X射線ct裝置的制作方法

文檔序號：1224544閱讀：244來源：國知局

專利名稱：X射線ct裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種X射線CT裝置，涉及使拍攝物的組成的識別高精度化以及降低劑量的技術。
背景技術：
X射線CT裝置是對拍攝物的斷層圖像(以下稱為CT畫面)進行測量的裝置，圖像上的濃度表示X射線吸收率(以下稱為吸收率)。由于近年來的技術革新，可以取得大量的CT圖像。結果，為了高效地利用大量的CT圖像，通過計算機自動識別拍攝物組成的功能的重要性在增加。但是，對于例如像生
物組織的骨、臟器、血管等那樣，X射線吸收率接近的組成(組織)，存在難以自動識別的情況。
作為解決該問題的技術，提出了雙能量拍攝法(以下稱為DE法)。通過 DE法進行拍攝的雙能量X射線CT裝置向拍攝物照射兩種以上的具有不同能譜的X射線，對于兩種以上的X射線中的每一種X射線取得CT圖像。所得到的兩個以上的CT圖像在對應的區域中表示X射線吸收率不同的值。其原因在于各組成的X射線吸收率依賴于所照射的X射線的能譜。由此，通過使
相對應的識別圖，可以得到識別出該拍攝物區域的組成(組織)的圖像。如此，雖然通過使用具有一種能譜的X射線求出的X射線吸收率難以識別組織，但可以使用具有兩種以上的能譜的X射線來進行識別。可以通過實驗或者仿真預先作成識別圖。
例如將DE法用于設置在機場、海關等場所的爆炸物檢測用X射線CT 裝置，使用原子編號或密度信息來確定組成。此外，在專利文獻l和專利文獻 2中，公開了在用于醫療現場的生物用X射線CT裝置中，使用具有兩種以上能譜的X射線的拍攝數據，來進行血管內的鈣化和骨、血液以及軟斑塊等的識別。在非專利文獻l的技術中，通過實驗或仿真作成識別圖，進行鈣和造影劑的識別。
在現有的雙能量X射線CT裝置中，未必與拍攝部位(以下稱為識別對象部位)對應地使識別圖等識別基準或X射線條件最佳化。因此，存在識別精度降低或劑量增加的課題。
因為針對識別對象部位或X射線條件等拍攝條件的每個組合，識別圖是不同的內容，所以為了高精度地進行識別，需要使用與拍攝條件的組合相對應的最佳的識別圖。但是，識別對象部位或X射線條件等拍攝條件，存在數量巨大的組合，在像目前這樣使用通過實驗或者仿真預先作成的識別圖的方法中，需要作成數量巨大的識別圖，這是難以實現的。因此，目前的現狀為預先只準備數種具有代表性的識別圖，即使在其他的拍攝條件下，通過預先準備的數種識別圖來進行代替。因此，無法選擇恰當的識別圖而識別精度降低。
關于X射線條件，希望能夠對應操作者的指定自動地進行最佳化，但實際上操作者根據經驗來進行設定。因此，無法在最佳的X射線條件下進行照射，導致了劑量的增加。
專利文獻1:特開2004-174253號7>才艮
專利文獻2:特開2004-065975號公報
非專利文獻1: Raz Carmi、 et al .， "MaterialSeparation with Dual-Layer CT"、 in Proc.Conf.Rec. IEEE Nuclear Science Symp.， M03-367、 200
發明內容
本發明的目的在于在雙能量X射線CT裝置中通過使識別圖最佳化，來實現識別的高精度化。此外，通過使用本發明，因為可以通過更少的劑量實現與傳統的同等的識別精度，所以可以降低劑量。
為了實現上述目的，才艮據本發明，提供以下那樣的X射線CT裝置。即，本發明第一方式的X射線CT裝置，具有X射線產生部，其產生多個種類的具有不同能譜的X射線；X射線檢測部，其檢測透過拍攝物后的所述X射線；圖像計算部，其根據X射線檢測部的檢測信號，針對多個種類的X射線中的每種X射線計算X射線吸收率圖像；識別計算部，其把多個種類的X射線吸收率圖像所對應的區域中的X射線吸收率的值套用到表示各X 射線吸收率和拍攝物的組成的關系的識別圖中，識別區域的組成；識別圖作成部，其作成識別圖；以及輸入部，其從操作者接受X射線產生部的X射線照射條件和應該識別的多個組成的輸入。在此，識別圖作成部，對于在輸入部輸入的X射線照射條件下的多個組成的存在概率進行運算，根據存在概率作成識別圖。如此，第一方式的X射線CT裝置，可以對應在輸入部輸入的X射線照射條件來作成識別圖，所以可以使用最佳的識別圖高精度地進行組成的識別。
上述的識別圖作成部，例如，可以對多個種類的X射線吸收率值的每個組合計算多個組成的存在概率，通過把存在概率最大的組成決定為與X射線吸收率值的組合對應的組成，來作成識別圖。
此外，作為第二方式，識別圖作成部，例如，可以把多個種類的X射線吸收率作為變量，對每個組成求出表示在輸入部輸入的X射線照射條件下的組成的存在概率的變化的函數，在分別以多個種類的X射線吸收率作為坐標軸的識別圖空間中，作為邊界描繪表示每個組成的存在概率的變化的函數所交叉的位置，由此，作成通過邊界隔開的多個區域分別與多個組成對應的識別圖。由此，可以對應在輸入部輸入的X射線照射條件，來作成識別圖，因此可以使用最佳的識別圖高精度地進行組成的識別。
再者，作為第三方式，識別圖作成部，例如，可以將多個種類的X射線吸收率作為變量，對每個組成求出表示在輸入部輸入的X射線照射條件下的組成的存在概率的變化的函數，在分別以多個種類的X射線吸收率作為坐標軸的識別圖空間中，根據表示存在概率的變化的函數在規定位置描繪邊界，由此作成通過邊界隔開的多個區域分別與多個組成對應的識別圖。由此，可以對應在輸入部輸入的X射線照射條件，來作成識別圖，因此可以使用最佳的識別圖高精度地進行組成的識別。
在上述第三方式中，識別圖作成部，例如，使用表示存在概率的變化的函數和邊界位置，通過預定的數學式，來求出關于全部所述組成的錯誤回答率，將錯誤回答率最小的位置決定為邊界位置。
在上述第一至第三方式中，識別圖作成部，例如，包含關于輸入部可接受的多個組成，對每個X射線照射條件預先存儲了平均X射線吸收率和X射
線吸收率的標準偏差的數據存儲部，從數據存儲部讀出關于輸入部從操作者接受的x射線照射條件對應的平均x射線吸收率和x射線吸收率的標準偏差，通過將這些代入到預定的數學式中，由此通過計算來求出存在概率。
此時，輸入部，作為x射線照射條件，例如針對多個種類的x射線中的
每種X射線接受管電壓以及管電流量的設定。在數據存儲部中存儲了輸入部
可接受的每個管電壓的平均x射線吸收率、每單位管電流量的x射線吸收率
的標準偏差。識別圖作成部，使用每單位管電流量的X射線吸收率的標準偏
差、在輸入部設定的管電流量、以及預定的數學式，通過計算來求出x射線吸收率的標準偏差。
