JP6625428B2 - X-ray CT apparatus and image processing apparatus - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置、および画像処理装置に関する。   An embodiment of the present invention relates to an X-ray CT device and an image processing device.

近年、シリコンをベースとした光電子増倍器の開発が盛んになると共に、光電子増倍器を用いたＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：コンピュータ断層撮影）装置等の放射線検出装置の開発が進んでいる。Ｘ線ＣＴ装置では、被検体を透過したＸ線が検出され、Ｘ線の減弱率に対応するＣＴ値を画素値とする被検体の断面画像（再構成画像）が再構成される。具体的には、物質（被検体）をＸ線が通過する時のＸ線の減弱率は、骨または水等のように、物質の種類によって異なるので、被検体を通過するＸ線強度を、被検体を周回しながら検出器により検出された投影データを基に、減弱率を被検体の断面で再構成することで被検体の内部の構造を可視化する。   In recent years, the development of a silicon-based photomultiplier has become active, and the development of a radiation detection device such as an X-ray CT (Computed Tomography) device using the photomultiplier has been advanced. In the X-ray CT apparatus, X-rays transmitted through the subject are detected, and a cross-sectional image (reconstructed image) of the subject having a CT value corresponding to the X-ray attenuation rate as a pixel value is reconstructed. Specifically, the rate of attenuation of X-rays when the X-rays pass through a substance (subject) differs depending on the type of the substance, such as bone or water. The internal structure of the subject is visualized by reconstructing the attenuation rate on the cross section of the subject based on the projection data detected by the detector while orbiting the subject.

さらに、近年では、被検体の内部を、より詳細に把握するために、投影データから各物質の密度を算出するＸ線ＣＴ装置も実用されている。このような密度を算出するために、同じ物質でもエネルギーおよび物質の密度によって減弱率が異なる性質から、デュアルエナジーＣＴ装置を用いて、Ｘ線管の管電圧を２種類に切り替えて２回投影して、２つの物質の密度画像を求める方法がある。Ｘ線には種々のエネルギーのフォトンが含まれているが、管電圧が異なると、エネルギー分布も異なる。上述の方法では、以下の２つのルートで２つの物質の密度画像を求めている。   Furthermore, in recent years, an X-ray CT apparatus that calculates the density of each substance from projection data has been put to practical use in order to grasp the inside of a subject in more detail. In order to calculate such a density, the same substance is different in the attenuation rate depending on the energy and the density of the substance. Therefore, using a dual energy CT apparatus, the X-ray tube is switched to two types of tube voltage and projected twice. Then, there is a method of obtaining a density image of two substances. X-rays contain photons of various energies, but the energy distribution is different if the tube voltage is different. In the above-described method, density images of two substances are obtained by the following two routes.

（１）２種類の管電圧の投影データ→２種類の管電圧の減弱率画像→２物質の密度画像
（２）２種類の管電圧の投影データ→２種類の物質のＸ線透過距離→２物質の密度画像 (1) Projection data of two kinds of tube voltages → Attenuation rate image of two kinds of tube voltages → Density image of two substances (2) Projection data of two kinds of tube voltages → X-ray transmission distance of two kinds of substances → 2 Material density image

ここで、Ｘ線の単位長さあたりの減弱率である線減弱係数、または、空気もしくは水等の線減弱係数の相対値であるＣＴ値を画素値として持つ画像（再構成画像）を減弱率画像と称するものとし、物質の密度を画素値として持つ画像を密度画像と称するものとする。また、線減弱係数は、物質の種類、密度、およびフォトンのエネルギーで一意に決まるので、求められた２種類の物質の密度から特定のエネルギーを想定した減弱率画像を合成でき、これをモノクロマティック画像と呼ぶ。モノクロマティック画像を合成するエネルギーを調整することで注目する物質のコントラストを向上することができる。   Here, an image (reconstructed image) having, as a pixel value, a line attenuation coefficient which is an attenuation rate per unit length of an X-ray or a CT value which is a relative value of a linear attenuation coefficient of air or water as a pixel value. An image having a material density as a pixel value is referred to as a density image. In addition, since the linear attenuation coefficient is uniquely determined by the type of substance, the density, and the energy of the photon, an attenuation rate image assuming a specific energy can be synthesized from the obtained densities of the two substances, and this can be combined with a monochromatic image. Called an image. By adjusting the energy for synthesizing the monochrome image, the contrast of the substance of interest can be improved.

しかし、上述の方法では、想定した２種類の物質と異なる物質が存在した場合に、求めた物質の密度の誤差が大きくなるが、求めた密度画像およびモノクロマティック画像では、その誤差の発生、すなわち、異なる物質の存在を判別できないという問題点がある。   However, in the above-described method, when a substance different from the assumed two kinds of substances is present, an error in the obtained density of the substance becomes large. In the obtained density image and the monochrome image, the error occurs, that is, However, there is a problem that the presence of different substances cannot be determined.

特開２０１１−１７２８０３号公報JP 2011-172803 A

本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、想定した物質とは異なる物質の存在の有無を判別することができるＸ線ＣＴ装置、および画像処理装置を提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of the above, and an object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus and an image processing apparatus capable of determining the presence or absence of a substance different from an assumed substance.

実施形態のＸ線ＣＴ装置は、取得部と、第１生成部と、第２生成部と、再構成部と、第１比較部と、第１通知部と、を備える。取得部は、検出器により検出された被検体を通過した放射線のエネルギーごとのＸ線の量を示すスペクトルに基づく投影データを取得する。第１生成部は、投影データから、被検体に存在する物質として選択された複数の物質それぞれの密度画像である第１密度画像を生成する。第２生成部は、第１密度画像から、特定のエネルギーのモノクロマティック画像を生成する。再構成部は、特定のエネルギーに対応する投影データを再構成して再構成画像を生成する。第１比較部は、モノクロマティック画像と再構成画像との画素値について比較する。第１通知部は、第１比較部による比較結果を通知する。   The X-ray CT apparatus according to the embodiment includes an acquisition unit, a first generation unit, a second generation unit, a reconstruction unit, a first comparison unit, and a first notification unit. The acquisition unit acquires projection data based on a spectrum indicating the amount of X-rays for each energy of radiation that has passed through the subject and detected by the detector. The first generation unit generates, from the projection data, a first density image that is a density image of each of a plurality of substances selected as a substance existing in the subject. The second generation unit generates a monochrome image having a specific energy from the first density image. The reconstruction unit reconstructs projection data corresponding to specific energy to generate a reconstructed image. The first comparing unit compares the pixel values of the monochrome image and the reconstructed image. The first notification unit notifies a result of the comparison by the first comparison unit.

第１の実施形態に係るＸ線検査装置の全体構成図である。FIG. 1 is an overall configuration diagram of an X-ray inspection apparatus according to a first embodiment. サイノグラムを説明する図である。It is a figure explaining a sinogram. 特定のチャネルで検出されたエネルギーのスペクトルの一例を示す図である。FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a spectrum of energy detected in a specific channel. 被検体サイノグラムの例を示す図である。It is a figure showing an example of a subject sinogram. 第１の実施形態の画像処理部のブロック構成の一例を示す図である。FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a block configuration of an image processing unit according to the first embodiment. Ｘ線のエネルギーに対する線減弱係数の特性の例を示す図である。It is a figure showing an example of the characteristic of the linear attenuation coefficient to the energy of X-rays. 物質特定優先順位テーブルの構成例を示す図である。It is a figure showing the example of composition of a substance specification priority table. 第１の実施形態の画像処理部の動作の一例を示すフローチャートである。6 is a flowchart illustrating an example of an operation of the image processing unit according to the first embodiment. 第１の実施形態の変形例の画像処理部のブロック構成の一例を示す図である。FIG. 9 is a diagram illustrating an example of a block configuration of an image processing unit according to a modification of the first embodiment. 第２の実施形態の画像処理部の第１生成部のブロック構成の一例を示す図である。FIG. 14 is a diagram illustrating an example of a block configuration of a first generation unit of the image processing unit according to the second embodiment. 投影データと線減弱係数との関係を説明する図である。FIG. 4 is a diagram illustrating a relationship between projection data and a line attenuation coefficient. 画素の寄与度を説明する図である。FIG. 3 is a diagram illustrating the contribution of pixels. 第２の実施形態の画像処理部の動作の一例を示すフローチャートである。9 is a flowchart illustrating an example of an operation of the image processing unit according to the second embodiment.

以下に、図面を参照しながら、本発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置、および画像処理装置を詳細に説明する。また、以下の図面において、同一の部分には同一の符号が付してある。ただし、図面は模式的なものであるため、具体的な構成は以下の説明を参酌して判断すべきものである。   Hereinafter, an X-ray CT apparatus and an image processing apparatus according to an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In the following drawings, the same portions are denoted by the same reference numerals. However, since the drawings are schematic, specific configurations should be determined in consideration of the following description.

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＸ線検査装置の全体構成図である。図１を参照しながら、Ｘ線検査装置１の全体構成の概要を説明する。 (1st Embodiment)
FIG. 1 is an overall configuration diagram of the X-ray inspection apparatus according to the first embodiment. The outline of the overall configuration of the X-ray inspection apparatus 1 will be described with reference to FIG.

Ｘ線ＣＴ装置の一例であるＸ線検査装置１は、図１に示すように、放射線の一例であるＸ線を被検体４０に透過させてエネルギーごとのフォトン数で示されるスペクトルとして検出することにより、計測範囲４２上の被検体４０の投影断面４１の断面画像を得るスペクトラルＣＴ装置またはフォトンカウンティングＣＴ装置等である。Ｘ線検査装置１は、図１に示すように、架台装置１０と、寝台装置２０と、コンソール装置３０（画像処理装置）と、を備えている。   As shown in FIG. 1, an X-ray inspection apparatus 1 which is an example of an X-ray CT apparatus transmits X-rays which are an example of radiation to a subject 40 and detects the same as a spectrum indicated by the number of photons for each energy. Is a spectral CT device or a photon counting CT device that obtains a cross-sectional image of the projected cross-section 41 of the subject 40 on the measurement range 42. As shown in FIG. 1, the X-ray inspection apparatus 1 includes a gantry device 10, a bed device 20, and a console device 30 (image processing device).

架台装置１０は、被検体４０に対してＸ線を照射して透過させ、上述のスペクトルを検出する装置である。架台装置１０は、Ｘ線管１１と、回転フレーム１２と、検出器１３と、照射制御部１４と、架台駆動部１５と、データ収集部１６と、を備えている。   The gantry device 10 is a device that irradiates the subject 40 with X-rays and transmits the X-rays to detect the above-described spectrum. The gantry device 10 includes an X-ray tube 11, a rotating frame 12, a detector 13, an irradiation control unit 14, a gantry driving unit 15, and a data collection unit 16.

Ｘ線管１１は、照射制御部１４から供給される高電圧によりＸ線を発生する真空管であり、被検体４０に対してＸ線ビーム１１ａを照射する。Ｘ線管１１から照射されるＸ線のエネルギーごとのフォトン数で示されるスペクトルは、Ｘ線管１１の管電圧、管電流、および、線源に用いるターゲット（例えば、タングステン等）の種類によって定まる。そして、Ｘ線管１１から照射されたＸ線は、被検体４０を透過する際に、被検体４０を構成する物質の状態に応じてＸ線のエネルギーが減弱（Ｘ線の各エネルギーのフォトン数が減少）し、各エネルギーのフォトン数が減少してスペクトルが変化する。   The X-ray tube 11 is a vacuum tube that generates X-rays by a high voltage supplied from the irradiation control unit 14, and irradiates the subject 40 with the X-ray beam 11a. The spectrum indicated by the number of photons for each energy of the X-ray radiated from the X-ray tube 11 is determined by the tube voltage and tube current of the X-ray tube 11 and the type of a target (for example, tungsten or the like) used as a radiation source. . When the X-rays emitted from the X-ray tube 11 pass through the subject 40, the energy of the X-rays is attenuated according to the state of the substance constituting the subject 40 (the number of photons of each energy of the X-rays). Decreases), the number of photons of each energy decreases, and the spectrum changes.

回転フレーム１２は、Ｘ線管１１と検出器１３とを、被検体４０を挟んで対向するように支持するリング状の支持部材である。   The rotating frame 12 is a ring-shaped support member that supports the X-ray tube 11 and the detector 13 so as to face each other across the subject 40.

検出器１３は、チャネル毎に、Ｘ線管１１から照射されて被検体４０を透過したＸ線であるＸ線ビーム１１ｂのエネルギーごとのフォトン数を検出する検出器である。すなわち、検出器１３は、チャネル毎に、後述する図３に示すようなＸ線のエネルギーごとのフォトン数で示されるスペクトルを検出する。ここで、検出器１３により検出されたスペクトルを、以下、「検出スペクトル」という場合があるものとする。検出器１３は、図１に示すように、回転フレーム１２の周方向に回転しながら、ビュー毎にスペクトルを検出する。ここで、ビューとは、回転フレーム１２の周方向の１周３６０°のうち、所定角度ごとに検出器１３によりスペクトルが検出される場合の角度のことをいうものとする。すなわち、検出器１３が０．５°ごとにスペクトルを検出する場合、１ビュー＝０．５°というものとする。検出器１３は、チャネル方向（回転フレーム１２の周方向）に複数の検出素子が配列された検出素子列が、被検体４０の体軸方向（スライス方向）（図１に示すＺ軸方向）に沿って複数列配列された２次元アレイ型検出器である。なお、検出器１３の検出素子列は、フォトカウンティング型検出素子と積分型検出素子との組み合わせで構成されていてもよい。また、Ｘ線管１１と検出器１３との組が、複数組設置されているものとしてもよい。   The detector 13 is a detector that detects, for each channel, the number of photons for each energy of the X-ray beam 11b, which is the X-ray radiated from the X-ray tube 11 and transmitted through the subject 40. That is, the detector 13 detects, for each channel, a spectrum represented by the number of photons for each X-ray energy as shown in FIG. 3 described later. Here, the spectrum detected by the detector 13 is hereinafter sometimes referred to as “detected spectrum”. The detector 13 detects a spectrum for each view while rotating in the circumferential direction of the rotating frame 12, as shown in FIG. Here, the view refers to an angle in the case where a spectrum is detected by the detector 13 at every predetermined angle in 360 degrees of the circumference of the rotating frame 12 in the circumferential direction. That is, when the detector 13 detects a spectrum every 0.5 °, one view = 0.5 °. The detector 13 is configured such that a detection element array in which a plurality of detection elements are arranged in the channel direction (the circumferential direction of the rotating frame 12) is arranged in the body axis direction (slice direction) of the subject 40 (the Z-axis direction shown in FIG. 1). This is a two-dimensional array-type detector arranged along a plurality of rows. Note that the detection element row of the detector 13 may be configured by a combination of a photocounting type detection element and an integration type detection element. Further, a plurality of sets of the X-ray tube 11 and the detector 13 may be provided.

照射制御部１４は、高電圧を発生して、発生した高電圧をＸ線管１１に供給する装置である。   The irradiation control unit 14 is a device that generates a high voltage and supplies the generated high voltage to the X-ray tube 11.

架台駆動部１５は、回転フレーム１２を回転駆動させることで、被検体４０を中心とした円軌道上でＸ線管１１および検出器１３を回転駆動させる装置である。なお、架台駆動部１５は、Ｘ線管１１および検出器１３の双方を回転駆動させる構成に限定されるものではない。例えば、検出器１３は、回転フレーム１２の周方向に１周分にわたって検出素子が配列されて構成されており、架台駆動部１５は、Ｘ線管１１のみを回転駆動させる構成であってもよい。   The gantry driving unit 15 is a device that drives the rotation of the rotating frame 12 to rotate the X-ray tube 11 and the detector 13 on a circular orbit around the subject 40. In addition, the gantry driving unit 15 is not limited to a configuration in which both the X-ray tube 11 and the detector 13 are rotationally driven. For example, the detector 13 is configured by arranging detection elements for one round in the circumferential direction of the rotating frame 12, and the gantry driving unit 15 may be configured to rotate only the X-ray tube 11. .

データ収集部１６は、検出器１３によりチャネル毎に検出されたエネルギーごとのフォトン数で示されるスペクトルのデータを収集する装置である。そして、データ収集部１６は、収集したスペクトルのデータそれぞれに対して増幅処理またはＡ／Ｄ変換処理等を行なって、コンソール装置３０に出力する。例えば、データ収集部１６は、収集したスペクトルのデータに対して上述の増幅処理またはＡ／Ｄ変換処理等を行ったデータを、所定幅のエネルギー帯（エネルギービン）ごと（以下、単に「エネルギーごと」という場合もあるものとする）のサイノグラム（被検体サイノグラム）として、コンソール装置３０に出力する。   The data collection unit 16 is a device that collects spectral data represented by the number of photons for each energy detected by the detector 13 for each channel. Then, the data collection unit 16 performs amplification processing or A / D conversion processing on each of the collected spectrum data, and outputs the data to the console device 30. For example, the data collection unit 16 converts the data obtained by performing the above-described amplification processing or A / D conversion processing on the collected spectrum data into energy bands (energy bins) having a predetermined width (hereinafter simply referred to as “energy”). Is output to the console device 30 as a sinogram (a subject sinogram).

