JP2008119332A - X-ray tomography apparatus - Google Patents
X-ray tomography apparatus Download PDFInfo
- Publication number
- JP2008119332A JP2008119332A JP2006308491A JP2006308491A JP2008119332A JP 2008119332 A JP2008119332 A JP 2008119332A JP 2006308491 A JP2006308491 A JP 2006308491A JP 2006308491 A JP2006308491 A JP 2006308491A JP 2008119332 A JP2008119332 A JP 2008119332A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ray
- image
- projection data
- ratio
- energy spectrum
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 238000003325 tomography Methods 0.000 title claims description 28
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims abstract description 12
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 claims description 78
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 claims description 50
- 239000000126 substance Substances 0.000 claims description 21
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 17
- 239000003086 colorant Substances 0.000 claims 1
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 abstract description 2
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 abstract 3
- 238000000034 method Methods 0.000 description 25
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 17
- 230000008569 process Effects 0.000 description 13
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 description 12
- OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N Calcium Chemical compound [Ca] OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 11
- 239000011575 calcium Substances 0.000 description 11
- 229910052791 calcium Inorganic materials 0.000 description 11
- ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 7553-56-2 Chemical compound [I] ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 9
- 239000003925 fat Substances 0.000 description 9
- 230000006870 function Effects 0.000 description 9
- 229910052740 iodine Inorganic materials 0.000 description 9
- 239000011630 iodine Substances 0.000 description 9
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 8
- 230000008859 change Effects 0.000 description 7
- 239000002872 contrast media Substances 0.000 description 6
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 5
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 4
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 4
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 description 4
- 208000027418 Wounds and injury Diseases 0.000 description 3
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 208000014674 injury Diseases 0.000 description 3
- 238000012805 post-processing Methods 0.000 description 3
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 2
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 2
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 2
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 2
- 230000001131 transforming effect Effects 0.000 description 2
- 239000006096 absorbing agent Substances 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 1
- 239000000193 iodinated contrast media Substances 0.000 description 1
- 230000003902 lesion Effects 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
本発明は、Ｘ線断層撮影技術に係り、特にデュアルエネルギー法に基づいて取得した被写体の情報を表示するＸ線断層撮影装置に関し、特に心拍または呼吸の影響により位置ずれが生じたデュアルエネルギー像を表示するＸ線断層撮影装置に関する。 The present invention relates to an X-ray tomography technique, and more particularly to an X-ray tomography apparatus that displays information on a subject acquired based on a dual energy method, and more particularly to a dual energy image in which a positional shift has occurred due to the influence of heartbeat or respiration. The present invention relates to an X-ray tomography apparatus for display.
デュアルエネルギー法は、異なる２つのエネルギースペクトルを有するＸ線によって取得された被写体のＸ線投影データに基づいて、被検体の特定物質を強調した画像を取得できる。つまり、高エネルギーＸ線で得られた画像と低エネルギーＸ線で得られた画像とを重み付け減算して骨や石灰化病変をわかりやすく表示したデュアルエネルギー像、あるいは軟部組織をわかりやすく表示したデュアルエネルギー像などを得ることができる。 The dual energy method can acquire an image in which a specific substance of a subject is emphasized based on X-ray projection data of a subject acquired by X-rays having two different energy spectra. In other words, a dual energy image that displays bones and calcified lesions in an easy-to-understand manner by weighted subtraction of an image obtained with high-energy X-rays and an image obtained with low-energy X-rays, or dual that displays soft tissue in an easy-to-understand manner An energy image can be obtained.
デュアルエネルギー法を行うために、Ｘ線撮像装置が照射するＸ線の管電圧をスキャンごとに高電圧と低電圧とに交互に切り替えたり、Ｘ線エネルギーを変化させるためにＸ線フィルタを入れ替えたりすることにより高エネルギーＸ線で得られた投影データと低エネルギーＸ線で得られた投影データとを得ている。たとえば特許文献１では、高エネルギーＸ線で得られた画像と低エネルギーＸ線で得られた画像とに基づいて、骨の画像または軟部組織の画像からノイズを少なくして表示させる発明を開示している。
しかしながら、Ｘ線の管電圧をスキャンごとに高電圧と低電圧とに交互に切り替えたり、Ｘ線エネルギーを変化させるためにＸ線フィルタを入れ替えたりすると、早くしても０．１秒以上かかってしまう。このような状況では、心拍または呼吸の影響により被検体の部位が動いてしまい、位置ずれが生じてしまう。位置ずれによる影響を考慮しないままデュアルエネルギー像を診て診断してしまっては、病気またはケガなどの過大評価または過小評価につながる。 However, if the X-ray tube voltage is alternately switched between a high voltage and a low voltage for each scan, or if the X-ray filter is changed in order to change the X-ray energy, it takes 0.1 seconds or more at the earliest. End up. In such a situation, the position of the subject moves due to the influence of heartbeat or respiration, resulting in a positional shift. Diagnosing and diagnosing a dual energy image without considering the effects of misalignment leads to overestimation or underestimation of illness or injury.
そこで、本発明の目的は、上記問題点に鑑みてなされたものであり、デュアルエネルギー像において、位置ずれが生じている箇所を示すことができるＸ線断層撮影装置を提供することにある。 Accordingly, an object of the present invention is to provide an X-ray tomography apparatus capable of showing a position where a positional shift has occurred in a dual energy image.
上記目的を達成するために、第一観点のＸ線断層撮影装置は、第一エネルギースペクトルを有するＸ線とこの第一エネルギースペクトルとは異なる第二エネルギースペクトルを有するＸ線とを被検体に照射するＸ線管と、被検体に照射された第一エネルギースペクトルの第一Ｘ線投影データと被検体に照射された第二エネルギースペクトルの第二Ｘ線投影データとを、被検体の同一の撮影部について取得するＸ線投影データ取得部と、Ｘ線投影データ取得部において取得した第一Ｘ線投影データと第二Ｘ線投影データとに基づいて、第一断層画像と第二断層画像とをそれぞれ画像再構成する画像再構成手段と、第一断層画像を構成する第一画素と、第二断層画像を構成し第一画素と同じ位置関係にある第二画素との実測比率を計算する比率計算部と、実測比率があらかじめ記憶された所定比率の範囲に入っているかを判定する第一判定部と、を備える。
この構成により、第一エネルギースペクトルを有するＸ線と第二エネルギースペクトルを有するＸ線とによる撮影に際して、第一画素のＸ線吸収に関する値と第二画素のＸ線吸収に関する値との実測比率を計算する。そしてその実測比率と記憶された所定比率との関係を判定することで、位置ずれが生じている画素を判定することができる。
In order to achieve the above object, an X-ray tomography apparatus according to a first aspect irradiates a subject with X-rays having a first energy spectrum and X-rays having a second energy spectrum different from the first energy spectrum. The same X-ray tube, the first X-ray projection data of the first energy spectrum irradiated to the subject, and the second X-ray projection data of the second energy spectrum irradiated to the subject The first tomographic image and the second tomographic image are obtained based on the X-ray projection data acquisition unit acquired for the unit, the first X-ray projection data acquired by the X-ray projection data acquisition unit, and the second X-ray projection data. Ratio for calculating an actual measurement ratio between the image reconstruction means for reconstructing each image, the first pixel constituting the first tomographic image, and the second pixel constituting the second tomographic image and having the same positional relationship as the first pixel Total It comprises a section, a first determination unit determines whether actual ratio is in the range of pre-stored predetermined ratio, a.
With this configuration, when photographing with X-rays having the first energy spectrum and X-rays having the second energy spectrum, the actual measurement ratio between the value relating to the X-ray absorption of the first pixel and the value relating to the X-ray absorption of the second pixel is obtained. calculate. Then, by determining the relationship between the actual measurement ratio and the stored predetermined ratio, it is possible to determine the pixel in which the positional deviation has occurred.
第二観点のＸ線断層撮影装置において、第一Ｘ線投影データまたは第一断層画像と、第二Ｘ線投影データまたは第二断層画像とに基づいて、デュアルエネルギー像を画像再構成するデュアルエネルギー像再構成部を備える。
この構成により、デュアルエネルギー像を画像再構成することで、デュアルエネルギー像の撮影で診断したい特定物質（原子）、たとえば、被検体内の造影剤、脂肪、またはカルシウムを確認することができる。第一の観点の位置ずれ画素とともにデュアルエネルギー像を確認すれば、特定物質のデュアルエネルギー像の状態を観察することができる。
Dual energy for reconstructing a dual energy image based on first X-ray projection data or first tomographic image and second X-ray projection data or second tomographic image in the X-ray tomography apparatus of the second aspect An image reconstruction unit is provided.
With this configuration, by reconstructing a dual energy image, it is possible to confirm a specific substance (atom) to be diagnosed by taking the dual energy image, for example, a contrast agent, fat, or calcium in the subject. If the dual energy image is confirmed together with the misaligned pixels of the first aspect, the state of the dual energy image of the specific substance can be observed.
第三観点のＸ線断層撮影装置では、あらかじめ記憶された所定比率が、原子物質毎に記憶されている。
原子物質毎に所定の比率が異なるため、ファントムを使っていろいろの原子物質毎の比率をあらかじめ計測しておく。その多くの比率を記憶装置に記憶しておけば、いろいろな原子物質の位置ずれを把握することができる。
In the X-ray tomography apparatus according to the third aspect, a predetermined ratio stored in advance is stored for each atomic substance.
Since the predetermined ratio differs for each atomic substance, the ratio for each atomic substance is measured in advance using a phantom. If many of these ratios are stored in the storage device, it is possible to grasp misalignment of various atomic substances.