在上述第二方式中，識別圖作成部，例如，使用表示兩個組成的所述存在概率的變化的函數、邊界位置、以及預定的數學式，通過計算求出對于分別與邊界隔開的兩個區域對應的組成，產生誤判斷的比例，在產生誤判斷的比例大于預定的閾值時，可以在識別圖上使與兩個組成對應的區域結合，作為一個組成進行識別。由此，可以將識別精度低的組成彼此看作為同一組成，識別精
度提尚。
在第二至第三方式中，輸入部，例如，可以只針對作成識別圖所需要的一部分x射線照射條件，接受設定。此時，識別圖作成部，作成關于其他的x 射線照射條件的多個候補值。對于多個候補值中的每一個候補值作成識別圖，對于所得到的多個種類的識別圖，使用表示存在概率變化的函數、邊界位置以及預定的數學式，分別通過計算來求出在整個識別圖中產生組織誤判斷的比例，由此可以i^f奪產生誤判斷的比例最小的識別圖。由此，可以將關于選擇出的識別圖的候補值選擇為x射線照射條件的最佳值，可以實現x射線照射條件的最佳化。
作為最佳的x射線照射條件，可以對操作者顯示所選擇的x射線照射條件的最佳值。此外，x射線產生部自動地使用最佳值的x射線條件來照射x 射線，可以取得x射線吸收圖像。
作為上述的候補值，例如，可以舉出x射線產生部的管電流量，由此可
以實現管電流量的最佳化。
作為x射線照射條件，輸入部，例如，針對多個種類的x射線的總和照
射劑量來接受設定。此時，識別圖作成部，為了使多個種類的X射線的照射劑量的總和滿足所設定的總和照射劑量，作成多個種類的X射線中的每種X
射線的照射劑量的候補值。此外，例如，輸入部還可以針對通過多個種類的x
射線的被曝光劑量接受設定，識別圖作成部，為了使受到多個種類X射線照
射的拍攝物的總和被曝光量與被曝光劑量相對應，對多個種類的x射線中的
每種X射線作成照射劑量的候補值。由此，操作者可以根據總和照射劑量或
被曝光量，容易地設定x射線條件。

圖1是用于說明第一實施方式的X射線CT裝置的概要的框圖。圖2是表示用于實現圖1的X射線CT裝置的硬件結構的框圖。圖3是表示第一實施方式的X射線CT裝置的拍攝條件輸入部110顯示
的畫面例子的說明圖。
圖4是表示第一實施方式的X射線CT裝置的識別圖作成部111的動作
的流程圖。
圖5是表示在第一實施方式的X射線CT裝置中作成的識別圖的一例的說明圖。
圖6是表示在第一實施方式的X射線CT裝置中，在組織參數保存部112
中存儲的表內的信息的說明圖。
圖7 (a)以及(b)是表示根據存在概率(X射線吸收率分布)來決定圖
5的識別圖的邊界的說明圖。
圖8 (a)以及(b)是表示在圖5的識別圖中X射線吸收率分布和設定
的邊界221的關系的說明圖。
圖9是在第一實施方式的確認實驗中使用的幻想模型的剖面圖。
圖10是表示通過第一實施方式的確認實驗作成的識別圖的說明圖。
圖11是表示通過第一實施方式的確認實驗作成的識別圖的評價用全體錯
誤回答率Ires的圖表。
圖12是用于說明在第二實施方式的X射線CT裝置中，使識別圖的區域聚合的說明圖。
圖13是表示第二實施方式的X射線CT裝置的動作的流程圖。
圖14 (a)以及(b)是表示在第二實施方式中，識別圖上的組織對及其邊界的說明圖，(c)是表示由組織對的邊界線的交集(AND)決定組織260 的邊界的說明圖，(d)是表示在邊界位置決定兩個組織的X射線吸收率分布的低谷的說明圖。
圖15是表示第三實施方式的X射線CT裝置的輸入單元101的結構的框圖。
圖16是表示第三實施方式的X射線CT裝置的X射線條件計算部170的動作的流程圖。
圖17是表示第三實施方式的X射線CT裝置的X射線條件輸入部110顯示的畫面例子的iJL明圖。
圖18是對管電壓的每個組合表示通過第三實施方式的確認實驗求出的劑量比和評價用全體錯誤回答率Ires的關系的圖表。
符號說明
1X射線產生部、2X射線檢測部、3X射線管、4X射線檢測器、5龍門、 6旋轉板、7平臺、8拍才聶物、9圓形的開口部、101輸入單元、102拍攝單元、 103圖像生成單元、IIO拍攝條件輸入部、lll識別圖作成部、112組織參數保存部、113拍攝控制部、114信號收集部、115再構成處理部、116識別處理部、 117圖像顯示部、120鍵盤、121鼠標、122中央處理裝置、123存儲器、123 DD 裝置、125龍門控制部、126X射線控制部、127平臺控制器、128DAS、 129 監視器、130識別部位選擇列表、131識別組織選擇列表、132X射線條件輸入區域、140組織表、141組織表(骨組織)、142組織表(造影血管組織)、 150造影血管、151氨基鉀酸酯、152骨、153造影血管區域、154氨基鉀酸酯區域、155骨區域、156識別圖、160組織A的區域、161組織B的區域、162 組織C的區域、163組織AB、 164聚合化對信息、170X射線條件計算部、171X 射線條件顯示部、172管電流量參數保存部、180劑量模式
具體實施例方式
以下參照附圖詳細地說明本發明的一實施方式。在全部附圖中，對于具有同一功能的部分賦予同一符號，并省略重復的說明。 (第一實施方式)
說明第一實施方式的雙能量X射線CT裝置。如在圖1中表示的概要結構那樣，該X射線CT裝置具有輸入單元101、拍攝單元102、圖像生成單元103。輸入單元101包含拍攝條件輸入部110、識別圖作成部111以及組織參數保存部112。拍攝單元102包含拍攝控制部113、 X射線產生部1、 X射線檢測部2、龍門5以及拍攝物搭載用平臺7。圖像生成單元103包含信號收集部114、再構成處理部115、識別處理部116以及圖像顯示部117。輸入單元101以及圖像生成單元103不一定需要是與X射線CT裝置成為一體，例如可以通過經由網絡連接的其他的裝置來實現其動作。
使用圖2說明用于實現圖1的雙能量X射線CT裝置的硬件結構的一例。如圖2所示，輸入單元101的拍攝條件輸入部110由鍵盤120、鼠標121、手寫板、觸摸面板等構成。中央處理裝置122，通過展開并啟動預先存儲在存儲器123中的規定的程序，進行用于作成識別圖的處理。組織參數存儲部112由 HDD (Hard Disk Drive)裝置124等構成。通過數據總線1101連接所述各構成要素。
拍攝單元102的X射線產生部1包含X射線管3。X射線檢測部2包含X 射線檢測器4。在龍門5的中央設置有用于配置拍攝物8以及平臺7的圓形的開口部9。在龍門5內具備配備了 X射線管3以及X射線檢測器4的旋轉板6、用于使旋轉板6旋轉的未圖示的驅動機構。在平臺7上具備用于調整拍攝物相對于龍門5的位置的未圖示的驅動機構。拍攝控制部113包含控制X射線管3 的X射線控制器126、龍門控制器125以及平臺控制器127。龍門控制器125 控制旋轉板6的旋轉驅動。平臺控制器127控制平臺的驅動。