寝台装置２０は、被検体４０を載せる装置であり、図１に示すように、寝台駆動装置２１と、天板２２とを、備えている。   The couch device 20 is a device on which the subject 40 is placed, and includes a couch driving device 21 and a top 22 as shown in FIG.

天板２２は、被検体４０が載置されるベッド等の寝台である。寝台駆動装置２１は、天板２２に載置される被検体４０の体軸方向（Ｚ軸方向）へ移動させることによって、被検体４０を回転フレーム１２内に移動させる装置である。   The top 22 is a bed such as a bed on which the subject 40 is placed. The couch driving device 21 is a device that moves the subject 40 into the rotating frame 12 by moving the subject 40 placed on the top 22 in the body axis direction (Z-axis direction).

コンソール装置３０は、操作者によるＸ線検査装置１に対する操作を受け付け、架台装置１０によって収集されたデータから断面画像（復元画像）を再構成する装置である。コンソール装置３０は、図１に示すように、入力装置３１と、表示装置３２と、スキャン制御部３３と、画像処理部３４と、画像記憶部３５と、システム制御部３６と、を備えている。   The console device 30 is a device that receives an operation performed by the operator on the X-ray inspection apparatus 1 and reconstructs a cross-sectional image (reconstructed image) from data collected by the gantry device 10. As shown in FIG. 1, the console device 30 includes an input device 31, a display device 32, a scan control unit 33, an image processing unit 34, an image storage unit 35, and a system control unit 36. .

入力装置３１は、Ｘ線検査装置１を操作する操作者が各種指示を操作入力するための装置であり、操作入力された各種コマンドをシステム制御部３６に送信する装置である。入力装置３１は、例えば、マウス、キーボード、ボタン、トラックボール、またはジョイスティック等である。   The input device 31 is a device for the operator who operates the X-ray inspection apparatus 1 to input various instructions, and is a device for transmitting various input commands to the system control unit 36. The input device 31 is, for example, a mouse, a keyboard, a button, a trackball, a joystick, or the like.

表示装置３２は、入力装置３１を介して操作者から操作指示を受け付けるためのＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を表示したり、後述する画像記憶部３５が記憶する復元画像（断面画像）を表示する装置である。表示装置３２は、例えば、ＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）ディスプレイ、ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ：液晶ディスプレイ）、または有機ＥＬ（Ｏｒｇａｎｉｃ Ｅｌｅｃｔｒｏ−Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ）ディスプレイ等である。   The display device 32 displays a GUI (Graphical User Interface) for accepting an operation instruction from an operator via the input device 31, or displays a restored image (cross-sectional image) stored in an image storage unit 35 described later. It is. The display device 32 is, for example, a CRT (Cathode Ray Tube) display, an LCD (Liquid Crystal Display: liquid crystal display), an organic EL (Organic Electro-Luminescence) display, or the like.

スキャン制御部３３は、照射制御部１４、架台駆動部１５、データ収集部１６、および寝台駆動装置２１の動作を制御する処理部である。具体的には、スキャン制御部３３は、回転フレーム１２を回転させながら、Ｘ線管１１からＸ線を連続的または間欠的に出射させることで、Ｘ線スキャンを実行させる。例えば、スキャン制御部３３は、天板２２を移動させながら回転フレーム１２を連続回転させて撮像を行なうヘリカルスキャン、または、被検体４０の周りを回転フレーム１２が１回転して撮像を行い、続いて被検体４０が載置された天板２２を所定量ずらして再び回転フレーム１２が１回転して撮影を行うノンヘリカルスキャンを実行させる。   The scan control unit 33 is a processing unit that controls operations of the irradiation control unit 14, the gantry driving unit 15, the data collection unit 16, and the couch driving device 21. Specifically, the scan control unit 33 causes the X-ray tube 11 to emit X-rays continuously or intermittently while rotating the rotating frame 12, thereby executing X-ray scanning. For example, the scan control unit 33 performs helical scan in which the rotating frame 12 is continuously rotated while moving the top 22 to perform imaging, or performs imaging by rotating the rotating frame 12 around the subject 40 once. Then, the top plate 22 on which the subject 40 is placed is shifted by a predetermined amount, and the rotating frame 12 makes one rotation again to execute a non-helical scan for imaging.

画像処理部３４は、データ収集部１６から受信したサイノグラムから被検体の断面画像を再構成する処理部である。画像処理部３４のブロック構成および動作の詳細については、後述する。   The image processing unit 34 is a processing unit that reconstructs a cross-sectional image of the subject from the sinogram received from the data collection unit 16. Details of the block configuration and operation of the image processing unit 34 will be described later.

画像記憶部３５は、画像処理部３４による再構成処理により生成された断面画像（復元画像）を記憶する機能部である。画像記憶部３５は、例えば、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）、ＳＳＤ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ）、または光ディスク等の記憶装置である。   The image storage unit 35 is a functional unit that stores a cross-sectional image (restored image) generated by the reconstruction processing by the image processing unit 34. The image storage unit 35 is, for example, a storage device such as a hard disk drive (HDD), a solid state drive (SSD), or an optical disk.

システム制御部３６は、架台装置１０、寝台装置２０およびコンソール装置３０の動作を制御することによって、Ｘ線検査装置１の全体の制御を行う処理部である。具体的には、システム制御部３６は、スキャン制御部３３を制御することにより、架台装置１０および寝台装置２０による被検体４０のスペクトルのデータの収集動作を制御する。また、システム制御部３６は、画像処理部３４を制御することにより、断面画像の再構成処理を制御する。また、システム制御部３６は、画像記憶部３５から断面画像を読み出して、表示装置３２に断面画像を表示させる。   The system control unit 36 is a processing unit that controls the entire operation of the X-ray inspection apparatus 1 by controlling the operations of the gantry device 10, the bed device 20, and the console device 30. Specifically, the system control unit 36 controls the operation of the gantry device 10 and the couch device 20 to collect spectrum data of the subject 40 by controlling the scan control unit 33. Further, the system control unit 36 controls the cross-sectional image reconstruction processing by controlling the image processing unit 34. Further, the system control unit 36 reads out the cross-sectional image from the image storage unit 35 and causes the display device 32 to display the cross-sectional image.

なお、データ収集部１６によって、収集したスペクトルのデータから所定のエネルギー帯ごとのサイノグラムが生成されるものとしたが、これに限定されるものではない。すなわち、データ収集部１６は、収集したスペクトルのデータを画像処理部３４に送信し、画像処理部３４によって、スペクトルのデータから所定幅のエネルギー帯ごとのサイノグラムが生成されるものとしてもよい。   Although the data collection unit 16 generates a sinogram for each predetermined energy band from the collected spectrum data, the present invention is not limited to this. That is, the data collection unit 16 may transmit the collected spectrum data to the image processing unit 34, and the image processing unit 34 may generate a sinogram for each energy band having a predetermined width from the spectrum data.

図２は、サイノグラムを説明する図である。図３は、特定のチャネルで検出されたエネルギーのスペクトルの一例を示す図である。図４は、被検体サイノグラムの例を示す図である。図２〜４を参照しながら、サイノグラムおよび検出器１３で検出されるスペクトルについて説明する。   FIG. 2 is a diagram illustrating a sinogram. FIG. 3 is a diagram illustrating an example of an energy spectrum detected in a specific channel. FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a subject sinogram. The sinogram and the spectrum detected by the detector 13 will be described with reference to FIGS.

架台装置１０のデータ収集部１６は、検出器１３により検出された、図３に示すようなエネルギーごとのフォトン数で示されるスペクトルからサイノグラムを生成する。ここで、サイノグラムとは、図２に示すサイノグラム１００１のように、Ｘ線管１１のビュー毎、検出器１３のチャネル毎の測定値を画素値として並べたデータである。以降の説明では、ビュー毎かつチャネル毎の測定値を画素値と見立て、サイノグラムを画像として扱うものとする。このうち、Ｘ線管１１から照射されたＸ線が被検体４０を透過して検出器１３により検出されたスペクトル（図３参照）から生成されたサイノグラムを被検体サイノグラムというものとする。そして、被検体４０を配置せずに、Ｘ線が空気だけを通過して検出器１３により検出されたスペクトルから生成されたサイノグラムを空気サイノグラムというものとする。被検体サイノグラムおよび空気サイノグラムの画素値は、例えば、検出器１３により測定値として検出されたフォトン数である。   The data collection unit 16 of the gantry 10 generates a sinogram from the spectrum detected by the detector 13 and represented by the number of photons for each energy as shown in FIG. Here, the sinogram is data obtained by arranging measurement values for each view of the X-ray tube 11 and for each channel of the detector 13 as pixel values, as in a sinogram 1001 shown in FIG. In the following description, it is assumed that the measured value for each view and each channel is regarded as a pixel value, and the sinogram is treated as an image. Among these, a sinogram generated from a spectrum (see FIG. 3) in which X-rays emitted from the X-ray tube 11 pass through the subject 40 and are detected by the detector 13 is referred to as a subject sinogram. Then, a sinogram generated from a spectrum detected by the detector 13 when X-rays pass through only air without disposing the subject 40 is referred to as an air sinogram. The pixel values of the subject sinogram and the air sinogram are, for example, the number of photons detected by the detector 13 as a measurement value.

また、検出器１３は、ビュー毎、かつ、チャネル毎にエネルギーごとのフォトン数で示されるスペクトルを検出するので、データ収集部１６は、Ｘ線管１１の１周分のＸ線スキャンにより、図４に示すような、エネルギーごとの被検体サイノグラム１０１１を得ることができる。図４に示す例では、スペクトルを４つのエネルギー帯に分割して、エネルギー帯ごとに４つの被検体サイノグラム１０１１ａ〜１０１１ｄが得られる場合を示している。なお、図４では、４つのエネルギー帯に分割する例を示したが、この分割数に限定されるものではない。また、復元画像（減弱率画像）および後述する密度画像のＳ／Ｎ比の向上の観点から、再構成時、および物質密度の推定時に使用するエネルギー帯は、フォトン数が均一であることが望ましい場合がある。これを実現するために、例えば、以下の２つの方法がある。   In addition, since the detector 13 detects a spectrum indicated by the number of photons for each energy for each view and for each channel, the data collection unit 16 performs the X-ray scan for one round of the X-ray tube 11 to obtain a diagram. As shown in FIG. 4, a subject sinogram 1011 for each energy can be obtained. The example illustrated in FIG. 4 illustrates a case where the spectrum is divided into four energy bands, and four subject sinograms 1011a to 1011d are obtained for each energy band. Although FIG. 4 shows an example in which the energy is divided into four energy bands, the number of divisions is not limited to this. Further, from the viewpoint of improving the S / N ratio of the restored image (attenuation rate image) and a density image described later, it is desirable that the energy band used at the time of reconstruction and at the time of estimating the material density has a uniform number of photons. There are cases. To realize this, for example, there are the following two methods.

（方法１）サイノグラムを生成する段階で、フォトン数が均一となるようなエネルギー帯で分割する。
（方法２）まず、細かく分割しておき（例えば、１［ｋｅＶ］毎に分割）、再構成または物質密度の推定を行う段階で、フォトン数を合算する。 (Method 1) At the stage of generating a sinogram, division is performed in an energy band such that the number of photons becomes uniform.
(Method 2) First, the photons are finely divided (for example, divided every 1 [keV]), and the number of photons is added at the stage of reconstructing or estimating the material density.

図５は、第１の実施形態の画像処理部のブロック構成の一例を示す図である。図６は、Ｘ線のエネルギーに対する線減弱係数の特性の例を示す図である。図７は、物質特定優先順位テーブルの構成例を示す図である。図５〜７を参照しながら、本実施形態の画像処理部３４のブロック構成および各ブロックの動作について説明する。   FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a block configuration of the image processing unit according to the first embodiment. FIG. 6 is a diagram illustrating an example of a characteristic of a linear attenuation coefficient with respect to X-ray energy. FIG. 7 is a diagram illustrating a configuration example of the substance identification priority order table. The block configuration of the image processing unit 34 of the present embodiment and the operation of each block will be described with reference to FIGS.

図５に示すように、画像処理部３４は、投影データ取得部３４１（取得部）と、第１生成部３４２と、第２生成部３４３と、再構成部３４４と、差分判定部３４５（第１比較部、第１判定部）と、変更部３４６と、を備えている。   As illustrated in FIG. 5, the image processing unit 34 includes a projection data acquisition unit 341 (an acquisition unit), a first generation unit 342, a second generation unit 343, a reconfiguration unit 344, and a difference determination unit 345 (the (A first comparing unit, a first determining unit) and a changing unit 346.

投影データ取得部３４１は、データ収集部１６から、被検体４０のサイノグラムである被検体サイノグラムを投影データとして受信して取得する機能部である。ここで、投影データ取得部３４１により取得された被検体サイノグラムは、上述のように、データ収集部１６によってエネルギーごとに生成されたサイノグラム（エネルギー別のサイノグラム）である。   The projection data acquisition unit 341 is a functional unit that receives a subject sinogram, which is a sinogram of the subject 40, from the data collection unit 16 as projection data and acquires the subject sinogram. Here, the subject sinogram acquired by the projection data acquisition unit 341 is a sinogram (a sinogram for each energy) generated for each energy by the data collection unit 16 as described above.

第１生成部３４２は、被検体４０に存在する可能性がある物質を設定し、投影データ取得部３４１から受け取った被検体サイノグラムを用いて、設定した物質ごとの密度画像を生成する機能部である。以下、密度画像における密度は、単位体積あたりに含まれる特定の物質の質量（単位としては、例えば［ｍｇ／ｃｍ^３］等を用いる）を示すものとして説明する。設定する物質としては、被検体４０が人体または動物の場合は、水、骨、脂肪、造影剤を被検体４０に注入している場合ではその造影剤、血管のプラーク部分ではカルシウム、血栓および血管壁の繊維質など、ならびに、ステント等の体内にある金属等が想定される。 The first generation unit 342 is a functional unit that sets a substance that may be present in the subject 40 and generates a density image for each set substance using the subject sinogram received from the projection data acquisition unit 341. is there. Hereinafter, the density in the density image is described as indicating the mass (for example, [mg / cm ³ ] or the like is used as a unit) of a specific substance included in a unit volume. As the substance to be set, when the subject 40 is a human body or an animal, water, bone, fat, a contrast agent when a contrast agent is injected into the subject 40, calcium, a thrombus and a blood vessel in a plaque portion of a blood vessel. It is assumed that the fiber of the wall and the like and the metal and the like in the body such as a stent are included.

まず、図６を参照しながら、物質のＸ線のエネルギーに対する線減弱係数の特性について説明する。図６では、Ｘ線のエネルギーに対する線減弱係数の特性の例として、造影剤の一種であるヨードおよびカルシウム、ならびに水の特性が示されている。具体的には、図６では、ヨードについては、密度が２０［ｍｇ／ｃｍ３］の場合、カルシウムについては、密度が１００［ｍｇ／ｃｍ３］の場合、そして、水については、濃度が１００［％］の場合の特性が示されている。図６に示すように、エネルギーが大きくなるほど線減弱係数は、いずれの物質についても原則として連続的に小さくなる。ただし、図６のヨードの特性のように、Ｋ吸収端等のように光電効果が生じるエネルギーを超えるときに線減弱係数は不連続に増加する。Ｋ吸収端のエネルギーは元素によって異なり、ヨードの場合、図６に示すように約３３［ｋｅＶ］である。このように、エネルギーに対する線減弱係数の特性は、物質によって異なる。   First, the characteristics of the linear attenuation coefficient of a substance with respect to X-ray energy will be described with reference to FIG. FIG. 6 shows, as examples of the characteristics of the linear attenuation coefficient with respect to the energy of X-rays, the characteristics of iodine and calcium, which are a kind of contrast agent, and water. Specifically, in FIG. 6, for iodine, the density is 20 [mg / cm3], for calcium, the density is 100 [mg / cm3], and for water, the concentration is 100 [%]. ] Are shown. As shown in FIG. 6, as the energy increases, the linear attenuation coefficient of any substance decreases continuously in principle. However, as in the case of the iodine characteristic in FIG. 6, the linear attenuation coefficient increases discontinuously when the energy exceeding the photoelectric effect occurs, such as the K absorption edge. The energy at the K absorption edge differs depending on the element. In the case of iodine, it is about 33 [keV] as shown in FIG. Thus, the characteristics of the linear attenuation coefficient with respect to energy differ depending on the substance.