第四観点のＸ線断層撮影装置では、あらかじめ記憶された所定比率は、被検体の断面積毎または第一エネルギースペクトルと第二エネルギースペクトルとの組み合わせ毎に記憶されている。
被検体の断面積に依存して所定の比率が異なってくる。そのため、ファントムを使って各種の断面積毎または第一エネルギースペクトルと第二エネルギースペクトルとの組み合わせ毎に原子物質毎の比率をあらかじめ計測しておく。その多くの比率を記憶装置に記憶しておけば、被検体の断面積またはエネルギースペクトルの組み合わせに対して、いろいろな原子物質の位置ずれを把握することができる。このため正確に位置ずれを把握できるようになる。
In the X-ray tomography apparatus according to the fourth aspect, the predetermined ratio stored in advance is stored for each cross-sectional area of the subject or for each combination of the first energy spectrum and the second energy spectrum.
The predetermined ratio varies depending on the cross-sectional area of the subject. Therefore, the ratio for every atomic substance is measured beforehand for every various cross-sectional area or every combination of a 1st energy spectrum and a 2nd energy spectrum using a phantom. If many ratios are stored in the storage device, it is possible to grasp misalignment of various atomic materials with respect to the combination of the cross-sectional area or energy spectrum of the subject. For this reason, it becomes possible to accurately grasp the positional deviation.
第五観点のＸ線断層撮影装置は、第一判定部で所定比率内に入っていない画素を位置ずれとして表示する表示部を備える。
この構成により、所定比率内に入っていない画素を位置ずれとして表示されるため、操作者は観察がしやすくなる。
The X-ray tomography apparatus according to the fifth aspect includes a display unit that displays pixels that are not within a predetermined ratio by the first determination unit as positional deviations.
With this configuration, pixels that do not fall within the predetermined ratio are displayed as misalignment, which makes it easier for the operator to observe.
第六観点のＸ線断層撮影装置は、第五観点において、表示部が第一判定部で所定比率内に入っていない画素を色付けまたは特別な値にする。
この構成により、操作者は、所定比率内に入っていない画素を、特別な画素として認識しやすくなる。
In an X-ray tomography apparatus according to a sixth aspect, in the fifth aspect, a pixel whose display unit is not within a predetermined ratio by the first determination unit is colored or made a special value.
With this configuration, the operator can easily recognize pixels that are not within the predetermined ratio as special pixels.
第七観点のＸ線断層撮影装置は、第一判定部で所定比率内に入っていない画素の周囲の複数画素を含む判定画素領域において、所定比率内に入っていない割合がしきい値内であるか否かを判定する第二判定部を備える。
第一画素のＸ線吸収に関する値と第二画素のＸ線吸収に関する値との実測比率は、位置ずれではなくノイズによって変化することがある。この構成により、一旦、位置ずれした画素として判定された画素を別の観点から位置ずれ画素であるかを再判定する。このため、位置ずれ画素との認識率を向上させることができる。
In the X-ray tomography apparatus according to the seventh aspect, in the determination pixel region including a plurality of pixels around the pixels that are not within the predetermined ratio by the first determination unit, the ratio that is not within the predetermined ratio is within the threshold value. The 2nd determination part which determines whether it exists is provided.
The actual measurement ratio between the value related to the X-ray absorption of the first pixel and the value related to the X-ray absorption of the second pixel may change due to noise rather than a positional shift. With this configuration, a pixel once determined as a misaligned pixel is re-determined as a misaligned pixel from another viewpoint. For this reason, the recognition rate with a position shift pixel can be improved.
第八観点のＸ線断層撮影装置は、第七観点において、判定画素領域の画素数を変更できる。
画像再構成領域の角部では、判定画素領域を変えることが必要になる。また、Ｘ線の被曝量を少なくするためにノイズの多い断層像などで位置ずれ画素を特定する場合には、判定画素領域を変更にすることで、より位置ずれ画素の認識率を高めることができる。
In the seventh aspect, the X-ray tomography apparatus according to the eighth aspect can change the number of pixels in the determination pixel region.
In the corner of the image reconstruction area, it is necessary to change the determination pixel area. In addition, in order to reduce the exposure dose of X-rays, when specifying misaligned pixels with a noisy tomographic image or the like, the recognition rate of misaligned pixels can be further increased by changing the determination pixel region. it can.
本発明によれば、デュアルエネルギー像を診て診断する際に、被検体の部位が動いてしまって位置ずれ画素を考慮して、原子物質の分布などを診断することができる。 According to the present invention, when diagnosing by examining a dual energy image, it is possible to diagnose the distribution of atomic substances and the like in consideration of misaligned pixels due to the movement of the region of the subject.
＜Ｘ線断層撮影装置の構成＞
図１は、本実施形態に係るＸ線断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置）１０の構成を示したブロック図である。Ｘ線断層撮影装置１０は、ガントリ１００と、このガントリ１００の撮影領域内に被検体ＨＢを挿入する寝台１０９とを装備している。寝台１０９は、被検体ＨＢの体軸方向であるＺ方向に移動する。ガントリ１００は、回転リング１０２を有し、この回転リング１０２にコーンビーム形状のＸ線を照射するＸ線管１０１とＸ線管１０１に対向して配置された多列Ｘ線検出器１０３とを有している。Ｘ線管１０１は、高エネルギースペクトルを有するＸ線と低エネルギースペクトルを有するＸ線とを照射するように構成されている。多列Ｘ線検出器１０３は、被検体ＨＢを透過したＸ線を検出する。
<Configuration of X-ray tomography apparatus>
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an X-ray tomography apparatus (X-ray CT apparatus) 10 according to the present embodiment. The X-ray tomography apparatus 10 is equipped with a gantry 100 and a bed 109 for inserting a subject HB into an imaging region of the gantry 100. The bed 109 moves in the Z direction, which is the body axis direction of the subject HB. The gantry 100 includes a rotating ring 102, and an X-ray tube 101 that irradiates the rotating ring 102 with cone-beam-shaped X-rays and a multi-row X-ray detector 103 disposed opposite to the X-ray tube 101. Have. The X-ray tube 101 is configured to irradiate X-rays having a high energy spectrum and X-rays having a low energy spectrum. The multi-row X-ray detector 103 detects X-rays that have passed through the subject HB.
多列Ｘ線検出器１０３は、シンチレータおよびフォトダイオードで構成される。この多列Ｘ線検出器１０３は、同時に複数スライス（複数列）分の投影データを検出できるように、回転リング１０２の回転軸と略平行なＺ方向に沿って複数列に配列されている。また、多列Ｘ線検出器１０３は、Ｘ線管１０１の焦点を中心として円弧状に形成された多チャンネルの形状である。なお、回転軸に平行なＺ方向を“スライス方向”と称し、またＸ線検出素子列の円弧の方向を“チャンネル方向”と称する。多列Ｘ線検出器１０３には、一般的にＤＡＳ(data acquisition system) と呼ばれているデータ収集回路１０４が接続されている。このデータ収集回路１０４には、多列Ｘ線検出器１０３の各チャンネルの電流信号を電圧に変換するＩ−Ｖ変換器と、この電圧信号をＸ線の曝射周期に同期して周期的に積分する積分器と、この積分器の出力信号を増幅するアンプと、このプリアンプの出力信号をディジタル信号に変換するアナログ・ディジタル・コンバータとが、チャンネルごとに設けられている。データ収集回路１０４からのディジタル信号は、データ転送装置１０５を介して画像処理部２０に送られる。 The multi-row X-ray detector 103 is composed of a scintillator and a photodiode. The multi-row X-ray detectors 103 are arranged in a plurality of rows along the Z direction substantially parallel to the rotation axis of the rotating ring 102 so that projection data for a plurality of slices (a plurality of rows) can be detected simultaneously. The multi-row X-ray detector 103 has a multi-channel shape formed in an arc shape with the focal point of the X-ray tube 101 as the center. The Z direction parallel to the rotation axis is referred to as “slice direction”, and the arc direction of the X-ray detection element array is referred to as “channel direction”. The multi-row X-ray detector 103 is connected to a data acquisition circuit 104 generally called a DAS (data acquisition system). The data acquisition circuit 104 includes an IV converter that converts a current signal of each channel of the multi-row X-ray detector 103 into a voltage, and the voltage signal periodically in synchronization with an X-ray exposure cycle. An integrator for integrating, an amplifier for amplifying the output signal of the integrator, and an analog / digital converter for converting the output signal of the preamplifier into a digital signal are provided for each channel. A digital signal from the data acquisition circuit 104 is sent to the image processing unit 20 via the data transfer device 105.
操作コンソール側は、Ｘ線に電圧を供給する高電圧・低電圧発生器５１が備えられている。高電圧・低電圧発生器５１は、周期的に高電圧および低電圧を発生させ、Ｘ線管１０１にスリップリング１１３を介して高電圧および低電圧を供給する。 On the operation console side, a high voltage / low voltage generator 51 for supplying a voltage to the X-ray is provided. The high voltage / low voltage generator 51 periodically generates a high voltage and a low voltage, and supplies the high voltage and the low voltage to the X-ray tube 101 via the slip ring 113.