作為具有代表性的例子，可以將X射線管3的X射線產生點和X射線檢測器4的X射線輸入面的距離設定為1000mm。作為代表性的例子，可以將龍門5的開口部9的直徑i殳定為700mm。作為代表性的例子，可以將旋轉板6 旋轉所需要的時間設定為l.Os/周。關于X射線檢測器4，可以使用由閃爍體以及光電二極管等構成的公知的X射線檢測器。X射線檢測器4是從X射線管3等距離并且圓弧狀地配置了多個檢測元件的結構，該元件數量(通道數量) 例如為950個。各個檢測元件的通道方向的尺寸，例如為lmm。拍攝單元120 的旋轉一周的拍攝次數為900次，旋轉板6每旋轉0.4度進行一次拍攝。上述的規格并不限定于這些值，可以根據X射線CT裝置的結構進行各種變更。
ii圖像生成單元103的信號收集部114包含數據收集系統(DAS: Data Acquisition System) 128。 DAS128將X射線檢測器4的檢測結果轉換為數字信號。再構成處理部115和識別處理部116,包含中央處理裝置122、存儲器 123以及HDD裝置124。在中央處理裝置122以及存儲器123中，通過展開并啟動規定的程序，進行圖^f象的再構成處理、識別處理等各種處理。HDD裝置124等進行數據的保存和輸入輸出。圖像顯示部117由液晶顯示器或CRT 等監視器129構成。各個構成要素通過數據總線103連接。
然后，說明第一實施方式的X射線CT裝置的動作。
該X射線CT裝置具有按照DE法進行拍攝的功能和一般的拍攝功能。基于DE法的拍攝，按照順序進行輸入模式和實際拍攝模式。輸入模式是操作者輸入識別對象部位、管電壓等拍攝條件，根據該條件通過計算求出最佳的識別圖的模式。實際拍攝模式，是在根據在輸入模式中輸入的拍攝條件照射X射線生成了CT圖像后，使用在輸入模式中求出的最佳的識別圖，識別CT圖像的組織(在拍攝物8不是生物時為組成)的模式。操作者通過鼠標121或鍵盤 120等進行模式的選擇。在本實施方式中，關于在實際拍攝模式中使用的拍攝條件，因為在輸入^^莫式中作成識別圖，所以可以實現識別圖的最佳化，可以實現識別的高精度化以及劑量的降低。以下說明兩個才莫式的動作。
輸入模式，按照(1)設定拍攝條件、(2)作成識別圖的順序來進行。通過圖1的輸入單元101的拍才聶條件輸入部110、識別圖作成部111以及組織參數保存部112來執行輸入模式。 (1)設定拍攝條件
拍攝條件輸入部110,在監視器129或其他的監視器上顯示圖3所示的輸入畫面。操作者一邊觀看畫面，一邊通過操作構成拍攝條件輸入部110的鼠標 121、鍵盤120等，來設定識別對象部位、識別對象部位中包含的應該識別的
多個組織的種類、照射低能量X射線時的管電壓EL以及管電流lL、照射高能
量X射線時的管電壓EH以及管電流Ih 。
在圖3的輸入畫面中包含有用于選擇識別對象部位的識別部位選擇列表 130、用于選擇應該識別的組織的識別組織選擇列表131、用于設定與低能量以及高能量的X射線輸出量對應的管電壓以及管電流量的X射線條件輸入區
12域132。操作者在圖3的畫面的識別部位選擇列表130中，選擇識別對象部位。識別部位選擇列表130并不限于部位，還可以選擇心臟、脂肪、血管等構成部 4立的纟且織。
此外，操作者在識別組織選擇列表131中，選擇與造影劑、斑塊的各個種類、鈣化、腫瘤、穿刺器具、導管等檢查用途對應的組織、骨、血管、各種臟器等組織。此時，關于可以用數值表記造影劑濃度等的組織，在識別組織選擇列表132的數值輸入欄中輸入數值。在X射線條件輸入區域132中，分別輸入照射高能量X射線時的管電壓EH以及管電流量IH、照射低能量X射線時的
管電壓Et以及管電流lL。
另外，用于輸入拍攝條件的畫面不限于圖3的畫面結構，如果是可以設定識別對象部位、組織、管電壓以及管電流量的畫面結構，則沒有限制。此外，在事先保存了拍攝條件的情況下，可以讀出該拍攝條件來進行使用。此時，操作者不必在每次拍才聶時進行輸入。此外，在圖3的畫面例子中，設定具有高低兩種能譜的X射線條件，但也可以使用三種以上的X射線按照DE法進行拍攝，操作者可以追加此時的管電壓以及管電流量的項目，并進行設定。 (2 )作成識別圖
像在圖4中表示該處理順序那樣，識別圖作成部lll,與在拍攝條件輸入部IIO輸入的識別對象部位、管電壓以及管電流量等拍攝條件對應地，根據各個組織的X射線吸收率的存在概率(以下稱為X射線吸收率分布)，通過計算求出最佳的識別圖(步驟201~204)。使用預先存儲在組織參數保存部112中的每個拍攝條件的各組織的X射線吸收率以及X射線吸收率的標準偏差來進行該計算。
在此作成的識別圖，如圖5所示，是分別以低能量X射線吸收率JUL的值
和高能量X射線吸收率)LiH的值為x軸和y軸的二維圖，通過邊界50分割為區域51、 52、 53。區域51、 52、 53與骨、臟器、造影血管等不同的組織(組成)相對應。由此，關于在實際拍攝模式中拍攝到的低能量X射線吸收率圖像以及高能量X射線吸收率圖像所對應的像素，分別求出圖像所示的低能量X 射線吸收率JiL的值和高能量X射線吸收率Uh的但，在識別圖上求出包含有通過這些值確定的點的區域51、 52、 53，由此可以把與該區域對應的組織識別為X射線吸收率圖像的、該像素的組織。為了針對拍攝條件(管電壓E、管電流量I)的每個組合，表示區域51、 52、 53的邊界不同的形狀，在本實施方式中，關于輸入的拍攝條件，通過計算作成識別圖(步驟201~204)。
如圖4所示，識別圖作成部lll，在從拍攝條件輸入部IIO取得操作者輸入的識別對象部位、應該識別的組織的種類(N個)、與j氐能量和高能量對應的X射線管3的管電壓EL、 Eh的數據之后，訪問組織參數保存部112，由此讀出計算識別圖所需要的參數(與管電壓EL、 EH對應的平均吸收率Have、每單位管電流量的X射線吸收率的標準偏差aQ、)的，與取得的拍攝條件對應的
值(步驟201)。由此，可以取得與管電壓EL、 EH對應的平均吸收率J^aveL、 P
aveH以及各組織的每單位管電流量的噪聲的標準偏差a oL、 cr 0H。
另外，如圖6所示，在組織參數保存部112中，作為數據庫預先存儲了組織表140,該組織表140，針對每個組織，表示了事先通過實-險或者仿真求出
的與管電壓對應的平均吸收率Have以及與管電壓對應的每單位管電流量的X
射線吸收率的標準偏差cjo。在圖6中，作為在組織參數保存部112中保存的組織表140的一個例子，表示了骨的表141以及造影血管的表142。數據庫的結構并不限于圖6的結構，只要是保存了每個組織的管電壓、平均吸收率以及每單位管電流量的標準偏差的結構，無論哪種結構都可以。
