X射线ct装置的制作方法

专利名称：X射线ct装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种X射线CT装置，涉及使拍摄物的组成的识别高精度化 以及降低剂量的技术。
背景技术：
X射线CT装置是对拍摄物的断层图像(以下称为CT画面)进行测量的 装置，图像上的浓度表示X射线吸收率(以下称为吸收率)。由于近年来的技 术革新，可以取得大量的CT图像。结果，为了高效地利用大量的CT图像， 通过计算机自动识别拍摄物组成的功能的重要性在增加。但是，对于例如像生
物组织的骨、脏器、血管等那样，X射线吸收率接近的组成(组织)，存在难 以自动识别的情况。
作为解决该问题的技术，提出了双能量拍摄法(以下称为DE法)。通过 DE法进行拍摄的双能量X射线CT装置向拍摄物照射两种以上的具有不同能 谱的X射线，对于两种以上的X射线中的每一种X射线取得CT图像。所得 到的两个以上的CT图像在对应的区域中表示X射线吸收率不同的值。其原因 在于各组成的X射线吸收率依赖于所照射的X射线的能谱。由此，通过使
相对应的识别图，可以得到识别出该拍摄物区域的组成(组织)的图像。如此， 虽然通过使用具有一种能谱的X射线求出的X射线吸收率难以识别组织，但 可以使用具有两种以上的能谱的X射线来进行识别。可以通过实验或者仿真 预先作成识别图。
例如将DE法用于设置在机场、海关等场所的爆炸物检测用X射线CT 装置，使用原子编号或密度信息来确定组成。此外，在专利文献l和专利文献 2中，公开了在用于医疗现场的生物用X射线CT装置中，使用具有两种以上 能谱的X射线的拍摄数据，来进行血管内的钙化和骨、血液以及软斑块等的 识别。在非专利文献l的技术中，通过实验或仿真作成识别图，进行钙和造影剂的识别。
在现有的双能量X射线CT装置中，未必与拍摄部位(以下称为识别对 象部位)对应地使识别图等识别基准或X射线条件最佳化。因此，存在识别 精度降低或剂量增加的课题。
因为针对识别对象部位或X射线条件等拍摄条件的每个组合，识别图是 不同的内容，所以为了高精度地进行识别，需要使用与拍摄条件的组合相对应 的最佳的识别图。但是，识别对象部位或X射线条件等拍摄条件，存在数量 巨大的组合，在像目前这样使用通过实验或者仿真预先作成的识别图的方法 中，需要作成数量巨大的识別图，这是难以实现的。因此，目前的现状为预 先只准备数种具有代表性的识别图，即使在其他的拍摄条件下，通过预先准备 的数种识别图来进行代替。因此，无法选择恰当的识别图而识别精度降低。
关于X射线条件，希望能够对应操作者的指定自动地进行最佳化，但实 际上操作者根据经验来进行设定。因此，无法在最佳的X射线条件下进行照 射，导致了剂量的增加。
专利文献1:特开2004-174253号7>才艮
专利文献2:特开2004-065975号公报
非专利文献1: Raz Carmi、 et al .， "MaterialSeparation with Dual-Layer CT"、 in Proc.Conf.Rec. IEEE Nuclear Science Symp.， M03-367、 200
发明内容
本发明的目的在于在双能量X射线CT装置中通过使识别图最佳化，来 实现识别的高精度化。此外，通过使用本发明，因为可以通过更少的剂量实现 与传统的同等的识别精度，所以可以降低剂量。
为了实现上述目的，才艮据本发明，提供以下那样的X射线CT装置。 即，本发明第一方式的X射线CT装置，具有X射线产生部，其产生 多个种类的具有不同能谱的X射线；X射线检测部，其检测透过拍摄物后的 所述X射线；图像计算部，其根据X射线检测部的检测信号，针对多个种类 的X射线中的每种X射线计算X射线吸收率图像；识别计算部，其把多个种 类的X射线吸收率图像所对应的区域中的X射线吸收率的值套用到表示各X 射线吸收率和拍摄物的组成的关系的识别图中，识别区域的组成；识别图作成部，其作成识别图；以及输入部，其从操作者接受X射线产生部的X射线照 射条件和应该识别的多个组成的输入。在此，识别图作成部，对于在输入部输 入的X射线照射条件下的多个组成的存在概率进行运算，根据存在概率作成 识别图。如此，第一方式的X射线CT装置，可以对应在输入部输入的X射 线照射条件来作成识别图，所以可以使用最佳的识别图高精度地进行组成的识 别。
上述的识别图作成部，例如，可以对多个种类的X射线吸收率值的每个 组合计算多个组成的存在概率，通过把存在概率最大的组成决定为与X射线 吸收率值的组合对应的组成，来作成识别图。
此外，作为第二方式，识别图作成部，例如，可以把多个种类的X射线 吸收率作为变量，对每个组成求出表示在输入部输入的X射线照射条件下的 组成的存在概率的变化的函数，在分别以多个种类的X射线吸收率作为坐标 轴的识别图空间中，作为边界描绘表示每个组成的存在概率的变化的函数所交 叉的位置，由此，作成通过边界隔开的多个区域分别与多个组成对应的识别图。 由此，可以对应在输入部输入的X射线照射条件，来作成识别图，因此可以 使用最佳的识别图高精度地进行组成的识别。
再者，作为第三方式，识别图作成部，例如，可以将多个种类的X射线 吸收率作为变量，对每个组成求出表示在输入部输入的X射线照射条件下的 组成的存在概率的变化的函数，在分别以多个种类的X射线吸收率作为坐标 轴的识别图空间中，根据表示存在概率的变化的函数在规定位置描绘边界，由 此作成通过边界隔开的多个区域分别与多个组成对应的识别图。由此，可以对 应在输入部输入的X射线照射条件，来作成识别图，因此可以使用最佳的识 别图高精度地进行组成的识别。
在上述第三方式中，识别图作成部，例如，使用表示存在概率的变化的 函数和边界位置，通过预定的数学式，来求出关于全部所述组成的错误回答率， 将错误回答率最小的位置决定为边界位置。
在上述第一至第三方式中，识别图作成部，例如，包含关于输入部可接 受的多个组成，对每个X射线照射条件预先存储了平均X射线吸收率和X射
线吸收率的标准偏差的数据存储部，从数据存储部读出关于输入部从操作者接受的x射线照射条件对应的平均x射线吸收率和x射线吸收率的标准偏差， 通过将这些代入到预定的数学式中，由此通过计算来求出存在概率。
此时，输入部，作为x射线照射条件，例如针对多个种类的x射线中的
每种X射线接受管电压以及管电流量的设定。在数据存储部中存储了输入部
可接受的每个管电压的平均x射线吸收率、每单位管电流量的x射线吸收率
的标准偏差。识别图作成部，使用每单位管电流量的X射线吸收率的标准偏
差、在输入部设定的管电流量、以及预定的数学式，通过计算来求出x射线 吸收率的标准偏差。