操作コンソール側のスキャンコントローラ５３は、アキシャルスキャン、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャンなどの複数のスキャンパターンを実行する。アキシャルスキャンとは、寝台１０９をＺ軸方向に所定ピッチ移動するごとにＸ線管１０１及びＸ線検出部１０３を回転機構１１１で回転させて投影データを取得するスキャン方法である。ヘリカルスキャンとは、Ｘ線管１０１及びＸ線検出部１０３とが回転している状態で寝台１０９を所定速度で移動させ、投影データを取得するスキャン方法である。可変ピッチヘリカルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管１０１及びＸ線検出部１０３を回転機構１１１で回転させながら寝台１０９の速度を可変させて投影データを取得するスキャン方法である。スキャンコントローラ５３は、高電圧・低電圧発生器５１に同期して回転機構１１１を駆動させ、データ収集回路１０４で周期的に投影データを収集させる等のスキャンに関わるコントロールを統括している。 The scan controller 53 on the operation console side executes a plurality of scan patterns such as an axial scan, a helical scan, and a variable pitch helical scan. The axial scan is a scanning method in which projection data is acquired by rotating the X-ray tube 101 and the X-ray detection unit 103 by the rotation mechanism 111 every time the bed 109 is moved by a predetermined pitch in the Z-axis direction. The helical scan is a scanning method for acquiring projection data by moving the bed 109 at a predetermined speed while the X-ray tube 101 and the X-ray detection unit 103 are rotating. The variable pitch helical scan is a scanning method for acquiring projection data by changing the speed of the bed 109 while rotating the X-ray tube 101 and the X-ray detection unit 103 by the rotation mechanism 111 as in the helical scan. The scan controller 53 controls the control related to scanning such as driving the rotation mechanism 111 in synchronization with the high voltage / low voltage generator 51 and periodically collecting projection data by the data collection circuit 104.
入力装置５５は、操作者の入力を受け付けるキーボードまたはマウスで構成される。記憶装置５９は、プログラムやＸ線検出器データや投影データやＸ線断層像を記憶する。画像処理部２０は、データ収集回路１０４からの投影データに対して、前処理をしたり、画像再構成処理をしたり、後処理などを実行する。
ディスプレイ６０は、被検体の撮影条件を設定したり、Ｘ線断層像を表示したりする。また、本実施形態では、被検体の特定物質を強調したデュアルエネルギー像を表示する。
The input device 55 is configured by a keyboard or a mouse that receives an input from the operator. The storage device 59 stores programs, X-ray detector data, projection data, and X-ray tomographic images. The image processing unit 20 performs preprocessing, image reconstruction processing, post-processing, and the like on the projection data from the data collection circuit 104.
The display 60 sets imaging conditions for the subject and displays an X-ray tomographic image. Moreover, in this embodiment, the dual energy image which emphasized the specific substance of the subject is displayed.
＜画像処理部の構成＞
画像処理部２０は、前処理部２１と、画像再構成部２３、デュアルエネルギー像再構成部２５、比率計算部２７および判定部２９を有している。
前処理部２１は、このデータ収集回路１０４で収集された生データに対して、チャンネル間の感度不均一を補正し、またＸ線強吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下又は信号脱落を補正するＸ線量補正等の前処理を実行する。また前処理部２１は、スライス方向に関してフィルタリングを行う。例えば、隣接３列を対象とするとき、チャンネル番号が同じ３チャンネル分の生データを重み付け加算する。重み付け加算は、チャンネル方向に沿って変化する。スライス方向のフィルタリングで、アーチファクト改善、ノイズ改善も制御できる。本実施形態では、Ｘ線管１０１が、高エネルギースペクトルを有するＸ線と低エネルギースペクトルを有するＸ線とを被検体ＨＢに照射するので、高エネルギースペクトルの投影データＨＤと低エネルギースペクトルの投影データＬＤとを出力する。
<Configuration of image processing unit>
The image processing unit 20 includes a preprocessing unit 21, an image reconstruction unit 23, a dual energy image reconstruction unit 25, a ratio calculation unit 27, and a determination unit 29.
The pre-processing unit 21 corrects non-uniform sensitivity between channels with respect to the raw data collected by the data collecting circuit 104, and the signal intensity is significantly reduced by the X-ray strong absorber, mainly the metal part. Preprocessing such as X-ray dose correction for correcting signal dropout is executed. Further, the preprocessing unit 21 performs filtering with respect to the slice direction. For example, when three adjacent columns are targeted, raw data for three channels having the same channel number is weighted and added. The weighted addition varies along the channel direction. Artifact improvement and noise improvement can be controlled by filtering in the slice direction. In this embodiment, since the X-ray tube 101 irradiates the subject HB with X-rays having a high energy spectrum and X-rays having a low energy spectrum, the projection data HD of the high energy spectrum and the projection data of the low energy spectrum are used. LD is output.
画像再構成部２３は、前処理部２１で前処理された投影データＨＤまたは投影データＬＤを受け、その投影データＨＤまたは投影データＬＤに基づいて画像を再構成する。投影データＨＤまたは投影データＬＤは、周波数領域に変換する高速フーリエ変換(ＦＦＴ：Fast Fourier Transform)がなされて、それに再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。そして、再構成関数重畳処理した投影データに対して、三次元逆投影処理を行い、被検体ＨＢの体軸方向（Ｚ方向）ごとに断層像（ｘｙ平面）を求める。この断層像は、記憶装置５９に記憶されるとともに、ディスプレイ６０に表示される。本実施形態では、Ｘ線管１０１が、高エネルギースペクトルを有するＸ線と低エネルギースペクトルを有するＸ線とを被検体ＨＢに照射するので、画像再構成部２３は、高エネルギースペクトルのＸ線による断層像ＨＴと、低エネルギースペクトルのＸ線による断層像ＬＴとを、画像再構成する。 The image reconstruction unit 23 receives the projection data HD or projection data LD preprocessed by the preprocessing unit 21, and reconstructs an image based on the projection data HD or projection data LD. The projection data HD or the projection data LD is subjected to a fast Fourier transform (FFT) for transforming into the frequency domain, and multiplied by a reconstruction function, and then subjected to an inverse Fourier transform. Then, a three-dimensional backprojection process is performed on the projection data subjected to the reconstruction function superimposition process, and a tomogram (xy plane) is obtained for each body axis direction (Z direction) of the subject HB. This tomographic image is stored in the storage device 59 and displayed on the display 60. In the present embodiment, since the X-ray tube 101 irradiates the subject HB with X-rays having a high energy spectrum and X-rays having a low energy spectrum, the image reconstruction unit 23 uses X-rays with a high energy spectrum. An image is reconstructed from the tomographic image HT and the tomographic image LT by X-rays having a low energy spectrum.
デュアルエネルギー像再構成部２５は、高エネルギースペクトルの投影データＨＤと低エネルギースペクトルの投影データＬＤとの少なくともいずれか一方の画像から重み付け係数αを掛けた他方の投影データを差し引くことによりデュアルエネルギー像（差分画像）を画像再構成する。また、デュアルエネルギー像再構成部２５は、高エネルギースペクトルの断層像ＨＴと低エネルギースペクトルの断層像ＬＴとの少なくともいずれか一方の画像から重み付け係数αを掛けた他方の画像を差し引くことによりデュアルエネルギー像を画像再構成することも可能である。デュアルエネルギー像については図７または図８で後述する。 The dual energy image reconstruction unit 25 subtracts the other projection data multiplied by the weighting coefficient α from at least one of the projection data HD of the high energy spectrum and the projection data LD of the low energy spectrum to thereby obtain the dual energy image. Reconstruct the (difference image). Further, the dual energy image reconstruction unit 25 subtracts the other image multiplied by the weighting coefficient α from at least one of the tomographic image HT having a high energy spectrum and the tomographic image LT having a low energy spectrum to thereby obtain a dual energy image. It is also possible to reconstruct an image. The dual energy image will be described later with reference to FIG. 7 or FIG.
比率計算部２７は、低エネルギースペクトルの断層像ＬＴと高エネルギースペクトルの断層像ＨＴとの各画素のＣＴ値の比率を計算する。特定物質（原子）ごとに比率は異なり、また、低エネルギースペクトルのＸ線と高エネルギースペクトルのＸ線との値によっても比率は異なる。さらに、被検体の断面積（太り気味、普通体格、やせ気味、成人または子供）などによってもこのＣＴ値の比率は異なる。 The ratio calculation unit 27 calculates the ratio of the CT value of each pixel between the tomographic image LT with a low energy spectrum and the tomographic image HT with a high energy spectrum. The ratio varies depending on the specific substance (atom), and the ratio also varies depending on the values of the X-rays of the low energy spectrum and the high energy spectrum. Furthermore, the ratio of the CT value varies depending on the cross-sectional area of the subject (thickness, normal physique, leanness, adult or child), and the like.
判定部２９は、第一判定部２９−１と第二判定部２９−２とを有している。第一判定部２９−１は、比率計算部２７が計算した比率が記憶装置５９に記憶された第一しきい値ＳＨ１の範囲内であるか否かを判定する。また、第二判定部２９−２は、第一判定部２９−１で第一しきい値ＳＨ１の範囲内とされ、位置ずれと判定された画素について再度、位置ずれした画素であるかを再判定する。つまり、比率計算部２７が位置ずれした画素を含む判定画素領域ＪＧにおいて、第一判定部２９−１が位置ずれと判定した画素の比率を計算する。そして第二判定部２９−２が記憶装置５９に記憶された第二しきい値ＳＨ２の範囲内であるか否かを判定する。 The determination unit 29 includes a first determination unit 29-1 and a second determination unit 29-2. The first determination unit 29-1 determines whether or not the ratio calculated by the ratio calculation unit 27 is within the range of the first threshold value SH1 stored in the storage device 59. In addition, the second determination unit 29-2 again determines whether or not the pixel determined to be misaligned is within the range of the first threshold value SH1 by the first determination unit 29-1, and whether the pixel is misaligned. judge. In other words, in the determination pixel region JG including the pixel that has been misaligned by the ratio calculation unit 27, the ratio of the pixels that the first determination unit 29-1 has determined to be misalignment is calculated. And the 2nd determination part 29-2 determines whether it is in the range of 2nd threshold value SH2 memorize | stored in the memory | storage device 59. FIG.
＜Ｘ線断層撮影装置の動作＞
図２は、Ｘ線断層撮影装置１０の動作フローチャートである。本実施形態に係るＸ線断層撮影装置１０の動作手順を説明する。
<Operation of X-ray tomography apparatus>
FIG. 2 is an operation flowchart of the X-ray tomography apparatus 10. An operation procedure of the X-ray tomography apparatus 10 according to the present embodiment will be described.