第１生成部３４２は、以下のように、上述した物質のＸ線のエネルギーに対する線減弱係数の特性を利用して、設定した物質ごとに密度を算出し、密度画像を生成する。Ｘ線のエネルギーＥの減弱率画像（復元画像、再構成画像）の座標（ｘ，ｙ）の線減弱係数をμ（ｘ，ｙ，Ｅ）、物質Ｍの密度画像の座標（ｘ，ｙ）の密度をρ（ｘ，ｙ，Ｍ）、エネルギーＥの物質Ｍが濃度１００［％］の場合の線減弱係数を（μ）_Ｍ（Ｅ）、物質Ｍが濃度１００［％］の場合の密度を（ρ）_Ｍとすると、線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）は、以下の式（１）で表される。

The first generation unit 342 calculates the density for each set substance by using the characteristics of the linear attenuation coefficient of the substance with respect to X-ray energy as described below, and generates a density image. The linear attenuation coefficient of the coordinates (x, y) of the attenuation rate image (restored image, reconstructed image) of the energy E of the X-ray is μ (x, y, E), and the coordinates (x, y) of the density image of the substance M Is the density of ρ (x, y, M), the linear attenuation coefficient when the substance M of energy E is 100 [%] is (μ) _M (E), and the density when the substance M is 100% [%] Let (ρ) _M be the linear attenuation coefficient μ (x, y, E) expressed by the following equation (1).

式（１）の線減弱係数（μ）_Ｍ（Ｅ）、および密度（ρ）_Ｍは、物質Ｍの理論値として既知の値である。また、式（１）の（μ）_Ｍ（Ｅ）／（ρ）_Ｍは、いわゆる質量減弱係数に相当する。第１生成部３４２は、具体的には、まず、特定のエネルギー帯を設定し、投影データ取得部３４１から、設定したエネルギー帯の被検体サイノグラムを受け取り、受け取った被検体サイノグラムから減弱率サイノグラムを生成する。具体的には、第１生成部３４２は、設定したエネルギー帯の被検体サイノグラムにおいてビュー毎、かつ、チャネル毎に減弱率を算出し、この減弱率を画素値とする減弱率サイノグラムを生成する。設定するエネルギー帯としては、例えば、３０〜３２［ｋｅＶ］、３４〜３６［ｋｅＶ］、６０〜６２［ｋｅＶ］等を選ぶ。また、設定するエネルギー帯は、ある一つのエネルギーとしてもよいが、連続する複数のエネルギーをまとめたエネルギー帯とすれば、フォトン数が多くなるので再構成の精度を向上させることができる。減弱率の算出方法としては、Ｘ線管１１から照射されるＸ線のフォトン数が既知である場合、ビュー毎、かつ、チャネル毎に、減弱率＝（Ｘ線管１１からそのチャネルおよびそのビューにおいて照射されたフォトン数）／（被検体４０を透過して検出器１３によりそのチャネルおよびそのビューで検出されたフォトン数）として、減弱率を算出する。一方、Ｘ線管１１から照射されるＸ線のフォトン数が未知である場合、第１生成部３４２は、予め、被検体４０を配置せずに検出器１３により検出されたスペクトルを入力し、そのスペクトルから空気サイノグラムを生成しておく。そして、ビュー毎、かつ、チャネル毎に、減弱率＝（空気サイノグラムのフォトン数（画素値））／（被検体サイノグラムのフォトン数（画素値））として、減弱率を算出する。なお、被検体４０を配置した場合のフォトン数をＡ、被検体４０を配置しない場合のフォトン数をＢとした場合に、例えば、ｌｏｇ（Ｂ／Ａ）を算出してこれを減弱率サイノグラムの画素値（減弱率）としてもよい。 The linear attenuation coefficient (μ) _M (E) and the density (ρ) _M in Expression (1) are known values as the theoretical values of the substance M. Further, (μ) _M (E) / (ρ) _M in the equation (1) corresponds to a so-called mass attenuation coefficient. Specifically, the first generation unit 342 first sets a specific energy band, receives a subject sinogram of the set energy band from the projection data acquisition unit 341, and calculates an attenuation rate sinogram from the received subject sinogram. Generate. Specifically, the first generation unit 342 calculates an attenuation rate for each view and for each channel in the subject sinogram in the set energy band, and generates an attenuation rate sinogram having the attenuation rate as a pixel value. As the energy band to be set, for example, 30 to 32 [keV], 34 to 36 [keV], 60 to 62 [keV], or the like is selected. Further, the energy band to be set may be a single energy. However, if the energy band is obtained by combining a plurality of continuous energies, the number of photons increases, so that the reconstruction accuracy can be improved. As a method of calculating the attenuation rate, when the number of photons of the X-rays emitted from the X-ray tube 11 is known, the attenuation ratio = (the channel from the X-ray tube 11 and the channel and the view from the X-ray tube 11). The attenuation rate is calculated as (the number of photons irradiated in step (1)) / (the number of photons transmitted through the subject 40 and detected by the detector 13 in the channel and the view). On the other hand, when the number of X-ray photons emitted from the X-ray tube 11 is unknown, the first generation unit 342 inputs a spectrum detected by the detector 13 without disposing the subject 40 in advance, An air sinogram is generated from the spectrum. Then, for each view and for each channel, the attenuation ratio is calculated as: attenuation ratio = (photon number (pixel value) of air sinogram) / (photon number (pixel value) of subject sinogram). When the number of photons when the subject 40 is arranged is A and the number of photons when the subject 40 is not arranged is B, for example, log (B / A) is calculated and this is calculated as the attenuation rate sinogram. It may be a pixel value (attenuation rate).

次に、第１生成部３４２は、生成した減弱率サイノグラムに対して、周知の技術である逆投影法または逐次近似法等によって再構成し、線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）を求める。線減弱係数は、Ｘ線を透過させる物質の種類および密度によって異なるため、その分布を再構成画像で可視化することにより、被検体４０内部の構造を認識することができる。   Next, the first generation unit 342 reconstructs the generated attenuation rate sinogram using a well-known technique, such as a back projection method or a successive approximation method, to obtain a linear attenuation coefficient μ (x, y, E). . Since the line attenuation coefficient varies depending on the type and density of the substance that transmits X-rays, the structure inside the subject 40 can be recognized by visualizing the distribution with a reconstructed image.

上述のように再構成の方法として、逆投影法を採用する場合、まず、あるビューにおいて検出器１３で検出された測定値を再構成すべき画像全体に書き込み、これをすべてのビューにおいて行う。この場合、被検体４０が存在しないところにも値が残るため、ぼやけた画像が得られるが、エッジを強調してアーチファクトを低減するフィルタによるフィルタ処理によって、エッジを強調してぼやけを相殺することにより鮮明な再構成画像を得る。フィルタ処理の方法は、フーリエ変換して周波数領域上で実行する方法、または、実空間においてコンボリューション（たたみ込み演算）により行う方法のいずれでもよい。このように、フィルタを用いて再構成画像を補正する方法を、特に、フィルタ補正逆投影法（ＦＢＰ（Ｆｉｌｔｅｒｅｄ Ｂａｃｋ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法）と呼ぶ。   As described above, when the back projection method is employed as a reconstruction method, first, a measurement value detected by the detector 13 in a certain view is written in the entire image to be reconstructed, and this is performed in all views. In this case, the value remains even in a place where the subject 40 does not exist, so that a blurred image is obtained. However, it is necessary to emphasize the edge to cancel out the blur by a filtering process that emphasizes the edge and reduces artifacts. To obtain a clearer reconstructed image. The method of the filter processing may be any of a method of performing a Fourier transform on the frequency domain and executing the same on a real space by a convolution (convolution operation) in a real space. Such a method of correcting a reconstructed image using a filter is particularly called a filtered back projection method (FBP (Filtered Back Projection) method).

また、再構成の方法として、逐次近似法を採用する場合、まず、仮の画像を予め用意し、各ビューにおいてＸ線を照射していく。そして、仮の画像の画素値が、実際に検出器１３において検出された測定値より小さい場合、仮の画像の画素値を増加させていく。逆に、仮の画像の画素値が、実際に検出器１３において検出された測定値より大きい場合、仮の画像の画素値を減少させていく。この動作を繰り返すことによって、仮の画像の画素値を、真の断面画像の画素値と等しくなるように変更して再構成画像を得る。逐次近似法には、ＯＳ−ＥＭ（Ｏｒｄｅｒｄ Ｓｕｂｓｅｔ Ｅｘｐｅｃｔａｔｉｏｎ Ｍａｘｉｍｉｚａｔｉｏｎ）法、およびＭＬ−ＥＭ（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｌｉｋｅｌｉｈｏｏｄ Ｅｘｐｅｃｔａｔｉｏｎ Ｍａｘｉｍｉｚａｔｉｏｎ）法等の種々の方法がある。   When the successive approximation method is adopted as a reconstruction method, first, a provisional image is prepared in advance, and X-rays are emitted in each view. When the pixel value of the temporary image is smaller than the measured value actually detected by the detector 13, the pixel value of the temporary image is increased. Conversely, if the pixel value of the temporary image is larger than the measurement value actually detected by the detector 13, the pixel value of the temporary image is reduced. By repeating this operation, the pixel value of the temporary image is changed to be equal to the pixel value of the true cross-sectional image to obtain a reconstructed image. As the successive approximation method, there are various methods such as an OS-EM (Order Subset Expectation Maximization) method and an ML-EM (Maximum Likelihood Expectation Maximization) method.

次に、第１生成部３４２は、求めた線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）を用いて、上述の式（１）により、密度ρ（ｘ，ｙ，Ｍ）だけが未知の連立方程式を求め、設定したエネルギー帯の数と、設定した物質の数とを等しくすることによって、座標（ｘ，ｙ）ごとに、密度ρ（ｘ，ｙ，Ｍ）を解として算出する。そして、第１生成部３４２は、算出した密度ρ（ｘ，ｙ，Ｍ）を座標（ｘ，ｙ）ごとに画素値として配置した密度画像を生成する。第１生成部３４２は、生成した密度画像を、第２生成部３４３に送る。   Next, the first generation unit 342 uses the obtained linear attenuation coefficient μ (x, y, E) to calculate a simultaneous equation in which only the density ρ (x, y, M) is unknown according to the above equation (1). Is calculated, and the density ρ (x, y, M) is calculated as a solution for each coordinate (x, y) by making the set number of energy bands equal to the set number of substances. Then, the first generation unit 342 generates a density image in which the calculated density ρ (x, y, M) is arranged as a pixel value for each coordinate (x, y). The first generation unit 342 sends the generated density image to the second generation unit 343.

なお、一般に、求められた線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）には誤差が含まれるので、設定するエネルギー帯の数を、設定する物質の数よりも多くして方程式の数を増やし、最小二乗法等を用いることで、密度ρ（ｘ，ｙ，Ｍ）の誤差を軽減することができる。また、線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）は、設定したエネルギー帯での平均値となるので、線減弱係数（μ）_Ｍ（Ｅ）もそのエネルギー帯での平均値とする。 In general, since the obtained linear attenuation coefficient μ (x, y, E) includes an error, the number of energy bands to be set is made larger than the number of substances to be set, and the number of equations is increased. By using the least-squares method or the like, an error in the density ρ (x, y, M) can be reduced. Also, since the linear attenuation coefficient μ (x, y, E) is an average value in the set energy band, the linear attenuation coefficient (μ) _M (E) is also an average value in the energy band.

また、第１生成部３４２により設定された物質に、被検体４０には実際に存在しない物質が設定されたとすると、存在しない物質は密度が０、存在する物質はその密度が正しく算出されるのが理想であるが、実際は、計測誤差および計算誤差等により、算出される密度にも誤差が生じる。特に、未知数である物質の数が多いほど、密度の誤差も大きくなる。そこで、まずは、存在する可能性が低い、または、存在しても微量の物質は設定対象から除いて、物質の数を最小限にとどめることにより、主要な物質の密度を高精度に求めることができる。   If a substance that does not actually exist in the subject 40 is set as the substance set by the first generation unit 342, the density of the non-existing substance is 0, and the density of the existing substance is correctly calculated. Is ideal, but in practice, errors occur in the calculated density due to measurement errors, calculation errors, and the like. In particular, the greater the number of unknown substances, the greater the error in density. Therefore, first, it is necessary to remove the small amount of substances that are unlikely to be present, or even if they are present, from the target, and minimize the number of substances to determine the density of the main substances with high accuracy. it can.

第２生成部３４３は、第１生成部３４２から受け取った密度画像の密度ρを、上述の式（１）の右辺に代入し、特定のエネルギー（以下、「差分比較エネルギー」という場合がある）を設定し、設定した差分比較エネルギーの（μ）_Ｍ（Ｅ）／（ρ）_Ｍを用いて、差分比較エネルギーの線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）を算出する機能部である。そして、第２生成部３４３は、算出した線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）を座標（ｘ，ｙ）ごとに画素値として配置したモノクロマティック画像を生成する。第２生成部３４３は、生成したモノクロマティック画像を、差分判定部３４５に送る。 The second generation unit 343 substitutes the density ρ of the density image received from the first generation unit 342 into the right side of the above-described equation (1), and has a specific energy (hereinafter, may be referred to as “difference comparison energy”). Is set, and the linear attenuation coefficient μ (x, y, E) of the difference comparison energy is calculated using the set difference comparison energy (μ) _M (E) / (ρ) _M. Then, the second generation unit 343 generates a monochrome image in which the calculated line attenuation coefficient μ (x, y, E) is arranged as a pixel value for each coordinate (x, y). The second generation unit 343 sends the generated monochrome image to the difference determination unit 345.

なお、第２生成部３４３により設定され差分比較エネルギーは、第１生成部３４２により設定されたエネルギーと一致していてもよい。   Note that the difference comparison energy set by the second generator 343 may match the energy set by the first generator 342.

再構成部３４４は、投影データ取得部３４１から受け取った被検体サイノグラムを再構成して再構成画像を生成する機能部である。具体的には、再構成部３４４は、まず、投影データ取得部３４１から、第２生成部３４３により設定された差分比較エネルギーの被検体サイノグラムを受け取り、受け取った被検体サイノグラムから減弱率サイノグラムを生成する。再構成部３４４による減弱率サイノグラムの生成方法は、上述の第１生成部３４２による減弱率サイノグラムの生成方法と同様である。   The reconstruction unit 344 is a functional unit that reconstructs the subject sinogram received from the projection data acquisition unit 341 and generates a reconstructed image. Specifically, the reconstruction unit 344 first receives, from the projection data acquisition unit 341, the subject sinogram of the difference comparison energy set by the second generation unit 343, and generates an attenuation rate sinogram from the received subject sinogram. I do. The method of generating the attenuation rate sinogram by the reconstruction unit 344 is the same as the method of generating the attenuation rate sinogram by the first generation unit 342 described above.

そして、再構成部３４４は、生成した減弱率サイノグラムに対して、周知の技術である逆投影法または逐次近似法等によって再構成して再構成画像を生成する。再構成部３４４は、生成した再構成画像を、差分判定部３４５に送る。再構成部３４４により生成される再構成画像は、特定のエネルギーである差分比較エネルギーの被検体サイノグラム、すなわち、フォトン数が少ないエネルギーに基づく被検体サイノグラムに基づいて生成されるので、ノイズを含む可能性があるが、その画素値である線減弱係数は正しい値であるとみなすことができる。   Then, the reconstructing unit 344 reconstructs the generated attenuation rate sinogram using a well-known technique such as a back projection method or a successive approximation method to generate a reconstructed image. The reconstruction unit 344 sends the generated reconstructed image to the difference determination unit 345. Since the reconstructed image generated by the reconstructing unit 344 is generated based on the subject sinogram of the difference comparison energy that is the specific energy, that is, the subject sinogram based on the energy having the small number of photons, the reconstructed image may include noise. However, the linear attenuation coefficient as the pixel value can be regarded as a correct value.

差分判定部３４５は、第２生成部３４３により生成されたモノクロマティック画像と、再構成部３４４により生成された再構成画像との比較結果である差分（第１差分）を求め、その差分について判定する機能部である。   The difference determination unit 345 obtains a difference (first difference) that is a comparison result between the monochrome image generated by the second generation unit 343 and the reconstructed image generated by the reconstruction unit 344, and determines the difference. It is a functional part that performs.

第１生成部３４２より密度が正しく算出されている場合、その密度を用いて第２生成部３４３により生成された差分比較エネルギーのモノクロマティック画像と、再構成部３４４により生成されたその差分比較エネルギーの再構成画像との画素値についての差分は、ほぼ０となる。一方、第１生成部３４２により算出された密度が誤っている場合、モノクロマティック画像と、再構成画像とは、異なる画像となり、差分が生じることになる。   When the density is correctly calculated by the first generation unit 342, the monochrome image of the difference comparison energy generated by the second generation unit 343 using the density and the difference comparison energy generated by the reconstruction unit 344 are used. Is substantially zero. On the other hand, when the density calculated by the first generation unit 342 is incorrect, the monochrome image and the reconstructed image are different images, and a difference occurs.