在上述第二方式中，识别图作成部，例如，使用表示两个组成的所述存 在概率的变化的函数、边界位置、以及预定的数学式，通过计算求出对于分别 与边界隔开的两个区域对应的组成，产生误判断的比例，在产生误判断的比例 大于预定的阈值时，可以在识别图上使与两个组成对应的区域结合，作为一个 组成进行识别。由此，可以将识别精度低的组成彼此看作为同一组成，识别精
度提尚。
在第二至第三方式中，输入部，例如，可以只针对作成识别图所需要的 一部分x射线照射条件，接受设定。此时，识别图作成部，作成关于其他的x 射线照射条件的多个候补值。对于多个候补值中的每一个候补值作成识别图， 对于所得到的多个种类的识别图，使用表示存在概率变化的函数、边界位置以 及预定的数学式，分别通过计算来求出在整个识别图中产生组织误判断的比 例，由此可以i^f奪产生误判断的比例最小的识别图。由此，可以将关于选择出 的识别图的候补值选择为x射线照射条件的最佳值，可以实现x射线照射条 件的最佳化。
作为最佳的x射线照射条件，可以对操作者显示所选择的x射线照射条 件的最佳值。此外，x射线产生部自动地使用最佳值的x射线条件来照射x 射线，可以取得x射线吸收图像。
作为上述的候补值，例如，可以举出x射线产生部的管电流量，由此可
以实现管电流量的最佳化。
作为x射线照射条件，输入部，例如，针对多个种类的x射线的总和照
射剂量来接受设定。此时，识别图作成部，为了使多个种类的X射线的照射剂量的总和满足所设定的总和照射剂量，作成多个种类的X射线中的每种X
射线的照射剂量的候补值。此外，例如，输入部还可以针对通过多个种类的x
射线的被曝光剂量接受设定，识别图作成部，为了使受到多个种类X射线照
射的拍摄物的总和被曝光量与被曝光剂量相对应，对多个种类的x射线中的
每种X射线作成照射剂量的候补值。由此，操作者可以根据总和照射剂量或
被曝光量，容易地设定x射线条件。


图1是用于说明第一实施方式的X射线CT装置的概要的框图。 图2是表示用于实现图1的X射线CT装置的硬件结构的框图。 图3是表示第一实施方式的X射线CT装置的拍摄条件输入部110显示
的画面例子的说明图。
图4是表示第一实施方式的X射线CT装置的识别图作成部111的动作
的流程图。
图5是表示在第一实施方式的X射线CT装置中作成的识别图的一例的 说明图。
图6是表示在第一实施方式的X射线CT装置中，在组织参数保存部112
中存储的表内的信息的说明图。
图7 (a)以及(b)是表示根据存在概率(X射线吸收率分布)来决定图
5的识别图的边界的说明图。
图8 (a)以及(b)是表示在图5的识别图中X射线吸收率分布和设定
的边界221的关系的说明图。
图9是在第 一 实施方式的确认实验中使用的幻想模型的剖面图。
图10是表示通过第一实施方式的确认实验作成的识别图的说明图。
图11是表示通过第一实施方式的确认实验作成的识别图的评价用全体错
误回答率Ires的图表。
图12是用于说明在第二实施方式的X射线CT装置中，使识别图的区域 聚合的说明图。
图13是表示第二实施方式的X射线CT装置的动作的流程图。
图14 (a)以及(b)是表示在第二实施方式中，识别图上的组织对及其边界的说明图，(c)是表示由组织对的边界线的交集(AND)决定组织260 的边界的说明图，(d)是表示在边界位置决定两个组织的X射线吸收率分布 的低谷的说明图。
图15是表示第三实施方式的X射线CT装置的输入单元101的结构的框图。
图16是表示第三实施方式的X射线CT装置的X射线条件计算部170的 动作的流程图。
图17是表示第三实施方式的X射线CT装置的X射线条件输入部110显 示的画面例子的iJL明图。
图18是对管电压的每个组合表示通过第三实施方式的确认实验求出的剂 量比和评价用全体错误回答率Ires的关系的图表。
符号说明
1X射线产生部、2X射线检测部、3X射线管、4X射线检测器、5龙门、 6旋转板、7平台、8拍才聂物、9圆形的开口部、101输入单元、102拍摄单元、 103图像生成单元、IIO拍摄条件输入部、lll识别图作成部、112组织参数保 存部、113拍摄控制部、114信号收集部、115再构成处理部、116识别处理部、 117图像显示部、120键盘、121鼠标、122中央处理装置、123存储器、123 DD 装置、125龙门控制部、126X射线控制部、127平台控制器、128DAS、 129 监视器、130识别部位选择列表、131识别组织选择列表、132X射线条件输 入区域、140组织表、141组织表(骨组织)、142组织表(造影血管组织)、 150造影血管、151氨基钾酸酯、152骨、153造影血管区域、154氨基钾酸酯 区域、155骨区域、156识别图、160组织A的区域、161组织B的区域、162 组织C的区域、163组织AB、 164聚合化对信息、170X射线条件计算部、171X 射线条件显示部、172管电流量参数保存部、180剂量模式
具体实施例方式
以下参照附图详细地说明本发明的一实施方式。在全部附图中，对于具有 同一功能的部分赋予同一符号，并省略重复的说明。 (第一实施方式)
说明第一实施方式的双能量X射线CT装置。如在图1中表示的概要结构那样，该X射线CT装置具有输入单元101、拍摄单元102、图像生成单元103。 输入单元101包含拍摄条件输入部110、识别图作成部111以及组织参数保存 部112。拍摄单元102包含拍摄控制部113、 X射线产生部1、 X射线检测部2、 龙门5以及拍摄物搭载用平台7。图像生成单元103包含信号收集部114、再 构成处理部115、识别处理部116以及图像显示部117。输入单元101以及图 像生成单元103不一定需要是与X射线CT装置成为一体，例如可以通过经由 网络连接的其他的装置来实现其动作。
使用图2说明用于实现图1的双能量X射线CT装置的硬件结构的一例。 如图2所示，输入单元101的拍摄条件输入部110由键盘120、鼠标121、手 写板、触摸面板等构成。中央处理装置122，通过展开并启动预先存储在存储 器123中的规定的程序，进行用于作成识别图的处理。组织参数存储部112由 HDD (Hard Disk Drive)装置124等构成。通过数据总线1101连接所述各构 成要素。
拍摄单元102的X射线产生部1包含X射线管3。X射线检测部2包含X 射线检测器4。在龙门5的中央设置有用于配置拍摄物8以及平台7的圆形的 开口部9。在龙门5内具备配备了 X射线管3以及X射线检测器4的旋转板6、 用于使旋转板6旋转的未图示的驱动机构。在平台7上具备用于调整拍摄物相 对于龙门5的位置的未图示的驱动机构。拍摄控制部113包含控制X射线管3 的X射线控制器126、龙门控制器125以及平台控制器127。龙门控制器125 控制旋转板6的旋转驱动。平台控制器127控制平台的驱动。