ステップＳ１１では、被検体を寝台１０９に乗せ位置合わせを行う。寝台１０９の上に乗せられた被検体は各部位の基準点にガントリ１００のスライス中心位置を合わせる。そして、スカウト像（スキャノ像、Ｘ線透視像ともいう。）収集を行う。スカウト像は被検体の体の大きさによって成人または子供の２種類のスカウト像が撮影できるようになっており、さらに通常０度，９０度で撮影することができる。部位によっては例えば頭部のように、９０度スカウト像のみの場合もある。スカウト像撮影では、Ｘ線管１０１と多列Ｘ線検出器１０３とを固定させ、寝台１０９を直線移動させながらデータ収集動作を行う。 In step S11, the subject is placed on the bed 109 and aligned. The subject placed on the bed 109 aligns the slice center position of the gantry 100 with the reference point of each part. Then, a scout image (also called a scanogram or an X-ray fluoroscopic image) is collected. Scout images can capture two types of scout images for adults or children depending on the size of the body of the subject, and can usually be captured at 0 and 90 degrees. Depending on the part, for example, the head may be a 90-degree scout image only. In scout imaging, the X-ray tube 101 and the multi-row X-ray detector 103 are fixed, and the data collection operation is performed while moving the bed 109 linearly.
ステップＳ１２では、操作者は、ディスプレイ６０に映ったスカウト像に、キーボード５５などを使って、断層像撮影を行う断層像の位置・範囲を設定する。このときに、アキシャルスキャンまたはヘリカルスキャンなどの設定も行う。 In step S <b> 12, the operator uses the keyboard 55 or the like to set the position / range of the tomographic image for tomographic imaging on the scout image displayed on the display 60. At this time, settings such as an axial scan or a helical scan are also made.
ステップＳ１３では、断層像撮影条件の設定またはデュアルエネルギー像の撮影条件の設定を行う。Ｘ線管１０１が高エネルギースペクトルを有するＸ線と低エネルギースペクトルを有するＸ線とを被検体ＨＢに照射するため、たとえば高電圧と低電圧とをそれぞれ１４０ｋＶ、８０ｋＶに設定する。また、できるだけ位置ずれが生じないように、回転機構１１１の回転に応じて高電圧のＸ線と低電圧のＸ線が交互に照射する設定を行う。たとえばＸ線管１０１は、Ｘ線管１０１の一回転毎に高電圧と低電圧とが交互に繰り返される設定、または短期間のパルス毎に高電圧と低電圧とが交互に繰り返される設定などを行う。 In step S13, tomographic image capturing conditions or dual energy image capturing conditions are set. In order for the X-ray tube 101 to irradiate the subject HB with X-rays having a high energy spectrum and X-rays having a low energy spectrum, for example, the high voltage and the low voltage are set to 140 kV and 80 kV, respectively. In addition, a setting is made so that high-voltage X-rays and low-voltage X-rays are alternately irradiated according to the rotation of the rotation mechanism 111 so as not to cause positional displacement as much as possible. For example, the X-ray tube 101 has a setting in which a high voltage and a low voltage are alternately repeated every rotation of the X-ray tube 101, or a setting in which a high voltage and a low voltage are alternately repeated for each short-term pulse. Do.
さらに、ステップＳ１３では、デュアルエネルギー像の撮影で診断したい特定物質（原子）を設定する。たとえば、被検体内の造影剤、脂肪、またはカルシウムなどを設定する。また、画像再構成を行う際のフィルタ関数、Kernel関数などを設定する。これら設定された条件は、記憶装置５９に記録される。なお、本実施形態では、電圧により高エネルギースペクトルと低エネルギースペクトルとを発生させているが、Ｘ線コーンビーム中にフィルタを挿入することによりエネルギースペクトルを変化させてもよい。 In step S13, a specific substance (atom) to be diagnosed by taking a dual energy image is set. For example, a contrast medium, fat, or calcium in the subject is set. Also, set the filter function, kernel function, etc. for image reconstruction. These set conditions are recorded in the storage device 59. In this embodiment, the high energy spectrum and the low energy spectrum are generated by the voltage, but the energy spectrum may be changed by inserting a filter in the X-ray cone beam.
ステップＳ１４ないしステップＳ２０では、断層像撮影を行う。
ステップＳ１４において、Ｘ線データ収集を行う。ここでヘリカルスキャンによってデータ収集を行う場合には、Ｘ線管１０１と多列Ｘ線検出器１０３とを被検体の回りに回転させ、かつ、寝台１０９を直線移動させながら、Ｘ線検出器データのデータ収集動作を行う。そして、ビュー角度viewと、検出器列番号jと、チャネル番号iとで表わされるＸ線検出器データＤ０（view，j，i）（j＝１〜ＲＯＷ，i＝１〜ＣH）にｚ方向座標位置Ztable（view）を付加させる。このようにして、高エネルギースペクトルの投影データＨＤと低エネルギースペクトルの投影データＬＤとを得ることになる。
In step S14 to step S20, tomographic imaging is performed.
In step S14, X-ray data collection is performed. Here, when collecting data by helical scanning, the X-ray detector data is rotated while rotating the X-ray tube 101 and the multi-row X-ray detector 103 around the subject and moving the bed 109 linearly. Data collection operation is performed. Then, the X-ray detector data D0 (view, j, i) (j = 1 to ROW, i = 1 to CH) represented by the view angle view, the detector row number j, and the channel number i is z direction. Coordinate position Ztable (view) is added. In this way, projection data HD having a high energy spectrum and projection data LD having a low energy spectrum are obtained.
ステップＳ１５では、前処理部２１が前処理を行う。ここでは、Ｘ線検出器データＤ０(view，j，i)に対して前処理を行い、投影データに変換する。具体的には、オフセット補正を行い、対数変換を行い、Ｘ線線量補正を行い、そして感度補正を行う。
ステップＳ１６では、前処理された投影データＤ１ (view，j，i)に対して、ビームハードニング補正を行う。
ステップＳ１７では、画像再構成部２３がｚフィルタ重畳処理を行う。ここでは、ビームハードニング補正された投影データに対して、ｚ方向(列方向)のフィルタをかけるｚフィルタ重畳処理を行う。すなわち、各ビュー角度、各Ｘ線データ収集系における前処理後、ビームハードニング補正された多列Ｘ線検出器の投影データに対し、列方向に列方向フィルタをかける。
In step S15, the preprocessing unit 21 performs preprocessing. Here, pre-processing is performed on the X-ray detector data D0 (view, j, i) and converted into projection data. Specifically, offset correction is performed, logarithmic conversion is performed, X-ray dose correction is performed, and sensitivity correction is performed.
In step S16, beam hardening correction is performed on the preprocessed projection data D1 (view, j, i).
In step S17, the image reconstruction unit 23 performs z filter convolution processing. Here, a z filter convolution process for applying a filter in the z direction (column direction) to the projection data subjected to beam hardening correction is performed. That is, after pre-processing in each view angle and each X-ray data acquisition system, the column direction filter is applied in the column direction to the projection data of the multi-row X-ray detector subjected to beam hardening correction.
ステップＳ１８では、画像再構成部２３が再構成関数重畳処理を行う。すなわち、Ｘ線投影データを周波数領域に変換するフーリエ変換（Fourier Transform）を行い、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。再構成関数重畳処理では、再構成関数Kernel（j）重畳する
ステップＳ１９では、画像再構成部２３が三次元逆投影処理を行う。ここでは、再構成関数重畳処理した投影データに対して、三次元逆投影処理を行い、逆投影データを求める。画像再構成される画像はｚ軸に垂直な面であるｘｙ平面に対して三次元画像再構成される。以下の再構成領域Ｐはｘｙ平面に平行なものとする。
ステップＳ２０では、画像再構成部２３が後処理を行う。逆投影データに対して画像フィルタ重畳、ＣＴ値変換などの後処理を行い、高エネルギースペクトルの断層像ＨＴと低エネルギースペクトルの断層像ＬＴとを得ることができる。
In step S18, the image reconstruction unit 23 performs reconstruction function superimposition processing. That is, the Fourier transform (Fourier Transform) for transforming the X-ray projection data into the frequency domain is performed, the reconstruction function is multiplied, and the inverse Fourier transform is performed. In the reconstruction function superimposing process, the reconstruction function Kernel (j) is superimposed. In step S19, the image reconstruction unit 23 performs a three-dimensional backprojection process. Here, three-dimensional backprojection processing is performed on the projection data subjected to reconstruction function superimposition processing to obtain backprojection data. The image to be reconstructed is a three-dimensional image reconstructed with respect to the xy plane that is a plane perpendicular to the z-axis. The following reconstruction area P is assumed to be parallel to the xy plane.
In step S20, the image reconstruction unit 23 performs post-processing. Post-processing such as image filter superimposition and CT value conversion is performed on the backprojection data to obtain a high energy spectrum tomogram HT and a low energy spectrum tomogram LT.
ステップＳ２１では、再構成された高エネルギースペクトルの断層像ＨＴと低エネルギースペクトルの断層像ＬＴとを表示する。
そして、ステップＳ２２では、これらの断層像ＨＴと断層像ＬＴとを記憶装置５９に記憶する。
ステップＳ２３では、心拍または呼吸の影響により被検体の部位が動いてしまって、高エネルギースペクトルの断層像ＨＴと低エネルギースペクトルの断層像ＬＴとの間に位置ずれが生じているか否かを計算し、位置ずれが生じている箇所を表示する。その表示例を図９に示す。なお、位置ずれが生じている画素があまりに多い場合には、位置ずれ画素の表示をするのでなく、再度撮影が必要などのアラームを表示しても良い。
ステップＳ２４では、高エネルギースペクトルの投影データＨＤと低エネルギースペクトルの投影データＬＤとに基づいてデュアルエネルギー像を画像再構成する。または、高エネルギースペクトルの断層像ＨＴと低エネルギースペクトルの断層像ＬＴとに基づいてデュアルエネルギー像を画像再構成する。そして、ディスプレイ６０にデュアルエネルギー像を表示する。その表示例を図９に示す。
In step S21, the reconstructed tomographic image HT having a high energy spectrum and the tomographic image LT having a low energy spectrum are displayed.
