放射线诊断装置、x射线计算机断层摄影装置及图像处理方法

专利名称：放射线诊断装置、x射线计算机断层摄影装置及图像处理方法
技术领域：
本发明涉及对被检体照射放射线、检测透过被检体的放射线并生成图像的放射线 诊断装置、X射线计算机断层摄影装置及图像处理方法，特别涉及基于双能量减影(dual energy subtraction)的减影图像的生成。
背景技术：
以往，作为治疗心脏的冠状动脉的方法，有称作PCI (PercutaneousCoronary Intervention 经皮冠状动脉介入治疗)的方法。所谓PCI，是将导管(catheter)插入到 被检体的血管内，使用插入的导管将冠状动脉的狭窄部及堵塞部扩张的方法。在进行该PCI 的情况下，医生一边观察由X射线诊断装置拍摄的X射线图像一边将导管推进到冠状动脉 的病变部位。并且，通常在PCI中，将造影剂投放到被检体中，通过DA (DigitalAngiography 数 字血管造影)摄影或DSA (Digital Subtraction Angiography 数字减影血管造影)摄影等 拍摄X射线图像。这里，所谓DA摄影，是通过数字处理来生成由造影剂强调了血管的图像的 摄影方法。此外，所谓DSA摄影，是将对被检体投放造影剂之前的图像定义为“蒙片(mask) 图像”、通过对该蒙片图像和投放造影剂之后的图像实施减影处理(减法处理)，生成仅提 高了血管的对比度(contrast)的图像的摄像方法(例如参照日本特开2007-195633号公 报)。但是，在上述DA摄影或DSA摄影等的摄像方法中，尽管生成强调了血管的图像，但 将诊断中不需要的骨骼等的部位也重叠摄影到血管上。因此，有基于PCI的治疗中需要的 心肌的运动变得难以观察到的情况。所以，近年来，使用利用X射线的吸收率按每个部位而不同这一情况的称作“双能 量减影”的摄影方法。所谓双能量减影，是将能量不同的X射线交替地照射在摄影对象的部 位上，对由此得到的X射线图像实施减影处理的摄影方法。根据该双能量减影，能够得到消 除了在诊断中不需要的部位的图像、或强调了造影剂或支架(Stent)的图像等。另外，以下 将通过减影处理得到的图像称作“减影图像”。但是，在上述以往的技术中，有如下问题，S卩相对于X射线的照射次数、不能高效 率地生成基于双能量减影的减影图像的问题。具体而言，通常在双能量减影中，在设m为自然数的情况下，通过对第(2m_l)张拍 摄的奇数帧图像及第2m张拍摄的偶数帧图像实施减影处理来生成用于诊断的减影图像。 例如，如果设摄影的帧速率(frame rate)为frl (张/秒)，则显示通过减影处理生成的图像时的帧速率为frl/2(张/秒)。即，在以往的双能量减影中，相对于X射线的照射次数， 只能得到一半数量的处理图像。

发明内容
本发明是鉴于上述问题而做出的，目的是提供一种放射线诊断装置、X射线计算机 断层摄影装置及图像处理方法，相对于X射线的照射次数，能够高效率地生成双能量减影 的减影图像。有关本发明的一技术方案的放射线诊断装置，具备放射线照射部，交替地对被检 体照射具有第一能量的放射线和具有与该第一能量不同的第二能量的放射线；放射线检测 部，检测透过了上述被检体的放射线；图像生成部，基于在照射了具有上述第一能量的放射 线时由上述放射线检测部检测到的放射线，生成第一图像，并基于在照射了具有上述第二 能量的放射线时由上述放射线检测部检测到的放射线，生成第二图像；以及减影图像生成 部，每当由上述图像生成部生成上述第一图像或上述第二图像时，使用此次生成的图像及 上次生成的图像生成减影图像。此外，有关本发明的另一技术方案的X射线计算机断层摄影装置，具备X射线照 射部，从不同的投影方向交替地对被检体照射具有第一能量的X射线和具有与该第一能量 不同的第二能量的X射线；X射线检测部，检测透过了上述被检体的X射线；投影数据生成部，基于在照射了具有上述第一能量的X射线时由上述X射线检测部检测到的X射线，生成 第一投影数据，并基于在照射了具有上述第二能量的X射线时由上述X射线检测部检测到的X射线，生成第二投影数据；差分数据生成部，每当由上述投影数据生成部生成上述第一 投影数据或上述第二投影数据时，生成此次生成的投影数据及上次生成的投影数据之间的 差分数据；以及图像重建处理部，根据由上述差分数据生成部生成的各差分数据重建图像。此外，有关本发明的另一技术方案的图像处理方法，包括交替地对被检体照射具 有第一能量的放射线和具有与该第一能量不同的第二能量的放射线；检测透过了上述被检 体的放射线；基于在照射了具有上述第一能量的放射线时检测到的放射线，生成第一图像， 并基于在照射了具有上述第二能量的放射线时检测到的放射线，生成第二图像；以及每当 生成上述第一图像或上述第二图像时，使用此次生成的图像及上次生成的图像生成减影图 像。此外，有关本发明的另一技术方案的图像处理方法，包括从不同的投影方向交替 地对被检体照射具有第一能量的X射线和具有与该第一能量不同的第二能量的X射线；检 测透过了上述被检体的X射线；基于在照射了具有上述第一能量的X射线时检测到的X射 线，生成第一投影数据，并基于在照射了具有上述第二能量的X射线时检测到的X射线，生 成第二投影数据；每当生成上述第一投影数据或上述第二投影数据时，生成此次生成的投 影数据及上次生成的投影数据之间的差分数据；以及根据所生成的各差分数据重建图像。