作为具有代表性的例子，可以将X射线管3的X射线产生点和X射线检 测器4的X射线输入面的距离设定为1000mm。作为代表性的例子，可以将龙 门5的开口部9的直径i殳定为700mm。作为代表性的例子，可以将旋转板6 旋转所需要的时间设定为l.Os/周。关于X射线检测器4，可以使用由闪烁体 以及光电二极管等构成的公知的X射线检测器。X射线检测器4是从X射线 管3等距离并且圓弧状地配置了多个检测元件的结构，该元件数量(通道数量) 例如为950个。各个检测元件的通道方向的尺寸，例如为lmm。拍摄单元120 的旋转一周的拍摄次数为900次，旋转板6每旋转0.4度进行一次拍摄。上述 的规格并不限定于这些值，可以根据X射线CT装置的结构进行各种变更。
ii图像生成单元103的信号收集部114包含数据收集系统(DAS: Data Acquisition System) 128。 DAS128将X射线检测器4的检测结果转换为数字 信号。再构成处理部115和识别处理部116,包含中央处理装置122、存储器 123以及HDD装置124。在中央处理装置122以及存储器123中，通过展开 并启动规定的程序，进行图^f象的再构成处理、识别处理等各种处理。HDD装 置124等进行数据的保存和输入输出。图像显示部117由液晶显示器或CRT 等监视器129构成。各个构成要素通过数据总线103连接。
然后，说明第一实施方式的X射线CT装置的动作。
该X射线CT装置具有按照DE法进行拍摄的功能和一般的拍摄功能。基 于DE法的拍摄，按照顺序进行输入模式和实际拍摄模式。输入模式是操作者 输入识别对象部位、管电压等拍摄条件，根据该条件通过计算求出最佳的识别 图的模式。实际拍摄模式，是在根据在输入模式中输入的拍摄条件照射X射 线生成了CT图像后，使用在输入模式中求出的最佳的识别图，识别CT图像 的组织(在拍摄物8不是生物时为组成)的模式。操作者通过鼠标121或键盘 120等进行模式的选择。在本实施方式中，关于在实际拍摄模式中使用的拍摄 条件，因为在输入^^莫式中作成识别图，所以可以实现识别图的最佳化，可以实 现识别的高精度化以及剂量的降低。以下说明两个才莫式的动作。
输入模式，按照(1)设定拍摄条件、(2)作成识别图的顺序来进行。通 过图1的输入单元101的拍才聂条件输入部110、识别图作成部111以及组织参 数保存部112来执行输入模式。 (1)设定拍摄条件
拍摄条件输入部110,在监视器129或其他的监视器上显示图3所示的输 入画面。操作者一边观看画面， 一边通过操作构成拍摄条件输入部110的鼠标 121、键盘120等，来设定识别对象部位、识别对象部位中包含的应该识别的
多个组织的种类、照射低能量X射线时的管电压EL以及管电流lL、照射高能
量X射线时的管电压EH以及管电流Ih 。
在图3的输入画面中包含有用于选择识别对象部位的识别部位选择列表 130、用于选择应该识别的组织的识别组织选择列表131、用于设定与低能量 以及高能量的X射线输出量对应的管电压以及管电流量的X射线条件输入区
12域132。操作者在图3的画面的识别部位选择列表130中，选择识别对象部位。 识别部位选择列表130并不限于部位，还可以选择心脏、脂肪、血管等构成部 4立的纟且织。
此外，操作者在识别组织选择列表131中，选择与造影剂、斑块的各个种 类、钙化、肿瘤、穿刺器具、导管等检查用途对应的组织、骨、血管、各种脏 器等组织。此时，关于可以用数值表记造影剂浓度等的组织，在识别组织选择 列表132的数值输入栏中输入数值。在X射线条件输入区域132中，分别输 入照射高能量X射线时的管电压EH以及管电流量IH、照射低能量X射线时的
管电压Et以及管电流lL。
另外，用于输入拍摄条件的画面不限于图3的画面结构，如果是可以设定 识别对象部位、组织、管电压以及管电流量的画面结构，则没有限制。此外， 在事先保存了拍摄条件的情况下，可以读出该拍摄条件来进行使用。此时，操 作者不必在每次拍才聂时进行输入。此外，在图3的画面例子中，设定具有高低 两种能谱的X射线条件，但也可以使用三种以上的X射线按照DE法进行拍 摄，操作者可以追加此时的管电压以及管电流量的项目，并进行设定。 (2 )作成识别图
像在图4中表示该处理顺序那样，识别图作成部lll,与在拍摄条件输入 部IIO输入的识别对象部位、管电压以及管电流量等拍摄条件对应地，根据各 个组织的X射线吸收率的存在概率(以下称为X射线吸收率分布)，通过计算 求出最佳的识别图(步骤201~204)。使用预先存储在组织参数保存部112中 的每个拍摄条件的各组织的X射线吸收率以及X射线吸收率的标准偏差来进 行该计算。
在此作成的识别图，如图5所示，是分别以低能量X射线吸收率JUL的值
和高能量X射线吸收率)LiH的值为x轴和y轴的二维图，通过边界50分割为 区域51、 52、 53。区域51、 52、 53与骨、脏器、造影血管等不同的组织(组 成)相对应。由此，关于在实际拍摄模式中拍摄到的低能量X射线吸收率图 像以及高能量X射线吸收率图像所对应的像素，分别求出图像所示的低能量X 射线吸收率JiL的值和高能量X射线吸收率Uh的但，在识别图上求出包含有 通过这些值确定的点的区域51、 52、 53，由此可以把与该区域对应的组织识别为X射线吸收率图像的、该像素的组织。为了针对拍摄条件(管电压E、管 电流量I)的每个组合，表示区域51、 52、 53的边界不同的形状，在本实施方 式中，关于输入的拍摄条件，通过计算作成识别图(步骤201~204)。
如图4所示，识别图作成部lll，在从拍摄条件输入部IIO取得操作者输 入的识别对象部位、应该识别的组织的种类(N个)、与j氐能量和高能量对应 的X射线管3的管电压EL、 Eh的数据之后，访问组织参数保存部112，由此 读出计算识别图所需要的参数(与管电压EL、 EH对应的平均吸收率Have、每 单位管电流量的X射线吸收率的标准偏差aQ、)的，与取得的拍摄条件对应的
值(步骤201)。由此，可以取得与管电压EL、 EH对应的平均吸收率J^aveL、 P
aveH以及各组织的每单位管电流量的噪声的标准偏差a oL、 cr 0H。
另外，如图6所示，在组织参数保存部112中，作为数据库预先存储了组 织表140,该组织表140，针对每个组织，表示了事先通过实-险或者仿真求出
的与管电压对应的平均吸收率Have以及与管电压对应的每单位管电流量的X
射线吸收率的标准偏差cjo。在图6中，作为在组织参数保存部112中保存的 组织表140的一个例子，表示了骨的表141以及造影血管的表142。数据库的 结构并不限于图6的结构，只要是保存了每个组织的管电压、平均吸收率以及 每单位管电流量的标准偏差的结构，无论哪种结构都可以。
