にそれぞれ乗じる重みに相当する。

画像処理制御部２０７は、画像処理装置１９の中枢として機能する。画像処理制御部２０７は、図示しないＣＰＵとメモリとを備える。画像処理制御部２０７は、図示していないメモリに記憶された画像処理のための制御プログラムに基づいて、画像処理装置１９の各部を制御する。具体的には、画像処理制御部２０７は、入力部２０１および図示していない放射線部門情報管理システムおよび図示していない病院情報システムなどから送られてくる操作者の指示、画像処理の条件、医用画像に関するＸ線のエネルギーなどの情報を、一時的に図示していないメモリに記憶する。画像処理制御部２０７は、メモリに一時的に記憶されたこれらの情報に基づいて、画像処理装置１９の各部などを制御する。画像処理制御部２０７は、所定の画像発生・表示等を実行するための制御プログラムを、自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・処理等を実行する。

（単色Ｘ線画像発生機能）
単色Ｘ線画像発生機能とは、第１、第２物質各々に関する存在比率と正規化減弱係数とに従って、第１、第２医用画像から、目的エネルギーに関する医用画像を発生する機能である。以下、単色Ｘ線画像発生機能に従う処理（以下単色Ｘ線画像発生処理と呼ぶ）を説明する。

図６は、単色Ｘ線画像発生処理の概略を示す概略図である。管電圧の低い画像（低ｋＶ画像）と管電圧の高い画像（高ｋＶ画像）とが、変換部１９３に入力される。画素値の単位は、ＣＴ値から線減弱係数へ画素ごとに変換される。μは、質量減弱係数を表し、ρは密度を表している。この変換は、μ_Object・ρ_Objectについて解くことに対応している。線減弱係数への変換後、低ｋＶ画像の画素値（線減弱係数）が高ｋＶ画像の画素値（線源弱係数）で除される。このときρ_Objectは約分されるので、除された値（Ｄｉｆｆ）の単位は、質量減弱係数の単位となる。除された値は、第１減弱係数比（Ａｓ）および第２減弱係数比（Ｂｓ）と比較される。この比較により、第１物質（造影剤または骨）および第２物質（水）の存在比率が推定される。存在比率と目的エネルギー（ｋｅＶ）に関する第１、第２物質各々の減弱係数の低下率とに基づいて、低ｋＶ画像と高ｋＶ画像の画素値にそれぞれ対応する合成率が決定される。決定された合成率に従って、低ｋＶ画像と高ｋＶ画像とが合成される。これにより、Ｓ／Ｎ（信号対雑音比）が良い目的エネルギー（単色）の画像が得られる。

図７は、単色Ｘ線画像発生処理の手順を示すフローチャートである。

画像記憶部１９１から、第１、第２エネルギーのＸ線に由来する第１、第２医用画像が読み出される（ステップＳａ１）。なお、複数のＸ線のエネルギーにそれぞれ由来する複数の医用画像が画像記憶部１９１に記憶されている場合、２種の異なるＸ線のエネルギーが、ステップＳａ１の処理の前に、入力部２０１を介した操作者の指示により選択される。

読み出された第１、第２医用画像間の画素値に基づいて、第１、第２物質の存在比率が画素ごとに推定される（ステップＳａ２）。第１、第２物質の存在比率を推定する処理については、以下の存在比率推定機能で詳述する。第１、第２物質の存在比率と、第１エネルギーに対する目的エネルギーに関する第１、第２物質各々の減弱係数の低下率とに基づいて、第１、第２医用画像間の画素値の合成率が画素ごとに決定される（ステップＳａ３）。第１、第２医用画像間の画素値の合成率を決定する処理については、以下の合成率決定機能で詳述する。決定された合成率に従って、第１、第２医用画像から、目的エネルギーに関する合成画像が発生される（ステップＳａ４）。

（存在比率推定機能）
存在比率推定機能とは、第１、第２医用画像の画素値と第１、第２減弱係数比とに基づいて、画素ごとに第１、第２物質の存在比率を推定する機能である。以下、存在比率推定機能に従う処理（以下存在比率推定処理と呼ぶ）を説明する。

図８は、図７のステップＳａ２における存在比率推定処理の手順を示すフローチャートである。

読み出された第１、第２医用画像におけるＣＴ値が、減弱係数に変換される（ステップＳｂ１）。第１医用画像に由来する減弱係数で、第２医用画像に由来する減弱係数を除した値（以下除算値と呼ぶ）が、第１、第２医用画像における同一座標の画素ごとに計算される（ステップＳｂ２）。第１減弱係数比（Ａｓ）と第２減弱係数比（Ｂｓ）とが、第１、第２医用画像にそれぞれ対応する第１、第２エネルギーに基づいて、減弱係数記憶部 から読み出される（ステップＳｂ３）。