图1是表示有关本实施例1的X射线诊断装置的结构的框图。图2是表示图像运算存储部及系统控制部的功能结构的框图。图3是用来说明双能量减影图像生成部进行的双能量减影图像的生成的图。
图4是用来说明DSA图像生成部进行的DSA图像的生成的图。图5是表示由有关本实施例1的X射线诊断装置执行的处理的处理步骤的流程 图。图6是表示有关本实施例2的X射线CT装置的结构的框图。 图7是表示有关本实施例2的X射线CT装置的详细结构的功能框图。图8是表示由有关本实施例2的X射线CT装置执行的处理的处理步骤的流程图。图9是表示有关本实施例3的X射线CT装置的结构的框图。图10是表示由有关本实施例3的X射线CT装置执行的处理的处理步骤的流程图。
具体实施例方式以下，基于附图详细地说明有关本发明的放射线诊断装置、X射线计算机断层摄影 装置及图像处理方法。首先，作为实施例1，对将本发明应用在X射线诊断装置中的情况进行说明。另外， 在本实施例1中，将通过双能量减影生成的图像称作“双能量减影图像”。此外，将通过DSA 生成的图像称作“DSA图像”。首先，对有关本实施例1的X射线诊断装置的结构进行说明。图1是表示有关本 实施例1的X射线诊断装置100的结构的框图。如该图所示，该X射线诊断装置100具有X 射线管1、X射线检测部2、C形臂3、机构部4、高电压产生部5、高电压控制部6、卧台7、架 台部8、显示部9、操作部10、图像运算存储部11、系统控制部12、监视器20 22。X射线管1利用从高电压产生部5供给的高电压产生X射线，将产生的X射线对被 检体P照射。X射线检测部2检测透过被检体P的X射线。该X射线检测部2例如由FPD (X射 线平面检测器:Flat Panel Detector)或 I. I.(图像增强器ImageIntensifier)构成。C形臂3保持X射线管1及X射线检测部2。具体而言，C形臂3形成为C字状， 用一个端部支承X射线管1，用另一个端部支承X射线检测部2。这里，C形臂3支承X射 线管1和X射线检测部2，以使它们隔着被检体P而对置。机构部4支承C形臂3，并且将C形臂3旋转或移动。高电压产生部5供给X射线管1在X射线的产生中需要的高电压。高电压控制部6控制高电压产生部5进行的高电压的产生。通过该高电压控制部 6控制高电压的产生，能够改变从X射线管1对被检体P放射的X射线的线量。卧台7具有载置被检体P的顶板、和支承顶板的脚部。顶板能够向垂直方向及水 平方向移动而构成。架台部8支承机构部4及卧台7等。在该架台部8上，设有透视用脚踏开关(foot switch) 8a及摄影用脚踏开关Sb。透视用脚踏开关8a在操作者指示了基于透视条件的摄 影的开始或结束时使用。摄影用脚踏开关8b在操作者指示了基于摄影条件的摄影的开始 或结束时使用。显示部9显示由图像运算存储部11生成的各种图像等。该显示部9例如由 FPD (Flat Panel Display 平板显示器)或CRT(Cathode Ray Tube:阴极射线管)显示器 等构成。
操作部10从操作者受理各种操作。该操作部10具有操作监视器10a、透视用手 动开关(hand switch) 10b、摄影用手动开关IOc及开关保持器(switch holder) IOd0操作 监视器IOa显示患者信息及摄影条件、摄影协议(protocol)等、有关X射线诊断装置100 的操作的信息。透视用手动开关IOb在操作者指示基于透视条件的摄影的开始或结束时使 用。摄影用手动开关IOc在操作者指示基于摄影条件的摄影的开始或结束时使用。开关保 持器IOd将摄影用手动开关IOc固定在操作台等上。
图像运算存储部11基于由X射线检测部2检测到的X射线生成各种图像。此外， 图像运算存储部11具有例如HDD (Hard Disk Driver 硬盘驱动器)等的存储机构，存储所 生成的各种图像。系统控制部12通过基于操作者的操作控制上述各功能部，从而控制整个X射线诊 断装置100。监视器20 22显示由图像运算存储部11生成的各种图像等。这些监视器20 22例如通过将FPD或CRT显示器等横向排列地配置而构成。以上，对有关本实施例1的X射线诊断装置100进行了说明。基于这样的结构，在 有关本实施例1的X射线诊断装置100中，图像运算存储部11交替地生成通过具有第一能 量的X射线的照射而得到的X射线图像、和通过具有与第一能量不同的第二能量的X射线 的照射而得到的X射线图像。此外，图像运算存储部11每当生成X射线图像时，使用此次 生成的X射线图像及上次生成的X射线图像生成双能量减影图像。由此，在本实施例1中， 能够高效率地生成双能量减影的减影图像。以下，对上述图像运算存储部11及系统控制部12具有的功能详细地说明。首先，对图像运算存储部11及系统控制部12的功能结构进行说明。图2是表示 图像运算存储部11及系统控制部12的功能结构的框图。如该图所示，图像运算存储部11 具有图像数据存储部11a、X射线图像生成部lib、双能量减影图像生成部Ilc及DSA图像 生成部lid。图像数据存储部Ila存储由X射线图像生成部lib生成的X射线图像。例如，图 像数据存储部Ila由HDD或DVD (Digital Versatile Disk 数字多功能盘)驱动器等构成。X射线图像生成部lib基于由X射线检测部2检测到的X射线生成X射线图像。 例如，在基于双能量减影的摄影中，X射线图像生成部lib交替地生成通过具有第一能量的 X射线的照射而得到的X射线图像、和通过具有与第一能量不同的第二能量的X射线的照射 而得到的X射线图像。双能量减影图像生成部11C，每当由X射线图像生成部lib生成X射线图像时，使 用此次生成的X射线图像及上次生成的X射线图像生成双能量减影图像。具体而言，如果由X射线图像生成部lib生成X射线图像，则双能量减影图像生成 部Ilc从图像数据存储部Ila读出上次生成的X射线图像。并且，双能量减影图像生成部 Ilc通过对此次生成的X射线图像及上次生成的X射线图像实施规定的减影处理而生成双 能量减影图像。这里，双能量减影图像生成部Ilc通过改变在规定的减影处理中使用的系数，也 能够分别生成仅描绘特定的部位的图像、或消除了特定的部位的图像。图3是用来说明双能量减影图像生成部Ilc进行的双能量减影图像的生成的图。如该图所示，例如，双能量减影图像生成部Ilc通过使用由高能量的X射线照射而得到的X 射线图像、及由低能量的X射线的照射而得到的X射线图像进行减影处理，由此生成消除了 骨骼的图像或仅描绘骨骼的双能量减影图像。另外，双能量减影图像生成部IlC还能够分 别生成描绘不同的部位的图像。DSA图像生成部Ild使用分别在对被检体注入造影剂之前和之后生成的双能量减 影图像生成DSA图像。图4是用来说明DSA图像生成部Ild进行的DSA图像的生成的图。如该图所示， 具体而言，DSA图像生成部Ild将在造影剂的注入前生成的双能量减影图像定义为蒙片图 像。并且，DSA图像生成部lld，每当由双能量减影图像生成部Ilc使用通过高能量的X射 线照射而得到的X射线图像及通过低能量的X射线的照射而得到的X射线图像生成双能量 减影图像时，通过对所生成的图像和蒙片图像实施规定的减影处理而生成DSA图像。回到图2，系统控制部12特别具有X射线照射控制部12a及图像显示控制部12b。X射线照射控制部12a基于操作者的各种操作控制X射线的照射。具体而言，X射 线照射控制部12a在被操作者指示进行基于双能量减影的摄影的情况下，通过控制高电压 产生部5，在第一电压值和比第一电压值低的第二电压值之间交替地切换对X射线管1供给 的电压的大小。由此，通过X射线管1将具有高能量的X射线及具有低能量的X射线交替地照射 在被检体上。结果，由X射线图像生成部lib交替地生成通过高能量的X射线照射而得到 的X射线图像以及通过低能量的X射线照射而得到的X射线图像。并且，由双能量减影图 像生成部Ilc生成双能量减影图像。另外，在本实施例1中，对通过改变供给X射线管1的电压的大小来切换对被检体 照射的X射线的能量的情况进行说明，但例如也可以通过改变管电流来切换X射线的能量。图像显示控制部12b将由双能量减影图像生成部Ilc及DSA图像生成部Ild生成 的各种图像显示在显示部9、监视器20 22上。具体而言，图像显示控制部12b在由双能量减影图像生成部Ilc分别生成了描绘 不同的部位的双能量减影图像的情况下，将各个减影图像按照每个部位分别显示在各个监 视器上。例如，图像显示控制部12b在拍摄了被检体P的胸部的情况下，将仅描绘骨骼的双 能量减影图像显示在监视器20上，将仅描绘心脏的双能量减影图像显示在监视器21上。或者，图像显示控制部12b也可以将由X射线图像生成部lib生成的X射线图像 及由双能量减影图像生成部Ilc生成的双能量减影图像分别显示在各个监视器上。在此情况下，例如图像显示控制部12b将通过具有高能量的X射线的照射而得到的X射线图像显示在监视器20上，将通过具有低能量的X射线的照射而得到的X射线图像 显示在监视器21上。此外，图像显示控制部12b将由双能量减影图像生成部Ilc生成的双 能量减影图像显示在监视器22上。另外，图像显示控制部12b也可以将由双能量减影图像生成部Ilc及DSA图像生 成部Ild连续生成的各图像分别作为动态图像显示在显示部9、监视器20 22上。接着，对由有关本实施例1的X射线诊断装置100执行的处理的处理步骤进行说 明。