然后，从拍摄条件输入部110取得操作者输入的管电流量lL、 IH,通过数 学式(Tl = o"。l /(X) 、 = CT。H ,求出X射线吸收率的标准偏差a L、 cth
(步骤202)。根据在步骤201、 202中求出的平均吸收率jaaveL、 4,H以及标 准偏差c7l、 (7H,使用预定的运算式求出二维X射线吸收率分布y (x, y)(步
骤203 )。在此，根据以下的"数学式r，所示的二维高斯分布，近似地求出以
平均吸收率JLlaveL、 MaveH为中心的二维X射线吸收率分布JLl(X，y)(步骤203 )。
二维X射线吸收率分布ia (x， y)是xy平面上的、表示该组织的存在概率的 变化的函数。
数学式1
=u a exP{-----^~^~}
其中，x以及y是图5的识别图的坐标轴x、 y的值，x对应于低能量X
14射线吸收率&， y对应高能量X射线吸收率陶。此外，并不限于"数学式r
的二维高斯分布的运算式，还可以采用使用了多项式、指数函数、洛伦兹函数 等各种函数的x射线吸收率分布运算式。
针对操作者在拍摄条件输入部101输入的每个组织求出二维x射线吸收
率分布ju (x, y)。在组织为N个时，通过以下的Hk(x, y)表示第k(其中，
k=l、 2.....N)组织的X射线吸收率分布。
然后，把识别图的二维空间分割为预定的微小尺寸的像素。对每个像素比
较在该像素坐标(x, y)上的N个组织的(其中，k=l、 2.....N)的值(频
度)。把其中的X射线吸收率分布jik(x, y)最大的组织决定为该坐标(x， y) 的像素的组织。对于识别图内的全部的^f象素决定组织，由此可以作成识别图(步 骤204 )。
把作成的识别图/人识别图作成部111交给识别处理部116,存4渚在作为识 別处理部116的构成要素的HDD装置124等中。
然后，使用图2说明实际拍摄模式中的X射线CT装置的动作。
在实际拍摄模式下，当操作者通过鼠标121、键盘120等指定拍摄位置后， 指示开始拍摄时，按照在输入模式中操作者在拍摄条件输入部101设定的识别 对象部位、高低两种管电压、每种管电压的管电流量的条件进行拍摄。具体地 说，通过平台控制器127的控制，平台7使拍摄物8在相对于旋转板6大体垂 直的方向上移动，在旋转板6的拍摄位置与指定的拍摄位置一致的时刻停止移 动。由此，拍摄物8的配置完成。另一方面，在指示了开始拍摄的同时，龙门 控制器125使驱动电动机动作，开始使旋转板6旋转。在旋转板6的旋转进入 到恒速状态，并且拍摄物8的配置结束的时刻，龙门控制器125指示X射线 管3的X射线照射定时以及X射线检测器4的拍摄定时，开始进行拍摄。
在旋转板6旋转两周的期间内进行拍摄，在前半的一周旋转中，将X射 线管3的管电压设定为高管电压EH，此外，在后半的一周旋转中将X射线管 3的管电压设定为低管电压EL。因此，X射线控制器126在前半的一周旋转结 束的同时，将X射线管3的管电压从高管电压EH切换为低管电压EL。作为代 表性的管电压值，可以设定140kV (高管电压EH)以及80kV (低管电压EL)。
通过信号收集部114的DAS128,将X射线检测器4的输出信号转换为数字信号，对于该信号执行公知的空气校准(air calibration)。将求出的X射线 吸收率的信息保存在存储器123中。中央处理装置122通过执行公知的CT图 像再构成程序，作为再构成处理部115进行动作，生成表示拍摄物的X射线 吸收率的CT图^f象。
中央处理装置122通过执行公知的识别程序，作为识别处理部116进行动 作，对于生成的CT图像应用在输入模式中求出的识别图，识别与图像的各部 位的X射线吸收率对应的组织，求出识别图像。中央处理装置122在监视器 129中显示计算出的识别图像，并且根据操作者的指示，对识别图像中的组织 进行着色等强调显示处理，对操作者提供关于组织的信息。此外，还可以使用 网络适配器，经由局域网、电话线路、因特网等网络与外部的终端和图像生成 单元103连接，在与终端之间收发CT图像、识别图像。
在上述的拍摄方法中，对于每一周旋转高速地切换管电压来取得具有两种 以上的能谱的X射线的拍纟聂数据，但也可以通过与上述不同的装置结构和拍 摄顺序进行DE法。例如，可以采用以下的方法在龙门5内具有两组的X射 线管3和X射线检测器4，对各个不同的X射线管3设定不同的管电压；在X 射线管3之前或X射线检测器4之间配置滤波器，通过有无滤波器使能谱变 化；在X射线检测器4的检测面的大体垂直的方向上重叠两层以上的X射线 检测器4，由此通过对于X射线检测器4的每一层而不同的能谱，得到拍摄数 据；对于旋转板6的每个规定的旋转角度高速地切换管电压。
本实施方式的CT装置对应操作者在拍摄条件输入部110输入的拍摄条 件，由识别图作成部111作成最佳的识别图，所以识别处理部116可以4吏用最 佳的识别图进行识别。由此，可以提高识别精度，通过组织的自动识别处理可 以减轻看图医生的负担。
在上述的说明中，说明了为了根据N各组织的X射线吸收率分布|a k (x， y)作成识别图，在图4的步骤204中，对于识别图的每个像素选择X射线吸 收率分布IJk(x， y)的值最大的组织的方法。但是，本发明并不限于该方法。 对此进行如下说明。
例如，在对三个组织61、 62、 63求出识别图的情况下，对于这些组织求 出X射线吸收率分布J^ (x， y)、 ]Li2(x, y)、 ja3 (x, y)，在将该分布配置到xy平面上时成为图7(a)那样。X射线吸收率分布ju！ (x， y)、 p2(x, y)、 H3(x， y)是表示存在概率的变化的函数，所以，例如，xy平面内的直线64 上的组织61、 62的X射线吸收率的频度，如图7 (b)那样，通过X射线吸 收率分布JUi (x， y)和P2 (x， y) —部分重叠的图表来表示。由此，根据把 与组织61对应的区域51和与组织62对应的区域52的边界65配置在哪个位 置上，求出错误地识别组织61和组织62的概率(错误回答率)。因此，通过 对于全部的组织在错误回答率最低的位置画出边界65,可以作成最佳的识别 图。
下面，对根据X射线吸收率分布运算错误回答率的原理进行说明。图18 (a)在xy平面上表示组织k的X射线吸收率分布Wk (x, y) 220，图8(b) 表示图8 (a)的直线71上的HU (x， y)的频度。在像图8 (a)、 (b)那样设
定了边界线221的情况下，通过包含平均吸收率(pkaveL、 WaveH) 222的区域
Sk72中包含的X射线吸收率分布jik (x， y)的总和，即l^k (x, y)的区域 72内的体积223来表示组织k的正确回答率。另一方面，通过区域Sk以外的 区域73中包含的X射线吸收率分布jUk (x, y)的总和，即yk(x， y)的区 域73内的体积224来表示组织k的错误回答率。由此，错误回答率通过以下 的"数学式2"来表示。数学式2<formula>formula see original document page 17</formula>用于对识别图中包含的全部组织的识别精度进行评价的全体错误回答率 I,可以通过以下的、通过组织数使各个组织的错误回答率的平方和标准化的 "数学式3"来定义。数学式3<formula>formula see original document page 17</formula>按照使上述"数学式3"表示的全体错误回答率I成为最小的方式决定各组织的边界，并求出区域，由此可以计算出最佳的识别图。
作为决定用于使全体错误回答率I成为最小的边界的方法，可以使用各种
方法。例如，作为第一方法，可以使用以下的方法如在上述的步骤204 (图 4)中说明的那样，将识别图的xy平面分割为微小区域(例如像素)，比较微 小区域(像素)的坐标(x， y)上的、各组织的X射线吸收率分布jli , (x, y )、 |a2 (x, y)、 (i3 (x, y)…的频度，选择频度最大的X射线吸收率分布，将 所选择的X射线吸收率分布的组织(组成)决定为该微小区域(像素)的组 织(组成)。通过对全部的微小区域(像素)决定对应的组织，可以生成识别 图。该方法因为对每个微小区域决定对应的组织，所以不必进行用于决定边界 位置的计算而最终确定边界。因此，决定边界位置，即使不计算基于该位置的 全体错误回答率I，也可以决定全体错误回答率I成为最小的识别图，具有计 算量减少的优点。
作为第二方法，可以采用以下的方法将识别图上的各组织的X射线吸 收率分布jl^(x, y)、 ]u2(x， y)、 |a3(x, y)…每两个进行组合，在它们相 互交叉的位置，即频度相等的位置上绘制边界，由此来生成识别图。该方法即 使不计算全体错误回答率I也可以决定全体错误回答率I成为最小的识别图。 在后述的第二实施方式中，在决定识别图时使用该方法。
作为第三方法，可以采用以下的方法在任意的位置决定边界，每次求出 全体错误回答率I，凑试地决定全体错误回答率I成为最小的边界位置。
然后，在本实施方式中，为了验证是对在图4的步骤201~204中作成的识 别图进行了最佳化的，使用图9结构的幻想模型进行拍摄实验。幻想模型假设 人体的腹部，截面为椭圓形状，通过具有与生物组织接近的吸收率的氨基钾酸 酯151构成。在幻想模型的中央以及上方分别配置了模拟骨152、造影血管150 的圆筒体。造影血管150填充了在水中混合有造影剂的液体。在此，准备了 IO种浓度的液体。
在拍摄实验中，在输入模式中，根据设定的拍摄条件生成了识别图。然后， 在实际拍摄模式中，照射两种能量的X射线，拍摄X射线吸收率图像，使用 在输入模式中生成的识别图进行组织的识别。将拍摄条件的管电压EL、 Eh分 别设定为80kV、 140kV。
18在拍摄实验的输入模式中，在图10中表示根据拍摄条件计算出的识别图
156。可知图IO的识别图156的x轴表示低能量X射线吸收率，y轴表示高能 量X射线吸收率，通过边界221分割为氨基钾酸酯区域154、骨155、造影血 管153的区域。使用该识别图156,根据在实际拍摄模式下进行拍摄得到的实 际的拍摄数据来识别氨基钾酸酯151、骨152、造影血管150，使用以下的"数 学式4"评价了氨基钾酸酯151、骨152、造影血管150这三个组织的全体错 误回答率Ires。在图11中表示该结果。数学式4
数学式5
上述"数学式4"的评价用全体错误回答率I^是通过组织数对一个组织k 的评价用错误回答率，即上述"数学式5"的平方和进行了标准化的评价用全 体错误回答率，Ires越小表示识别精度越高。在"数学式4"以及"数学式5" 中，pk、 Ck分别是识别图像中的组织k的全部像素数量以及正确回答的像素数 量。
如图ll所示，根据本实施方式在应用了最佳的识别图156的情况下，与
应用现有方法的识别图的情况相比，可知评价用全体错误回答率Ires低，识别 精度提高。除了使用实际拍摄的图像之外，还可以使用通过仿真模拟生成的图 像来进行拍摄实验。
在上述的第一实施方式中，在操作者每次进行输入时作成识别图，但也可 以对于预先准备好的拍摄条件的组合生成识别图，将生成的识别图存储在组织 参数保存部112中。由此，识别图计算部111只参照组织参数保存部112便可 以取得识别图，所以存在使运算高速化的优点。在第一实施方式中，作为X射线CT装置的结构的一例，表示了生物用X 射线CT装置，但也可以将本发明用于以检查爆炸物或产品的非破坏检查为目 的的X射线CT装置中。此外，在本实施方式中，作为一例表示了公知的第三 代的多层X射线CT装置的结构，但也可以用于公知的第一、第二、第四代的 X射线CT装置中，还可以用于公知的单层X射线CT装置和电子束CT。 (第二实施方式)
说明第二实施方式的双能量X射线CT装置。第二实施方式的X射线CT 装置的结构域第一实施方式的X射线CT装置相同，而识别图作成部111生成 识别图时的动作与第一实施方式不同。
在第一实施方式中，在作为应该识别的区域，操作者在拍摄条件输入部 110中指定了 N个组织时，识别图作成部111作成被分割为与N个组织对应的 N个区域的识别图(例如图5)。 <旦是，例如在具有组织的X射线吸收率分布 y (x, y)相似的组织的情况下，即使使用生成的识别图，也有可能产生在两 个组织之间进行识别的精度低的问题。此时，即使使用生成的识别图，也无法 提高识别精度。
因此，在本实施方式中，当在两个组织之间进行识别的精度低于预定的阈 值时，将两个组织作为相同的组织，进行使识别图上的与两个组织对应的区域 相结合的聚合化。由此，提高识别精度。
例如，如图12所示，在设定了与组织A对应的区域160、与组织B对应 的区J或161 、以及与组织C对应的区域162的识别图中，在组织A和组织B 的识别精度低于预定的阔值的情况下，生成使两者聚合的信息164,将组织 A160和组织B161聚合为组织A163,由此生成识别图231。
以下，使用图13的流程图的步骤240 244，来说明第二实施方式的识别 图作成部111生成识别图的顺序。首先，进行第一实施方式的图4的步骤 201 203，对于操作者输入的N个组织，分别求出X射线吸收率分布|a (x， y)。
然后，决定识别图上的各组织的边界。在此，使用以下的方法将各组织 的X射线吸收率分布jai (x， y)、 ja2 (x, y)、 n3 (x, y)…每两个进行组 合，在它们相互交叉的位置，即频度相等的位置上绘制边界。具体地说，选择 识别对象部位的组织k,分别作成与组织k以外的组织i (i=l、 2.....N， k
20#i)的配对，在识别图上，对于每个配对，在两者的x射线吸收率分布相等
的位置绘制边界线(步骤240)。例如，如图14 (a)所示，将组织k260和组 织A261作为配对，搜索图14 (d)所示那样两个组织的X射线吸收率分布ja (x, y)交叉的j氐谷的位置，在该位置绘制边界线263。此时，不考虑该配对 以外的其他组织的X射线吸收率分布。
然后，通过上述的"数学式3"，对于成为配对的两个组织k以及A计算 全体错误回答率I (步骤241 )，并且与预定的阈值进行比较(步骤242 )。如果 计算出的全体错误回答率I在阔值以上，则意味着组织k、 A的识别精度低， 所以判断为需要在之后进行聚合，将该组织配对的信息作为聚合化配对信息 164保存在存储器123等中(步骤245 )。
同样地，如图14(b)那样，还对于组织k260和其他的组织B262的配对 决定边界线263 (步-骤240)。关于组织k260和组织B262的配对，计算全体 错误回答率I，判断是否需要进行聚合，如果需要，则作为聚合化配对信息164 保存在存储器123等中(步骤241、 242、 245 )。对于组织k与其他全部组织 的组合，进4于这些处理。
然后，如图14 (c)那样，取得组织k260和其他组织(组织A261以及组 织B262)的边界线263的交集(AND)，将该交集决定为组织k260的最佳的 边界线264 (步骤243 )。在图14(c)中，通过实线26表示了通过AND处理 决定的边界线，通过虚线265表示除此之外的边界线。由此，可以决定组织 k260的周围的边界线264。即使增加组织的数量，如此对每个组织决定边界线 264的方法也可以对生物组织的任意的组合高速地计算边界。
通过对全部的组织按顺序进行上述步骤240~245，决定各组织周围的边界 线，生成图12的识别图(聚合前)。
然后，在之前的步骤245中，读出在存储器123等中保存的聚合化配对信 息164。如图12所示，从识别图(聚合前)的各组织的边界中消除读出的聚 合化配对的组织之间的边界，使组织配对成为一个组织(步骤244)。由此， 可以进行识别精度低的组织的聚合化，可以生成识别精度提高的识别图(聚合 后)。
在第二实施方式中，因为生成将识别精度低的两个组织聚合为 一个组织的识别图，所以通过使用该识别图在实际拍摄模式下进行组织的拍摄，可以P争低 全体错误回答率I,使识别精度提高。
在步骤244中，说明了使用阈值对聚合的必要性进行判断的构成，但在操 作者希望进行任意组织之间的聚合时，可以在步骤201中受理该任意组织之间 的聚合，在步骤245中保存为聚合配对，由此也可进行聚合。 (第三实施方式)
在第三实施方式的双能量X射线CT装置中，可以在最佳的X射线条件 下进行拍摄。
在第三实施方式的CT装置中，操作者无需输入全部的识别对象部位、组 织、剂量等摄影条件，仅输入一部分。对于操作者没有指定的拍摄条件，X射 线CT装置对多个种类作成条件不同的多个候补值，对这些候补值中的每个候 补值作成识别图，求出识别精度。由此，可以计算在满足操作者希望的拍摄条 件的同时，识别精度最高的最佳的X射线条件。在实际拍摄模式下，可以通 过计算出的最佳的X射线条件进行拍摄。
第三实施方式的双能量X射线CT装置的结构与第一实施方式的图1的装 置的结构相同，但是如图15所示，与图1的装置的不同点在于为了计算以 及显示最佳的X射线条件，在输入单元101中具备X射线条件计算部170以 及X射线条件显示部171。在X射线条件计算部170中，配置有管电流量参 数保存部172。其他的结构域图l相同，所以省略说明。作为实现图15的结 构的硬件结构，例如，第一实施方式的图2的中央处理装置122展开并启动预 先存储在存储器123中的规定的X射线条件计算处理动作程序，由此来实现X 射线条件计算部170。管电流量保存部172,例如由存储器123构成。图像生 成单元103的监视器129可兼做X射线条件显示部171。
以下说明第三实施方式的双能量X射线CT装置的动作。本X射线CT装 置于第一实施方式相同，准备了输入模式和实际拍摄模式。关于输入模式，使 用图16的流程图进行以下的说明。 (1)拍摄条件设定
X射线条件计算部170使监视器129显示图17所示的用于输入拍摄条件 的画面。该画面是作为拍摄条件，接受有关识别对象部位选择列表130、识别组织选择列表131、剂量模式180这三个条件的设定的画面。操作者使用鼠标 121、键盘120等，设定这些拍摄条件(图16的步骤270)。
在本实施方式中，特备是能够对X射线条件设定剂量而不设定管电压以 及管电流量，所以可以进行剂量模式180中的设定。识别对象部位选择列表 130、识别组织选择列表131中的设定，因为与第一实施方式相同，所以省略 说明。在剂量模式180中，从操作者接受选择低被曝光模式和高画质模式这两 种模式中的一种模式。低被曝光模式是用于通过与通常拍摄同等的剂量，进行 DE法的模式，通常拍摄不采用DE法，通过具有一种能谱的X射线进行拍摄。 另一方面，高画质模式是使用比通常拍摄多的剂量来进行DE法，由此得到高 SN图像的模式。分别对这些低被曝光模式以及高画质模式分配了预定的剂量 值Rt。w。由此，操作者不必将剂量的值作为数值进行输入，可以选择剂量。
剂量模式180的设定方法并不限于该设定方法，还可以在画面上显示数值 输入栏，操作者将剂量作为数值进行输入。在此所称的剂量包含照射剂量、曝 光剂量。图17所示的画面如果是至少可以设定识别对象部位、组织以及剂量 这三个条件的结构，则还可以为其他的结构。此外，在事先保存了拍摄条件的 情况下，操作者不必每次进行设定。 (2)最佳X射线条件的计算
然后，X射线条件计算部170根据在步骤270中输入的识别对象部位、组 织、剂量模式180的拍摄条件，求出满足该拍摄条件的X射线条件(高能量X 射线和低能量X射线的剂量比、此时的管电压、管电流量)的多个组合(候 补值)(图16的步骤271 273 )。
首先，进行剂量的划分，求出多个剂量的候补值(步骤271)。具体地说， 按下述方法来求出预定数值的剂量Rt一对应着操作者在拍摄条件输入部110 输入的低被曝光才莫式或高画质模式。剂量Rt。tal是低能量X射线以及高能量X
射线的剂量之和，所以X射线条件计算部170将所选择的模式的剂量Rt。ta!划
分为与低能量X射线和高能量X射线对应的X射线的剂量R^ RH。作为划分
方法，例如，可以采用对预定的多个种类的划分比乘以剂量Rt。tal的方法。
然后，设定多个照射低能量X射线时和照射高能量X射线时的管电压EL、 EH的候补值(步骤272 )。例如，可以采用从预定的最低电压开始使电压值每次增加预定的电压值来设定管电压EL、 Eh的方法，或者按顺序选择预定的多
个种类的管电压EL、 EH来设定管电压EL、 Eh的方法。此外，还可以做成揭:作
者从拍摄条件输入部IIO输入多个种类的管电压EL、 EH的组合的结构。
然后，设定多个管电流量IL、 Ih的候朴植(步骤273)。在X射线条件计 算部170中，作为表存储有预先求出的、与剂量和管电压的组合对应的管电流 量。X射线条件计算部170访问管电流量参数保存部172,关于在步骤272中 设定或者输入的管电压EL、 EH的多个种类的候补值、以及在步骤271中设定 的剂量R^ RH的多个种类的候补值的各个组合(E^ RJ、 (Eh、 Rh)，分别 读出对应的管电流量It、 IH。由此，设定多个管电流量的候补值。
识别图作成部111对这些多个候补值的每个组合计算识别图(步骤274 )。 识别图的计算步骤与第一实施方式的图4的步骤201-204相同。对于作成的每 个识别图，使用在第一实施方式中表示的"数学式3",计算识别图用全体错 误回答率I (步骤275)。选择在计算出的识别图用全体错误回答率I中得到最 小的I值的识别图，把用于计算该识别图的候补值的组合(EL、 R。 IL )、 ( EH、 RH、 IH)决定为最佳的X射线条件(步骤276)。据此，对于操作者的任意的 设定，始终可以计算出最佳的识别图以及最佳的X射线条件。
X射线条件计算部170,在X射线条件显示部171上显示在上述的步骤 276中决定的最佳的X射线条件(EL、 RL、 IL)、 (EH、 Rh、 Ih )以及全体错误 回答率I。在操作者指示了在该拍摄条件下进行拍摄时，在实际拍摄模式中开 始该最佳X射线条件下的拍摄。此外，还可以做成以下的结构当在步骤276 中决定的最佳的X射线条件的全体错误回答率I在操作者预定的阈值以下时， 不等待来自操作者的指示，而自动地开始实际拍摄模式，来进行拍摄。在全体 错误回答率I超过了以上阈值时，例如在X射线条件显示部171中显示"不能 照射X射线"的主旨。
由此，在实际拍摄模式中，可以在最佳的X射线条件下进行拍摄，使用 全体错误回答率l最小的识别图来作成组织的识别图像。
如此，第三实施方式的CT装置不需要由操作者输入全部的X射线条件的 参数，关于高能量X射线和低能量X射线的剂量比、以及各自的管电压、管 电流量，可以从满足操作者输入的拍摄条件的候补值中，通过计算求出识别图
24的全体错误回答率I为最小的最佳值，然后提示给梯:作者。由此，可以在全体 错误回答率I为最小的X射线条件下进行拍摄，可以通过全体错误回答率I最 小的识别图进行组织的识别。由此，可以实现识别的高精度化、以及剂量的降 低。
在本实施方式中，为了验证是否决定了最佳的X射线条件，而进行了拍 摄实验。在拍摄实验中，使用语第一实施方式的图9相同的人体模型。此夕卜，
在步骤272中作为管电压Et、 EH的候补值的设定方法，通过从预定的三个种 类的管电压(80kV、 120kV、 140kV)中选择两个种类的管电压来作为EL、 EH， 来进行设定。管电压的候补值并不限于这些值。
在步骤270中设定的剂量模式180选择低被曝光模式。由此，对于与不采 用DE法的通常拍摄(通过具有一个种类的能谱的X射线进行拍摄)同等的剂 量设定了总计剂量Rt。w。关于在步骤271中设定的低能量X射线和高能量X 射线的剂量比，如图18的横轴所示，使总计剂量Rt。纽中的低管电压的剂量比 在从0到1之间变化。由此，计算多个识别图，对于计算出的识别图，计算出 上述"数学式4"的评价用全体错误回答率Ires。 ''
图18是表示使剂量比(总计剂量中的低管电压的剂量)变化时的全体错 误回答率Ires的变化的图表。如图18所示，表示使剂量比与各管电压的组合 一同变化时的全体错误回答率I的变化的图表表示极小值，在图18的例子中， 在管电压EL为80VEH以及EH为140kV,剂量比(总计剂量中的低管电压的剂 量)为0.45时(图形280)，评价用全体错误回答率Ires成为最小。由此，可 以确认作为最佳的X射线条件，可以选择图形280的剂量比、管电压。
还可以在图18中绘制图表时，关于任意的釆样间隔的剂量比，分别求出 并绘制评价用全体错误回答率Ires,使用近似曲线在绘制的评价用全体错误回 答率Ires之间进行插补，由此可以高速地计算出Ires的最小值。
如上所述，第三实施方式的双能量x射线cn装置，可以对应操作者指定
的剂量，计算出全体错误回答率为最小的X射线条件，在该条件下进行实际 拍摄，所以能够在降低了剂量的X射线条件下，通过DE法取得高精度的识别 图像。此外，还可以向操作者显示最佳的X射线条件，在操作者希望的条件 下进行拍摄。
25在此说明了操作者设定照射剂量的结构，但并不限于照射剂量，还可以设 定拍摄物的总计被曝光剂量。
在上述第三实施方式中，输入识别对象部位以及总计剂量，计算最佳的X 射线条件(管电压以及管电流量)，但也可以由操作者输入管电压，仅计算最 佳的管电流量。
此外，通过使用蒙特卡罗模拟或能语的数据库，可以根据最佳的管电压以 及管电流量计算能谱以及总计光子数。因此，可以计算能谱以及总计光子数， 来代替计算最佳的管电压以及管电流量。
在第三实施方式中，在操作者每次进行输入时，求出x射线条件的候补 值，进行识别图的计算，但也可以对预先准备的拍摄条件的组合作成识别图，
并存储在组织参数保存部112中。由此，在识别图作成部111中，仅参照组织 参数保存部112便可以取得识别图，具有使运算高速化的优点。
在第三实施方式中，作为一例表示了生物用X射线CT装置，但也可以将 本发明用于以检查爆炸物或产品的非破坏检查为目的的X射线CT装置中。此 外，在本实施方式中，作为一例表示了公知的第三代的多层X射线CT装置的 结构，但也可以用于公知的第一、第二、第四代的X射线CT装置中，还可以 用于公知的单层X射线CT装置和电子束CT。
在本发明中，如第一以及第二实施方式那样，可以根据识别对象部位、管 电压等拍摄条件，作成最佳的识别图。由此，通过应用最佳的识别图可以实现 识别的高精度化。此外，如第三实施方式那样，因为可以计算出最佳的X射 线条件，可以实现剂量的降低。
权利要求