そこで、差分判定部３４５は、モノクロマティック画像および再構成画像の画像全体の画素値の差分の絶対値の総和が、所定値（第１所定値）以下である場合、第１生成部３４２により生成された密度画像の密度は、十分に高い精度であると判定する。一方、差分判定部３４５は、差分の絶対値の総和が、所定値よりも大きい場合、密度画像の密度の精度が不十分であると判定し、第１生成部３４２により密度を再度求める（以下、「再処理をする」という場合がある）必要がある旨の情報を含む再処理情報を生成して、変更部３４６に送る。   Therefore, when the sum of the absolute values of the differences between the pixel values of the entire image of the monochrome image and the reconstructed image is equal to or smaller than a predetermined value (first predetermined value), the difference determination unit 345 generates the difference by the first generation unit 342. It is determined that the density of the obtained density image has sufficiently high accuracy. On the other hand, when the sum of the absolute values of the differences is larger than the predetermined value, the difference determination unit 345 determines that the accuracy of the density of the density image is insufficient, and obtains the density again by the first generation unit 342 (hereinafter, the density is calculated). , And “re-process” in some cases) and generates re-processing information including information indicating that it is necessary, and sends it to the changing unit 346.

なお、差分判定部３４５によって画素値の差分の絶対値の総和が求められるものとしたが、これに限定されるものではなく、例えば、画素値の差分の二乗和等の他の誤差尺度を用いてもよい。   Note that the sum of the absolute values of the pixel value differences is calculated by the difference determination unit 345. However, the present invention is not limited to this. For example, another error scale such as the sum of squares of the pixel value differences may be used. May be.

また、差分判定部３４５は、モノクロマティック画像および再構成画像の画像全体の画素値についての差分を求めるものとしたが、これに限定されるものではなく、画像において血管部等の注目領域がある場合、その注目領域における画素値について差分を求めるものとしてもよい。   Further, the difference determination unit 345 obtains the difference between the pixel values of the entire image of the monochrome image and the reconstructed image. However, the present invention is not limited to this, and there is a region of interest such as a blood vessel in the image. In this case, a difference may be obtained for the pixel value in the attention area.

また、差分判定部３４５は、モノクロマティック画像および再構成画像の領域ごと、または画素ごとに差分を求め、その領域ごと、または画素ごとに再処理をする必要の有無を再処理情報に含めるものとしてもよい。   Further, the difference determination unit 345 obtains a difference for each region or pixel of the monochrome image and the reconstructed image, and includes in the reprocessing information whether or not it is necessary to perform reprocessing for each region or each pixel. Is also good.

また、差分判定部３４５により求められたモノクロマティック画像と再構成画像との比較結果（例えば、差分の情報）は、例えば、表示装置３２（第１通知部の一例）により表示されるようにしてもよい。この場合、比較結果を通知する方法としては、表示装置３２により表示させることに限定されない。例えば、図示しない音声出力装置（第１通知部の一例）による音声により比較結果を通知するものとしてもよく、ランプ表示装置（第１通知部の一例）のランプの点灯または点滅等により比較結果を通知するものとしてもよい。   The comparison result (for example, difference information) between the monochrome image and the reconstructed image obtained by the difference determination unit 345 is displayed on the display device 32 (an example of a first notification unit). Is also good. In this case, the method of notifying the comparison result is not limited to displaying the result on the display device 32. For example, the comparison result may be notified by sound from an audio output device (an example of a first notification unit) not shown, and the comparison result may be notified by lighting or blinking of a lamp of a lamp display device (an example of a first notification unit). Notification may be provided.

変更部３４６は、差分判定部３４５から受け取った再処理情報に従って、密度を算出する物質、または線減弱係数μを求めるエネルギー帯の設定を変更する機能部である。具体的には、変更部３４６は、密度を算出する物質、または線減弱係数μを求めるエネルギー帯の設定を変更するための変更情報を生成して、第１生成部３４２に送る。第１生成部３４２は、変更部３４６から受け取った変更情報に従って、物質の設定、または、線減弱係数μを求めるエネルギー帯の設定を変更し、再度、設定変更後の各物質の密度を算出する。第２生成部３４３は、第１生成部３４２により生成された密度画像からモノクロマティック画像を再度、生成する。そして、差分判定部３４５は、第２生成部３４３により再度生成されたモノクロマティック画像と、再構成部３４４により生成された再構成画像との差分を求め、その差分について判定する。上述の一連の動作を、密度の精度が十分に高いと判定されるまで、または、所定回数に達するまで、変更部３４６による物質およびエネルギー帯の設定を変更しながら繰り返す。   The changing unit 346 is a functional unit that changes the setting of the substance for calculating the density or the energy band for obtaining the linear attenuation coefficient μ according to the reprocessing information received from the difference determining unit 345. Specifically, the changing unit 346 generates change information for changing the setting of the substance for which the density is calculated or the energy band for which the linear attenuation coefficient μ is to be obtained, and sends the generated change information to the first generating unit 342. The first generating unit 342 changes the setting of the substance or the setting of the energy band for obtaining the linear attenuation coefficient μ according to the change information received from the changing unit 346, and calculates the density of each substance after the setting change again. . The second generator 343 generates a monochrome image again from the density image generated by the first generator 342. Then, the difference determination unit 345 obtains a difference between the monochrome image generated again by the second generation unit 343 and the reconstructed image generated by the reconstruction unit 344, and determines the difference. The above-described series of operations is repeated while changing the setting of the substance and the energy band by the changing unit 346 until it is determined that the accuracy of the density is sufficiently high or until the density reaches a predetermined number.

変更部３４６は、例えば、予め、プラーク部分で血栓または脂肪が存在しないと想定して、第１生成部３４２により他の物質だけを設定して密度が算出されていたのであれば、血栓または脂肪を、密度を算出する物質として設定変更するための変更情報を生成する。また、変更部３４６は、例えば、予め、金属は存在しないと想定していたのであれば、金属を、密度を算出する物質として設定変更するための変更情報を生成する。また、変更部３４６は、例えば、密度の算出精度を向上させるために、第１生成部３４２により設定された物質の線減弱係数の相対的な大小関係が異なるエネルギー帯に設定変更するための変更情報を生成する。なお、変更部３４６による線減弱係数μのエネルギー帯の変更は、例えば、予め決められたパターンに従って行われるものとしてもよい。   The changing unit 346, for example, presupposes that there is no thrombus or fat in the plaque portion, and if the density has been calculated by setting only other substances by the first generation unit 342, the thrombus or fat Is generated as a substance for calculating the density. Further, for example, if it is assumed that there is no metal in advance, the changing unit 346 generates change information for changing the setting of the metal as a substance for calculating the density. In addition, the changing unit 346 performs a change for changing the setting to an energy band in which the relative magnitude relation of the linear attenuation coefficient of the substance set by the first generating unit 342 is different, for example, in order to improve the calculation accuracy of the density. Generate information. The change of the energy band of the linear attenuation coefficient μ by the changing unit 346 may be performed, for example, according to a predetermined pattern.

なお、変更部３４６が、差分判定部３４５から受け取った再処理情報に従って、密度を算出する物質を追加設定する場合、例えば、図７の物質特定優先順位テーブル２０００（優先順位情報）が示す優先順位に従って、物質を追加設定するものとしてもよい。物質特定優先順位テーブル２０００は、例えば、画像記憶部３５（図１参照）等の記憶部に予め記憶されているものとすればよい。例えば、第１生成部３４２は、物質特定優先順位テーブル２０００を参照して、被検体４０に含まれる物質として想定される物質を、優先順位が１および２である水およびヨードであると想定して設定して密度画像を生成したが、差分判定部３４５により密度の精度が不十分であると判定された場合を考える。この場合、変更部３４６は、物質特定優先順位テーブル２０００を参照し、次に優先順位の高いカルシウムが被検体４０に含まれると想定して、追加設定するための変更情報を生成して、第１生成部３４２に送る。第１生成部３４２は、変更情報に従って、被検体４０に含まれる物質が水、ヨードおよびカルシウムであるものと想定して、再度、各物質の密度を算出する。なお、上述では変更部３４６が、密度を算出する物質を追加設定する動作について説明したが、同様に物質特定優先順位テーブル２０００等を参照して、優先順位が低い物質を削除設定するものとしてもよい。また、物質特定優先順位テーブル２０００は、図７に示すように、テーブル形式としているが、物質と優先順位とを関連付ける情報であればどのような形式の情報であってもよい。   Note that when the changing unit 346 additionally sets a substance whose density is to be calculated in accordance with the reprocessing information received from the difference determining unit 345, for example, the priority specified in the substance identification priority table 2000 (priority information) shown in FIG. According to the above, the substance may be additionally set. The substance identification priority table 2000 may be stored in advance in a storage unit such as the image storage unit 35 (see FIG. 1). For example, the first generation unit 342 refers to the substance identification priority order table 2000 and assumes that substances assumed as substances included in the subject 40 are water and iodine having priority levels 1 and 2. And a density image is generated, but the case where the difference determination unit 345 determines that the accuracy of the density is insufficient is considered. In this case, the changing unit 346 refers to the substance identification priority table 2000 and generates change information for additional setting on the assumption that calcium having the next highest priority is included in the subject 40, and 1 to the generation unit 342. The first generation unit 342 calculates the density of each substance again, assuming that the substances contained in the subject 40 are water, iodine, and calcium according to the change information. In the above description, the change unit 346 has described the operation of additionally setting the substance for which the density is to be calculated. However, the change unit 346 may similarly set the substance having a lower priority by deleting the lower priority by referring to the substance identification priority table 2000 and the like. Good. Further, the substance specification priority order table 2000 is in the form of a table as shown in FIG. 7, but may be in any form as long as the information associates the substance with the priority order.

また、変更部３４６による密度を算出する物質、または線減弱係数μを求めるエネルギー帯の設定の変更は、操作者による入力装置３１に対する操作に従って行われるものとしてもよい。   Further, the change of the substance for calculating the density or the setting of the energy band for obtaining the linear attenuation coefficient μ by the changing unit 346 may be performed according to an operation on the input device 31 by the operator.

また、変更部３４６は、差分判定部３４５から受け取った再処理情報に、画像の部分ごと、または画素ごとに再処理をする必要の有無の情報が含まれている場合、再処理が必要な部分または画素ごとに、上述と同様の方法で密度を再度算出するための変更情報を生成するものとすればよい。   If the reprocessing information received from the difference determination unit 345 includes information indicating whether or not it is necessary to perform reprocessing for each part of an image or for each pixel, the changing unit Alternatively, change information for calculating the density again by the same method as described above may be generated for each pixel.

また、第２生成部３４３により差分比較エネルギーが設定されるものとしているが、設定される差分比較エネルギーは１つに限定されるものではない。すなわち、第２生成部３４３は、Ｎ個（Ｎ＞１）の差分比較エネルギーを設定し、第２生成部３４３は、Ｎ個のモノクロマティック画像を生成し、再構成部３４４は、Ｎ個の再構成画像を生成するものとしてもよい。これによって、差分判定部３４５は、同じ差分比較エネルギー同士のＮ組それぞれの差分を用いることができ、より多くのエネルギーにおいて詳細に密度の精度を確認することができる。   In addition, the difference comparison energy is set by the second generator 343, but the set difference comparison energy is not limited to one. That is, the second generator 343 sets N (N> 1) difference comparison energies, the second generator 343 generates N monochrome images, and the reconstructor 344 generates N monochrome images. A reconstructed image may be generated. Accordingly, the difference determination unit 345 can use the differences of each of the N sets of the same difference comparison energy, and can confirm the density accuracy in more energy.

また、第２生成部３４３は、差分比較エネルギーの大きさを連続的に切り替えながらモノクロマティック画像を生成し、再構成部３４４は、差分エネルギーを連続的に切り替えながら再構成画像を生成して、差分判定部３４５は、連続的に切り替えられる差分比較エネルギー毎にモノクロマティック画像と、再構成画像との差分を求めるものとしてもよい。この場合、あるエネルギーで不連続に差分が大きくなった場合、Ｋ吸収端がそのエネルギーである物質が想定外に存在する可能性が高いため、変更部３４６は、その物質を追加設定するための変更情報を生成し、第１生成部３４２は、その物質を追加設定して、再度、密度を算出するものとしてもよい。ここで、あるエネルギーで不連続に差分が大きくなった場合とは、例えば、差分の変化量が所定値（第２所定値）を超えた場合とすればよい。Ｋ吸収端は物質によって既知なので、Ｋ吸収端が検出された場合に特定される物質が被検体４０に含まれる可能性が高いので、物質の密度を高精度に求めることができる可能性も高くなる。   Further, the second generation unit 343 generates a monochrome image while continuously switching the magnitude of the difference comparison energy, and the reconstruction unit 344 generates a reconstructed image while continuously switching the difference energy. The difference determination unit 345 may calculate the difference between the monochrome image and the reconstructed image for each difference comparison energy that is continuously switched. In this case, when the difference is increased discontinuously at a certain energy, there is a high possibility that a substance whose K absorption edge is the energy is unexpectedly high. Therefore, the changing unit 346 sets the substance for additional setting. The change information may be generated, and the first generation unit 342 may additionally set the substance and calculate the density again. Here, the case where the difference increases discontinuously at a certain energy may be, for example, the case where the amount of change of the difference exceeds a predetermined value (second predetermined value). Since the K absorption edge is known by the substance, there is a high possibility that the substance specified when the K absorption edge is detected is included in the subject 40, and therefore, it is highly possible that the density of the substance can be obtained with high accuracy. Become.

また、図５に示す投影データ取得部３４１、第１生成部３４２、第２生成部３４３、再構成部３４４、差分判定部３４５および変更部３４６は、機能を概念的に示したものであって、このような構成に限定されるものではない。例えば、図５で独立した機能部として図示した複数の機能部を、１つの機能部として構成してもよい。一方、図５の１つの機能部が有する機能を複数に分割し、複数の機能部として構成するものとしてもよい。   The projection data acquisition unit 341, the first generation unit 342, the second generation unit 343, the reconfiguration unit 344, the difference determination unit 345, and the change unit 346 illustrated in FIG. 5 conceptually illustrate functions. However, the present invention is not limited to such a configuration. For example, a plurality of functional units illustrated as independent functional units in FIG. 5 may be configured as one functional unit. On the other hand, the function of one function unit in FIG. 5 may be divided into a plurality of functions and configured as a plurality of function units.

図８は、第１の実施形態の画像処理部の動作の一例を示すフローチャートである。図８を参照しながら、第１の実施形態の画像処理部３４による画像処理の全体動作について説明する。   FIG. 8 is a flowchart illustrating an example of the operation of the image processing unit according to the first embodiment. The overall operation of the image processing by the image processing unit 34 according to the first embodiment will be described with reference to FIG.

＜ステップＳ１１＞
投影データ取得部３４１は、データ収集部１６により生成された被検体４０のサイノグラムである被検体サイノグラムを投影データとして受信して取得する。そして、ステップＳ１２へ移行する。 <Step S11>
The projection data acquisition unit 341 receives and acquires the subject sinogram, which is the sinogram of the subject 40 generated by the data collection unit 16, as projection data. Then, control goes to a step S12.

＜ステップＳ１２＞
第１生成部３４２は、特定のエネルギー帯を設定し、投影データ取得部３４１から、設定したエネルギー帯の被検体サイノグラムを受け取り、受け取った被検体サイノグラムから減弱率サイノグラムを生成する。次に、第１生成部３４２は、生成した減弱率サイノグラムに対して、周知の技術である逆投影法または逐次近似法等によって再構成し、線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）を求める。次に、第１生成部３４２は、求めた線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）を用いて、上述の式（１）により、密度ρ（ｘ，ｙ，Ｍ）だけが未知の連立方程式を求め、設定したエネルギー帯の数と、設定した物質の数とを等しくすることによって、座標（ｘ，ｙ）ごとに、密度ρ（ｘ，ｙ，Ｍ）を解として算出する。そして、第１生成部３４２は、算出した密度ρ（ｘ，ｙ，Ｍ）を座標（ｘ，ｙ）ごとに画素値として配置した密度画像を生成する。第１生成部３４２は、生成した密度画像を、第２生成部３４３に送る。そして、ステップＳ１３へ移行する。 <Step S12>
The first generation unit 342 sets a specific energy band, receives a subject sinogram in the set energy band from the projection data acquisition unit 341, and generates an attenuation rate sinogram from the received subject sinogram. Next, the first generation unit 342 reconstructs the generated attenuation rate sinogram using a well-known technique, such as a back projection method or a successive approximation method, to obtain a linear attenuation coefficient μ (x, y, E). . Next, the first generation unit 342 uses the obtained linear attenuation coefficient μ (x, y, E) to calculate a simultaneous equation in which only the density ρ (x, y, M) is unknown according to the above equation (1). Is calculated, and the density ρ (x, y, M) is calculated as a solution for each coordinate (x, y) by making the set number of energy bands equal to the set number of substances. Then, the first generation unit 342 generates a density image in which the calculated density ρ (x, y, M) is arranged as a pixel value for each coordinate (x, y). The first generation unit 342 sends the generated density image to the second generation unit 343. Then, control goes to a step S13.