图5是表示由有关本实施例1的X射线诊断装置100执行的处理的处理步骤的流程图。如该图所示，在有关本实施例1的X射线诊断装置100中，如果由操作者指示开始摄影(步 骤S11，是)，则基于X射线照射控制部12a进行的控制，X射线管1交替地照射具有高能量 的X射线及具有低能量的X射线(步骤S12)。接着，X射线图像生成部lib基于由X射线检测部2检测到的X射线生成X射线图像(步骤S13)。这里，X射线图像生成部lib交替地生成通过高能量的X射线照射而得 到的X射线图像以及通过低能量的X射线照射而得到的X射线图像。并且，如果由X射线图像生成部lib生成X射线图像，则双能量减影图像生成部 Ilc使用此次生成的X射线图像及上次生成的X射线图像，来生成双能量减影图像(步骤 S14)。然后，图像显示控制部12b将由双能量减影图像生成部Ilc生成的双能量减影图像 显示在显示部9或监视器20 22的某个上(步骤S15)。并且，如果由双能量减影图像生成部Ilc生成双能量减影图像，则DSA图像生成部 Ild使用在对被检体注入造影剂之前之后分别生成的双能量减影图像生成DSA图像(步骤 S16)。然后，图像显示控制部12b将由DSA图像生成部Ild生成的DSA图像显示在显示部 9或监视器20 22的某个上(步骤S17)。这样，X射线诊断装置100在由操作者指示结束摄影之前的期间，反复执行步骤 S12 S17的处理(步骤S18，否)。如上所述，在本实施例1中，X射线图像生成部lib分别生成通过具有高能量的X 射线照射而得到的X射线图像和通过具有低能量的X射线照射而得到的X射线图像。此外， 双能量减影图像生成部11c，每当由X射线图像生成部lib生成X射线图像时，使用此次生 成的X射线图像及上次生成的X射线图像生成双能量减影图像。由此，在本实施例1中，在设m为自然数的情况下，如果设双能量减影的减影处 理为 F(2m)-F(2m-1)，则以{F(2)-F(1)}、-{F(3)-F(2)}、{F(4)-F(3)}、-{F(5)-F(4)}、 {F(6)-F(5)}……的顺序生成双能量减影图像。即，在本实施例1中，生成与X射线的照射 次数相同数量的双能量减影图像。因而，根据本实施例1，在与以往的双能量减影相比的情况下，相对于X射线的照 射次数，能够高效率地生成双能量减影的减影图像。此外，在以往的DSA摄影中，如果在摄影中被检体动了，则需要再次重新摄影，但 在本实施例1的摄影中，由于根据连续摄影的X射线图像生成减影图像，所以被检体的运动 造成的图像的模糊减轻。结果，摄影的重做减少，所以能够减少对于被检体的辐射量。此外，在本实施例1中，DSA图像生成部Ild使用在对被检体注入造影剂之前之后 分别由双能量减影图像生成部Ilc生成的双能量减影图像，来生成DSA图像。因而，根据本 实施例1，能够一边观察消除了血管以外的部位的DSA图像或强调了造影剂或支架的DSA图 像，一边高效率地进行血管的诊断及治疗。此外，在本实施例1中，双能量减影图像生成部Ilc至少分别生成描绘第一部位的 双能量减影图像及描绘与第一部位不同的第二部位的双能量减影图像。此外，图像显示控 制部12b将描绘第一部位的双能量减影图像及描绘第二部位的双能量减影图像分别显示。 因而，根据本实施例1，能够一边并列地观察不同部位的状况一边高效率地进行诊断。此外，在本实施例1中，图像显示控制部12b将通过具有高能量的X射线照射而得 到的X射线图像、通过具有低能量的X射线照射而得到的X射线图像、和双能量减影图像分别显示。因而，根据本实施例1，能够一边比较实施减影处理前后的图像，一边高效率地进行 诊断。此外，在本实施例1中，对X射线诊断装置进行了说明，但本发明并不限于此，在使 用α射线、β射线、Υ射线等其他放射线的放射线诊断装置中也能够同样使用。另外，在这里所说的放射线诊断装置中，还包括X射线计算机断层装置。所以，以下，作为实施例2，对将本发明应用在X射线计算机断层摄影装置中的情况进行说明。另外， 在本实施例2中，将X射线计算机断层摄影装置称作X射线CT (Computed Tomography 计 算机断层摄影)装置。此外，将由X射线CT装置生成的图像称作CT图像。首先，对有关本实施例2的结构进行说明。图6是表示有关本实施例2的X射线 CT装置200的结构的框图。如图6所示，X射线CT装置200具备架台装置30、卧台装置40、 和控制台(console)装置50。架台装置30是对被检体P照射X射线并收集投影数据的装置。该架台装置30具 有高电压产生部31、X射线管32、X射线检测器33、数据收集部34、旋转框架35、和架台驱 动部36。高电压产生部31对X射线管32供给高电压。X射线管32通过从高电压产生部 31供给的高电压而产生X射线。X射线检测器33检测表示透过了被检体P的X射线的强度分布的X射线强度分布 数据。