In step S22, the tomographic image HT and the tomographic image LT are stored in the storage device 59.
In step S23, it is calculated whether or not the position of the subject has moved due to the influence of heartbeat or respiration, and a positional deviation has occurred between the tomographic image HT of the high energy spectrum and the tomographic image LT of the low energy spectrum. The position where the positional deviation has occurred is displayed. An example of the display is shown in FIG. Note that if there are too many pixels that are misaligned, an alarm may be displayed notifying that misaligned pixels are required, but instead displaying the misaligned pixels.
In step S24, a dual energy image is reconstructed based on the projection data HD of the high energy spectrum and the projection data LD of the low energy spectrum. Alternatively, a dual energy image is reconstructed based on the high energy spectrum tomogram HT and the low energy spectrum tomogram LT. Then, a dual energy image is displayed on the display 60. An example of the display is shown in FIG.
＜断層像の位置ずれの検出＞
図３は、高エネルギースペクトルの断層像ＨＴと低エネルギースペクトルの断層像ＬＴとに基づいて、位置ずれが生じている画素であるかを判定し、位置ずれが生じていればその箇所を表示するフローチャートである。つまり、図２のステップＳ２３の内容を詳細にしたフロ−チャートである。本フローチャートでは高エネルギースペクトルを有するＸ線は、１４０ｋＶの電圧に、低エネルギースペクトルを有するＸ線は、８０ｋＶに設定されている。
ステップＳ２３１にて、デュアルエネルギー像再構成部２５は、記憶装置５９から１４０ｋＶの断層像ＨＴと８０ｋＶの断層像ＬＴとを取得する。
ステップＳ２３２において、１４０ｋＶの断層像被ＨＴまたは８０ｋＶの断層像ＬＴの一方から、被検体ＨＢのプロファイル面積ＰＡ（ｚ）を求める。いわゆる断層像を二値化して、被検体のプロファイル面積ＰＡ（ｚ）を求めることができる。また、図２のステップＳ１１で求めたスカウト像からプロファイル面積ＰＡ（ｚ）を求めても良い。本フローチャートではある位置のプロファイル面積ＰＡ（ｉ）＝５００ｃｍ２として説明する。
<Detection of misalignment of tomographic image>
FIG. 3 determines whether or not the pixel is misaligned based on the tomographic image HT having a high energy spectrum and the tomographic image LT having a low energy spectrum. It is a flowchart. That is, it is a flowchart detailing the content of step S23 in FIG. In this flowchart, the X-ray having a high energy spectrum is set to a voltage of 140 kV, and the X-ray having a low energy spectrum is set to 80 kV.
In step S <b> 231, the dual energy image reconstruction unit 25 acquires a 140 kV tomographic image HT and an 80 kV tomographic image LT from the storage device 59.
In step S232, the profile area PA (z) of the subject HB is obtained from one of the 140 kV tomographic image HT or 80 kV tomographic image LT. A so-called tomogram can be binarized to obtain the profile area PA (z) of the subject. Further, the profile area PA (z) may be obtained from the scout image obtained in step S11 of FIG. In this flowchart, description will be made assuming that the profile area PA (i) at a certain position = 500 cm 2 .
ステップＳ２３３では、比率計算部２７が、記憶装置５９からあらかじめ記憶されているＣＴ値の基本比率ＲＡ（重み付け係数α）を読み出す。記憶装置には、グラフで表せば図４または図５に示すような各エネルギースペクトルの組み合わせと特定物質とのＣＴ値の比率データが記憶されている。
図４（ａ）と（ｂ）とは、断面積が５００ｃｍ２の水ファントムで測定したＣＴ値の基本比率ＲＡの結果である。図４（ａ）は、横軸に１４０ｋＶのＸ線管電流を、縦軸に８０ｋＶのＸ線管電流をとり、脂肪、カルシウム、およびヨード（造影剤）のＣＴ値の基本比率ＲＡを示したグラフである。一方、図４（ｂ）は、横軸に１２０ｋＶのＸ線管電流を、縦軸に１００ｋＶのＸ線管電流をとり、脂肪、カルシウム、およびヨード（造影剤）のＣＴ値の基本比率ＲＡを示したグラフである。
この２つのグラフを見比べて理解できるように、高エネルギースペクトルを有するＸ線と低エネルギースペクトルを有するＸ線との電圧差が大きいと、ＣＴ値の基本比率ＲＡは大きくなる傾向を有している。
In step S233, the ratio calculation unit 27 reads the basic ratio RA (weighting coefficient α) of CT values stored in advance from the storage device 59. The storage device stores CT value ratio data between a combination of each energy spectrum and a specific substance as shown in FIG. 4 or FIG.
4A and 4B show the results of the basic ratio RA of CT values measured with a water phantom having a cross-sectional area of 500 cm 2 . FIG. 4A shows the basic ratio RA of CT values of fat, calcium, and iodine (contrast agent), with the x-ray tube current of 140 kV on the horizontal axis and the x-ray tube current of 80 kV on the vertical axis. It is a graph. On the other hand, FIG. 4B shows the X-ray tube current of 120 kV on the horizontal axis and the X-ray tube current of 100 kV on the vertical axis, and the basic ratio RA of the CT values of fat, calcium, and iodine (contrast agent). It is the shown graph.
As can be understood by comparing these two graphs, if the voltage difference between the X-ray having a high energy spectrum and the X-ray having a low energy spectrum is large, the basic ratio RA of the CT value tends to increase. .
図５（ａ）と（ｂ）とは、横軸に１４０ｋＶのＸ線管電流を、縦軸に８０ｋＶのＸ線管電流をとったＣＴ値の基本比率ＲＡのグラフである。そして、図５（ａ）は、断面積が７００ｃｍ２の水ファントムで測定した測定したＣＴ値の基本比率ＲＡであり、図５（ｂ）は、断面積が３００ｃｍ２の水ファントムで測定したＣＴ値の基本比率ＲＡを示したグラフである。
この２つのグラフを見比べて理解できるように断面積が大きいほうが脂肪、カルシウム、およびヨード（造影剤）のＣＴ値の基本比率ＲＡは大きくなり、断面積が小さいと脂肪、カルシウム、およびヨード（造影剤）のＣＴ値の基本比率ＲＡが小さくなる傾向を有している。
FIGS. 5A and 5B are graphs of the basic ratio RA of the CT value with the horizontal axis representing the 140 kV X-ray tube current and the vertical axis representing the 80 kV X-ray tube current. 5A shows the basic ratio RA of the measured CT value measured with a water phantom having a cross-sectional area of 700 cm 2 , and FIG. 5B shows the CT measured with a water phantom having a cross-sectional area of 300 cm 2. It is the graph which showed the basic ratio RA of a value.
As can be understood by comparing these two graphs, the basic ratio RA of the CT values of fat, calcium, and iodine (contrast agent) increases when the cross-sectional area is large, and fat, calcium, and iodine (contrast) when the cross-sectional area is small. The basic ratio RA of the CT value of the agent tends to be small.
図４または図５では、一例を示したが、Ｘ線管１０１の複数の異なる高電圧と複数の異なる低電圧との組み合わせにより、脂肪、カルシウム、およびヨードなどの複数の特定物質のＣＴ値の比率を求めておき、それらの比率を記憶装置５９にあらかじめ基本比率ＲＡとして記憶しておく。同様に、複数の異なる断面積の水ファントムにより、脂肪、カルシウム、およびヨードなどの複数の特定物質のＣＴ値の比率を求めておき、それらのＣＴ値の比率を記憶装置５９にあらかじめ基本比率ＲＡとして記憶しておく。基準となるＣＴ値の基準比率ＲＡを単純にそのまま記憶するのではなく、一定の計算式にしてＣＴ値の基準比率ＲＡを記憶しても良い。 FIG. 4 or FIG. 5 shows an example, but the combination of a plurality of different high voltages and a plurality of different low voltages of the X-ray tube 101 allows the CT values of a plurality of specific substances such as fat, calcium, and iodine to be calculated. The ratios are obtained, and those ratios are stored in advance in the storage device 59 as the basic ratio RA. Similarly, a ratio of CT values of a plurality of specific substances such as fat, calcium, and iodine is obtained by a plurality of water phantoms having different cross-sectional areas, and the ratio of these CT values is stored in the storage device 59 in advance as a basic ratio RA. Remember as. The reference ratio RA of the CT value used as a reference is not simply stored as it is, but the reference ratio RA of the CT value may be stored using a fixed calculation formula.
図３のステップＳ２３３に戻り、比率計算部２７は、図２のステップＳ１３で設定されたＸ線管１０１の高電圧および低電圧、ステップＳ２３２で求められたプロファイル面積ＰＡ（ｚ）に基づいて、一番適切な基本比率ＰＡを読み出す。このフローチャートにおいては、Ｘ線管１０１が１４０ｋＶの高電圧および８０ｋＶの低電圧であり、プロファイル面積ＰＡ（ｉ）＝５００ｃｍ２であるため、図４（ａ）のグラフにある比率データを読み取ることを想定する。
ステップＳ２３４では、比率計算部２７が、１４０ｋＶの断層像ＨＴの画像G（ｘ，ｙ）と８０ｋＶの断層像ＬＴの画像G（ｘ，ｙ）とのＣＴ値の測定比率ＲＲを計算する。１４０ｋＶの断層像ＨＴおよび８０ｋＶの断層像ＬＴは、通常、画像再構成領域Ｐは、５１２×５１２画素で構成される。このため、比率計算部２７は、５１２×５１２画素に対してＣＴ値の測定比率ＲＲを計算する。
Returning to step S233 in FIG. 3, the ratio calculation unit 27 is based on the high voltage and low voltage of the X-ray tube 101 set in step S13 in FIG. 2 and the profile area PA (z) obtained in step S232. Read the most appropriate basic ratio PA. In this flowchart, since the X-ray tube 101 has a high voltage of 140 kV and a low voltage of 80 kV, and the profile area PA (i) = 500 cm 2 , the ratio data in the graph of FIG. Suppose.