然后，從拍攝條件輸入部110取得操作者輸入的管電流量lL、 IH,通過數學式(Tl = o"。l /(X) 、 = CT。H ,求出X射線吸收率的標準偏差a L、 cth
(步驟202)。根據在步驟201、 202中求出的平均吸收率jaaveL、 4,H以及標準偏差c7l、 (7H,使用預定的運算式求出二維X射線吸收率分布y (x, y)(步
驟203 )。在此，根據以下的"數學式r，所示的二維高斯分布，近似地求出以
平均吸收率JLlaveL、 MaveH為中心的二維X射線吸收率分布JLl(X，y)(步驟203 )。
二維X射線吸收率分布ia (x， y)是xy平面上的、表示該組織的存在概率的變化的函數。
數學式1
=u a exP{-----^~^~}
其中，x以及y是圖5的識別圖的坐標軸x、 y的值，x對應于低能量X
14射線吸收率&， y對應高能量X射線吸收率陶。此外，并不限于"數學式r
的二維高斯分布的運算式，還可以采用使用了多項式、指數函數、洛倫茲函數等各種函數的x射線吸收率分布運算式。
針對操作者在拍攝條件輸入部101輸入的每個組織求出二維x射線吸收
率分布ju (x, y)。在組織為N個時，通過以下的Hk(x, y)表示第k(其中，
k=l、 2.....N)組織的X射線吸收率分布。
然后，把識別圖的二維空間分割為預定的微小尺寸的像素。對每個像素比
較在該像素坐標(x, y)上的N個組織的(其中，k=l、 2.....N)的值(頻
度)。把其中的X射線吸收率分布jik(x, y)最大的組織決定為該坐標(x， y) 的像素的組織。對于識別圖內的全部的^f象素決定組織，由此可以作成識別圖(步驟204 )。
把作成的識別圖/人識別圖作成部111交給識別處理部116,存4渚在作為識別處理部116的構成要素的HDD裝置124等中。
然后，使用圖2說明實際拍攝模式中的X射線CT裝置的動作。
在實際拍攝模式下，當操作者通過鼠標121、鍵盤120等指定拍攝位置后，指示開始拍攝時，按照在輸入模式中操作者在拍攝條件輸入部101設定的識別對象部位、高低兩種管電壓、每種管電壓的管電流量的條件進行拍攝。具體地說，通過平臺控制器127的控制，平臺7使拍攝物8在相對于旋轉板6大體垂直的方向上移動，在旋轉板6的拍攝位置與指定的拍攝位置一致的時刻停止移動。由此，拍攝物8的配置完成。另一方面，在指示了開始拍攝的同時，龍門控制器125使驅動電動機動作，開始使旋轉板6旋轉。在旋轉板6的旋轉進入到恒速狀態，并且拍攝物8的配置結束的時刻，龍門控制器125指示X射線管3的X射線照射定時以及X射線檢測器4的拍攝定時，開始進行拍攝。
在旋轉板6旋轉兩周的期間內進行拍攝，在前半的一周旋轉中，將X射線管3的管電壓設定為高管電壓EH，此外，在后半的一周旋轉中將X射線管 3的管電壓設定為低管電壓EL。因此，X射線控制器126在前半的一周旋轉結束的同時，將X射線管3的管電壓從高管電壓EH切換為低管電壓EL。作為代表性的管電壓值，可以設定140kV (高管電壓EH)以及80kV (低管電壓EL)。
通過信號收集部114的DAS128,將X射線檢測器4的輸出信號轉換為數字信號，對于該信號執行公知的空氣校準(air calibration)。將求出的X射線吸收率的信息保存在存儲器123中。中央處理裝置122通過執行公知的CT圖像再構成程序，作為再構成處理部115進行動作，生成表示拍攝物的X射線吸收率的CT圖^f象。
中央處理裝置122通過執行公知的識別程序，作為識別處理部116進行動作，對于生成的CT圖像應用在輸入模式中求出的識別圖，識別與圖像的各部位的X射線吸收率對應的組織，求出識別圖像。中央處理裝置122在監視器 129中顯示計算出的識別圖像，并且根據操作者的指示，對識別圖像中的組織進行著色等強調顯示處理，對操作者提供關于組織的信息。此外，還可以使用網絡適配器，經由局域網、電話線路、因特網等網絡與外部的終端和圖像生成單元103連接，在與終端之間收發CT圖像、識別圖像。
在上述的拍攝方法中，對于每一周旋轉高速地切換管電壓來取得具有兩種以上的能譜的X射線的拍纟聶數據，但也可以通過與上述不同的裝置結構和拍攝順序進行DE法。例如，可以采用以下的方法在龍門5內具有兩組的X射線管3和X射線檢測器4，對各個不同的X射線管3設定不同的管電壓；在X 射線管3之前或X射線檢測器4之間配置濾波器，通過有無濾波器使能譜變化；在X射線檢測器4的檢測面的大體垂直的方向上重疊兩層以上的X射線檢測器4，由此通過對于X射線檢測器4的每一層而不同的能譜，得到拍攝數據；對于旋轉板6的每個規定的旋轉角度高速地切換管電壓。
本實施方式的CT裝置對應操作者在拍攝條件輸入部110輸入的拍攝條件，由識別圖作成部111作成最佳的識別圖，所以識別處理部116可以4吏用最佳的識別圖進行識別。由此，可以提高識別精度，通過組織的自動識別處理可以減輕看圖醫生的負擔。
在上述的說明中，說明了為了根據N各組織的X射線吸收率分布|a k (x， y)作成識別圖，在圖4的步驟204中，對于識別圖的每個像素選擇X射線吸收率分布IJk(x， y)的值最大的組織的方法。但是，本發明并不限于該方法。對此進行如下說明。
例如，在對三個組織61、 62、 63求出識別圖的情況下，對于這些組織求出X射線吸收率分布J^ (x， y)、 ]Li2(x, y)、 ja3 (x, y)，在將該分布配置到xy平面上時成為圖7(a)那樣。X射線吸收率分布ju！ (x， y)、 p2(x, y)、 H3(x， y)是表示存在概率的變化的函數，所以，例如，xy平面內的直線64 上的組織61、 62的X射線吸收率的頻度，如圖7 (b)那樣，通過X射線吸收率分布JUi (x， y)和P2 (x， y) —部分重疊的圖表來表示。由此，根據把與組織61對應的區域51和與組織62對應的區域52的邊界65配置在哪個位置上，求出錯誤地識別組織61和組織62的概率(錯誤回答率)。因此，通過對于全部的組織在錯誤回答率最低的位置畫出邊界65,可以作成最佳的識別圖。
下面，對根據X射線吸收率分布運算錯誤回答率的原理進行說明。圖18 (a)在xy平面上表示組織k的X射線吸收率分布Wk (x, y) 220，圖8(b) 表示圖8 (a)的直線71上的HU (x， y)的頻度。在像圖8 (a)、 (b)那樣設
定了邊界線221的情況下，通過包含平均吸收率(pkaveL、 WaveH) 222的區域
Sk72中包含的X射線吸收率分布jik (x， y)的總和，即l^k (x, y)的區域 72內的體積223來表示組織k的正確回答率。另一方面，通過區域Sk以外的區域73中包含的X射線吸收率分布jUk (x, y)的總和，即yk(x， y)的區域73內的體積224來表示組織k的錯誤回答率。由此，錯誤回答率通過以下的"數學式2"來表示。數學式2<formula>formula see original document page 17</formula>用于對識別圖中包含的全部組織的識別精度進行評價的全體錯誤回答率 I,可以通過以下的、通過組織數使各個組織的錯誤回答率的平方和標準化的 "數學式3"來定義。數學式3<formula>formula see original document page 17</formula>按照使上述"數學式3"表示的全體錯誤回答率I成為最小的方式決定各組織的邊界，并求出區域，由此可以計算出最佳的識別圖。
作為決定用于使全體錯誤回答率I成為最小的邊界的方法，可以使用各種
方法。例如，作為第一方法，可以使用以下的方法如在上述的步驟204 (圖 4)中說明的那樣，將識別圖的xy平面分割為微小區域(例如像素)，比較微小區域(像素)的坐標(x， y)上的、各組織的X射線吸收率分布jli , (x, y )、 |a2 (x, y)、 (i3 (x, y)…的頻度，選擇頻度最大的X射線吸收率分布，將所選擇的X射線吸收率分布的組織(組成)決定為該微小區域(像素)的組織(組成)。通過對全部的微小區域(像素)決定對應的組織，可以生成識別圖。該方法因為對每個微小區域決定對應的組織，所以不必進行用于決定邊界位置的計算而最終確定邊界。因此，決定邊界位置，即使不計算基于該位置的全體錯誤回答率I，也可以決定全體錯誤回答率I成為最小的識別圖，具有計算量減少的優點。
作為第二方法，可以采用以下的方法將識別圖上的各組織的X射線吸收率分布jl^(x, y)、 ]u2(x， y)、 |a3(x, y)…每兩個進行組合，在它們相互交叉的位置，即頻度相等的位置上繪制邊界，由此來生成識別圖。該方法即使不計算全體錯誤回答率I也可以決定全體錯誤回答率I成為最小的識別圖。在后述的第二實施方式中，在決定識別圖時使用該方法。
作為第三方法，可以采用以下的方法在任意的位置決定邊界，每次求出全體錯誤回答率I，湊試地決定全體錯誤回答率I成為最小的邊界位置。
然后，在本實施方式中，為了驗證是對在圖4的步驟201~204中作成的識別圖進行了最佳化的，使用圖9結構的幻想模型進行拍攝實驗。幻想模型假設人體的腹部，截面為橢圓形狀，通過具有與生物組織接近的吸收率的氨基鉀酸酯151構成。在幻想模型的中央以及上方分別配置了模擬骨152、造影血管150 的圓筒體。造影血管150填充了在水中混合有造影劑的液體。在此，準備了 IO種濃度的液體。
在拍攝實驗中，在輸入模式中，根據設定的拍攝條件生成了識別圖。然后，在實際拍攝模式中，照射兩種能量的X射線，拍攝X射線吸收率圖像，使用在輸入模式中生成的識別圖進行組織的識別。將拍攝條件的管電壓EL、 Eh分別設定為80kV、 140kV。
18在拍攝實驗的輸入模式中，在圖10中表示根據拍攝條件計算出的識別圖
156。可知圖IO的識別圖156的x軸表示低能量X射線吸收率，y軸表示高能量X射線吸收率，通過邊界221分割為氨基鉀酸酯區域154、骨155、造影血管153的區域。使用該識別圖156,根據在實際拍攝模式下進行拍攝得到的實際的拍攝數據來識別氨基鉀酸酯151、骨152、造影血管150，使用以下的"數學式4"評價了氨基鉀酸酯151、骨152、造影血管150這三個組織的全體錯誤回答率Ires。在圖11中表示該結果。數學式4
數學式5
上述"數學式4"的評價用全體錯誤回答率I^是通過組織數對一個組織k 的評價用錯誤回答率，即上述"數學式5"的平方和進行了標準化的評價用全體錯誤回答率，Ires越小表示識別精度越高。在"數學式4"以及"數學式5" 中，pk、 Ck分別是識別圖像中的組織k的全部像素數量以及正確回答的像素數量。
如圖ll所示，根據本實施方式在應用了最佳的識別圖156的情況下，與
應用現有方法的識別圖的情況相比，可知評價用全體錯誤回答率Ires低，識別精度提高。除了使用實際拍攝的圖像之外，還可以使用通過仿真模擬生成的圖像來進行拍攝實驗。
在上述的第一實施方式中，在操作者每次進行輸入時作成識別圖，但也可以對于預先準備好的拍攝條件的組合生成識別圖，將生成的識別圖存儲在組織參數保存部112中。由此，識別圖計算部111只參照組織參數保存部112便可以取得識別圖，所以存在使運算高速化的優點。在第一實施方式中，作為X射線CT裝置的結構的一例，表示了生物用X 射線CT裝置，但也可以將本發明用于以檢查爆炸物或產品的非破壞檢查為目的的X射線CT裝置中。此外，在本實施方式中，作為一例表示了公知的第三代的多層X射線CT裝置的結構，但也可以用于公知的第一、第二、第四代的 X射線CT裝置中，還可以用于公知的單層X射線CT裝置和電子束CT。 (第二實施方式)
說明第二實施方式的雙能量X射線CT裝置。第二實施方式的X射線CT 裝置的結構域第一實施方式的X射線CT裝置相同，而識別圖作成部111生成識別圖時的動作與第一實施方式不同。
在第一實施方式中，在作為應該識別的區域，操作者在拍攝條件輸入部 110中指定了 N個組織時，識別圖作成部111作成被分割為與N個組織對應的 N個區域的識別圖(例如圖5)。 <旦是，例如在具有組織的X射線吸收率分布 y (x, y)相似的組織的情況下，即使使用生成的識別圖，也有可能產生在兩個組織之間進行識別的精度低的問題。此時，即使使用生成的識別圖，也無法提高識別精度。
因此，在本實施方式中，當在兩個組織之間進行識別的精度低于預定的閾值時，將兩個組織作為相同的組織，進行使識別圖上的與兩個組織對應的區域相結合的聚合化。由此，提高識別精度。
例如，如圖12所示，在設定了與組織A對應的區域160、與組織B對應的區J或161 、以及與組織C對應的區域162的識別圖中，在組織A和組織B 的識別精度低于預定的闊值的情況下，生成使兩者聚合的信息164,將組織 A160和組織B161聚合為組織A163,由此生成識別圖231。
以下，使用圖13的流程圖的步驟240 244，來說明第二實施方式的識別圖作成部111生成識別圖的順序。首先，進行第一實施方式的圖4的步驟 201 203，對于操作者輸入的N個組織，分別求出X射線吸收率分布|a (x， y)。
然后，決定識別圖上的各組織的邊界。在此，使用以下的方法將各組織的X射線吸收率分布jai (x， y)、 ja2 (x, y)、 n3 (x, y)…每兩個進行組合，在它們相互交叉的位置，即頻度相等的位置上繪制邊界。具體地說，選擇識別對象部位的組織k,分別作成與組織k以外的組織i (i=l、 2.....N， k
20#i)的配對，在識別圖上，對于每個配對，在兩者的x射線吸收率分布相等
的位置繪制邊界線(步驟240)。例如，如圖14 (a)所示，將組織k260和組織A261作為配對，搜索圖14 (d)所示那樣兩個組織的X射線吸收率分布ja (x, y)交叉的j氐谷的位置，在該位置繪制邊界線263。此時，不考慮該配對以外的其他組織的X射線吸收率分布。
然后，通過上述的"數學式3"，對于成為配對的兩個組織k以及A計算全體錯誤回答率I (步驟241 )，并且與預定的閾值進行比較(步驟242 )。如果計算出的全體錯誤回答率I在闊值以上，則意味著組織k、 A的識別精度低，所以判斷為需要在之后進行聚合，將該組織配對的信息作為聚合化配對信息 164保存在存儲器123等中(步驟245 )。
同樣地，如圖14(b)那樣，還對于組織k260和其他的組織B262的配對決定邊界線263 (步-驟240)。關于組織k260和組織B262的配對，計算全體錯誤回答率I，判斷是否需要進行聚合，如果需要，則作為聚合化配對信息164 保存在存儲器123等中(步驟241、 242、 245 )。對于組織k與其他全部組織的組合，進4于這些處理。
然后，如圖14 (c)那樣，取得組織k260和其他組織(組織A261以及組織B262)的邊界線263的交集(AND)，將該交集決定為組織k260的最佳的邊界線264 (步驟243 )。在圖14(c)中，通過實線26表示了通過AND處理決定的邊界線，通過虛線265表示除此之外的邊界線。由此，可以決定組織 k260的周圍的邊界線264。即使增加組織的數量，如此對每個組織決定邊界線 264的方法也可以對生物組織的任意的組合高速地計算邊界。
通過對全部的組織按順序進行上述步驟240~245，決定各組織周圍的邊界線，生成圖12的識別圖(聚合前)。
然后，在之前的步驟245中，讀出在存儲器123等中保存的聚合化配對信息164。如圖12所示，從識別圖(聚合前)的各組織的邊界中消除讀出的聚合化配對的組織之間的邊界，使組織配對成為一個組織(步驟244)。由此，可以進行識別精度低的組織的聚合化，可以生成識別精度提高的識別圖(聚合后)。
在第二實施方式中，因為生成將識別精度低的兩個組織聚合為一個組織的識別圖，所以通過使用該識別圖在實際拍攝模式下進行組織的拍攝，可以P爭低全體錯誤回答率I,使識別精度提高。
在步驟244中，說明了使用閾值對聚合的必要性進行判斷的構成，但在操作者希望進行任意組織之間的聚合時，可以在步驟201中受理該任意組織之間的聚合，在步驟245中保存為聚合配對，由此也可進行聚合。 (第三實施方式)
在第三實施方式的雙能量X射線CT裝置中，可以在最佳的X射線條件下進行拍攝。
在第三實施方式的CT裝置中，操作者無需輸入全部的識別對象部位、組織、劑量等攝影條件，僅輸入一部分。對于操作者沒有指定的拍攝條件，X射線CT裝置對多個種類作成條件不同的多個候補值，對這些候補值中的每個候補值作成識別圖，求出識別精度。由此，可以計算在滿足操作者希望的拍攝條件的同時，識別精度最高的最佳的X射線條件。在實際拍攝模式下，可以通過計算出的最佳的X射線條件進行拍攝。
第三實施方式的雙能量X射線CT裝置的結構與第一實施方式的圖1的裝置的結構相同，但是如圖15所示，與圖1的裝置的不同點在于為了計算以及顯示最佳的X射線條件，在輸入單元101中具備X射線條件計算部170以及X射線條件顯示部171。在X射線條件計算部170中，配置有管電流量參數保存部172。其他的結構域圖l相同，所以省略說明。作為實現圖15的結構的硬件結構，例如，第一實施方式的圖2的中央處理裝置122展開并啟動預先存儲在存儲器123中的規定的X射線條件計算處理動作程序，由此來實現X 射線條件計算部170。管電流量保存部172,例如由存儲器123構成。圖像生成單元103的監視器129可兼做X射線條件顯示部171。
以下說明第三實施方式的雙能量X射線CT裝置的動作。本X射線CT裝置于第一實施方式相同，準備了輸入模式和實際拍攝模式。關于輸入模式，使用圖16的流程圖進行以下的說明。 (1)拍攝條件設定
X射線條件計算部170使監視器129顯示圖17所示的用于輸入拍攝條件的畫面。該畫面是作為拍攝條件，接受有關識別對象部位選擇列表130、識別組織選擇列表131、劑量模式180這三個條件的設定的畫面。操作者使用鼠標 121、鍵盤120等，設定這些拍攝條件(圖16的步驟270)。
在本實施方式中，特備是能夠對X射線條件設定劑量而不設定管電壓以及管電流量，所以可以進行劑量模式180中的設定。識別對象部位選擇列表 130、識別組織選擇列表131中的設定，因為與第一實施方式相同，所以省略說明。在劑量模式180中，從操作者接受選擇低被曝光模式和高畫質模式這兩種模式中的一種模式。低被曝光模式是用于通過與通常拍攝同等的劑量，進行 DE法的模式，通常拍攝不采用DE法，通過具有一種能譜的X射線進行拍攝。另一方面，高畫質模式是使用比通常拍攝多的劑量來進行DE法，由此得到高 SN圖像的模式。分別對這些低被曝光模式以及高畫質模式分配了預定的劑量值Rt。w。由此，操作者不必將劑量的值作為數值進行輸入，可以選擇劑量。
劑量模式180的設定方法并不限于該設定方法，還可以在畫面上顯示數值輸入欄，操作者將劑量作為數值進行輸入。在此所稱的劑量包含照射劑量、曝光劑量。圖17所示的畫面如果是至少可以設定識別對象部位、組織以及劑量這三個條件的結構，則還可以為其他的結構。此外，在事先保存了拍攝條件的情況下，操作者不必每次進行設定。 (2)最佳X射線條件的計算
然后，X射線條件計算部170根據在步驟270中輸入的識別對象部位、組織、劑量模式180的拍攝條件，求出滿足該拍攝條件的X射線條件(高能量X 射線和低能量X射線的劑量比、此時的管電壓、管電流量)的多個組合(候補值)(圖16的步驟271 273 )。
首先，進行劑量的劃分，求出多個劑量的候補值(步驟271)。具體地說，按下述方法來求出預定數值的劑量Rt一對應著操作者在拍攝條件輸入部110 輸入的低被曝光才莫式或高畫質模式。劑量Rt。tal是低能量X射線以及高能量X
射線的劑量之和，所以X射線條件計算部170將所選擇的模式的劑量Rt。ta!劃
分為與低能量X射線和高能量X射線對應的X射線的劑量R^ RH。作為劃分
方法，例如，可以采用對預定的多個種類的劃分比乘以劑量Rt。tal的方法。
然后，設定多個照射低能量X射線時和照射高能量X射線時的管電壓EL、 EH的候補值(步驟272 )。例如，可以采用從預定的最低電壓開始使電壓值每次增加預定的電壓值來設定管電壓EL、 Eh的方法，或者按順序選擇預定的多
個種類的管電壓EL、 EH來設定管電壓EL、 Eh的方法。此外，還可以做成揭:作
者從拍攝條件輸入部IIO輸入多個種類的管電壓EL、 EH的組合的結構。
然后，設定多個管電流量IL、 Ih的候樸植(步驟273)。在X射線條件計算部170中，作為表存儲有預先求出的、與劑量和管電壓的組合對應的管電流量。X射線條件計算部170訪問管電流量參數保存部172,關于在步驟272中設定或者輸入的管電壓EL、 EH的多個種類的候補值、以及在步驟271中設定的劑量R^ RH的多個種類的候補值的各個組合(E^ RJ、 (Eh、 Rh)，分別讀出對應的管電流量It、 IH。由此，設定多個管電流量的候補值。
識別圖作成部111對這些多個候補值的每個組合計算識別圖(步驟274 )。識別圖的計算步驟與第一實施方式的圖4的步驟201-204相同。對于作成的每個識別圖，使用在第一實施方式中表示的"數學式3",計算識別圖用全體錯誤回答率I (步驟275)。選擇在計算出的識別圖用全體錯誤回答率I中得到最小的I值的識別圖，把用于計算該識別圖的候補值的組合(EL、 R。 IL )、 ( EH、 RH、 IH)決定為最佳的X射線條件(步驟276)。據此，對于操作者的任意的設定，始終可以計算出最佳的識別圖以及最佳的X射線條件。
X射線條件計算部170,在X射線條件顯示部171上顯示在上述的步驟 276中決定的最佳的X射線條件(EL、 RL、 IL)、 (EH、 Rh、 Ih )以及全體錯誤回答率I。在操作者指示了在該拍攝條件下進行拍攝時，在實際拍攝模式中開始該最佳X射線條件下的拍攝。此外，還可以做成以下的結構當在步驟276 中決定的最佳的X射線條件的全體錯誤回答率I在操作者預定的閾值以下時，不等待來自操作者的指示，而自動地開始實際拍攝模式，來進行拍攝。在全體錯誤回答率I超過了以上閾值時，例如在X射線條件顯示部171中顯示"不能照射X射線"的主旨。
由此，在實際拍攝模式中，可以在最佳的X射線條件下進行拍攝，使用全體錯誤回答率l最小的識別圖來作成組織的識別圖像。
如此，第三實施方式的CT裝置不需要由操作者輸入全部的X射線條件的參數，關于高能量X射線和低能量X射線的劑量比、以及各自的管電壓、管電流量，可以從滿足操作者輸入的拍攝條件的候補值中，通過計算求出識別圖
24的全體錯誤回答率I為最小的最佳值，然后提示給梯:作者。由此，可以在全體錯誤回答率I為最小的X射線條件下進行拍攝，可以通過全體錯誤回答率I最小的識別圖進行組織的識別。由此，可以實現識別的高精度化、以及劑量的降低。
在本實施方式中，為了驗證是否決定了最佳的X射線條件，而進行了拍攝實驗。在拍攝實驗中，使用語第一實施方式的圖9相同的人體模型。此夕卜，
在步驟272中作為管電壓Et、 EH的候補值的設定方法，通過從預定的三個種類的管電壓(80kV、 120kV、 140kV)中選擇兩個種類的管電壓來作為EL、 EH，來進行設定。管電壓的候補值并不限于這些值。
在步驟270中設定的劑量模式180選擇低被曝光模式。由此，對于與不采用DE法的通常拍攝(通過具有一個種類的能譜的X射線進行拍攝)同等的劑量設定了總計劑量Rt。w。關于在步驟271中設定的低能量X射線和高能量X 射線的劑量比，如圖18的橫軸所示，使總計劑量Rt。紐中的低管電壓的劑量比在從0到1之間變化。由此，計算多個識別圖，對于計算出的識別圖，計算出上述"數學式4"的評價用全體錯誤回答率Ires。 ''
圖18是表示使劑量比(總計劑量中的低管電壓的劑量)變化時的全體錯誤回答率Ires的變化的圖表。如圖18所示，表示使劑量比與各管電壓的組合一同變化時的全體錯誤回答率I的變化的圖表表示極小值，在圖18的例子中，在管電壓EL為80VEH以及EH為140kV,劑量比(總計劑量中的低管電壓的劑量)為0.45時(圖形280)，評價用全體錯誤回答率Ires成為最小。由此，可以確認作為最佳的X射線條件，可以選擇圖形280的劑量比、管電壓。
還可以在圖18中繪制圖表時，關于任意的釆樣間隔的劑量比，分別求出并繪制評價用全體錯誤回答率Ires,使用近似曲線在繪制的評價用全體錯誤回答率Ires之間進行插補，由此可以高速地計算出Ires的最小值。
如上所述，第三實施方式的雙能量x射線cn裝置，可以對應操作者指定
的劑量，計算出全體錯誤回答率為最小的X射線條件，在該條件下進行實際拍攝，所以能夠在降低了劑量的X射線條件下，通過DE法取得高精度的識別圖像。此外，還可以向操作者顯示最佳的X射線條件，在操作者希望的條件下進行拍攝。
25在此說明了操作者設定照射劑量的結構，但并不限于照射劑量，還可以設定拍攝物的總計被曝光劑量。
在上述第三實施方式中，輸入識別對象部位以及總計劑量，計算最佳的X 射線條件(管電壓以及管電流量)，但也可以由操作者輸入管電壓，僅計算最佳的管電流量。
此外，通過使用蒙特卡羅模擬或能語的數據庫，可以根據最佳的管電壓以及管電流量計算能譜以及總計光子數。因此，可以計算能譜以及總計光子數，來代替計算最佳的管電壓以及管電流量。
在第三實施方式中，在操作者每次進行輸入時，求出x射線條件的候補值，進行識別圖的計算，但也可以對預先準備的拍攝條件的組合作成識別圖，
并存儲在組織參數保存部112中。由此，在識別圖作成部111中，僅參照組織參數保存部112便可以取得識別圖，具有使運算高速化的優點。
在第三實施方式中，作為一例表示了生物用X射線CT裝置，但也可以將本發明用于以檢查爆炸物或產品的非破壞檢查為目的的X射線CT裝置中。此外，在本實施方式中，作為一例表示了公知的第三代的多層X射線CT裝置的結構，但也可以用于公知的第一、第二、第四代的X射線CT裝置中，還可以用于公知的單層X射線CT裝置和電子束CT。
在本發明中，如第一以及第二實施方式那樣，可以根據識別對象部位、管電壓等拍攝條件，作成最佳的識別圖。由此，通過應用最佳的識別圖可以實現識別的高精度化。此外，如第三實施方式那樣，因為可以計算出最佳的X射線條件，可以實現劑量的降低。
權利要求
1.一種X射線CT裝置，其特征在于，具有X射線產生部，其產生多個種類的具有不同能譜的X射線；X射線檢測部，其檢測透過拍攝物后的所述X射線；圖像計算部，其根據所述X射線檢測部的檢測信號，針對所述多個種類的X射線中的每種X射線計算X射線吸收率圖像；識別計算部，其把所述多個種類的X射線吸收率圖像所對應的區域中的X射線吸收率的值，套用到表示所述多個種類的X射線吸收率和所述拍攝物的組成的關系的識別圖中，識別所述區域的組成；識別圖作成部，其作成所述識別圖；以及輸入部，其從操作者接受所述X射線產生部的X射線照射條件和應該識別的多個組成的輸入，所述識別圖作成部，計算在所述輸入部輸入的所述X射線照射條件下的所述多個組成的存在概率，根據所述存在概率，來作成所述識別圖。
2. 根據權利要求1所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述識別圖作成部，對于多個種類的所述X射線吸收率值的每個組合，計算所述多個組成的存在概率，通過將所述存在概率最大的組成決定為與所述 X射線吸收率值的組合對應的組成，來作成所述識別圖。
3. 根據權利要求1所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述識別圖作成部把所述多個種類的X射線吸收率作為變量，對所述每個組成求出表示在所述輸入部輸入的所述X射線照射條件下的所述組成的存所交叉的位置，由此作成通過所述邊界隔開的多個區域分別與多個所述組成對應的所述識別圖。
4. 根據權利要求1所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述識別圖作成部，將所述多個種類的X射線吸收率作為變量，對所述每個組成求出表示在所述輸入部輸入的所述X射線照射條件下的所述組成的存在概率的變化的函數，在分別以所述多個種類的x射線吸收率作為坐標軸的識別圖空間中，根據表示所述存在概率的變化的函數，在規定位置描繪邊界，由此作成通過所述邊界隔開的多個區域分別與多個所述組成對應的所迷識別圖。
5. 根據權利要求4所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述識別圖作成部，使用表示所述存在概率的變化的函數和所述邊界位置，通過預定的數學式，來求出關于全部所述組成的錯誤回答率，將錯誤回答率最小的位置決定為所述邊界位置。
6. 根據權利要求1所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述識別圖作成部，包含關于所述輸入部能夠接受的多個組成，對每個X據存儲部，從所述數據存儲部讀出關于所述輸入部從操作者接受的X射線照射條件對應的平均X射線吸收率和X射線吸收率的標準偏差，將這些代入到預定的數學式中，由此通過計算來求出所述存在概率。
7. 才艮據權利要求6所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述輸入部，作為所述X射線照射條件，針對所述多個種類的X射線中的每種X射線，接受管電壓以及管電流量的設定，在所述數據存儲部中，存儲所述輸入部能夠接受的每個管電壓的所述平均X射線吸收率、每單位管電流量的所述X射線吸收率的標準偏差，所述識別圖作成部，使用所述每單位管電流量的X射線吸收率的標準偏差、在所述輸入部設定的管電流量、以及預定的數學式，通過計算來求出所述 X射線吸收率的標準偏差。
8. 根據權利要求3所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述識別圖作成部，使用表示所述兩個組成的所述存在;f既率的變化的函數、所述邊界位置、以及預定的數學式，通過計算求出針對分別與由所述邊界隔開的兩個所述區域對應的組成誤判斷產生的比例，在所述誤判斷產生的比例大于預定的閾值時，在所述識別圖上使與所述兩個組成對應的區域結合，作為一個組成進^f于識別。
9. 根據權利要求3所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述輸入部，針對作成所述識別圖所需要的部分X射線照射條件，接受設定，所述識別圖作成部，作成關于其他X射線照射條件的多個候補值，對于多個候補值中的每一個候補值作成識別圖，對于所得到的多個種類的識別圖，使用表示所述存在概率的變化的函數、所述邊界位置以及預定的數學式，通過計算來分別求出在整個識別圖中所述組織誤判斷產生的比例，選擇誤判斷產生的比例最小的識別圖，將關于該識別圖的所述候補值，選擇為所述x射線照射條件的最佳〈直。
10. 根據權利要求9所述的X射線CT裝置，其特征在于，將所述選擇的X射線照射條件的所述最佳值，顯示為最佳的X射線照射條件。
11. 根據權利要求9所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述X射線產生部，使用所述最佳值的X射線條件來照射X射線，取得X射線吸收圖像。
12. 根據權利要求9所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述識別圖作成部，至少針對所述X射線產生部的管電流量，對所述多個種類的X射線中的每種X射線作成候補值。
13. 根據權利要求9所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述輸入部，針對所述多個種類的X射線的總和照射劑量接受設定，所述識別圖作成部，為了使所述多個種類的X射線的照射劑量的總和滿足所述總和照射劑量，作成所述多個種類的X射線中的每種X射線的照射劑量的候補值。
14. 根據權利要求9所述的X射線CT裝置，其特征在于，所述輸入部，針對由所述多個種類的X射線產生的被曝光劑量接受設定，所述識別圖作成部，為了使受到所述多個種類X射線照射的所述拍攝物的總和-故曝光量與所述#皮曝光劑量相對應，對所述多個種類的X射線中的每種X 射線作成照射劑量的候補值。
全文摘要
在雙能量X射線CT裝置中，通過自動地使識別圖最佳化，可以實現識別的高精度化以及劑量的降低。把在雙能量X射線CT裝置中取得的X射線吸收率套用到表示X射線吸收率和拍攝物的組成的關系的識別圖中，來識別拍攝物組成。識別圖作成部，根據拍攝物的拍攝部位、管電壓等的拍攝條件，對多種X射線吸收率值的每個組合計算各組成的存在概率，將存在概率最大的組成決定為與X射線吸收率值的組合對應的組成，由此來作成識別圖。由此，可以對每個拍攝條件作成識別圖，實現高精度的組成識別。
文檔編號A61B6/03GK101686824SQ20078005369
公開日2010年3月31日申請日期2007年12月21日優先權日2007年7月11日
發明者山川惠介, 植木廣則申請人:株式會社日立醫藥

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