例如，X射线检测器33是通过将由多个通道(channel)的X射线检测元件构成的检 测元件列沿切片(slice)方向(图6所示的Z轴方向)排列多列(例如320列)而构成的 多列的面检测器。数据收集部34是根据由X射线检测器33检测到的X射线强度分布数据生成投影 数据的装置。例如，数据收集部34通过对X射线强度分布数据进行放大处理及A/D变换处 理等，生成2维投影数据。此外，数据收集部34将生成的投影数据发送给控制台装置50。旋转框架35形成为圆环状，高速且连续地旋转。该旋转框架35支承X射线管32 和X射线检测器33，以使它们隔着被检体P对置。架台驱动部36通过使旋转框架35旋转 驱动，使X射线管32及X射线检测器33在以被检体P为中心的圆轨道上旋转。卧台装置40是载置被检体P的装置，具有顶板41和卧台驱动装置42。顶板41是 在摄影时载置被检体P的板。卧台驱动装置42是将顶板41向切片方向移动的装置。控制台装置50是从操作者受理有关X射线CT装置200的操作的各种指示、根据 由架台装置30收集到的投影数据重建图像的装置。该控制台装置50具有输入装置51、显 示装置52、扫描控制部53、预处理部54、投影数据存储部55、图像重建处理部56、图像数据 存储部57、和系统控制部58。输入装置51具有鼠标及键盘等，是从操作者受理对X射线CT装置200的指示的 装置。例如，输入装置51从操作者受理包括X射线的照射间隔、摄影时间、向X射线管供给 的管电流等的摄影条件的输入。显示装置52具有LCD (Liquid Crystal Display 液晶显示器)等的显示器，是显 示各种信息的装置。例如，该显示装置52显示由后述的图像数据存储部57存储的图像数 据、及用来从操作者受理各种指示的⑶I (Graphical User Interface 图形用户界面)等。扫描控制部53根据后述的系统控制部58的控制，基于由操作者设定的摄影条件，驱动高电压产生部31、数据收集部34、架台驱动部36及卧台驱动装置42。通过该扫描控制 部53驱动各部，收集有关被检体P的投影数据。预处理部54对由数据收集部34生成的投影数据进行灵敏度修正等的预处理。此外，预处理部54将进行了预处理后的投影数据存储到投影数据存储部55中。投影数据存储部55存储由预处理部54进行了预处理后的投影数据。该投影数据存储部55例如是硬盘装置或光盘装置等。图像重建处理部56根据后述的系统控制部58的控制，读出由投影数据存储部55存储的投影数据，通过对读出的投影数据进行逆投影处理而重建CT图像。此外，图像重建 处理部56将重建后的CT图像存储到图像数据存储部57中。图像数据存储部57存储由图像重建处理部56重建后的CT图像。该图像数据存 储部57例如是硬盘装置或光盘装置等。系统控制部58通过控制架台装置30、卧台装置40及控制台装置50的动作来进行 X射线CT装置200的整体控制。例如，系统控制部58通过基于经由输入装置51从操作者 受理的摄影条件来控制架台装置30、卧台装置40及控制台装置50，从而执行投影数据的收 集及CT图像的重建。以上，对有关本实施例2的X射线CT装置200的结构进行了说明，基于这样的结 构，在有关本实施例2的X射线CT装置200中，X射线管32将具有第一能量的X射线和具 有与第一能量不同的第二能量的X射线交替地照射在被检体P上。此外，图像重建处理部 56基于在照射了具有第一能量的X射线时由X射线检测器33检测到的X射线来生成第一 CT图像，并基于在照射了具有第二能量的X射线时由X射线检测器33检测到的X射线来生 成第二 CT图像。并且，每当生成第一 CT图像或第二 CT图像时，图像重建处理部56使用此 次生成的CT图像及上次生成的CT图像生成减影图像。由此，在本实施例2中，能够高效率 地生成双能量减影的减影图像。以下，对该X射线CT装置200具有的功能详细地说明。图7是表示有关本实施例2的X射线CT装置200的详细结构的功能框图。另外， 在图7中，表示了图6所示的各部中的显示装置52、扫描控制部53、投影数据存储部55、图 像重建处理部56及图像数据存储部57。在本实施例2中，系统控制部58，每当旋转框架35旋转一次时，控制X射线管32， 以使其将具有第一能量的χ射线、和具有与第一能量不同的第二能量的χ射线交替地照射 在被检体P上。这里，假设第一能量是比第二能量高的能量。此外，如图7所示，图像数据存储部57具有CT图像存储部57a、第1减影图像存储 部57b、和第2减影图像存储部57c。CT图像存储部57a存储由后述的CT图像生成部56a生成的CT图像。第1减影图 像存储部57b存储由后述的第1减影图像生成部56b生成的减影图像。第2减影图像存储 部57c存储由后述的第2减影图像生成部56c生成的减影图像。此外，如图7所示，图像重建处理部56具有CT图像生成部56a、第1减影图像生成 部56b和第2减影图像生成部56c。CT图像生成部56a基于在照射了高能量的X射线时由X射线检测器33检测到的 X射线，生成第ICT图像，基于在照射了低能量的X射线时由X射线检测器33检测到的X射 线，生成第2CT图像。并且，CT图像生成部56a将生成的各CT图像存储到CT图像存储部57a 中。第1减影图像生成部56b，每当由CT图像生成部56a生成第ICT图像或第2CT图像时，使用此次生成的CT图像及上次生成的CT图像生成第1减影图像。这里生成的第1 减影图像例如为仅描绘了特定的部位的图像。具体而言，如果由CT图像生成部56a生成第ICT图像，则第1减影图像生成部56b分别从CT图像存储部57a读出生成的第ICT图像和之前刚刚生成的第2CT图像。并且，第 1减影图像生成部56b通过计算所读出的第ICT图像与第2CT图像之间的差分，生成第1减
影图像。此外，如果由CT图像生成部56a生成第2CT图像，则第1减影图像生成部56b分别从CT图像存储部57a读出生成的第2CT图像和之前刚刚生成的第ICT图像。并且，第1 减影图像生成部56b通过计算所读出的第2CT图像与第ICT图像之间的差分，生成第1减
影图像。并且，第1减影图像生成部56b将所生成的第1减影图像存储到第1减影图像存储部57b中。第2减影图像生成部56c使用在对被检体P注入造影剂之前之后分别由第1减影 图像生成部56b生成的第1减影图像，来生成第2减影图像。这里生成的第2减影图像为 消除了血管以外的部位的图像。并且，在本实施例2中，系统控制部58将由第1减影图像生成部56b及第2减影 图像生成部56c生成的各减影图像显示在显示装置52上。例如，系统控制部58将由第1减影图像生成部56b生成的第1减影图像、和由第 2减影图像生成部56c生成的第2减影图像排列显示在显示装置52上。此时，系统控制部 58也可以将由第1减影图像生成部56b及第2减影图像生成部56c连续生成的减影图像分 别作为动态图像显示在显示装置52上。接着，对由有关本实施例2的X射线CT装置200执行的处理的处理步骤进行说明。 图8是表示由有关本实施例2的X射线CT装置200执行的处理的处理步骤的流程图。如图8所示，在X射线CT装置200中，如果由操作者指示开始摄影(步骤S21， 是)，则在系统控制部58的控制下，每当旋转框架35旋转1次，X射线管32交替地照射具 有高能量的X射线和具有低能量的X射线(步骤S22)。接着，CT图像生成部56a基于在照射了高能量的X射线时由X射线检测器33检 测到的X射线生成第ICT图像，基于在照射了低能量的X射线时由X射线检测器33检测到 的X射线生成第2CT图像(步骤S23)。接着，第1减影图像生成部56b，每当由CT图像生成部56a生成第ICT图像或第 2CT图像时，使用此次生成的CT图像及上次生成的CT图像生成第1减影图像(步骤S24)。 并且，系统控制部58将由第1减影图像生成部56b生成的第1减影图像显示在显示装置52 上(步骤S25)。接着，第2减影图像生成部56c使用在对被检体P注入造影剂之前之后分别由第 1减影图像生成部56b生成的第1减影图像，生成第2减影图像(步骤S26)。并且，系统控 制部58将由第1减影图像生成部56b及第2减影图像生成部56c生成的各减影图像显示 在显示装置52上(步骤S27)。
这样，X射线CT装置200在由操作者指示结束摄影之前的期间，反复执行步骤 S22 S27的处理(步骤S28，否)。如上所述，在本实施例2中，X射线管32将具有第一能量的X射线和具有与第一 能量不同的第二能量的X射线交替地照射在被检体P上。此外，CT图像生成部56a基于在 照射了具有第一能量的X射线时由X射线检测器33检测到的X射线来生成第一 CT图像， 基于在照射了具有第二能量的X射线时由X射线检测器33检测到的X射线来生成第二 CT 图像。并且，第1减影图像生成部56b，每当生成第一 CT图像或第二 CT图像时，使用此次生 成的CT图像及上次生成的CT图像生成减影图像。因而，根据本实施例2，在使用X射线CT 装置200的情况下，也能够高效率地生成双能量减影的减影图像。
此外，在本实施例2中，第2减影图像生成部56c使用在对被检体注入造影剂之前 之后分别由第1减影图像生成部56b生成的第1减影图像，来生成第2减影图像。因而，根 据本实施例2，在使用X射线CT装置200的情况下，也能够一边观察减影图像一边高效率地 进行血管的诊断及治疗。另外，在上述实施例2中，对于每当旋转框架旋转1次时交替地照射具有第一能量 的X射线和具有第二能量的X射线的情况进行了说明。但是，本发明并不限于此。X射线CT装置通过使隔着被检体对置而配置的X射线管和X射线检测器以被检体 为中心旋转，从多个不同的投影方向对被检体照射X射线。这里，将作为X射线的照射单位 的各投影方向称作“视角(View)”。并且，X射线CT装置按照每个视角生成投影数据。所以，例如也可以按照每个视角使X射线的能量交替地变化，生成按照每个视角 生成的投影数据的差分数据。以下，将这样的情况作为实施例3进行说明。首先，对有关本实施例3的X射线CT装置的结构进行说明。图9是表示有关本实 施例3的X射线CT装置300的结构的框图。另外，这里为了便于说明，对于起到与图6所 示的各部同样的作用的功能部赋予相同的标号而省略其详细的说明。如图9所示，X射线CT装置300具备架台装置30、卧台装置40和控制台装置60。控制台装置60是从操作者受理有关X射线CT装置300的操作的各种指示，并根 据由架台装置30收集的投影数据重建图像的装置。该控制台装置60具有输入装置51、显 示装置52、扫描控制部53、预处理部54、投影数据存储部55、图像重建处理部66、图像数据 存储部57、系统控制部68和差分数据存储部6A。在本实施例3中，系统控制部68控制X射线管32，以使其按照每个视角交替地对 被检体P照射具有第一能量的X射线和具有与第一能量不同的第二能量的X射线。这里， 假设第一能量是比第二能量高的能量。在此情况下，数据收集部34基于在照射了高能量的X射线时由X射线检测器33 检测到的X射线来生成第一投影数据，基于在照射了低能量的X射线时由X射线检测器33 检测到的X射线来生成第二投影数据。因而，在投影数据存储部55中，按照每个视角交替 地存储第一投影数据和第二投影数据。差分数据存储部69，每当由数据收集部34生成第一投影数据或第二投影数据时， 生成此次生成的投影数据及上次生成的投影数据之间的差分数据。具体而言，差分数据生成部69，将由数据收集部34交替生成的第一投影数据及第 二投影数据，按被生成的顺序从投影数据存储部55中读出。并且，差分数据生成部69，每当读出投影数据时，生成上次读出的投影数据与此次读出的投影数据之间的差分数据。并且，差分数据生成部69将生成的各差分数据存储到差分数据存储部6A中。差分数据存储部6A存储由差分数据生成部69生成的差分数据。图像重建处理部66根据由投影数据存储部55存储的投影数据与实施例2同样地重建CT图像。此外，在本实施例3中，图像重建处理部66也根据由差分数据存储部6A存储的差分数据重建CT图像。具体而言，图像重建处理部66读出由差分数据存储部6A存储的差分数据，通过对读出的差分数据进行逆投影处理而重建CT图像。另外，这里生成的CT图像既可以是2维图像，也可以是3维图像。并且，图像重建处理部66将重建后的CT图像存储到图像数据存 储部57中。并且，在本实施例3中，系统控制部68将由图像重建处理部66生成的CT图像显示在显示装置52上。此时，系统控制部68也可以将由图像重建处理部66连续生成的CT图像作为动态图像显示在显示装置52上。接着，对由有关本实施例3的X射线CT装置300执行的处理的处理步骤进行说明。图10是表示由有关本实施例3的X射线CT装置300执行的处理的处理步骤的流程图。如图10所示，在X射线CT装置300中，如果由操作者指示开始摄影(步骤S31，是)，则在系统控制部68的控制下，按照每个视角，将高能量的X射线和低能量的X射线交 替地照射在被检体P上(步骤S32)。接着，数据收集部34基于在照射了高能量的X射线时由X射线检测器33检测到的X射线生成第一投影数据，基于在照射了低能量的X射线时由X射线检测器33检测到的 X射线生成第二投影数据(步骤S33)。接着，差分数据存储部69，每当由数据收集部34生成第一投影数据或第二投影数据时，生成此次生成的投影数据及上次生成的投影数据之间的差分数据(步骤S34)。然后，图像重建处理部66根据由差分数据生成部69生成的差分数据重建CT图像(步骤S35)。并且，系统控制部68将由图像重建处理部66生成的CT图像显示在显示装置52上(步骤S36)。这样，X射线CT装置300在由操作者指示结束摄影之前的期间，反复执行步骤 S32 S36的处理(步骤S37，否)。如上所述，在本实施例3中，X射线管32将具有第一能量的X射线和具有与该第一能量不同的第二能量的X射线从不同的投影方向交替地照射在被检体上。此外，数据收集部34基于在照射了具有第一能量的X射线时由X射线检测器33检测到的X射线来生成第一投影数据，基于在照射了具有第二能量的X射线时由X射线检测器33检测到的X射线来生成第二投影数据。此外，差分数据生成部69，每当由数据收集部34生成第一投影数据或第二投影数据时，生成此次生成的投影数据及上次生成的投影数据紫黄晶的差分数据。并且，图像重建处理部66根据由差分数据生成部69生成的各差分数据重建图像。根据这样的结构，能够在多个能量状态下收集投影数据而无需X射线管32绕被检体的周围旋转多次。此外，能够在多个能量状态下根据投影数据重建CT图像。以上，有关本发明的放射线诊断装置、X射线计算机断层摄影装置及图像处理方法，在根据X射线图像生成双能量减影图像的情况下具有实用性，特别适合于要求相对于X射线的照射次数高效率地生成双能量减影图像的情况.
权利要求
一种放射线诊断装置，其特征在于，具备放射线照射部，交替地对被检体照射具有第一能量的放射线和具有与该第一能量不同的第二能量的放射线；放射线检测部，检测透过了上述被检体的放射线；图像生成部，基于在照射了具有上述第一能量的放射线时由上述放射线检测部检测到的放射线，生成第一图像，并基于在照射了具有上述第二能量的放射线时由上述放射线检测部检测到的放射线，生成第二图像；以及减影图像生成部，每当由上述图像生成部生成上述第一图像或上述第二图像时，使用此次生成的图像及上次生成的图像生成减影图像。
2.如权利要求1所述的放射线诊断装置，其特征在于，上述减影图像生成部是生成上述减影图像作为第一减影图像的第一减影图像生成部；该放射线诊断装置还具备第二减影图像生成部，该第二减影图像生成部使用在对上述 被检体注入造影剂之前和之后分别由上述第一减影图像生成部生成的减影图像，生成第二 减影图像。
3.如权利要求1所述的放射线诊断装置，其特征在于，上述第一减影图像生成部至少分别生成描绘了第一部位的减影图像及描绘了与上述 第一部位不同的第二部位的减影图像，作为上述第一减影图像；该放射线诊断装置还具备第一图像显示控制部，该第一图像显示控制部将描绘了上述 第一部位的减影图像及描绘了上述第二部分的减影图像分别显示在显示部上。
4.如权利要求1所述的放射线诊断装置，其特征在于，还具备第二图像显示控制部，该第二图像显示控制部将由上述图像生成部生成的第一 图像及第二图像、以及由上述减影图像生成部生成的减影图像分别显示在显示部上。
5.如权利要求1所述的放射线诊断装置，其特征在于，还具备动态图像显示控制部，该动态图像显示控制部将由上述减影图像生成部连续生 成的减影图像作为动态图像显示在显示部上。
6.一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备X射线照射部，从不同的投影方向交替地对被检体照射具有第一能量的X射线和具有 与该第一能量不同的第二能量的X射线；X射线检测部，检测透过了上述被检体的X射线；投影数据生成部，基于在照射了具有上述第一能量的X射线时由上述X射线检测部检 测到的X射线，生成第一投影数据，并基于在照射了具有上述第二能量的X射线时由上述X 射线检测部检测到的X射线，生成第二投影数据；差分数据生成部，每当由上述投影数据生成部生成上述第一投影数据或上述第二投影 数据时，生成此次生成的投影数据及上次生成的投影数据之间的差分数据；以及图像重建处理部，根据由上述差分数据生成部生成的各差分数据重建图像。
7.如权利要求6所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，还具备动态图像显示控制部，该动态图像显示控制部将由上述图像重建处理部连续生 成的图像作为动态图像显示在显示部上。
8.一种图像处理方法，其特征在于，包括下列步骤交替地对被检体照射具有第一能量的放射线和具有与该第一能量不同的第二能量的 放射线；检测透过了上述被检体的放射线；基于在照射了具有上述第一能量的放射线时检测到的放射线，生成第一图像，并基于 在照射了具有上述第二能量的放射线时检测到的放射线，生成第二图像；以及每当生成上述第一图像或上述第二图像时，使用此次生成的图像及上次生成的图像生 成减影图像。
9.一种图像处理方法，其特征在于，包括下列步骤从不同的投影方向交替地对被检体照射具有第一能量的X射线和具有与该第一能量 不同的第二能量的X射线；检测透过了上述被检体的X射线；基于在照射了具有上述第一能量的X射线时检测到的X射线，生成第一投影数据，并基 于在照射了具有上述第二能量的X射线时检测到的X射线，生成第二投影数据；每当生成上述第一投影数据或上述第二投影数据时，生成此次生成的投影数据及上次 生成的投影数据之间的差分数据；以及根据所生成的各差分数据重建图像。
全文摘要
本发明提供一种放射线诊断装置、X射线计算机断层摄影装置及图像处理方法。X射线图像生成部交替地生成通过具有高能量的X射线的照射而得到的X射线图像、和通过具有低能量的X射线的照射而得到的X射线图像。此外，双能量减影图像生成部，每当由X射线图像生成部生成X射线图像时，使用此次生成的X射线图像及上次生成的X射线图像生成双能量减影图像。
文档编号A61B6/03GK101797162SQ20101011297
公开日2010年8月11日 申请日期2010年2月4日 优先权日2009年2月6日
发明者坂口卓弥, 大桥俊平, 小林正树, 山下智史, 松本正典, 高仲信 申请人:株式会社东芝;东芝医疗系统株式会社