In step S234, the ratio calculation unit 27 calculates the CT value measurement ratio RR between the 140 kV tomographic image HT image G (x, y) and the 80 kV tomographic image LT image G (x, y). In the 140 kV tomographic image HT and the 80 kV tomographic image LT, the image reconstruction area P is usually composed of 512 × 512 pixels. Therefore, the ratio calculation unit 27 calculates the CT value measurement ratio RR for 512 × 512 pixels.
ステップＳ２３５において、第一判定部２９−１が、画像G（ｘ，ｙ）のＣＴ値の測定比率ＲＲが基本比率ＲＡの所定の範囲に存在するか否かを判定する。ここで、ヨードの基本比率ＲＡを図４（ａ）のグラフから読み取ると、基本比率ＲＡ＝１．８２である。ここで所定の範囲を、この基本比率ＲＡ＝１．８２の前後５パーセントと設定する。すると、比率１．７３から比率１．９１の範囲が第一しきい値ＳＨ１となる。つまり、ステップＳ２３５では、第一判定部２９−１が、ＣＴ値の測定比率ＲＲが比率１．７３から比率１．９１の第一しきい値ＳＨ１内に入るかを判定する。ＣＴ値の測定比率ＲＲが第一しきい値ＳＨ１内に入っていればステップＳ２３９に進み、ＣＴ値の測定比率ＲＲが第一しきい値ＳＨ１内に入っていなければステップＳ２３６に進む。 In step S235, the first determination unit 29-1 determines whether or not the CT value measurement ratio RR of the image G (x, y) is within a predetermined range of the basic ratio RA. Here, when the basic ratio RA of iodine is read from the graph of FIG. 4A, the basic ratio RA = 1.82. Here, the predetermined range is set to 5% before and after the basic ratio RA = 1.82. Then, the range from the ratio 1.73 to the ratio 1.91 becomes the first threshold value SH1. That is, in step S235, the first determination unit 29-1 determines whether the CT value measurement ratio RR falls within the first threshold value SH1 of the ratio 1.73 to the ratio 1.91. If the CT value measurement ratio RR is within the first threshold value SH1, the process proceeds to step S239. If the CT value measurement ratio RR is not within the first threshold value SH1, the process proceeds to step S236.
ステップＳ２３９に進めば、画像G（ｘ，ｙ）が位置ずれが生じていないことになる。８０ｋＶの断層像ＬＴと１４０ｋＶの断層像は、異なる時刻に撮影した断層像であるが、位置ずれが生じていなければ、ＣＴ値の測定比率ＲＲが、図４または図５で例示した関係になっているべきである。したがって、ＣＴ値の測定比率ＲＲとファントムなどであらかじめ測定した基本比率ＲＡとから、位置ずれを確認することができる。なお、ステップＳ２３５では、ヨードの基本比率ＲＡを取り上げたが、脂肪およびカルシウムなどについても同様である。 If the process proceeds to step S239, the image G (x, y) is not misaligned. The 80 kV tomographic image LT and the 140 kV tomographic image are tomographic images taken at different times, but if no positional deviation occurs, the CT value measurement ratio RR has the relationship illustrated in FIG. 4 or FIG. Should be. Therefore, the positional deviation can be confirmed from the CT value measurement ratio RR and the basic ratio RA measured in advance with a phantom or the like. In step S235, the basic ratio RA of iodine is taken up, but the same applies to fat and calcium.
さらに、ステップＳ２３５において、所定の範囲を基本比率ＲＡの前後５パーセントとしたが、図２のステップＳ１３の条件設定において、操作者が設定可能にしておいてもよい。すなわち、前後３パーセントまたは前後７パーセントなど所定範囲を可変にしてもよい。 Further, in step S235, the predetermined range is set to 5% before and after the basic ratio RA. However, the operator may be allowed to set in the condition setting in step S13 in FIG. That is, the predetermined range such as 3% before and after or 7% before and after may be variable.
ステップＳ２３５において、ＣＴ値の測定比率ＲＲが第一しきい値ＳＨ１内に入っていなければステップＳ２３６に進んだが、点線に示すように、ステップＳ２３７に進んでも良い。ステップＳ２３７では、画像G（ｘ，ｙ）が位置ずれしていると判定している。 In step S235, if the CT value measurement ratio RR is not within the first threshold value SH1, the process proceeds to step S236, but may proceed to step S237 as indicated by the dotted line. In step S237, it is determined that the image G (x, y) is displaced.
ステップＳ２３６において、第二判定部２９−２は、画像G（ｘ，ｙ）がＣＴ値の測定比率ＲＲが基本比率ＲＡの所定の範囲に入っていない理由は、ノイズなどの影響を受けたためか否かを再確認する。このため、第二判定部２９−２は、画像G（ｘ，ｙ）の周囲において、同様に位置ずれしているかを判定する。 In step S236, the second determination unit 29-2 determines that the reason why the measurement ratio RR of the CT value of the image G (x, y) is not within the predetermined range of the basic ratio RA is that it is affected by noise or the like. Check again. For this reason, the second determination unit 29-2 similarly determines whether or not the position is shifted around the image G (x, y).
図６を使ってより詳しく説明する。図６（ａ）は、図３のステップＳ２３６を詳細にしたものであり、図６（ｂ）は、第二判定部２９−２が設定する判定画素領域ＪＧの一例である。図６（ｃ）は、画像再構成領域Ｐの角部を示した図である。 This will be described in more detail with reference to FIG. FIG. 6A shows details of step S236 in FIG. 3, and FIG. 6B shows an example of the determination pixel region JG set by the second determination unit 29-2. FIG. 6C is a diagram illustrating a corner portion of the image reconstruction area P.
第二判定部２９−２は、ステップＳ３６１において、判定画素領域ＪＧを設定する。（ｂ）に示すように、位置ずれしていると判定された画像G（ｘ，ｙ）の周囲の８画素が設定されている。第二判定部２９−２は位置ずれの発生率を考慮して、画像G（ｘ，ｙ）の周囲の１５画素を設定したり、また周囲の画素数を可変にしたりしてもよい。図６（ｃ）に示すように、画像再構成領域Ｐの角部では、周囲が一方向にしかない。このような場合には、太枠で示す判定画素領域ＪＧを設定するようにすれば良い。
ステップＳ３６２において、判定画素領域ＪG内のすべての画素の測定比率ＲＲは、基本比率ＲＡの範囲（第一しきい値ＳＨ１）に入っている割合ＧＲを計算する。
In step S361, the second determination unit 29-2 sets a determination pixel region JG. As shown in (b), eight pixels around the image G (x, y) determined to be displaced are set. The second determination unit 29-2 may set 15 pixels around the image G (x, y) in consideration of the occurrence rate of the positional deviation, or may change the number of surrounding pixels. As shown in FIG. 6C, the periphery of the image reconstruction area P has only one direction. In such a case, a determination pixel region JG indicated by a thick frame may be set.
In step S362, the ratio GR within the range of the basic ratio RA (first threshold value SH1) is calculated as the measurement ratio RR of all the pixels in the determination pixel region JG.
ステップＳ３６３において、第二判定部２９−２は割合ＧＲが所定割合ＡＲより大きいか否かを判定する。
図６（ｂ）に示すように、判定画素領域ＪＧの９つの画素Ｇのうち、網掛け部分の６つの画素Ｇが第一しきい値ＳＨ１に入っているとする。判定画像領域ＪＧの所定割合ＡＲ（第二しきい値ＳＨ２）をたとえば５割とすれば、所定割合ＡＲ以上の画素G（ｘ，ｙ）が位置ずれが生じている。このため、第二判定部２９−２は、位置ずれしていると判定された画像G（ｘ，ｙ）が位置ずれしていると再判定する。つまり、判定画素領域ＪＧにおいて所定割合ＡＲ以上に位置ずれしている画素があればステップＳ２３７に進み、所定割合ＡＲより位置ずれしている画素が少なければステップＳ２３９に進む。
ステップＳ３６３において、所定割合ＡＲを５割以上と固定にする必要は無く、所定割合ＡＲを可変にすることも可能である。ノイズが多い高エネルギースペクトルの断層像ＨＴまたはノイズが多い低エネルギースペクトルの断層像ＬＴの際には、所定割合ＡＲを８割程度にしても良い。逆にノイズの少ない断層像ＨＴまたは断層像ＬＴであれば、所定割合ＡＲを３割程度にしても良い。
In step S363, the second determination unit 29-2 determines whether the ratio GR is greater than the predetermined ratio AR.
As shown in FIG. 6B, among the nine pixels G in the determination pixel region JG, it is assumed that six pixels G in the shaded portion are within the first threshold value SH1. If the predetermined ratio AR (second threshold value SH2) of the determination image region JG is 50%, for example, the pixels G (x, y) having the predetermined ratio AR or more are displaced. For this reason, the second determination unit 29-2 re-determines that the image G (x, y) determined to be displaced is displaced. That is, if there is a pixel that is displaced in the determination pixel area JG by a predetermined ratio AR or more, the process proceeds to step S237, and if there are few pixels that are displaced from the predetermined ratio AR, the process proceeds to step S239.