1.一种X射线CT装置，其特征在于，具有X射线产生部，其产生多个种类的具有不同能谱的X射线；X射线检测部，其检测透过拍摄物后的所述X射线；图像计算部，其根据所述X射线检测部的检测信号，针对所述多个种类的X射线中的每种X射线计算X射线吸收率图像；识别计算部，其把所述多个种类的X射线吸收率图像所对应的区域中的X射线吸收率的值，套用到表示所述多个种类的X射线吸收率和所述拍摄物的组成的关系的识别图中，识别所述区域的组成；识别图作成部，其作成所述识别图；以及输入部，其从操作者接受所述X射线产生部的X射线照射条件和应该识别的多个组成的输入，所述识别图作成部，计算在所述输入部输入的所述X射线照射条件下的所述多个组成的存在概率，根据所述存在概率，来作成所述识别图。
2. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，所述识别图作成部，对于多个种类的所述X射线吸收率值的每个组合， 计算所述多个组成的存在概率，通过将所述存在概率最大的组成决定为与所述 X射线吸收率值的组合对应的组成，来作成所述识别图。
3. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述识别图作成部把所述多个种类的X射线吸收率作为变量，对所述每个组成求出表示在所述输入部输入的所述X射线照射条件下的所述组成的存所交叉的位置，由此作成通过所述边界隔开的多个区域分别与多个所述组成对 应的所述识别图。
4. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述识别图作成部，将所述多个种类的X射线吸收率作为变量，对所述每个组成求出表示在所述输入部输入的所述X射线照射条件下的所述组成的存在概率的变化的函数，在分别以所述多个种类的x射线吸收率作为坐标轴 的识别图空间中，根据表示所述存在概率的变化的函数，在规定位置描绘边界， 由此作成通过所述边界隔开的多个区域分别与多个所述组成对应的所迷识别图。
5. 根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于，所述识别图作成部，使用表示所述存在概率的变化的函数和所述边界位 置，通过预定的数学式，来求出关于全部所述组成的错误回答率，将错误回答 率最小的位置决定为所述边界位置。
6. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述识别图作成部，包含关于所述输入部能够接受的多个组成，对每个X据存储部，从所述数据存储部读出关于所述输入部从操作者接受的X射线照 射条件对应的平均X射线吸收率和X射线吸收率的标准偏差，将这些代入到 预定的数学式中，由此通过计算来求出所述存在概率。
7. 才艮据权利要求6所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述输入部，作为所述X射线照射条件，针对所述多个种类的X射线中的每种X射线，接受管电压以及管电流量的设定，在所述数据存储部中，存储所述输入部能够接受的每个管电压的所述平 均X射线吸收率、每单位管电流量的所述X射线吸收率的标准偏差，所述识别图作成部，使用所述每单位管电流量的X射线吸收率的标准偏 差、在所述输入部设定的管电流量、以及预定的数学式，通过计算来求出所述 X射线吸收率的标准偏差。
8. 根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于，所述识别图作成部，使用表示所述两个组成的所述存在;f既率的变化的函 数、所述边界位置、以及预定的数学式，通过计算求出针对分别与由所述边界 隔开的两个所述区域对应的组成误判断产生的比例，在所述误判断产生的比例 大于预定的阈值时，在所述识别图上使与所述两个组成对应的区域结合，作为 一个组成进^f于识別。
9. 根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述输入部，针对作成所述识别图所需要的部分X射线照射条件，接受设定，所述识别图作成部，作成关于其他X射线照射条件的多个候补值，对于多个候补值中的每一个候补值作成识别图，对于所得到的多个种类的识别 图，使用表示所述存在概率的变化的函数、所述边界位置以及预定的数学式， 通过计算来分别求出在整个识别图中所述组织误判断产生的比例，选择误判断 产生的比例最小的识别图，将关于该识别图的所述候补值，选择为所述x射 线照射条件的最佳〈直。
10. 根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于， 将所述选择的X射线照射条件的所述最佳值，显示为最佳的X射线照射条件。
11. 根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述X射线产生部，使用所述最佳值的X射线条件来照射X射线，取得X射线吸收图像。
12. 根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述识别图作成部，至少针对所述X射线产生部的管电流量，对所述多个种类的X射线中的每种X射线作成候补值。
13. 根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述输入部，针对所述多个种类的X射线的总和照射剂量接受设定，所述识别图作成部，为了使所述多个种类的X射线的照射剂量的总和满足所述 总和照射剂量，作成所述多个种类的X射线中的每种X射线的照射剂量的候 补值。
14. 根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述输入部，针对由所述多个种类的X射线产生的被曝光剂量接受设定，所述识别图作成部，为了使受到所述多个种类X射线照射的所述拍摄物的总 和-故曝光量与所述#皮曝光剂量相对应，对所述多个种类的X射线中的每种X 射线作成照射剂量的候补值。
全文摘要
在双能量X射线CT装置中，通过自动地使识别图最佳化，可以实现识别的高精度化以及剂量的降低。把在双能量X射线CT装置中取得的X射线吸收率套用到表示X射线吸收率和拍摄物的组成的关系的识别图中，来识别拍摄物组成。识别图作成部，根据拍摄物的拍摄部位、管电压等的拍摄条件，对多种X射线吸收率值的每个组合计算各组成的存在概率，将存在概率最大的组成决定为与X射线吸收率值的组合对应的组成，由此来作成识别图。由此，可以对每个拍摄条件作成识别图，实现高精度的组成识别。
文档编号A61B6/03GK101686824SQ20078005369
公开日2010年3月31日 申请日期2007年12月21日 优先权日2007年7月11日
发明者山川惠介, 植木广则 申请人:株式会社日立医药