＜ステップＳ１３＞
第２生成部３４３は、第１生成部３４２から受け取った密度画像の密度ρを、上述の式（１）の右辺に代入し、差分比較エネルギーを設定し、設定した差分比較エネルギーの（μ）_Ｍ（Ｅ）／（ρ）_Ｍを用いて、差分比較エネルギーの線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）を算出する。そして、第２生成部３４３は、算出した線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）を座標（ｘ，ｙ）ごとに画素値として配置したモノクロマティック画像を生成する。第２生成部３４３は、生成したモノクロマティック画像を、差分判定部３４５に送る。 <Step S13>
The second generation unit 343 substitutes the density ρ of the density image received from the first generation unit 342 into the right side of the above equation (1), sets a difference comparison energy, and sets (μ) of the set difference comparison energy. _M (E) / (ρ) _M is used to calculate the linear attenuation coefficient μ (x, y, E) of the difference comparison energy. Then, the second generation unit 343 generates a monochrome image in which the calculated line attenuation coefficient μ (x, y, E) is arranged as a pixel value for each coordinate (x, y). The second generation unit 343 sends the generated monochrome image to the difference determination unit 345.

再構成部３４４は、投影データ取得部３４１から、第２生成部３４３により設定された差分比較エネルギーの被検体サイノグラムを受け取り、受け取った被検体サイノグラムから減弱率サイノグラムを生成する。そして、再構成部３４４は、生成した減弱率サイノグラムに対して、周知の技術である逆投影法または逐次近似法等によって再構成して再構成画像を生成する。再構成部３４４は、生成した再構成画像を、差分判定部３４５に送る。そして、ステップＳ１４へ移行する。   The reconstruction unit 344 receives the subject sinogram of the difference comparison energy set by the second generation unit 343 from the projection data acquisition unit 341, and generates an attenuation rate sinogram from the received subject sinogram. Then, the reconstructing unit 344 reconstructs the generated attenuation rate sinogram using a well-known technique such as a back projection method or a successive approximation method to generate a reconstructed image. The reconstruction unit 344 sends the generated reconstructed image to the difference determination unit 345. Then, control goes to a step S14.

＜ステップＳ１４＞
差分判定部３４５は、第２生成部３４３により生成されたモノクロマティック画像と、再構成部３４４により生成された再構成画像との差分を求め、その差分について判定する。例えば、差分判定部３４５は、モノクロマティック画像および再構成画像の画像全体の画素値の差分の絶対値の総和が、所定値以下である場合（ステップＳ１４：Ｙｅｓ）、第１生成部３４２により生成された密度画像の密度は、十分に高い精度であると判定し、画像処理が終了する。一方、差分判定部３４５は、差分の絶対値の総和が、所定値よりも大きい場合（ステップＳ１４：Ｎｏ）、密度画像の密度の精度が不十分であると判定し、第１生成部３４２により再処理をする必要がある旨の情報を含む再処理情報を生成して、変更部３４６に送り、ステップＳ１５へ移行する。 <Step S14>
The difference determination unit 345 obtains a difference between the monochrome image generated by the second generation unit 343 and the reconstructed image generated by the reconstruction unit 344, and determines the difference. For example, when the sum of the absolute values of the differences between the pixel values of the entire image of the monochrome image and the reconstructed image is equal to or smaller than a predetermined value (Yes in step S14), the difference determination unit 345 generates the difference using the first generation unit 342. It is determined that the density of the obtained density image has sufficiently high accuracy, and the image processing ends. On the other hand, when the sum of the absolute values of the differences is larger than the predetermined value (Step S14: No), the difference determination unit 345 determines that the accuracy of the density of the density image is insufficient, and the first generation unit 342 Reprocessing information including information indicating that reprocessing is necessary is generated, sent to the changing unit 346, and the process proceeds to step S15.

＜ステップＳ１５＞
変更部３４６は、差分判定部３４５から受け取った再処理情報に従って、密度を算出する物質、または線減弱係数μを求めるエネルギー帯の設定を変更する。具体的には、変更部３４６は、密度を算出する物質、または線減弱係数μを求めるエネルギー帯の設定を変更するための変更情報を生成して、第１生成部３４２に送る。そして、ステップＳ１２へ戻る。 <Step S15>
The change unit 346 changes the setting of the substance for calculating the density or the energy band for obtaining the linear attenuation coefficient μ according to the reprocessing information received from the difference determination unit 345. Specifically, the changing unit 346 generates change information for changing the setting of the substance for which the density is calculated or the energy band for which the linear attenuation coefficient μ is to be obtained, and sends the generated change information to the first generating unit 342. Then, the process returns to step S12.

上述のステップＳ１２〜Ｓ１５の一連の動作を密度の精度が十分に高いと判定されるまで（ステップＳ１４）、変更部３４６による物質およびエネルギー帯の設定を変更しながら繰り返す。なお、上述のように所定回数に達するまで繰り返すものとしてもよい。   The series of operations in steps S12 to S15 described above are repeated while changing the setting of the substance and the energy band by the changing unit 346 until it is determined that the accuracy of the density is sufficiently high (step S14). Note that, as described above, the process may be repeated until the predetermined number of times is reached.

以上のように、第２生成部３４３は、特定のエネルギーである差分比較エネルギーの線減弱係数μを算出してモノクロマティック画像を生成し、再構成部３４４は、その差分比較エネルギーの被検体サイノグラムから、画素値である線減弱係数が正しいとみなせる再構成画像を生成し、差分判定部３４５は、モノクロマティック画像と再構成画像との差分を判定し、モノクロマティック画像と再構成画像との一致度を判定するものとしている。これによって、差分が大きくモノクロマティック画像の画素値である線減弱係数が正しくない、すなわち、密度画像の密度が精度よく算出されていないことが判別でき、被検体４０に含まれると想定した物質とは異なる物質の存在の有無を判別することができる。さらに、被検体４０に含まれると想定した物質の構成が異なることが判別された場合、他の物質を追加もしくは削除設定、または、線減弱係数μを求めるエネルギー帯の設定の変更をすることで、正しい密度画像を生成することができる。   As described above, the second generation unit 343 calculates the linear attenuation coefficient μ of the difference comparison energy that is the specific energy to generate a monochrome image, and the reconstruction unit 344 calculates the subject sinogram of the difference comparison energy. , A reconstructed image in which the line attenuation coefficient, which is a pixel value, can be regarded as correct, is generated. The difference determination unit 345 determines a difference between the monochrome image and the reconstructed image, and determines whether the monochrome image matches the reconstructed image. The degree is to be determined. Thereby, it is possible to determine that the difference is large and the linear attenuation coefficient, which is the pixel value of the monochrome image, is not correct, that is, it is possible to determine that the density of the density image has not been calculated with high accuracy. Can determine the presence or absence of different substances. Further, when it is determined that the composition of the substance assumed to be contained in the subject 40 is different, by adding or deleting another substance, or by changing the setting of the energy band for obtaining the linear attenuation coefficient μ. , A correct density image can be generated.

＜変形例＞
図９は、第１の実施形態の変形例の画像処理部のブロック構成の一例を示す図である。図９を参照しながら、本実施形態の変形例に係る画像処理部３４ａのブロック構成および各ブロックの動作について、第１の実施形態の画像処理部３４と相違する点を中心に説明する。第１の実施形態においては、モノクロマティック画像と再構成画像との差分が所定値よりも大きい場合、変更部３４６が、差分判定部３４５の再処理情報に従って、自動で、密度を算出する物質、または線減弱係数μを求めるエネルギー帯の設定を変更するための変更情報を生成する動作を説明した。本変形例においては、操作者が変更情報を手動で生成する動作について説明する。なお、本変形例に係るＸ線検査装置の構成は、図１に示す画像処理部３４が画像処理部３４ａに置換された構成である。 <Modification>
FIG. 9 is a diagram illustrating an example of a block configuration of an image processing unit according to a modification of the first embodiment. With reference to FIG. 9, the block configuration of the image processing unit 34a according to the modification of the present embodiment and the operation of each block will be described focusing on the differences from the image processing unit 34 of the first embodiment. In the first embodiment, when the difference between the monochrome image and the reconstructed image is larger than a predetermined value, the changing unit 346 automatically calculates the density according to the reprocessing information of the difference determining unit 345; Alternatively, the operation of generating change information for changing the setting of the energy band for obtaining the linear attenuation coefficient μ has been described. In this modification, an operation in which an operator manually generates change information will be described. The configuration of the X-ray inspection apparatus according to the present modification is a configuration in which the image processing unit 34 illustrated in FIG. 1 is replaced with an image processing unit 34a.

図９に示すように、画像処理部３４ａは、投影データ取得部３４１と、第１生成部３４２と、第２生成部３４３と、再構成部３４４と、差分算出部３４５ａ（第１算出部）と、を備えている。さらに、本変形例に係るＸ線検査装置は、入力部３１１と、表示部３２１（第１通知部の一例）と、を備えている。なお、画像処理部３４ａの投影データ取得部３４１、第１生成部３４２、第２生成部３４３および再構成部３４４の動作は、それぞれ、図５に示す画像処理部３４の投影データ取得部３４１、第１生成部３４２、第２生成部３４３および再構成部３４４の動作と同様である。   As shown in FIG. 9, the image processing unit 34a includes a projection data acquisition unit 341, a first generation unit 342, a second generation unit 343, a reconfiguration unit 344, and a difference calculation unit 345a (first calculation unit). And Further, the X-ray inspection apparatus according to the present modification includes an input unit 311 and a display unit 321 (an example of a first notification unit). The operations of the projection data acquisition unit 341, the first generation unit 342, the second generation unit 343, and the reconstruction unit 344 of the image processing unit 34a are respectively performed by the projection data acquisition unit 341 of the image processing unit 34 illustrated in FIG. The operations are the same as those of the first generation unit 342, the second generation unit 343, and the reconfiguration unit 344.

差分算出部３４５ａは、第２生成部３４３により生成されたモノクロマティック画像と、再構成部３４４により生成された再構成画像との比較結果である差分を求める機能部である。差分算出部３４５ａは、例えば、モノクロマティック画像および再構成画像を構成する各画素の画素値の差分を求め、それぞれの差分を画素値とする差分画像を生成して、表示部３２１に送信する。   The difference calculation unit 345a is a functional unit that obtains a difference that is a comparison result between the monochrome image generated by the second generation unit 343 and the reconstructed image generated by the reconstruction unit 344. The difference calculation unit 345a, for example, obtains a difference between pixel values of each pixel constituting the monochrome image and the reconstructed image, generates a difference image having each difference as a pixel value, and transmits the difference image to the display unit 321.

表示部３２１は、差分算出部３４５ａにより求められたモノクロマティック画像と再構成画像との比較結果である差分の情報（例えば、差分画像）を表示する機能部である。表示部３２１は、図１に示す表示装置３２によって実現される。   The display unit 321 is a functional unit that displays difference information (for example, a difference image) that is a comparison result between the monochrome image and the reconstructed image obtained by the difference calculation unit 345a. The display unit 321 is realized by the display device 32 illustrated in FIG.

入力部３１１は、表示部３２１に表示されたモノクロマティック画像と再構成画像との差分情報を確認した操作者が、密度を算出する物質、または線減弱係数μを求めるエネルギー帯の設定を変更する操作を入力する機能部である。入力部３１１は、操作入力された変更情報を第１生成部３４２に送信する。操作者は、例えば、表示部３２１に表示された差分画像を確認して、注目する領域で差分が大きい部分等、密度の精度を上げたい部分を、入力部３１１を介して手動で操作入力し、入力部３１１は、操作入力された情報を変更情報として、第１生成部３４２に送信する。入力部３１１は、図１に示す入力装置３１によって実現される。   The input unit 311 allows the operator who has checked the difference information between the monochrome image and the reconstructed image displayed on the display unit 321 to change the setting of the substance for calculating the density or the energy band for obtaining the linear attenuation coefficient μ. This is a functional unit for inputting an operation. The input unit 311 transmits the operation-input change information to the first generation unit 342. The operator, for example, checks the difference image displayed on the display unit 321, and manually inputs a part of the area of interest, such as a part having a large difference, in which the accuracy of the density is to be improved via the input unit 311. The input unit 311 transmits the operation input information to the first generation unit 342 as change information. The input unit 311 is realized by the input device 31 illustrated in FIG.

以上のように、操作者が、モノクロマティック画像と再構成画像との差分の情報を表示部３２１で確認し、変更情報を、入力部３１１を介して手動で操作入力するものとしている。これによって、操作者の考えを、被検体４０に含まれる物質、または線減弱係数μを求めるエネルギー帯の設定を変更する処理に反映することができ、操作者の考えに沿って密度の精度を向上させることができる。   As described above, the operator confirms the information on the difference between the monochrome image and the reconstructed image on the display unit 321, and manually inputs the change information via the input unit 311. As a result, the operator's idea can be reflected in the process of changing the substance contained in the subject 40 or the setting of the energy band for obtaining the linear attenuation coefficient μ, and the accuracy of the density can be adjusted according to the operator's idea. Can be improved.

なお、差分算出部３４５ａにより求められたモノクロマティック画像と再構成画像との比較結果（例えば、差分の情報）を操作者に対して表示部３２１により表示しているものとしたが、比較結果を通知する方法としては、表示部３２１により表示させることに限定されない。例えば、図示しない音声出力装置（第１通知部の一例）による音声により比較結果を通知するものとしてもよく、ランプ表示装置（第１通知部の一例）のランプの点灯または点滅等により比較結果を通知するものとしてもよい。   The comparison result (for example, difference information) between the monochrome image and the reconstructed image obtained by the difference calculation unit 345a is displayed on the display unit 321 to the operator. The method of notifying is not limited to displaying on the display unit 321. For example, the comparison result may be notified by sound from an audio output device (an example of a first notification unit) not shown, and the comparison result may be notified by lighting or blinking of a lamp of a lamp display device (an example of a first notification unit). Notification may be provided.

（第２の実施形態）
本実施形態の画像処理部について、第１の実施形態の画像処理部３４と相違する点を中心に説明する。第１の実施形態においては、被検体サイノグラムから減弱率サイノグラムおよび線減弱係数を求め、その線減弱係数、および設定した物質から、その物質の密度画像を生成する動作について説明した。本実施形態においては、減弱率サイノグラムから、直接、密度画像を生成する動作について説明する。 (Second embodiment)
The image processing unit according to the present embodiment will be described focusing on differences from the image processing unit 34 according to the first embodiment. In the first embodiment, the operation has been described in which the attenuation rate sinogram and the linear attenuation coefficient are obtained from the subject sinogram, and the density image of the substance is generated from the linear attenuation coefficient and the set substance. In the present embodiment, an operation of directly generating a density image from the attenuation rate sinogram will be described.

図１０は、第２の実施形態の画像処理部の第１生成部のブロック構成の一例を示す図である。図１１は、投影データと線減弱係数との関係を説明する図である。図１２は、画素の寄与度を説明する図である。図１０〜１２を参照しながら、本実施形態の画像処理部の第１生成部３４２ａのブロック構成および各ブロックの動作について説明する。   FIG. 10 is a diagram illustrating an example of a block configuration of a first generation unit of the image processing unit according to the second embodiment. FIG. 11 is a diagram illustrating a relationship between projection data and a line attenuation coefficient. FIG. 12 is a diagram illustrating the contribution of pixels. The block configuration of the first generation unit 342a of the image processing unit according to the present embodiment and the operation of each block will be described with reference to FIGS.

本実施形態の画像処理部は、図５に示す第１の実施形態の画像処理部３４の第１生成部３４２を、図１０に示す第１生成部３４２ａで置換した構成を有する。すなわち、第１生成部３４２ａは、第１生成部３４２と同様に、投影データ取得部３４１から被検体サイノグラムを入力し、密度画像を生成して、第２生成部３４３に出力する機能部である。図１０に示すように、第１生成部３４２ａは、更新値算出部３４２１（算出部、第２比較部）と、判定部３４２２（第２判定部）と、密度画像生成部３４２３（更新部、第４生成部）と、画像記憶部３４２４と、仮想投影部３４２５（第３生成部、第５生成部）と、を有する。   The image processing unit of this embodiment has a configuration in which the first generation unit 342 of the image processing unit 34 of the first embodiment shown in FIG. 5 is replaced with a first generation unit 342a shown in FIG. That is, similarly to the first generation unit 342, the first generation unit 342a is a functional unit that receives a subject sinogram from the projection data acquisition unit 341, generates a density image, and outputs the density image to the second generation unit 343. . As illustrated in FIG. 10, the first generation unit 342a includes an update value calculation unit 3421 (calculation unit, second comparison unit), a determination unit 3422 (second determination unit), and a density image generation unit 3423 (update unit, A fourth generation unit), an image storage unit 3424, and a virtual projection unit 3425 (third generation unit and fifth generation unit).

更新値算出部３４２１は、投影データ取得部３４１から受け取った被検体サイノグラムから生成した減弱率サイノグラムと、仮想投影部３４２５により生成された仮想投影サイノグラム（暫定投影データ）との比較結果である差分（第２差分）を算出し、その差分が小さくなるように画素ごとの更新値を生成する機能部である。   The update value calculation unit 3421 calculates a difference (a difference result) between the attenuation rate sinogram generated from the subject sinogram received from the projection data acquisition unit 341 and the virtual projection sinogram (temporary projection data) generated by the virtual projection unit 3425. This is a functional unit that calculates a second difference) and generates an updated value for each pixel so that the difference becomes smaller.

更新値算出部３４２１は、具体的には、まず、特定のエネルギー帯を設定し、投影データ取得部３４１から、設定したエネルギー帯の被検体サイノグラムを受け取り、受け取った被検体サイノグラムから減弱率サイノグラムを生成する。減弱率サイノグラムの画素値である減弱率の算出方法は、第１の実施形態で上述した方法と同様である。なお、被検体４０を配置した場合のフォトン数をＡ、被検体４０を配置しない場合のフォトン数をＢとした場合に、例えば、ｌｏｇ（Ｂ／Ａ）を算出してこれを減弱率サイノグラムの画素値（減弱率）とすればよい。   Specifically, the update value calculation unit 3421 first sets a specific energy band, receives the subject sinogram in the set energy band from the projection data acquisition unit 341, and calculates the attenuation rate sinogram from the received subject sinogram. Generate. The method of calculating the attenuation rate, which is the pixel value of the attenuation rate sinogram, is the same as the method described above in the first embodiment. When the number of photons when the subject 40 is arranged is A and the number of photons when the subject 40 is not arranged is B, for example, log (B / A) is calculated and this is calculated as the attenuation rate sinogram. What is necessary is just to let it be a pixel value (attenuation rate).

次に、更新値算出部３４２１は、仮想投影部３４２５から仮想投影サイノグラムを受け取り、下記の式（２）により、チャネル、ビューおよびエネルギー（エネルギー帯）毎に、仮想投影サイノグラムと減弱率サイノグラムとの差分Ｄを算出する。すなわち、更新値算出部３４２１は、設定した各エネルギー帯の減弱率サイノグラムについて、画素ごとに仮想投影サイノグラムとの差分Ｄを算出する。   Next, the update value calculation unit 3421 receives the virtual projection sinogram from the virtual projection unit 3425, and calculates the virtual projection sinogram and the attenuation rate sinogram for each channel, view, and energy (energy band) according to the following equation (2). The difference D is calculated. That is, the update value calculation unit 3421 calculates a difference D from the virtual projection sinogram for each pixel for the set attenuation rate sinogram of each energy band.

Ｄ＝（仮想投影サイノグラムの画素値）−（減弱率サイノグラムの画素値）
・・・（２） D = (pixel value of virtual projection sinogram) − (pixel value of attenuation rate sinogram)
... (2)

更新値算出部３４２１により算出された差分ＤがＤ＞０の場合、後述の密度画像生成部３４２３により設定された物質の密度および質量、ならびに線減弱係数がいずれも正の値であることから、後述の密度画像生成部３４２３により生成される暫定密度画像の画素値を減少させれば差分Ｄは小さくなる。更新値算出部３４２１は、例えば、暫定密度画像の画素ごとの、そのチャネルおよびビューでの寄与度と、物質ごとのそのエネルギーでの（μ）_Ｍ（Ｅ）／（ρ）_Ｍ（上述の式（１）参照）と、別に定める調整パラメータとを差分Ｄに乗じた値を更新値（＞０）として物質ごとに算出する。そして、後述するように、密度画像生成部３４２３は、物質ごとの暫定密度画像の画素値から、更新値算出部３４２１により算出された更新値で減算する。 When the difference D calculated by the update value calculation unit 3421 is D> 0, since the density and mass of the substance and the linear attenuation coefficient set by the density image generation unit 3423 described later are all positive values, If the pixel value of the provisional density image generated by the density image generation unit 3423 described later is reduced, the difference D is reduced. The update value calculation unit 3421 calculates, for example, the degree of contribution of each pixel of the provisional density image in the channel and the view, and (μ) _M (E) / (ρ) _M (the above-described equation) at the energy of each substance. (1)) and a separately determined adjustment parameter multiplied by the difference D are calculated for each substance as an updated value (> 0). Then, as described later, the density image generation unit 3423 subtracts the pixel value of the provisional density image for each substance by the update value calculated by the update value calculation unit 3421.

一方、更新値算出部３４２１により算出された差分ＤがＤ＜０の場合、後述の密度画像生成部３４２３により生成される暫定密度画像の画素値を増加させれば差分Ｄは小さくなる。更新値算出部３４２１は、上述と同様に、更新値（＜０）を物質ごとに算出する。そして、後述するように、密度画像生成部３４２３は、物質ごとの暫定密度画像の画素値から、更新値算出部３４２１により算出された更新値で減算する。この場合、更新値は負の値なので、暫定密度画像の画素値は増加することになる。   On the other hand, when the difference D calculated by the update value calculation unit 3421 is D <0, the difference D becomes small by increasing the pixel value of the provisional density image generated by the density image generation unit 3423 described later. The update value calculation unit 3421 calculates the update value (<0) for each substance, as described above. Then, as described later, the density image generation unit 3423 subtracts the pixel value of the provisional density image for each substance by the update value calculated by the update value calculation unit 3421. In this case, since the update value is a negative value, the pixel value of the provisional density image increases.

さらに、更新値算出部３４２１により算出された差分ＤがＤ＝０の場合、仮想投影サイノグラムおよび減弱率サイノグラム（の画素値）は一致するので、更新値算出部３４２１は、更新値を算出しない。または、この場合、更新値算出部３４２１は、更新値を０とする。   Furthermore, when the difference D calculated by the update value calculation unit 3421 is D = 0, the virtual projection sinogram and the attenuation rate sinogram (the pixel values thereof) match, so the update value calculation unit 3421 does not calculate the update value. Alternatively, in this case, the update value calculation unit 3421 sets the update value to 0.

更新値算出部３４２１は、算出した更新値を、判定部３４２２に送る。なお、更新値算出部３４２１は、変更部３４６（図５参照）から変更情報を受け取った場合、変更情報に従って、例えば、設定したエネルギー帯を変更し、再度、投影データ取得部３４１から設定変更したエネルギー帯の被検体サイノグラムを受け取り、上述の更新値を算出する。   The update value calculation unit 3421 sends the calculated update value to the determination unit 3422. When receiving the change information from the change unit 346 (see FIG. 5), the update value calculation unit 3421 changes the set energy band, for example, according to the change information, and changes the setting again from the projection data acquisition unit 341. The subject sinogram in the energy band is received, and the above-mentioned updated value is calculated.

判定部３４２２は、更新値算出部３４２１により算出された更新値が所定値以下となったか否かを判定する機能部である。更新値が所定値（第３所定値）以下になった場合、後述する密度画像生成部３４２３により生成される暫定密度画像の画素値が正しい密度に近づいたものと判断できる。また、判定部３４２２は、更新値に対する判定結果と、更新値算出部３４２１から受け取った更新値とを密度画像生成部３４２３に送る。なお、実際には、上述のように更新値は正負の値を取り得るので、更新値の絶対値について判定を行えばよい。また、判定部３４２２は、更新値が所定値以下であるか否かを判定するものしたが、これに限定されるものではなく、判定回数（すなわち、後述する密度画像生成部３４２３による更新処理の回数）が所定回数に達したか否かを判定するものとしてもよい。   The determination unit 3422 is a functional unit that determines whether the update value calculated by the update value calculation unit 3421 is equal to or less than a predetermined value. When the update value is equal to or less than a predetermined value (third predetermined value), it can be determined that the pixel value of the provisional density image generated by the density image generation unit 3423 described later has approached the correct density. Further, the determination unit 3422 sends the determination result for the update value and the update value received from the update value calculation unit 3421 to the density image generation unit 3423. Actually, as described above, the update value can take a positive or negative value, so that the determination may be made on the absolute value of the update value. The determination unit 3422 determines whether the update value is equal to or less than a predetermined value. However, the present invention is not limited to this. The number of determinations (that is, the update process of the density image generation unit 3423 to be described later) is performed. (Number of times) has reached a predetermined number of times.

密度画像生成部３４２３は、画像記憶部３４２４に記憶された暫定的な密度画像（以下、「暫定密度画像」という）を読み出して取得し、その暫定密度画像に対して、判定部３４２２から受け取った更新値により逐次更新する機能部である。具体的には、密度画像生成部３４２３は、まず、被検体４０に存在する可能性がある物質を設定し、設定した物質ごとに画像記憶部３４２４から初期の暫定密度画像を読み出して取得する。初期の暫定密度画像としては、例えば、全画素値を一定値とした画像とする。次に、密度画像生成部３４２３は、暫定密度画像の画素値から、判定部３４２２から受け取った更新値で減算することによって、暫定密度画像を更新する。そして、密度画像生成部３４２３は、更新した暫定密度画像を、画像記憶部３４２４に記憶させ、かつ、仮想投影部３４２５に送る。さらに、密度画像生成部３４２３は、判定部３４２２から受け取った判定結果が、更新値が所定値以下であることを示す場合、更新した暫定密度画像を正式な密度画像として、第２生成部３４３（図５参照）に送る。なお、密度画像生成部３４２３は、変更部３４６（図５参照）から変更情報を受け取った場合、変更情報に従って、例えば、被検体４０に存在する可能性がある物質の設定を変更し、再度、初期の暫定密度画像に対する更新処理を行う。   The density image generation unit 3423 reads and acquires the provisional density image (hereinafter, referred to as “provisional density image”) stored in the image storage unit 3424, and receives the provisional density image from the determination unit 3422 for the provisional density image. This is a functional unit that sequentially updates with an update value. Specifically, the density image generation unit 3423 first sets substances that may be present in the subject 40, and reads and acquires an initial provisional density image from the image storage unit 3424 for each set substance. The initial provisional density image is, for example, an image in which all pixel values are constant. Next, the density image generation unit 3423 updates the provisional density image by subtracting the pixel value of the provisional density image with the update value received from the determination unit 3422. Then, the density image generation unit 3423 stores the updated provisional density image in the image storage unit 3424 and sends the updated provisional density image to the virtual projection unit 3425. Furthermore, when the determination result received from the determination unit 3422 indicates that the update value is equal to or less than the predetermined value, the density image generation unit 3423 determines that the updated provisional density image is a formal density image and the second generation unit 343 ( (See FIG. 5). When receiving the change information from the change unit 346 (see FIG. 5), the density image generation unit 3423 changes, for example, the setting of the substance that may be present in the subject 40 according to the change information, and again An update process is performed on the initial provisional density image.

画像記憶部３４２４は、上述のように初期の暫定密度画像、および、更新された暫定密度画像を記憶する機能部である。画像記憶部３４２４は、例えば、図示しない記憶装置により実現される。なお、画像記憶部３４２４は、図１に示す画像記憶部３５により実現されてもよい。   The image storage unit 3424 is a functional unit that stores the initial provisional density image and the updated provisional density image as described above. The image storage unit 3424 is realized by, for example, a storage device (not illustrated). Note that the image storage unit 3424 may be realized by the image storage unit 35 illustrated in FIG.

仮想投影部３４２５は、密度画像生成部３４２３から受け取った物質ごとの暫定密度画像から、上述の減弱率サイノグラムと同じチャネル、ビューおよびエネルギー（エネルギー帯）毎に、仮想投影サイノグラムを生成する機能部である。   The virtual projection unit 3425 is a functional unit that generates a virtual projection sinogram for each of the same channel, view, and energy (energy band) as the above-described attenuation rate sinogram from the provisional density image for each substance received from the density image generation unit 3423. is there.

ここで、各エネルギー（エネルギー帯）の減弱率サイノグラムから再構成される再構成画像の線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）は、密度ρ（ｘ，ｙ，Ｍ）を用いて、上述の式（１）により算出される。   Here, the linear attenuation coefficient μ (x, y, E) of the reconstructed image reconstructed from the attenuation rate sinogram of each energy (energy band) is obtained by using the density ρ (x, y, M) as described above. It is calculated by equation (1).

また、チャネルをα、ビューをβ、被検体４０を配置した場合のＸ線のエネルギーＥのフォトン数をＩ_ｄ（α，β，Ｅ）、被検体４０を配置しない場合のＸ線のエネルギーＥのフォトン数をＩ_０（α，β，Ｅ）とした場合、仮想投影サイノグラムの画素値ｌｏｇ（Ｉ_０（α，β，Ｅ）／Ｉ_ｄ（α，β，Ｅ））は、図１１に示す投影ビームｓの経路（ここでは、ｓと表す）に沿った積分であって、下記の式（３）によって表される。

The channel is α, the view is β, the number of photons of the X-ray energy E when the subject 40 is arranged is I _d (α, β, E), and the X-ray energy E when the subject 40 is not arranged. If the number of photons is I ₀ (α, β, E), the pixel value log (I ₀ (α, β, E) / I _d (α, β, E)) of the virtual projection sinogram is shown in FIG. The integral is along the path of the projection beam s shown (herein, represented by s), and is represented by the following equation (3).

この式（３）に、上述の式（１）で示される線減弱係数μ（ｘ，ｙ，Ｅ）を代入すると、下記の式（４）が得られる。

By substituting the linear attenuation coefficient μ (x, y, E) shown in the above equation (1) into this equation (3), the following equation (4) is obtained.

仮想投影部３４２５は、設定された物質Ｍごとの暫定密度画像の画素値である密度ρ（ｘ，ｙ，Ｍ）から、式（４）によって、仮想投影サイノグラムの画素値ｌｏｇ（Ｉ_０（α，β，Ｅ）／Ｉ_ｄ（α，β，Ｅ））を算出して、上述の減弱率サイノグラムと同じチャネル、ビューおよびエネルギー（エネルギー帯）毎に、仮想投影サイノグラムを生成する。すなわち、仮想投影部３４２５は、各チャネル、ビューおよびエネルギーＥに対して、まず、チャネルおよびビューで定まる投影ビームｓの経路に沿って各物質Ｍの密度を積分し、その物質Ｍが濃度１００［％］の場合の（μ）_Ｍ（Ｅ）／（ρ）_Ｍを乗じて得られる値をすべての物質Ｍで加算する。 The virtual projection unit 3425 calculates the pixel value log (I ₀ (α) of the virtual projection sinogram from the density ρ (x, y, M), which is the pixel value of the provisional density image for each substance M, according to Expression (4). , Β, E) / _Id (α, β, E)) to generate a virtual projection sinogram for each of the same channels, views, and energies (energy bands) as the attenuation sinogram described above. That is, the virtual projection unit 3425 first integrates the density of each substance M along the path of the projection beam s determined by the channel and view for each channel, view, and energy E, and the substance M has a concentration of 100 [ %], The value obtained by multiplying by (μ) _M (E) / (ρ) _M is added for all the substances M.

実際には、暫定密度画像は離散データであるので、投影ビームｓの経路に沿った積分は、例えば、図１２に示すように、密度画像１１０１を構成する画素１１１１のうち、塗り潰して示した各チャネルに至る投影ビームｓと画素１１１１との重なり部分１１１２の面積を、その画素の寄与度（必要に応じて、その投影ビームｓにおいて正規化する）とする。そして、仮想投影部３４２５は、密度画像１１０１において投影ビームｓが重なる画素について、画素値に寄与度を乗じた値を加算した値を密度ρの積分値とする。   Actually, since the provisional density image is discrete data, the integration along the path of the projection beam s is performed, for example, as shown in FIG. The area of the overlapping portion 1112 between the pixel 1111 and the projection beam s reaching the channel is defined as the contribution of the pixel (normalized in the projection beam s as necessary). Then, the virtual projection unit 3425 sets a value obtained by adding a value obtained by multiplying the pixel value by the degree of contribution to the pixel on which the projection beam s overlaps in the density image 1101 as an integral value of the density ρ.

仮想投影部３４２５は、生成した仮想投影サイノグラムを更新値算出部３４２１に送る。   The virtual projection unit 3425 sends the generated virtual projection sinogram to the update value calculation unit 3421.

なお、画素値の更新は、チャネル、ビュー、およびエネルギーの組ごとに行わなくても、例えば、あるビューとあるエネルギーとの組における、すべてのチャネルについてまとめた、更新値で画素値を更新すれば、それらチャネルは並列に処理でき、処理時間を短縮できる。または、同様に、ビューについてまとめたり、エネルギーについてまとめたりしても同様の効果がある。   It should be noted that the pixel value is not updated for each channel, view, and energy pair. For example, the pixel value may be updated with an updated value that summarizes all channels in a certain view and certain energy pair. If these channels can be processed in parallel, the processing time can be reduced. Alternatively, the same effect can be obtained by summarizing the views and the energy.

また、更新値算出部３４２１により求められた減弱率サイノグラムと仮想投影サイノグラムとの比較結果（例えば、差分の情報）は、例えば、表示装置３２（第２通知部の一例）により表示されるようにしてもよい。この場合、比較結果を通知する方法としては、表示装置３２により表示させることに限定されない。例えば、図示しない音声出力装置（第２通知部の一例）による音声により比較結果を通知するものとしてもよく、ランプ表示装置（第２通知部の一例）のランプの点灯または点滅等により比較結果を通知するものとしてもよい。例えば、特定のエネルギーのサイノグラムを受け取った更新値算出部３４２１が更新値を求め、判定部３４２２により判定が行われ、密度画像生成部３４２３により暫定密度画像が更新値により更新され、仮想投影部３４２５により仮想投影サイノグラムが生成される繰り返し動作が所定回数繰り返された後における、更新値算出部３４２１により求められた比較結果を表示装置３２に表示するものとしてもよい。この場合、表示装置３２に表示された比較結果を確認した操作者が入力装置３１を介して、密度を算出する物質、またはサイノグラムのエネルギー帯の設定を変更した後に、上述の繰り返し処理を続行させる等の動作としてもよい。   In addition, the comparison result (for example, difference information) between the attenuation rate sinogram and the virtual projection sinogram obtained by the update value calculation unit 3421 is displayed on the display device 32 (an example of a second notification unit). You may. In this case, the method of notifying the comparison result is not limited to displaying the result on the display device 32. For example, the comparison result may be notified by sound from an audio output device (an example of a second notification unit) not shown, and the comparison result may be notified by turning on or blinking a lamp of a lamp display device (an example of a second notification unit). Notification may be provided. For example, the update value calculation unit 3421 that has received the sinogram of the specific energy obtains the update value, the determination unit 3422 makes a determination, the density image generation unit 3423 updates the provisional density image with the update value, and the virtual projection unit 3425. The comparison result obtained by the update value calculation unit 3421 after the repetition operation of generating the virtual projection sinogram by the above is repeated a predetermined number of times may be displayed on the display device 32. In this case, after the operator who has checked the comparison result displayed on the display device 32 changes the substance for which the density is calculated or the energy band setting of the sinogram via the input device 31, the above-described repetitive processing is continued. And the like.

また、図１０に示す更新値算出部３４２１、判定部３４２２、密度画像生成部３４２３、画像記憶部３４２４および仮想投影部３４２５は、機能を概念的に示したものであって、このような構成に限定されるものではない。例えば、図１０で独立した機能部として図示した複数の機能部を、１つの機能部として構成してもよい。一方、図１０の１つの機能部が有する機能を複数に分割し、複数の機能部として構成するものとしてもよい。   The update value calculation unit 3421, the determination unit 3422, the density image generation unit 3423, the image storage unit 3424, and the virtual projection unit 3425 illustrated in FIG. It is not limited. For example, a plurality of functional units illustrated as independent functional units in FIG. 10 may be configured as one functional unit. On the other hand, the function of one function unit in FIG. 10 may be divided into a plurality of functions and configured as a plurality of function units.

図１３は、第２の実施形態の画像処理部の動作の一例を示すフローチャートである。図１３を参照しながら、第２の実施形態の画像処理部の第１生成部３４２ａによる密度画像の生成処理の動作を中心に説明する。なお、画像処理部による画像処理のうち、第１生成部３４２ａの密度画像処理以外の処理は、第１の実施形態の画像処理部３４による画像処理と同様である。   FIG. 13 is a flowchart illustrating an example of the operation of the image processing unit according to the second embodiment. With reference to FIG. 13, an explanation will be given focusing on the operation of the density image generation processing by the first generation unit 342a of the image processing unit of the second embodiment. Note that, of the image processing by the image processing unit, processing other than the density image processing of the first generation unit 342a is the same as the image processing by the image processing unit 34 of the first embodiment.

＜ステップＳ２１＞
投影データ取得部３４１（図５参照）は、データ収集部１６（図１参照）により生成された被検体４０のサイノグラムである被検体サイノグラムを投影データとして受信して取得する。更新値算出部３４２１は、特定のエネルギー帯を設定し、投影データ取得部３４１から、設定したエネルギー帯の被検体サイノグラムを受け取り、受け取った被検体サイノグラムから減弱率サイノグラムを生成する。そして、ステップＳ２２へ移行する。 <Step S21>
The projection data acquisition unit 341 (see FIG. 5) receives and acquires, as projection data, a subject sinogram that is a sinogram of the subject 40 generated by the data collection unit 16 (see FIG. 1). The update value calculation unit 3421 sets a specific energy band, receives the subject sinogram in the set energy band from the projection data acquisition unit 341, and generates an attenuation rate sinogram from the received subject sinogram. Then, control goes to a step S22.

＜ステップＳ２２＞
密度画像生成部３４２３は、被検体４０に存在する可能性がある物質を設定し、設定した物質ごとに画像記憶部３４２４から初期の暫定密度画像を読み出して取得（設定）する。密度画像生成部３４２３は、取得した暫定密度画像を、仮想投影部３４２５に送る。そして、ステップＳ２３へ移行する。 <Step S22>
The density image generation unit 3423 sets substances that may be present in the subject 40, and reads and acquires (sets) an initial provisional density image from the image storage unit 3424 for each set substance. The density image generation unit 3423 sends the obtained provisional density image to the virtual projection unit 3425. Then, control goes to a step S23.

＜ステップＳ２３＞
仮想投影部３４２５は、設定された物質ごとの暫定密度画像の画素値である密度ρ（ｘ，ｙ，Ｍ）から、上述の式（４）によって、仮想投影サイノグラムの画素値ｌｏｇ（Ｉ_０（α，β，Ｅ）／Ｉ_ｄ（α，β，Ｅ））を算出して、上述の減弱率サイノグラムと同じチャネル、ビューおよびエネルギー（エネルギー帯）毎に、仮想投影サイノグラムを生成する。仮想投影部３４２５は、生成した仮想投影サイノグラムを更新値算出部３４２１に送る。そして、ステップＳ２４へ移行する。 <Step S23>
From the density ρ (x, y, M) which is the pixel value of the provisional density image for each set substance, the virtual projection unit 3425 calculates the pixel value log (I ₀ ( α, β, E) / _Id (α, β, E)) is calculated, and a virtual projection sinogram is generated for each of the same channel, view, and energy (energy band) as the attenuation rate sinogram described above. The virtual projection unit 3425 sends the generated virtual projection sinogram to the update value calculation unit 3421. Then, control goes to a step S24.

＜ステップＳ２４＞
更新値算出部３４２１は、仮想投影部３４２５から仮想投影サイノグラムを受け取り、上述の式（２）により、チャネル、ビューおよびエネルギー（エネルギー帯）毎に、仮想投影サイノグラムと減弱率サイノグラムとの差分Ｄを算出する。すなわち、更新値算出部３４２１は、設定した各エネルギー帯の減弱率サイノグラムについて、画素ごとに仮想投影サイノグラムとの差分Ｄを算出する。次に、更新値算出部３４２１は、例えば、暫定密度画像の画素ごとの、そのチャネルおよびビューでの寄与度と、物質ごとのそのエネルギーでの（μ）_Ｍ（Ｅ）／（ρ）_Ｍ（上述の式（１）参照）と、別に定める調整パラメータとを差分Ｄに乗じた値を更新値として物質ごとに算出する。更新値算出部３４２１は、算出した更新値を、判定部３４２２に送る。そして、ステップＳ２５へ移行する。 <Step S24>
The update value calculation unit 3421 receives the virtual projection sinogram from the virtual projection unit 3425, and calculates the difference D between the virtual projection sinogram and the attenuation rate sinogram for each channel, view, and energy (energy band) according to the above equation (2). calculate. That is, the update value calculation unit 3421 calculates a difference D from the virtual projection sinogram for each pixel for the set attenuation rate sinogram of each energy band. Next, for example, the update value calculation unit 3421 calculates the contribution degree in the channel and the view for each pixel of the provisional density image and (μ) _M (E) / (ρ) _M ( The value obtained by multiplying the difference D by the above formula (1) and a separately determined adjustment parameter is calculated as an update value for each substance. The update value calculation unit 3421 sends the calculated update value to the determination unit 3422. Then, control goes to a step S25.

＜ステップＳ２５＞
判定部３４２２は、更新値算出部３４２１により算出された更新値が所定値以下となったか否かを判定する。更新値が所定値以下になった場合、密度画像生成部３４２３により生成された暫定密度画像の画素値が正しい密度に近づいたものと判断できる。また、判定部３４２２は、更新値に対する判定結果と、更新値算出部３４２１から受け取った更新値とを密度画像生成部３４２３に送る。更新値が所定値以下である場合（ステップＳ２５：Ｙｅｓ）、ステップＳ２７へ移行し、所定値より大きい場合（ステップＳ２５：Ｎｏ）、ステップＳ２６へ移行する。 <Step S25>
The determination unit 3422 determines whether the update value calculated by the update value calculation unit 3421 is equal to or less than a predetermined value. When the update value is equal to or less than the predetermined value, it can be determined that the pixel value of the provisional density image generated by the density image generation unit 3423 has approached the correct density. Further, the determination unit 3422 sends the determination result for the update value and the update value received from the update value calculation unit 3421 to the density image generation unit 3423. If the updated value is equal to or less than the predetermined value (Step S25: Yes), the process proceeds to Step S27, and if it is larger than the predetermined value (Step S25: No), the process proceeds to Step S26.

＜ステップＳ２６＞
密度画像生成部３４２３は、画像記憶部３４２４に記憶された暫定密度画像を読み出して取得し、その暫定密度画像に対して、判定部３４２２から受け取った更新値により逐次更新する。具体的には、密度画像生成部３４２３は、暫定密度画像の画素値から、判定部３４２２から受け取った更新値で減算することによって、暫定密度画像を更新する。そして、密度画像生成部３４２３は、更新した暫定密度画像を、画像記憶部３４２４に記憶させ、かつ、仮想投影部３４２５に送る。そして、ステップＳ２３へ戻る。 <Step S26>
The density image generation unit 3423 reads and acquires the provisional density image stored in the image storage unit 3424, and sequentially updates the provisional density image with the update value received from the determination unit 3422. Specifically, the density image generation unit 3423 updates the provisional density image by subtracting the pixel value of the provisional density image with the update value received from the determination unit 3422. Then, the density image generation unit 3423 stores the updated provisional density image in the image storage unit 3424 and sends the updated provisional density image to the virtual projection unit 3425. Then, the process returns to step S23.

＜ステップＳ２７＞
密度画像生成部３４２３は、判定部３４２２から受け取った判定結果が、更新値が所定値以下であることを示す場合、更新した暫定密度画像（画像記憶部３４２４から読み出した暫定密度画像）を正式な密度画像として、第２生成部３４３（図５参照）に出力する。 <Step S27>
If the determination result received from the determination unit 3422 indicates that the updated value is equal to or smaller than the predetermined value, the density image generation unit 3423 determines that the updated provisional density image (the provisional density image read from the image storage unit 3424) is formal. The density image is output to the second generation unit 343 (see FIG. 5).

上述のステップＳ２３〜２６の一連の動作を更新した暫定密度画像の密度が正しい値であると判定されるまで（ステップＳ２５）、更新値算出部３４２１による更新値の算出、および、密度画像生成部３４２３による暫定密度画像の更新を繰り返す。なお、上述のように所定回数に達するまで繰り返すものとしてもよい。   Until it is determined that the density of the provisional density image obtained by updating the series of operations in steps S23 to S26 is a correct value (step S25), the update value calculation unit 3421 calculates the update value and the density image generation unit The update of the provisional density image by 3423 is repeated. Note that, as described above, the process may be repeated until the predetermined number of times is reached.

以上のように、仮想投影部３４２５は、密度画像生成部３４２３から受け取った暫定密度画像から式（４）を用いて、仮想投影サイノグラムを生成し、更新値算出部３４２１は、仮想投影サイノグラムと減弱率サイノグラムとの差分に基づいて更新値を算出し、密度画像生成部３４２３は、暫定密度画像に対して、更新値算出部３４２１により算出された更新値により更新する、という逐次近似法に基づく処理を行う。そして、判定部３４２２は、更新値算出部３４２１により算出された更新値（絶対値）が所定値以下であると判定した場合、密度画像生成部３４２３は、更新した暫定密度画像の画素値が正しい密度であると判断し、その更新した暫定密度画像を正式な密度画像として出力する。これによって、減弱率サイノグラムから、線減弱係数を求めることなく、直接、密度画像を求めることができるので、途中で線減弱係数を求める場合と比較して、発生する誤差を小さくすることができる。   As described above, the virtual projection unit 3425 generates the virtual projection sinogram from the provisional density image received from the density image generation unit 3423 using Expression (4), and the update value calculation unit 3421 generates the virtual projection sinogram and the attenuation. An update value is calculated based on a difference from the rate sinogram, and the density image generation unit 3423 updates the provisional density image with the update value calculated by the update value calculation unit 3421, based on a successive approximation method. I do. When the determination unit 3422 determines that the update value (absolute value) calculated by the update value calculation unit 3421 is equal to or smaller than the predetermined value, the density image generation unit 3423 determines that the pixel value of the updated provisional density image is correct. The density is determined to be the density, and the updated provisional density image is output as a formal density image. As a result, the density image can be directly obtained from the attenuation rate sinogram without obtaining the linear attenuation coefficient, so that the error that occurs can be reduced as compared with the case where the linear attenuation coefficient is obtained on the way.

また、サイノグラムから線減弱係数で構成される再構成画像を生成し、さらに再構成画像から密度画像を生成する場合、再構成画像および密度画像の双方を、記憶手段に記憶させる必要があるが、本実施形態では、サイノグラムから密度画像を直接求めるので、密度画像のみを記憶させておけばよいので、記憶手段の容量を削減することができる。   Further, when generating a reconstructed image composed of the linear attenuation coefficient from the sinogram and further generating a density image from the reconstructed image, both the reconstructed image and the density image need to be stored in the storage unit, In the present embodiment, since the density image is directly obtained from the sinogram, only the density image needs to be stored, so that the capacity of the storage unit can be reduced.

なお、上述の各実施形態では、Ｘ線検査装置１がスペクトラルＣＴ装置またはフォトンカウンティングＣＴ装置であるものとして説明したが、これに限定されるものではない。例えば、Ｘ線検査装置１としてデュアルエナジーＣＴ装置を用いるものとしてもよい。デュアルエナジーＣＴ装置の場合、高低の各管電圧で照射されるＸ線の２種類のエネルギー帯で、被検体サイノグラムおよび減弱率サイノグラムを生成し、２つの物質の密度の算出の際の２つのエネルギー帯も管電圧で決まるエネルギー帯とし、差分比較エネルギーも管電圧で決まるエネルギー帯のいずれか、または両方とすることで、密度画像の精度を判定することができる。差分が大きい場合には、物質の種類を変更することで密度画像の精度が向上する可能性がある。また、マルチエナジーＣＴ装置についても、Ｘ線検査装置１として使用することが可能である。   In each of the embodiments described above, the X-ray inspection apparatus 1 has been described as being a spectral CT apparatus or a photon counting CT apparatus. However, the present invention is not limited to this. For example, a dual energy CT apparatus may be used as the X-ray inspection apparatus 1. In the case of a dual energy CT apparatus, a subject sinogram and an attenuation rate sinogram are generated in two kinds of energy bands of X-rays irradiated at each of high and low tube voltages, and two energies are used for calculating the density of two substances. The accuracy of the density image can be determined by setting the band as an energy band determined by the tube voltage and setting the difference comparison energy to one or both of the energy bands determined by the tube voltage. If the difference is large, the accuracy of the density image may be improved by changing the type of the substance. Also, a multi-energy CT apparatus can be used as the X-ray inspection apparatus 1.

また、上述の各実施形態および変形例の画像処理装置（コンソール装置３０）は、コンピュータを利用した構成となっている。すなわち、コンソール装置３０は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）等の制御装置（図１のスキャン制御部３３およびシステム制御部３６等）と、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）またはＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）等の記憶装置と、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）またはＣＤドライブ等の外部記憶装置（図１の画像記憶部３５等）と、キーボードまたはマウス等の入力装置（図１の入力装置３１）と、ディスプレイ等の表示装置（図１の表示装置３２）とを備えている。   Further, the image processing apparatus (console apparatus 30) of each of the above-described embodiments and modifications has a configuration using a computer. That is, the console device 30 includes a control device such as a CPU (Central Processing Unit) (the scan control unit 33 and the system control unit 36 in FIG. 1) and a storage such as a ROM (Read Only Memory) or a RAM (Random Access Memory). A device, an external storage device such as an HDD (Hard Disk Drive) or a CD drive (the image storage unit 35 in FIG. 1), an input device such as a keyboard or a mouse (the input device 31 in FIG. 1), and a display such as a display Device (the display device 32 in FIG. 1).

ここで、上述のように、投影データ取得部３４１、第１生成部３４２、第２生成部３４３、再構成部３４４、差分判定部３４５および変更部３４６、ならびに、更新値算出部３４２１、判定部３４２２、密度画像生成部３４２３および仮想投影部３４２５のうち少なくともいずれかがプログラムで実現される場合、コンソール装置３０で実行されるそのプログラムは、インストール可能な形式または実行可能な形式のファイルでＣＤ−ＲＯＭ、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲまたはＤＶＤ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｖｅｒｓａｔｉｌｅ Ｄｉｓｋ）等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録してコンピュータプログラムプロダクトとして提供される。   Here, as described above, the projection data acquisition unit 341, the first generation unit 342, the second generation unit 343, the reconstruction unit 344, the difference determination unit 345 and the change unit 346, the update value calculation unit 3421, and the determination unit When at least one of the 3422, the density image generation unit 3423, and the virtual projection unit 3425 is realized by a program, the program executed by the console device 30 is a file in an installable format or an executable format in a CD-ROM format. It is recorded on a computer-readable recording medium such as a ROM, a flexible disk (FD), a CD-R, or a DVD (Digital Versatile Disk) and provided as a computer program product.

また、上述の各実施形態および変形例に係る画像処理装置（コンソール装置３０）で実行されるプログラムを、インターネット等のネットワークに接続されたコンピュータ上に格納し、ネットワーク経由でダウンロードさせることにより提供するように構成してもよい。また、上述の各実施形態および変形例に係る画像処理装置（コンソール装置３０）で実行されるプログラムをインターネット等のネットワーク経由で提供または配布するように構成してもよい。また、上述のプログラムを、ＲＯＭ等に予め組み込んで提供するように構成してもよい。   Further, a program to be executed by the image processing device (console device 30) according to each of the above-described embodiments and modifications is stored on a computer connected to a network such as the Internet, and is provided by being downloaded via the network. It may be configured as follows. In addition, the program executed by the image processing device (console device 30) according to each of the above-described embodiments and modifications may be provided or distributed via a network such as the Internet. Further, the above-described program may be configured to be provided by being incorporated in a ROM or the like in advance.

また、上述の各実施形態および変形例に係る画像処理装置（コンソール装置３０）で実行されるプログラムは、上述した投影データ取得部３４１、第１生成部３４２、第２生成部３４３、再構成部３４４、差分判定部３４５および変更部３４６、ならびに、更新値算出部３４２１、判定部３４２２、密度画像生成部３４２３および仮想投影部３４２５のうち少なくともいずれかを含むモジュール構成となっており、実際のハードウェアとしてはＣＰＵが上述の記憶媒体からプログラムを読み出して実行することにより、上述の各機能部が主記憶装置上にロードされて生成されるようになっている。なお、上述の画像処理装置の各機能部の一部または全部は、ソフトウェアであるプログラムではなく、ハードウェア回路によって実現されてもよい。   The programs executed by the image processing apparatus (console apparatus 30) according to each of the above-described embodiments and modifications include the above-described projection data acquisition unit 341, the first generation unit 342, the second generation unit 343, and the reconfiguration unit. 344, a difference determination unit 345 and a change unit 346, and a module configuration including at least one of the update value calculation unit 3421, the determination unit 3422, the density image generation unit 3423, and the virtual projection unit 3425. As the ware, the CPU reads out the program from the above-described storage medium and executes the program, whereby the above-described functional units are loaded on the main storage device and generated. Note that some or all of the functional units of the image processing apparatus described above may be realized by a hardware circuit instead of a program that is software.

本発明のいくつかの実施形態および変形例を説明したが、これらの実施形態および変形例は、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。これらの新規な実施形態および変形例は、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、および変更を行うことができる。これらの実施形態および変形例は、発明の範囲および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。   While some embodiments and modifications of the present invention have been described, these embodiments and modifications are provided by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These new embodiments and modifications can be implemented in other various forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and modified examples are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and their equivalents.

１ Ｘ線検査装置
１０ 架台装置
１１ Ｘ線管
１１ａ、１１ｂ Ｘ線ビーム
１２ 回転フレーム
１３ 検出器
１３ａ チャネル
１４ 照射制御部
１５ 架台駆動部
１６ データ収集部
２０ 寝台装置
２１ 寝台駆動装置
２２ 天板
３０ コンソール装置
３１ 入力装置
３２ 表示装置
３３ スキャン制御部
３４、３４ａ 画像処理部
３５ 画像記憶部
３６ システム制御部
４０ 被検体
４１ 投影断面
４２ 計測範囲
３１１ 入力部
３２１ 表示部
３４１ 投影データ取得部
３４２、３４２ａ 第１生成部
３４３ 第２生成部
３４４ 再構成部
３４５ 差分判定部
３４５ａ 差分算出部
３４６ 変更部
１００１ サイノグラム
１０１１、１０１１ａ〜１０１１ｄ 被検体サイノグラム
１１０１ 密度画像
１１１１ 画素
１１１２ 重なり部分
２０００ 物質特定優先順位テーブル
３４２１ 更新値算出部
３４２２ 判定部
３４２３ 密度画像生成部
３４２４ 画像記憶部
３４２５ 仮想投影部
ｓ 投影ビーム REFERENCE SIGNS LIST 1 X-ray inspection device 10 gantry device 11 X-ray tubes 11 a, 11 b X-ray beam 12 rotating frame 13 detector 13 a channel 14 irradiation control unit 15 gantry drive unit 16 data collection unit 20 couch device 21 couch drive device 22 top plate 30 console Device 31 Input device 32 Display device 33 Scan control unit 34, 34a Image processing unit 35 Image storage unit 36 System control unit 40 Subject 41 Projection cross section 42 Measurement range 311 Input unit 321 Display unit 341 Projection data acquisition unit 342, 342a First Generation unit 343 Second generation unit 344 Reconstruction unit 345 Difference determination unit 345a Difference calculation unit 346 Change unit 1001 Sinogram 1011, 1011a to 1011d Subject sinogram 1101 Density image 1111 Pixel 1112 Overlapping part 2000 Substance specific priority Buru 3421 updating value calculating unit 3422 determination unit 3423 density image generating unit 3424 image storage unit 3425 virtual projection portion s projection beam

Claims (17)

検出器により検出された被検体を通過した放射線のエネルギーごとのＸ線の量を示すスペクトルに基づく投影データを取得する取得部と、
前記投影データから、前記被検体に存在する物質として選択された複数の物質それぞれの密度画像である第１密度画像を生成する第１生成部と、
前記第１密度画像から、特定のエネルギーのモノクロマティック画像を生成する第２生成部と、
前記特定のエネルギーに対応する前記投影データを再構成して再構成画像を生成する再構成部と、
前記モノクロマティック画像と前記再構成画像との画素値について比較する第１比較部と、
前記第１比較部による比較結果を通知する第１通知部と、
を備えたＸ線ＣＴ装置。 An acquisition unit that acquires projection data based on a spectrum indicating the amount of X-rays for each energy of radiation that has passed through the subject detected by the detector,
A first generation unit that generates, from the projection data, a first density image that is a density image of each of the plurality of substances selected as the substance existing in the subject;
A second generation unit configured to generate a monochrome image having a specific energy from the first density image;
A reconstruction unit that reconstructs the projection data corresponding to the specific energy to generate a reconstructed image,
A first comparing unit that compares pixel values of the monochrome image and the reconstructed image;
A first notification unit for notifying a comparison result by the first comparison unit;
X-ray CT apparatus comprising: 前記第１生成部は、前記比較結果に基づいて、前記複数の物質に新たな物質を加えて、または、前記複数の物質のうち少なくとも１つが異なる複数の物質に変更して、前記投影データから前記第１密度画像と異なる第２密度画像を生成する請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。   The first generation unit adds a new substance to the plurality of substances or changes the plurality of substances to a plurality of substances in which at least one of the plurality of substances is different, based on the comparison result, from the projection data. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein a second density image different from the first density image is generated. 前記第１比較部は、前記モノクロマティック画像と前記再構成画像との画素値についての前記比較結果として第１差分を算出し、
前記第１差分に対する判定をする第１判定部を、さらに備え、
前記第１生成部は、前記第１判定部による前記第１差分に対する判定結果に基づいて、前記第２密度画像を生成する請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。 The first comparing unit calculates a first difference as a comparison result of pixel values of the monochrome image and the reconstructed image,
A first determination unit configured to determine the first difference,
3. The X-ray CT apparatus according to claim 2, wherein the first generation unit generates the second density image based on a result of the first determination performed on the first difference. 4. 操作入力を受け付ける入力部と、
を、さらに備え、
前記第１生成部は、前記比較結果に基づいて前記入力部により受け付けられた前記操作入力の情報に基づいて、前記第２密度画像を生成する請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。 An input unit for receiving an operation input,
Is further provided,
3. The X-ray CT apparatus according to claim 2, wherein the first generation unit generates the second density image based on information of the operation input received by the input unit based on the comparison result. 前記第１判定部は、前記第１差分に基づく値が第１所定値より大きいか否かを判定し、
前記第１生成部は、前記第１判定部により前記第１差分に基づく値が前記第１所定値より大きい場合、前記第２密度画像を生成する請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。 The first determination unit determines whether a value based on the first difference is greater than a first predetermined value,
The X-ray CT apparatus according to claim 3, wherein the first generation unit generates the second density image when a value based on the first difference is larger than the first predetermined value by the first determination unit. 前記第１生成部に対して、前記判定結果に基づいて、選択された前記物質を変更させ、または、前記第２密度画像を生成するための前記投影データに対応するエネルギーを変更させる変更部を、さらに備えた請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。   A changing unit that changes the selected substance based on the determination result for the first generating unit, or changes energy corresponding to the projection data for generating the second density image. The X-ray CT apparatus according to claim 3, further comprising: 前記第１生成部は、前記操作入力の情報に基づいて、選択する前記物質を変更し、または、前記第２密度画像を生成するための前記投影データに対応するエネルギーを変更して、前記第２密度画像を生成する請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。   The first generation unit changes the substance to be selected based on the information of the operation input, or changes the energy corresponding to the projection data for generating the second density image, and The X-ray CT apparatus according to claim 4, which generates a two-density image. 前記変更部は、前記被検体に存在すると想定される物質と優先順位とを関連付けた優先順位情報を参照し、前記第１生成部に選択させる前記物質として、前記優先順位情報での優先順位の高い物質から追加変更する請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。   The changing unit refers to priority information that associates a substance assumed to be present in the subject with a priority and refers to the priority information in the priority information as the substance to be selected by the first generation unit. The X-ray CT apparatus according to claim 6, wherein an additional substance is changed from a high substance. 前記第１判定部は、前記モノクロマティック画像と前記再構成画像との画像全体についての前記第１差分を算出する請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。   The X-ray CT apparatus according to claim 3, wherein the first determination unit calculates the first difference for the entire image between the monochrome image and the reconstructed image. 前記第１判定部は、前記モノクロマティック画像および前記再構成画像について、画素ごと、または領域ごとに前記第１差分を算出する請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。   4. The X-ray CT apparatus according to claim 3, wherein the first determination unit calculates the first difference for each pixel or each region with respect to the monochrome image and the reconstructed image. 5. 前記第２生成部は、前記第１密度画像から、複数の前記特定のエネルギーについてそれぞれ前記モノクロマティック画像を生成し、
前記再構成部は、前記複数の特定のエネルギーそれぞれに対応する前記投影データを再構成して前記再構成画像を生成し、
前記第１判定部は、複数の前記モノクロマティック画像と、それぞれの前記モノクロマティック画像に対応する前記再構成画像との前記第１差分をそれぞれ算出する請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。 The second generation unit generates the monochrome image for each of the plurality of specific energies from the first density image,
The reconstruction unit reconstructs the projection data corresponding to each of the plurality of specific energies to generate the reconstructed image,
4. The X-ray CT apparatus according to claim 3, wherein the first determination unit calculates the first difference between a plurality of the monochrome images and the reconstructed image corresponding to each of the monochrome images. 5. 前記第２生成部は、前記特定のエネルギーの大きさを連続的に切り替えながら前記モノクロマティック画像を生成し、
前記変更部は、前記第２生成部による前記特定のエネルギーの大きさの連続的な切り替えに伴って、前記第１判定部により算出される前記第１差分の変化量が第２所定値を超えた場合、前記変化量が前記第２所定値を超えた前記特定のエネルギーをＫ吸収端とする物質を、前記第１生成部に選択させる請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。 The second generation unit generates the monochrome image while continuously switching the magnitude of the specific energy,
The changing unit may be configured such that the change amount of the first difference calculated by the first determination unit exceeds a second predetermined value, with the continuous switching of the specific energy magnitude by the second generation unit. 7. The X-ray CT apparatus according to claim 6, wherein in the case where the change amount exceeds the second predetermined value, the first generation unit is caused to select a substance having the specific energy as a K absorption edge. 前記第１生成部は、
前記複数の物質それぞれの暫定的な密度画像である暫定密度画像を更新する更新部と、
前記暫定密度画像から、複数のエネルギー別の暫定的な投影データである暫定投影データを生成する第３生成部と、
前記取得部により取得された前記投影データと、前記暫定投影データとの画素値についての第２差分を算出し、前記第２差分に基づく更新値を算出する算出部と、
前記更新値に対する判定をする第２判定部と、
を有し、
前記更新部は、前記算出部により算出された前記更新値により前記暫定密度画像を更新し、前記第２判定部により前記更新値の絶対値が第３所定値以下となった場合における前記暫定密度画像を、前記第１密度画像として出力する請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The first generation unit includes:
An update unit that updates a provisional density image that is a provisional density image of each of the plurality of substances,
A third generation unit that generates, from the provisional density image, provisional projection data that is provisional projection data for each of a plurality of energies;
A calculation unit that calculates a second difference between pixel values of the projection data acquired by the acquisition unit and the provisional projection data, and calculates an update value based on the second difference;
A second determination unit that determines the update value;
Has,
The update unit updates the provisional density image with the update value calculated by the calculation unit, and updates the provisional density when the absolute value of the update value is equal to or less than a third predetermined value by the second determination unit. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein an image is output as the first density image. 検出器により検出された被検体を通過した放射線のエネルギーごとのＸ線の量を示すスペクトルに基づく投影データを取得する取得部と、
前記投影データに基づいて、前記被検体に存在する物質として選択された複数の物質それぞれの密度画像を生成する第４生成部と、
前記密度画像から、複数のエネルギー別の暫定的な投影データである仮想投影サイノグラムを生成する第５生成部と、
前記複数のエネルギーそれぞれに対応する前記投影データから減弱率サイノグラムを生成し、生成した減弱率サイノグラムと、前記仮想投影サイノグラムとを比較する第２比較部と、
を備えたＸ線ＣＴ装置。 An acquisition unit that acquires projection data based on a spectrum indicating the amount of X-rays for each energy of radiation that has passed through the subject detected by the detector,
A fourth generation unit that generates a density image of each of the plurality of substances selected as the substance existing in the subject based on the projection data;
From the density image, a fifth generation unit that generates a virtual projection sinogram that is temporary projection data for each of a plurality of energies,
A second comparison unit that generates an attenuation rate sinogram from the projection data corresponding to each of the plurality of energies, and compares the generated attenuation rate sinogram with the virtual projection sinogram .
X-ray CT apparatus comprising: 前記第２比較部による比較結果を通知する第２通知部を、さらに備えた請求項１４に記載のＸ線ＣＴ装置。   The X-ray CT apparatus according to claim 14, further comprising a second notification unit that notifies a result of the comparison by the second comparison unit. 前記被検体の周囲で前記放射線を照射するＸ線管と、
前記Ｘ線管から照射された前記放射線のエネルギーを検出する検出器と、
を、さらに備えた請求項１〜１５のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。 An X-ray tube that irradiates the radiation around the subject;
A detector for detecting the energy of the radiation emitted from the X-ray tube;
The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising: 被検体を通過した放射線のエネルギーごとのＸ線の量を示すスペクトルに基づく投影データを取得する取得部と、
前記投影データから、前記被検体に存在する物質として選択された複数の物質それぞれの密度画像である第１密度画像を生成する第１生成部と、
前記第１密度画像から、特定のエネルギーのモノクロマティック画像を生成する第２生成部と、
前記特定のエネルギーに対応する前記投影データを再構成して再構成画像を生成する再構成部と、
前記モノクロマティック画像と前記再構成画像との画素値について比較する第１比較部と、
前記第１比較部による比較結果を通知する第１通知部と、
を備えた画像処理装置。 An acquisition unit that acquires projection data based on a spectrum indicating the amount of X-rays for each energy of radiation that has passed through the subject;
A first generation unit that generates, from the projection data, a first density image that is a density image of each of the plurality of substances selected as the substance existing in the subject;
A second generation unit configured to generate a monochrome image having a specific energy from the first density image;
A reconstruction unit that reconstructs the projection data corresponding to the specific energy to generate a reconstructed image,
A first comparing unit that compares pixel values of the monochrome image and the reconstructed image;
A first notification unit for notifying a comparison result by the first comparison unit;
An image processing apparatus comprising:

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