In step S363, the predetermined ratio AR need not be fixed at 50% or more, and the predetermined ratio AR can be made variable. In the case of a tomographic image HT with a high energy spectrum with a lot of noise or a tomographic image LT with a low energy spectrum with a lot of noise, the predetermined ratio AR may be about 80%. Conversely, if the tomographic image HT or the tomographic image LT is low in noise, the predetermined ratio AR may be about 30%.
図３に戻り、ステップＳ２３８では、操作者に位置ずれが生じている画素があることを知らせるために、位置ずれ画素G（ｘ，ｙ）をディスプレイ６０に表示する。操作者は、位置ずれによる影響を考慮して、デュアルエネルギー像を診て診断することができるため、病気またはケガなどの評価を正確に行うことができる。 Returning to FIG. 3, in step S <b> 238, the misaligned pixel G (x, y) is displayed on the display 60 in order to inform the operator that there is a pixel in which the misalignment has occurred. Since the operator can diagnose and diagnose the dual energy image in consideration of the influence of the positional deviation, it is possible to accurately evaluate illness or injury.
＜デュアルエネルギー像の画像再構成＞
図７は、高エネルギースペクトルの断層像ＨＴまたは低エネルギースペクトルの断層像ＬＴを差分処理し、デュアルエネルギー撮影した断層像ＤＩを求める図である。
いわゆるデュアルエネルギー撮影は、あるｚ方向座標位置を、低いＸ線管電圧例えば８０ｋＶの断層像ＬＴと、高いＸ線管電圧例えば１４０ｋＶの断層像ＨＴとを差分処理することにより所望の物質の定量的な分布画像の断層像ＤＩを求める。
図７に示すように、まず、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＬＤ、高いＸ線管電圧のＸ線投影データＨＤを求める。画像再構成部２３は、この低いＸ線管電圧のＸ線投影データＬＤ、高いＸ線管電圧のＸ線投影データＨＤから、図２で説明したようにステップＳ１５からステップＳ２０を行い、低いＸ線管電圧の断層像ＬＴおよび高いＸ線管電圧の断層像ＨＴを画像再構成する。ディアルエネルギー像再構成部２５は、低いＸ線管電圧の断層像ＬＴには重み付け係数αを乗算し、高いＸ線管電圧の断層像ＨＴには重み付け係数βを乗算し、定数Ｃ１とともに差分処理を行う。この重み付け係数α，βおよび定数Ｃ１は、抽出したい原子、強調したい原子、表示上で消したい原子または部位により定まる。この重み付け係数α，βは、断層像ＬＴと断層像ＨＴとの比であるから、いずれか一方を１にしても良い。なお、図７では脂肪情報の抽出を示している。
<Image reconstruction of dual energy image>
FIG. 7 is a diagram for obtaining a tomographic image DI obtained by performing a differential process on a tomographic image HT having a high energy spectrum or a tomographic image LT having a low energy spectrum and taking a dual energy.
In so-called dual energy imaging, a certain coordinate position of a desired substance is quantitatively processed by performing differential processing on a tomographic image LT with a low X-ray tube voltage, for example, 80 kV, and a tomographic image HT with a high X-ray tube voltage, for example, 140 kV. A tomographic image DI of a proper distribution image is obtained.
As shown in FIG. 7, first, X-ray projection data LD having a low X-ray tube voltage and X-ray projection data HD having a high X-ray tube voltage are obtained. The image reconstruction unit 23 performs steps S15 to S20 as described with reference to FIG. 2 from the low X-ray tube voltage X-ray projection data LD and the high X-ray tube voltage X-ray projection data HD. A tomographic image LT having a tube voltage and a tomographic image HT having a high X-ray tube voltage are reconstructed. The dual energy image reconstruction unit 25 multiplies the tomographic image LT with a low X-ray tube voltage by a weighting coefficient α, multiplies the tomographic image HT with a high X-ray tube voltage by a weighting coefficient β, and performs difference processing together with a constant C1. I do. The weighting coefficients α and β and the constant C1 are determined by the atom to be extracted, the atom to be emphasized, the atom or part to be deleted on the display. Since the weighting coefficients α and β are ratios of the tomographic image LT and the tomographic image HT, either one may be set to 1. FIG. 7 shows extraction of fat information.
図８は、低いＸ線管電圧で収集されたＸ線投影データＬＤと高いＸ線管電圧で収集されたＸ線投影データＨＤの各々のＸ線投影データを差分処理し、差分処理されたＸ線投影データを画像再構成してデュアルエネルギー撮影した断層像ＤＩを求める図である。
Ｘ線投影データにおける、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像の画像再構成を行い、データ収集したＸ線投影データＬＤとＸ線投影データＨＤとに前処理、ビームハードニング補正およびＺフィルタ重畳処理を行う。そのＸ線投影データＬＤとＸ線投影データＨＤとを差分処理して、差分処理したＸ線投影データＤＤを生成する。そのＸ線投影データＤＤを画像再構成してデュアルエネルギー撮影の断層像ＤＩを得ている。
FIG. 8 shows the difference between X-ray projection data LD collected at a low X-ray tube voltage and X-ray projection data HD collected at a high X-ray tube voltage. It is a figure which calculates | requires the tomogram DI which carried out dual energy imaging | photography by reconstructing line projection data.
A so-called dual energy tomographic image reconstruction is performed on the X-ray projection data, and preprocessing, beam hardening correction, and Z filter superimposition processing are performed on the collected X-ray projection data LD and X-ray projection data HD. . The X-ray projection data LD and the X-ray projection data HD are subjected to differential processing to generate differentially processed X-ray projection data DD. The X-ray projection data DD is reconstructed to obtain a dual energy tomographic image DI.
ここでは、ディアルエネルギー像再構成部３５は、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＬＤに重み付け係数αを乗算し、高いＸ線管電圧のＸ線投影データＨＤに重み付け係数βを乗算し、定数Ｃ１とともに差分処理を行っている。
図７で説明した、断層像空間におけるデュアルエネルギー撮影の断層像と同様に、この重み付け係数α，βおよび定数Ｃ１は、抽出したい原子、強調したい原子、表示上で消したい原子または部位により定まる。
以上のような画像処理を経てデュアルエネルギー像ＤＩを図９に示す。
Here, the dual energy image reconstruction unit 35 multiplies the X-ray projection data LD with a low X-ray tube voltage by a weighting factor α, multiplies the X-ray projection data HD with a high X-ray tube voltage by a weighting factor β, Difference processing is performed together with the constant C1.
Similar to the tomographic image of dual energy imaging in the tomographic image space described with reference to FIG. 7, the weighting coefficients α and β and the constant C1 are determined by the atom to be extracted, the atom to be emphasized, the atom or region to be erased on the display.
The dual energy image DI is shown in FIG. 9 through the image processing as described above.
＜デュアルエネルギー像と位置ずれ画像の表示例＞
図９は、ディスプレイ６０に表示されたデュアルエネルギー像Ｄ１と位置ずれ画像を表示した例である。図２のステップＳ２３およびＳ２４の表示例である。
<Display example of dual energy image and misalignment image>
FIG. 9 is an example in which the dual energy image D1 and the misalignment image displayed on the display 60 are displayed. It is a display example of steps S23 and S24 of FIG.
サムネイル１６１にはデュアルエネルギー像Ｄ１が表示されている。高エネルギースペクトルの断層像ＨＴまたは低エネルギースペクトルの断層像ＬＴの一方の画像が表示され、そして、操作者が認識しやすいように、脂肪１６２、カルシウム１６３、ヨード造影剤１６４と特定された画素を、それぞれ赤色、青色、緑色に彩色している。表示１６５は、図２のステップＳ１３で指定した特定物質を示している。 In the thumbnail 161, a dual energy image D1 is displayed. One of the high-energy spectrum tomogram HT or the low-energy spectrum tomogram LT is displayed, and the pixels identified as fat 162, calcium 163, and iodine contrast agent 164 are displayed so that the operator can easily recognize them. Are colored red, blue and green, respectively. A display 165 indicates the specific substance designated in step S13 of FIG.
サムネイル１６６は、位置ずれが生じている画素１６７を示している。高エネルギースペクトルの断層像ＨＴまたは低エネルギースペクトルの断層像ＬＴの一方の画像が表示され、それに位置ずれが生じていると特定された画素１６７を、黄色に彩色している。操作者は、サムネイル１６６を診て、心臓部位に位置ずれが生じていることがわかる。表示１６８は、位置ずれしている画素を彩色していることを操作者に知らせている。また、ディスプレイ６０には、ｚ方向スライダー１６９が表示されている。このスライダー１６９を移動させることにより、サムネイル１６１およびサムネイル１６６に表示される画像も変化する。操作者は、スライダー１６９をマススなどの入力装置５５を使って、診断したいスライス断面に移動させることができる。
なお、特定物質を彩色したり、位置ずれ画素を彩色したりしたが、断層像ＨＴまたは断層像ＬＴ画層と区別できれば、別な方法であってもよい。
The thumbnail 166 shows the pixel 167 in which the positional deviation has occurred. One image of the high-energy spectrum tomogram HT or the low-energy spectrum tomogram LT is displayed, and the pixel 167 identified as being misaligned is colored yellow. The operator examines the thumbnail 166 and finds that a positional shift has occurred in the heart region. The display 168 informs the operator that the displaced pixel is colored. In addition, a z-direction slider 169 is displayed on the display 60. By moving the slider 169, the images displayed on the thumbnail 161 and the thumbnail 166 also change. The operator can move the slider 169 to the slice cross section to be diagnosed using the input device 55 such as mass.
Although the specific substance is colored or the misregistration pixels are colored, another method may be used as long as it can be distinguished from the tomographic image HT or the tomographic image LT layer.