除算値と第１減弱係数比（Ａｓ）とが比較される（ステップＳｂ４）。除算値がＡｓ以上であれば、除算値に関する第１、第２医用画像の画素各々における第１物質の存在比率が、１００％と推定される（ステップＳｂ５）。このとき、第２物質の存在比率は、０％と推定される。除算値がＡｓ未満であれば、除算値と第２減弱係数比（Ｂｓ）とが比較される（ステップＳｂ６）。除算値がＢｓ以下であれば、除算値に関する第１、第２医用画像の画素各々における第２物質の存在比率が、１００％と推定される。このとき、第１物質の存在比率は、０％と推定される（ステップＳｂ７）。

除算値がＢｓより大きければ（Ｂｓ＜除算値＜Ａｓ）、第１、第２医用画像の画素各々における第１、第２物質の存在比率が、除算値と第１減弱係数比（Ａｓ）と第２減弱係数比（Ｂｓ）とに基づいて推定される（ステップＳｂ８）。ステップＳｂ２の処理で計算された全ての除算値に対して、第１、第２物質の存在比率が推定されるまで、ステップＳｂ４の処理乃至ステップＳｂ８の処理が繰り返される（ステップＳｂ９）。

（合成率決定機能）
合成率決定機能とは、第１、第２物質の存在比率と第１エネルギーに対する目的エネルギーに関する第１、第２物質各々の減弱係数の低下率とに基づいて、第１、第２医用画像間の画素値の合成率を画素ごとに決定する機能である。以下、合成率決定機能に従う処理（以下合成率決定処理と呼ぶ）を説明する。

図９は、図７のステップＳａ３における合成率決定処理の手順を示すフローチャートである。

操作者が目的とするＸ線のエネルギー（以下目的エネルギーと呼ぶ）が、入力部２０１を介して入力される（ステップＳｃ１）。第１、第２医用画像の画素における第１物質の存在比率が１００％か否かが判定される（ステップＳｃ２）。第１物質の存在比率が１００％であれば、第１、第２医用画像の画素値にそれぞれ対応する合成率が、目的エネルギーに関する第１物質の減弱係数の低下率（正規化減弱係数）に基づいて決定される（ステップＳｃ３）。第１物質の存在比率が１００％でなければ、第１、第２医用画像の画素における第２物質の存在比率が１００％か否かが判定される（ステップＳｃ４）。第２物質の存在比率が１００％であれば、第１、第２医用画像の画素値にそれぞれ対応する合成率が、目的エネルギーに関する第２物質の減弱係数の低下率（正規化減弱係数）に基づいて決定される（ステップＳｃ５）。

第１、第２物質の存在比率がともに１００％でなければ、第１、第２医用画像の画素値にそれぞれ対応する合成率が、目的エネルギーに対応する第１、第２物質各々における減弱係数の低下率（正規化減弱係数）と第１、第２物質の存在比率とに基づいて決定される（ステップＳｃ６）。

図１０は、合成画像発生部２０５から出力される合成画像の一例を、複数の目的エネルギーとともに示す図である。第１医用画像に関する管電圧は８０ｋＶ（第１のエネルギーは４９ｋｅＶ）である。第２医用画像に関する管電圧は１３５ｋＶ（第１のエネルギーは６６ｋｅＶ）である。これらの医用画像から、複数の目的エネルギー（５５ｋｅＶ、６０ｋｅＶ、６５ｋｅＶ）にそれぞれ対応した複数の医用画像が出力される。

以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本実施形態におけるＸ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、２種の異なるＸ線のエネルギーにそれぞれ対応する医用画像を用いて、操作者が所望するＸ線のエネルギーに対応する医用画像を、短時間かつ低ノイズで発生することができる。具体的には、本実施形態におけるＸ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、２種の異なるＸ線のエネルギーにそれぞれ対応する医用画像の画素値に基づいて、画素ごとの第１、第２物質の存在比率を推定することができる。推定された第１、第２物質の存在比率と、第１エネルギーに対する目的エネルギーに関する第１、第２物資各々の減弱係数の低下率とに基づいて、第１、第２医用画像間の画素値の合成率を画素ごとに決定することができる。決定された合成率に従って、第１、第２医用画像から目的エネルギーに関する合成画像を発生することができる。これにより、２種の異なるＸ線のエネルギーにそれぞれ対応する医用画像を用いて、操作者が所望するＸ線のエネルギー（目的エネルギー）に対応する医用画像を、短時間かつ低ノイズで発生することができる。

なお、本実施形態の変形例として、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１の技術的思想を医用画像処理装置で実現する場合には、例えば図１の構成図における点線内（画像処理装置１９）の構成要素を有するものとなる。単色Ｘ線画像発生機能、存在比率推定機能、合成率決定機能における各処理は、第１の実施形態と同様である。加えて、各実施形態に係る各機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記憶媒体に格納して頒布することも可能である。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１…Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、５…高電圧発生部、７…ガントリ、９…前処理部、１１…再構成部、１３…インターフェース、１５…表示部、１７…制御部、１９…画像処理装置、３１…天板、７１…Ｘ線発生部、７３…回転リング、７５…Ｘ線検出部、７７…データ収集回路（ＤＡＳ）、７９…駆動部、８１…スリップリング、１０５…非接触データ伝送部、１９１…画像記憶部、１９３…変換部、１９５…除算値計算部、１９７…減弱係数記憶部、１９９…推定部、２０１…入力部、２０３…合成率決定部、２０５…合成画像発生部、２０７…画像処理制御部、７１５…Ｘ線の焦点、７１７…Ｘ線の放射範囲、７１９…撮影領域

Claims (5)

1. 第１、第２エネルギーのＸ線にそれぞれ由来する第１、第２医用画像を記憶する画像記憶部と、
   前記第１、第２医用画像間の画素値に基づいて、画素ごとに第１、第２物質の一方に対する他方の存在比率を推定する推定部と、
   前記第１、第２物質の存在比率と前記第１又は前記第２エネルギーに対する目的エネルギーに関する前記第１、第２物質各々の減弱係数の低下率とに基づいて、前記第１、第２医用画像間の画素値の合成率を画素ごとに決定する合成率決定部と、
   前記決定された合成率に従って、前記第１、第２医用画像から前記目的エネルギーに関する合成画像を発生する合成画像発生部と
   を具備することを特徴とする医用画像処理装置。
2. 前記第１、第２医用画像における画素値を画素ごとに減弱係数に変換する変換部と、
   前記第２エネルギーに対する前記第１エネルギーに関する前記第１、第２物質各々の減弱係数の変化率を記憶する減弱係数記憶部とをさらに具備し、
   前記推定部は、
   前記第１、第２医用画像間の減弱係数と前記減弱係数の変化率とに基づいて、画素ごとに前記第１、第２物質の存在比率を推定すること、
   を特徴とする請求項１記載の医用画像処理装置。
3. Ｘ線を発生するＸ線発生部と、
   前記Ｘ線発生部から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部と、
   前記Ｘ線検出部からの出力に基づいて、第１、第２エネルギーのＸ線にそれぞれ由来する第１、第２医用画像を再構成する再構成部と、
   前記第１、第２医用画像に基づいて、目的エネルギーに関する画像を発生する画像処理装置とを具備するＸ線コンピュータ断層撮影装置において、
   前記画像処理装置は、
   前記第１、第２医用画像間の画素値に基づいて、画素ごとに第１、第２物質の一方に対する他方の存在比率を推定する推定部と、
   前記第１、第２物質の存在比率と前記第１又は前記第２エネルギーに対する目的エネルギーに関する前記第１、第２物質各々の減弱係数の低下率とに基づいて、前記第１、第２医用画像間の画素値の合成率を画素ごとに決定する合成率決定部と、
   前記決定された合成率に従って、前記第１、第２医用画像から前記目的エネルギーに関する合成画像を発生する合成画像発生部と
   を具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
4. コンピュータに、
   第１、第２エネルギーのＸ線にそれぞれ由来する第１、第２医用画像を記憶させる画像像記憶機能と、
   前記第１、第２医用画像間の画素値に基づいて、画素ごとに第１、第２物質の一方に対する他方の存在比率を推定させる存在比率推定機能と、
   前記第１、第２物質の存在比率と前記第１又は前記第２エネルギーに対する目的エネルギーに関する前記第１、第２物質各々の減弱係数の低下率とに基づいて、前記第１、第２医用画像間の画素値の合成率を画素ごとに決定させる合成率決定機能と、
   前記決定された合成率に従って、前記第１、第２医用画像から前記目的エネルギーに関する合成画像を発生させる合成画像発生機能と、
   を実現させることを特徴とする医用画像処理プログラム。
5. 第１、第２エネルギーのＸ線にそれぞれ由来する第１、第２医用画像を記憶させることと、
   前記第１、第２医用画像間の画素値に基づいて、画素ごとに第１、第２物質の一方に対する他方の存在比率を推定させることと、
   前記第１、第２物質の存在比率と前記第１又は前記第２エネルギーに対する目的エネルギーに関する前記第１、第２物質各々の減弱係数の低下率とに基づいて、前記第１、第２医用画像間の画素値の合成率を画素ごとに決定させることと、
   前記決定された合成率に従って、前記第１、第２医用画像から前記目的エネルギーに関する合成画像を発生させることと、
   を特徴とする医用画像処理方法。

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