本発明によれば、デュアルエネルギー像で特定物質を診断することができるとともに、心拍または呼吸の影響により被検体の部位が動いた箇所を、位置ずれが生じている画素として表示することができる。その結果、病気またはケガなどの過大評価または過小評価をすることがなくなる。なお、実施形態では、脂肪、カルシウム、ヨード造影剤などに注目して説明したが、他の物質に注目しても良いことは言うまでもない。 According to the present invention, a specific substance can be diagnosed by a dual energy image, and a portion where the subject's part has moved due to the influence of heartbeat or respiration can be displayed as a pixel in which a positional deviation has occurred. As a result, overestimation or underestimation such as illness or injury will not occur. In the embodiment, the description has been made by paying attention to fat, calcium, iodine contrast medium and the like, but it goes without saying that other substances may be noted.
本実施形態における画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による三次元画像再構成法でもよい。本実施形態では、特に特定のスキャン形式に限定されない。つまり、アキシャルスキャン、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンの場合でも同様の効果を出すことができる。また、走査ガントリの傾斜について限定されない。すなわち、いわゆるチルト・スキャンの場合でも同様な効果を出すことができる。また、本実施形態を、生体信号、特に心拍信号に同期させて画像再構成する心拍画像再構成にも適用することができる。 The image reconstruction method in the present embodiment may be a three-dimensional image reconstruction method by a conventionally known Feldkamp method. In the present embodiment, the scan format is not particularly limited. That is, the same effect can be obtained even in the case of axial scan, helical scan, variable pitch helical scan, and helical shuttle scan. Further, the inclination of the scanning gantry is not limited. That is, the same effect can be obtained even in the case of so-called tilt scanning. The present embodiment can also be applied to heartbeat image reconstruction in which images are reconstructed in synchronization with biological signals, particularly heartbeat signals.
２０ … 画像処理装置、２１ … 前処理部、２３ … 画像再構成部、２５ … デユアルエネルギー像再構成部、２７ … 比率計算色部、２９ … 判定部
５１ … 高電圧・低電圧発生器、
５９ … 記憶装置
６０ … ディスプレイ
１００ … ガントリ
１０１ … Ｘ線管
１０３ … Ｘ多列Ｘ線検出器
１６９ … Ｚ方向スライダー
ＪＧ … 判定画素領域
ＤＩ … デュアルエネルギー像
ＨＤ … 高エネルギースペクトルの投影データ
ＬＤ … 低エネルギースペクトルの投影データ
ＨＴ … 高エネルギースペクトルの断層像
ＬＴ … 低エネルギースペクトルの断層像
ＨＢ … 被検体
DESCRIPTION OF SYMBOLS 20 ... Image processing apparatus, 21 ... Pre-processing part, 23 ... Image reconstruction part, 25 ... Dual energy image reconstruction part, 27 ... Ratio calculation color part, 29 ... Determination part 51 ... High voltage / low voltage generator,
59 ... Storage device 60 ... Display 100 ... Gantry 101 ... X-ray tube 103 ... X multi-row X-ray detector 169 ... Z-direction slider JG ... Determination pixel area DI ... Dual energy image HD ... High energy spectrum projection data LD ... Low Projection data HT of energy spectrum ... Tomographic image of high energy spectrum LT ... Tomographic image of low energy spectrum HB ... Subject
Claims (8)
前記被検体に照射された前記第一エネルギースペクトルの第一Ｘ線投影データと前記被検体に照射された前記第二エネルギースペクトルの第二Ｘ線投影データとを、前記被検体の同一の撮影部について取得するＸ線投影データ取得部と、
前記Ｘ線投影データ取得部において取得した前記第一Ｘ線投影データと前記第二Ｘ線投影データとに基づいて、第一断層画像と第二断層画像とをそれぞれ画像再構成する画像再構成手段と、
前記第一断層画像を構成する第一画素と、前記第二断層画像を構成し前記第一画素と同じ位置関係にある第二画素との実測比率を計算する比率計算部と、
前記実測比率があらかじめ記憶された所定比率の範囲に入っているかを判定する第一判定部と
を備えることを特徴とするＸ線断層撮影装置。 An X-ray tube that irradiates a subject with X-rays having a first energy spectrum and X-rays having a second energy spectrum different from the first energy spectrum;
The first X-ray projection data of the first energy spectrum irradiated to the subject and the second X-ray projection data of the second energy spectrum irradiated to the subject are the same imaging unit of the subject An X-ray projection data acquisition unit for acquiring
Image reconstruction means for reconstructing a first tomographic image and a second tomographic image based on the first X-ray projection data and the second X-ray projection data acquired by the X-ray projection data acquisition unit, respectively. When,
A ratio calculation unit for calculating an actual measurement ratio between the first pixel constituting the first tomographic image and the second pixel constituting the second tomographic image and having the same positional relationship as the first pixel;
An X-ray tomography apparatus comprising: a first determination unit that determines whether the actual measurement ratio falls within a predetermined ratio range stored in advance.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2006308491A JP5117706B2 (en) | 2006-11-15 | 2006-11-15 | X-ray tomography equipment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2006308491A JP5117706B2 (en) | 2006-11-15 | 2006-11-15 | X-ray tomography equipment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2008119332A true JP2008119332A (en) | 2008-05-29 |
| JP5117706B2 JP5117706B2 (en) | 2013-01-16 |
Family
ID=39504724
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2006308491A Expired - Fee Related JP5117706B2 (en) | 2006-11-15 | 2006-11-15 | X-ray tomography equipment |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP5117706B2 (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008148886A (en) * | 2006-12-18 | 2008-07-03 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray tomographic apparatus |
| JP2009297442A (en) * | 2008-06-17 | 2009-12-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct apparatus |
| JP2010005272A (en) * | 2008-06-30 | 2010-01-14 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Tomographic image processor, x-ray ct apparatus and program |
Citations (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62211549A (en) * | 1986-03-12 | 1987-09-17 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Radiation image processing method |
| JPH0341933A (en) * | 1989-03-03 | 1991-02-22 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Radiograph processing method and photographing device |
| JPH08307771A (en) * | 1995-05-02 | 1996-11-22 | Toshiba Corp | Motion area detection circuit, noise reducing filter using this motion area detection circuit and x-ray radiographing device |
| JP2000041973A (en) * | 1998-07-30 | 2000-02-15 | Shimadzu Corp | Radiography instrument |
| JP2001169182A (en) * | 1999-12-07 | 2001-06-22 | Fuji Photo Film Co Ltd | Method and device for displaying image |
| JP2004147863A (en) * | 2002-10-30 | 2004-05-27 | Aloka Co Ltd | X-ray bone density measuring apparatus |
| JP2004174253A (en) * | 2002-11-27 | 2004-06-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Method and device for visualization of soft tissue space |
| JP2005533564A (en) * | 2002-07-23 | 2005-11-10 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Method and system for detecting plaque components |
-
2006
- 2006-11-15 JP JP2006308491A patent/JP5117706B2/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62211549A (en) * | 1986-03-12 | 1987-09-17 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Radiation image processing method |
| JPH0341933A (en) * | 1989-03-03 | 1991-02-22 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Radiograph processing method and photographing device |
| JPH08307771A (en) * | 1995-05-02 | 1996-11-22 | Toshiba Corp | Motion area detection circuit, noise reducing filter using this motion area detection circuit and x-ray radiographing device |
| JP2000041973A (en) * | 1998-07-30 | 2000-02-15 | Shimadzu Corp | Radiography instrument |
| JP2001169182A (en) * | 1999-12-07 | 2001-06-22 | Fuji Photo Film Co Ltd | Method and device for displaying image |
| JP2005533564A (en) * | 2002-07-23 | 2005-11-10 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Method and system for detecting plaque components |
| JP2004147863A (en) * | 2002-10-30 | 2004-05-27 | Aloka Co Ltd | X-ray bone density measuring apparatus |
| JP2004174253A (en) * | 2002-11-27 | 2004-06-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Method and device for visualization of soft tissue space |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008148886A (en) * | 2006-12-18 | 2008-07-03 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray tomographic apparatus |
| JP2009297442A (en) * | 2008-06-17 | 2009-12-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct apparatus |
| JP2010005272A (en) * | 2008-06-30 | 2010-01-14 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Tomographic image processor, x-ray ct apparatus and program |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP5117706B2 (en) | 2013-01-16 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4575909B2 (en) | X-ray tomography equipment | |
| JP4490645B2 (en) | X-ray computed tomography system | |
| JP5317580B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP5582514B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP6233980B2 (en) | X-ray CT apparatus and image reconstruction method | |
| JP2007021217A (en) | Method for generating image in body range of moving living body and x-ray diagnostic equipment | |
| JP2016026556A (en) | X-ray ct equipment and image forming device | |
| JP5179268B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP6509131B2 (en) | X-ray CT apparatus, image processing apparatus, and image reconstruction method | |
| JP5317389B2 (en) | Radiation tomography equipment | |
| JP5389321B2 (en) | X-ray tomography equipment | |
| JP5097355B2 (en) | Radiation tomography equipment | |
| JP5022690B2 (en) | Radiography equipment | |
| JP5144723B2 (en) | X-ray tomography equipment | |
| JP5117706B2 (en) | X-ray tomography equipment | |
| US7327824B2 (en) | Radiation tomography apparatus and radiation tomography method thereof | |
| JP4090970B2 (en) | Radiation tomography apparatus, radiation tomography method, image generation apparatus, and image generation method | |
| JP2003299643A (en) | Tomographic equipment | |
| JP5596100B2 (en) | X-ray tomography equipment | |
| JP4703221B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP4887132B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP2008148936A (en) | X-ray tomographic apparatus | |
| JP4064541B2 (en) | Reference signal generating method and apparatus, and radiation tomography apparatus | |
| JP5269495B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP7258474B2 (en) | X-ray CT device and radiotherapy system |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A625 | Written request for application examination (by other person) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A625 Effective date: 20090901 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20111017 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20120113 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20120918 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20121018 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20151026 Year of fee payment: 3 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |