JP2009297442A - X-ray ct apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、エネルギーの異なる複数のＸ線を被検体に照射してＸ線ＣＴ撮影することが可能なＸ線ＣＴ装置に関する。 The present invention relates to an X-ray CT apparatus capable of performing X-ray CT imaging by irradiating a subject with a plurality of X-rays having different energies.
エネルギーの異なる複数のＸ線を被検体に照射してＸ線ＣＴ撮影するデュアルエネルギー撮影技術が、例えば特許文献１に開示されている。
ところで、Ｘ線ＣＴ装置は１つのＸ線管による被検体の動きに強いデュアルエネルギー撮影方法が求められている。そこで、１ビュー又は数ビューごとに高速にＸ線管電圧を切り換えながら被検体を撮影することで体動の影響を少なくしたデュアルエネルギー撮影方法が検討されている。しかしながら、Ｘ線管電圧の切り替えの際にＸ線管電圧が変化する過渡区間のＸ線投影データも収集されることから、コントラストの良い画像を得ることが困難となる場合があり、一方、過渡区間のＸ線投影データを使用せずにコントラストの良い画像を得ようとすると、無駄被曝となる上にデータの不足からＳ／Ｎの観点から画質が悪化するという問題点があった。
そこで、本発明は、１ビュー又は数ビューごとで高速にＸ線管電圧を切り換えながら被検体を撮影することが可能なＸ線ＣＴ装置において、所望の画質の画像を得ることが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
By the way, the X-ray CT apparatus is required to have a dual energy imaging method that is strong against the movement of the subject by one X-ray tube. In view of this, a dual energy imaging method in which the influence of body movement is reduced by imaging the subject while switching the X-ray tube voltage at high speed every view or several views has been studied. However, since the X-ray projection data of the transition section where the X-ray tube voltage changes is collected at the time of switching the X-ray tube voltage, it may be difficult to obtain an image with good contrast. If an attempt is made to obtain an image with good contrast without using the X-ray projection data of the section, there is a problem that the image quality deteriorates from the viewpoint of S / N because of unnecessary exposure and insufficient data.
Therefore, the present invention provides an X-ray that can obtain an image with a desired image quality in an X-ray CT apparatus capable of imaging a subject while switching the X-ray tube voltage at high speed for each view or several views. An object is to provide a CT apparatus.
第１の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１エネルギーを有するＸ線と、前記第１エネルギーとは異なる第２エネルギーを有するＸ線とを少なくとも１ビューごとに切り替えて被検体に照射するＸ線照射部と、前記被検体に照射したＸ線の投影データを収集するＸ線投影データ収集部と、前記投影データに基づいて、画像再構成を行う画像再構成部であって、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを実質的に除く前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第１の画像の再構成を行う第１の画像再構成部と、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを含む前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第２の画像の再構成を行う第２の画像再構成部とを含む画像再構成部とを備えることを特徴とする。
第１の観点においては、Ｘ線投影データの全範囲を使用したＳ／Ｎの良い断層像と、過渡領域を除くＸ線投影データを用いた物質が高精度に識別されたデュアルエネルギー画像の両方を得ることができる。
An X-ray CT apparatus according to a first aspect switches X-rays having a first energy and X-rays having a second energy different from the first energy to irradiate a subject at least for each view. An irradiation unit, an X-ray projection data collection unit that collects projection data of X-rays irradiated on the subject, and an image reconstruction unit that performs image reconstruction based on the projection data, the first energy Based on the X-rays having the first energy and the X-rays having the second energy substantially excluding the X-ray projection data collected in the transition period accompanying the switching between the X-rays having the X-ray and the X-rays having the second energy A first image reconstruction unit that reconstructs a first image using X-ray projection data; and a transitional interval associated with switching between the X-ray having the first energy and the X-ray having the second energy. A second image reconstruction that reconstructs a second image using X-ray projection data based on the X-rays having the first energy and the X-rays having the second energy including the collected X-ray projection data. And an image reconstructing unit including an image reconstructing unit.
In the first aspect, both a tomographic image with good S / N using the entire range of the X-ray projection data and a dual energy image in which a substance using the X-ray projection data excluding the transient region is identified with high accuracy are used. Can be obtained.
第２の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記第１の画像再構成部は、前記第１エネルギーを有するＸ線に基づく投影データを用いて再構成された画像の画素値と、前記第２エネルギーを有するＸ線に基づく投影データを用いて再構成された画像の画素値との比に基づく前記第１の画像を再構成することを特徴とする。第２の観点においては、デュアルエネルギー比画像を用いることにより、物質の識別を好適に行うことができる。 An X-ray CT apparatus according to a second aspect is the X-ray CT apparatus according to the first aspect, wherein the first image reconstruction unit is reconstructed using projection data based on X-rays having the first energy. The first image is reconstructed based on the ratio between the pixel value of the image and the pixel value of the image reconstructed using the projection data based on the X-ray having the second energy. In the second aspect, by using a dual energy ratio image, it is possible to suitably identify a substance.
第３の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記第１の画像再構成部は、前記第１エネルギーを有するＸ線に基づく投影データ又は該投影データを用いて再構成された画像と前記第２エネルギーを有するＸ線に基づく投影データ又は該投影データを用いて再構成された画像との加重減算により得られた、前記被検体の物質が強調された前記第１の画像を再構成することを特徴とする。
第３の観点においては、加重減算により得られた前記被検体の所定の物質が強調された画像を用いることにより、物質の識別を好適に行うことができる。
An X-ray CT apparatus according to a third aspect is the X-ray CT apparatus according to the first aspect, wherein the first image reconstruction unit uses projection data based on X-rays having the first energy or the projection data. The object substance obtained by weighted subtraction between the reconstructed image and the X-ray-based projection data having the second energy or the image reconstructed using the projection data is emphasized. The first image is reconstructed.
In the third aspect, the substance can be suitably identified by using an image in which the predetermined substance of the subject obtained by weighted subtraction is emphasized.
第４の観点のＸ線ＣＴ装置は、第３の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記画像再構成部は、前記第１の画像に基づいて所望の物質の画素領域を特定し、前記第１の画像により特定された前記所望の物質の画素領域に基づいて、前記第２の画像において、前記所望の物質の画素領域を抽出することを特徴とする。
第４の観点においては、第１の画像における物質の高精度な識別情報に基づき、Ｓ／Ｎの良い第２の画像から物質の画素領域を抽出することにより、高精度に抽出されＳ／Ｎの良い抽出画像を得ることができる。
An X-ray CT apparatus according to a fourth aspect is the X-ray CT apparatus according to the third aspect, wherein the image reconstruction unit specifies a pixel region of a desired substance based on the first image, and The pixel region of the desired substance is extracted from the second image on the basis of the pixel region of the desired substance specified by the image.
In the fourth aspect, the pixel area of the substance is extracted from the second image having a good S / N based on the high-precision identification information of the substance in the first image, so that the S / N is extracted with high precision. A good extracted image can be obtained.
第５の観点のＸ線ＣＴ装置は、第４の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記画像再構成部は、前記第１の画像に基づいて所望の物質の画素領域を特定するマスク画像を生成し、前記第２の画像に前記マスク画像を用いた論理積処理を施すことにより、前記第２の画像において、前記所望の物質の画素領域を抽出することを特徴とする。
第５の観点では、第１の画像に基づく物質を高精度に識別可能なマスク画像に基づき、Ｓ／Ｎの良い第２の画像から物質の画素領域を抽出することにより、高精度に抽出されＳ／Ｎの良い抽出画像を得ることができる。
An X-ray CT apparatus according to a fifth aspect is the X-ray CT apparatus according to the fourth aspect, wherein the image reconstruction unit generates a mask image that identifies a pixel region of a desired substance based on the first image. The pixel region of the desired substance is extracted from the second image by performing a logical product process using the mask image on the second image.
In the fifth aspect, the substance based on the first image is extracted with high accuracy by extracting the pixel region of the substance from the second image with good S / N based on the mask image that can identify the substance with high accuracy. An extracted image with good S / N can be obtained.
第６の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１から第５のいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記第１の画像再構成部は、Ｘ線のエネルギーの切り替えに伴い変化するエネルギーに対応するＸ線投影データのうち、Ｘ線エネルギーの極小値を含む所定収集積分範囲及び極大値を含む所定収集積分範囲のＸ線投影データを、それぞれ前記第１エネルギーを有するＸ線に基づく投影データ又は前記第２エネルギーを有するＸ線に基づく投影データの一部から特定し、当該特定した収集積分範囲の投影データを用いて第１の画像の再構成を行うことを特徴とする。
第６の観点では、コントラストの良い第１の画像を得ることができる
An X-ray CT apparatus according to a sixth aspect is the X-ray CT apparatus according to any one of the first to fifth X-ray CT apparatuses, wherein the first image reconstruction unit corresponds to energy that changes with switching of X-ray energy. Among the X-ray projection data, the X-ray projection data of the predetermined acquisition integration range including the minimum value of the X-ray energy and the predetermined acquisition integration range including the maximum value are respectively the projection data based on the X-rays having the first energy or the A part of projection data based on X-rays having the second energy is specified, and the first image is reconstructed using the projection data in the specified acquired integration range.
In the sixth aspect, a first image with good contrast can be obtained.
第７の観点のＸ線ＣＴ装置は、第６の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線エネルギーの極小値及び極大値は、Ｘ線管電圧の測定値又は推測値に基づく値であることを特徴とする。
第７の観点では、収集積分範囲の特定を、容易に行うことができる。
An X-ray CT apparatus according to a seventh aspect is the X-ray CT apparatus according to the sixth aspect, wherein the minimum value and the maximum value of the X-ray energy are values based on a measured value or an estimated value of the X-ray tube voltage. It is characterized by.
In the seventh aspect, the collection integration range can be easily specified.
第８の観点のＸ線ＣＴは、第１から第７のいずれかのＸ線ＣＴ装置において、第１エネルギーを有するＸ線及び前記第２エネルギーを有するＸ線とは、それぞれ８０ｋＶ及び１４０ｋＶのＸ線管電圧をＸ線に印加して照射されたＸ線であることを特徴とする。 The X-ray CT of the eighth aspect is the X-ray CT apparatus according to any one of the first to seventh X-ray CT apparatuses, wherein the X-ray having the first energy and the X-ray having the second energy are 80 kV and 140 kV, respectively. X-rays are irradiated by applying a tube voltage to the X-rays.
本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを実質的に除く前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第１の画像の再構成を行う第１の画像再構成部と、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを含む前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第２の画像の再構成を行う第２の画像再構成部とを備えることにより、第１の画像再構成部により得られた高コントラスト画像と、第２の画像再構成部により得られたＳ／Ｎの良い画像とを得ることが可能となり、所望の画質の画像を得ることができる。 According to the X-ray CT apparatus of the present invention, the first X-ray projection data collected in a transient section accompanying switching between the X-ray having the first energy and the X-ray having the second energy is substantially removed. A first image reconstruction unit that reconstructs a first image using X-ray projection data based on X-rays having energy and X-rays having second energy; and The second X-ray projection data based on the X-rays having the first energy and the X-rays having the second energy, which includes the X-ray projection data collected in the transition period accompanying the switching with the X-rays having the two energies. And a second image reconstruction unit that reconstructs the image of the image, thereby providing a high contrast image obtained by the first image reconstruction unit and an S / N obtained by the second image reconstruction unit. of Can have obtained an image with it, it is possible to obtain an image of desired image quality.
図１は、本発明の実施例１にかかるＸ線ＣＴ装置１００の構成ブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。 FIG. 1 is a configuration block diagram of an X-ray CT apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention. The X-ray CT apparatus 100 includes an operation console 1, an imaging table 10, and a scanning gantry 20.
操作コンソール１は、操作者の入力を受け付けるキーボード又はマウスなどの入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線検出器データを収集するデータ収集バッファ５とを具備している。さらに、操作コンソール１は、Ｘ線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ６と、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記憶装置７とを具備している。撮影条件の入力はこの入力装置２から入力され、記憶装置７に記憶する。撮影テーブル１０は、被検体ＨＢを乗せて走査ガントリ２０の開口部に出し入れするクレードル１２を具備している。クレードル１２は撮影テーブル１０に内蔵するモータで昇降及びテーブル直線移動する。 The operation console 1 includes an input device 2 such as a keyboard or a mouse that receives input from the operator, a central processing unit 3 that executes preprocessing, image reconstruction processing, postprocessing, and the like, and X-ray detection collected by the scanning gantry 20 And a data collection buffer 5 for collecting the vessel data. Further, the operation console 1 includes a monitor 6 that displays a tomographic image reconstructed from projection data obtained by preprocessing X-ray detector data, a program, X-ray detector data, projection data, and X-ray tomography. And a storage device 7 for storing an image. The photographing condition is input from the input device 2 and stored in the storage device 7. The imaging table 10 includes a cradle 12 on which the subject HB is placed and taken in and out of the opening of the scanning gantry 20. The cradle 12 is moved up and down and linearly moved by the motor built in the imaging table 10.
走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線制御部２２と、コリメータ２３と、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８と、多列Ｘ線検出器２４と、データ収集装置２５（ＤＡＳ：Data Acquisition System）２５とを具備している。Ｘ線制御部２２は、Ｘ線管２１の管電圧を８０ｋＶ及び１４０ｋＶに切り換えたりする。データ収集装置２５は多列Ｘ線検出器２４からのアナログ信号を所定の積分時間でデジタル信号に変換する。 The scanning gantry 20 includes an X-ray tube 21, an X-ray controller 22, a collimator 23, a beam forming X-ray filter 28, a multi-row X-ray detector 24, and a data acquisition device 25 (DAS: Data Acquisition System). 25. The X-ray control unit 22 switches the tube voltage of the X-ray tube 21 between 80 kV and 140 kV. The data acquisition device 25 converts the analog signal from the multi-row X-ray detector 24 into a digital signal with a predetermined integration time.
さらに、走査ガントリ２０は、被検体ＨＢの体軸の回りに回転するＸ線管２１など有する回転部１５の回転制御を行う回転部制御部２６と、制御信号などを操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りするガントリ制御部２９とを具備している。ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は撮影中心である回転中心に向かうＸ線の方向にはフィルタの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルタの厚さが増し、Ｘ線をより吸収できるようになっているＸ線フィルタである。 Further, the scanning gantry 20 includes a rotation unit control unit 26 that performs rotation control of the rotation unit 15 including the X-ray tube 21 that rotates around the body axis of the subject HB, a control signal and the like on the operation console 1 and the imaging table 10. A gantry control unit 29 that communicates with each other. The beam forming X-ray filter 28 has the thinnest filter thickness in the X-ray direction toward the center of rotation, which is the imaging center, and the filter thickness increases toward the periphery so that X-rays can be absorbed more. X-ray filter.
中央処理装置３は、前処理部３３、画像再構成部３４を有している。 The central processing unit 3 includes a preprocessing unit 33 and an image reconstruction unit 34.
前処理部３３は、データ収集装置２５で収集された生データに対して、チャ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、ビームハードニング処理を行う。 The pre-processing unit 33 corrects non-uniform sensitivity between channels for the raw data collected by the data collection device 25, and causes an extreme decrease in signal intensity or signal due to an X-ray strong absorber, mainly a metal part. Pre-processing such as X-ray dose correction for correcting omission is executed. Also, beam hardening processing is performed.
画像再構成部３４は、前処理部３３で前処理された投影データを受け、その投影データに基づいて画像を再構成する。投影データは、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Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳し、逆フーリエ変換する。そして、画像再構成部３４は、再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を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軸方向）ごとに断層像（ｘｙ平面）を求める。画像再構成部３４は、この断層像を記憶装置７に記憶させる。 The image reconstruction unit 34 receives the projection data preprocessed by the preprocessing unit 33 and reconstructs an image based on the projection data. The projection data is subjected to a fast Fourier transform (FFT) for transforming it into the frequency domain, and a reconstruction function Kernel (j) is superimposed on the projection data to perform an inverse Fourier transform. Then, the image reconstruction unit 34 performs a three-dimensional backprojection process on the projection data obtained by superimposing the reconstruction function Kernel (j), and obtains a tomographic image for each body axis direction (Z-axis direction) of the subject HB. (Xy plane) is obtained. The image reconstruction unit 34 stores this tomographic image in the storage device 7.
また、画像再構成部３４は、低いＸ線エネルギースペクトルの投影データ及び高いＸ線エネルギースペクトルの投影データから、所定物質（原子）の分布に関連したＸ線管電圧依存情報の二次元分布断層像、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像を画像再構成する。ここで、画像再構成部３４は、第１の画像再構成部と第２の画像再構成部を備える。この第１の画像再構成部と第２の画像再構成部についての説明は、後述する。 In addition, the image reconstruction unit 34 uses the projection data of the low X-ray energy spectrum and the projection data of the high X-ray energy spectrum to obtain a two-dimensional distribution tomogram of X-ray tube voltage-dependent information related to the distribution of the predetermined substance (atom). Reconstruct a so-called dual energy tomographic image. Here, the image reconstruction unit 34 includes a first image reconstruction unit and a second image reconstruction unit. The description of the first image reconstruction unit and the second image reconstruction unit will be described later.
また、画像再構成部３４は、デュアルエネルギー撮影の断層像における所定の物質の領域をマスク領域に設定したマスク画像を生成し、画像再構成部３４が画像再構成した断層像の画素領域からマスク領域と同じ画素領域を抽出する。 Further, the image reconstruction unit 34 generates a mask image in which a region of a predetermined substance in the tomographic image of dual energy imaging is set as a mask region, and masks it from the pixel region of the tomographic image reconstructed by the image reconstruction unit 34. The same pixel area as the area is extracted.
次に、本実施例において使用するデュアルエネルギー撮影法について説明する。
即ち、１つのＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４を有する走査ガントリ２０で、Ｘ線管電圧を高速に切り換えながら、ビューごと又は数ビューごとにＸ線データを収集する方法である。
Next, the dual energy imaging method used in this embodiment will be described.
That is, the scanning gantry 20 having one X-ray tube 21 and a multi-row X-ray detector 24 collects X-ray data for each view or several views while switching the X-ray tube voltage at high speed.
図２は、ビューごと又は複数ビューごとにＸ線管電圧を切り換えるタイミングを示す図である。図２（ａ）で示す撮影方法は、奇数ビューでＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データを収集し、偶数ビューでＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データを収集する。また、図２（ｂ）で示す撮影方法は、複数の連続したビューごとにＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとのＸ線投影データ収集を交互に繰り返す。 FIG. 2 is a diagram showing timing for switching the X-ray tube voltage for each view or for each of a plurality of views. The imaging method shown in FIG. 2A collects X-ray projection data with an X-ray tube voltage of 80 kV in an odd-numbered view and collects X-ray projection data with an X-ray tube voltage of 140 kV in an even-numbered view. In the imaging method shown in FIG. 2B, X-ray projection data collection with an X-ray tube voltage of 80 kV and an X-ray tube voltage of 140 kV is alternately repeated for each of a plurality of consecutive views.
この場合、デュアルエネルギー画像再構成部３５は通常１回転でＮビューのＸ線データ収集を行うと、それぞれＮ／２ビューのＸ線投影データで断層像を作成することになる。このため、撮影視野が大きい肺野部、腹部においては撮影視野の周辺部においてエリアジング・アーチファクト（aliasing artifact）が起きることがある。この場合はビュー方向の補間処理又は加重加算処理で補う。 In this case, when the dual energy image reconstruction unit 35 normally collects X-ray data of N views with one rotation, it creates a tomographic image with X-ray projection data of N / 2 views. For this reason, in the lung field and abdomen having a large field of view, aliasing artifacts may occur in the periphery of the field of view. In this case, it is supplemented by view direction interpolation processing or weighted addition processing.
前述のデュアルエネルギー撮影において、ビューごと又は数ビューごとにＸ線データ収集する方法は、以下の課題がある。 In the above-described dual energy imaging, the method of collecting X-ray data for each view or for several views has the following problems.
コンベンショナルスキャン、又はヘリカルスキャンで頭部のように被検体の動きの少ない部位を１秒スキャン／回転で撮影すると、Ｘ線データ収集時間は約１０００ビュー収集で１ビュー当たり１ミリ秒となる。このＸ線データ収集時間の場合、ビューごとでＸ線管電圧を切り換えることは充分可能である。 When a part with a small movement of the subject, such as the head, is imaged with 1-second scanning / rotation by conventional scanning or helical scanning, the X-ray data collection time is 1 millisecond per view with about 1000 view collection. In the case of this X-ray data acquisition time, it is sufficiently possible to switch the X-ray tube voltage for each view.
しかし、心拍の動きのある心臓や臓器の蠕動のある腹部の撮影においては、０．３秒スキャンのようにさらに速いＸ線ＣＴ撮影が行われる。この場合の１ビューのＸ線データ収集時間は０．３ミリ秒となる。この僅かな時間間隔でＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線発生装置の高圧を発生させる過程、Ｘ線管電流値を切り換える過程、Ｘ線を発生させる過程、Ｘ線を検出する過程の全てが充分な応答を持つ必要がある。 However, in the imaging of a heart with a heartbeat or an abdomen with organ peristalsis, faster X-ray CT imaging is performed like a 0.3 second scan. In this case, the X-ray data collection time for one view is 0.3 milliseconds. In this slight time interval, the X-ray CT apparatus has sufficient processes for generating a high voltage of the X-ray generator, switching the X-ray tube current value, generating X-rays, and detecting X-rays. Need to have a response.
図３は、Ｘ線管２１のフィラメントに充分な応答性がない場合を示した図である。図４（ａ）は、Ｘ線管電流が一定でＸ線データ収集のビュー数を変えたＸ線データ収集を示した図であり、（ｂ）は、全てのＸ線データを利用して収集する方法を示した図である。 FIG. 3 is a diagram showing a case where the filament of the X-ray tube 21 does not have sufficient responsiveness. FIG. 4A is a diagram showing X-ray data collection in which the X-ray tube current is constant and the number of views of X-ray data collection is changed, and FIG. 4B is a collection using all X-ray data. It is the figure which showed the method to do.
通常、Ｘ線管電流値は０．３ミリ秒の時間間隔で切り換えたとしてもＸ線管２１のフィラメントから発生する熱電子量を充分な速度で制御できない。例えば、Ｘ線管２１電流は、図３に示すように矩形波でＸ線管２１電流を２００ｍＡ、６００ｍＡと切り換えても、実測値において減衰を持った波形となる。 Usually, even if the X-ray tube current value is switched at a time interval of 0.3 milliseconds, the amount of thermoelectrons generated from the filament of the X-ray tube 21 cannot be controlled at a sufficient speed. For example, even if the X-ray tube 21 current is switched to 200 mA and 600 mA with a rectangular wave as shown in FIG.
このように、Ｘ線管２１のフィラメントに充分な応答性がない場合は、図４（ａ）に示すようにＸ線管電流値を一定にしておき、Ｘ線管電圧を８０ｋＶと１４０ｋＶとで交互に切り換える。このとき、Ｘ線データ収集周期は充分に短くしておく。 Thus, if the filament of the X-ray tube 21 is not sufficiently responsive, the X-ray tube current value is kept constant as shown in FIG. 4A, and the X-ray tube voltage is set at 80 kV and 140 kV. Switch alternately. At this time, the X-ray data collection cycle is made sufficiently short.
この場合のＸ線検出器出力ＤＯＰは図４（ｂ）のようになる。Ｘ線制御部２２はＸ線データ収集周期を短くしておくことで、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データＲ−Ｈｉｇｈの収集時間ｔ１とＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線データＲ−Ｌｏｗの収集時間ｔ２とを調整する。これにより、Ｘ線管電流値を変化させなくても、データ収集装置２５はＸ線データ収集時間の調整を行うことで、投影データ又は断層像のＳ／Ｎ、画像ノイズの制御、最適化が行える。 The X-ray detector output DOP in this case is as shown in FIG. The X-ray control unit 22 shortens the X-ray data collection period, thereby collecting the X-ray data R-High collection time t1 of the X-ray tube voltage 140 kV and the X-ray data R-Low of the X-ray tube voltage 80 kV. Adjust time t2. Thus, even if the X-ray tube current value is not changed, the data acquisition device 25 adjusts the X-ray data acquisition time, so that the S / N of the projection data or tomographic image, the control of the image noise, and the optimization can be performed. Yes.
しかし、この場合のＸ線管電圧１４０ｋＶの平均Ｘ線管電圧と、Ｘ線管電圧８０ｋＶの平均Ｘ線管電圧とは平均することでその差が少なくなる。つまりＸ線吸収係数の差が少なくなることで、Ｘ線管電圧間のコントラストは大きく得ることができない。 However, the average X-ray tube voltage of 140 kV and the average X-ray tube voltage of 80 kV in this case are averaged to reduce the difference. That is, since the difference in the X-ray absorption coefficient is reduced, a large contrast between the X-ray tube voltages cannot be obtained.
このように、Ｘ線検出器出力ＤＯＰが応答性良く変化しない場合は、Ｘ線管電圧８０ｋＶの収集データ積分範囲とＸ線管電圧１４０ｋＶの収集データ積分範囲との選び方に工夫が必要となる。 Thus, when the X-ray detector output DOP does not change with good responsiveness, it is necessary to devise how to select the collection data integration range of the X-ray tube voltage 80 kV and the collection data integration range of the X-ray tube voltage 140 kV.
そこで、第１の画像再構成部において、１つのＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４でビューごと又は数ビューごとにデュアルエネルギー撮影して得られた投影データについて、目的物質のコントラストの良い領域を抽出するために、Ｘ線管電圧の極大値近傍と極小値近傍とＸ線投影データを選定する。そして、それぞれのＸ線エネルギーの投影データが、フルスキャンまたはハーフスキャン分の投影データとなるように、抜けたビューの投影データを隣り合う同じＸ線エネルギーの投影データを用いて補間処理又は加重加算処理を行って求める。 Therefore, in the first image reconstruction unit, the projection data obtained by performing dual energy imaging for each view or every several views with one X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24, the contrast of the target substance. In order to extract a good region, the vicinity of the maximum value and the minimum value of the X-ray tube voltage and the X-ray projection data are selected. Then, the projection data of the missing view is interpolated or weighted using the adjacent projection data of the same X-ray energy so that each X-ray energy projection data becomes projection data for full scan or half scan. Obtain by processing.
これらのＸ線投影データより、コントラストの良いデュアルエネルギー等価画像又は比画像を作成する。
以下、デュアルエネルギー比画像及びデュアルエネルギー等価画像について説明する。
From these X-ray projection data, a dual energy equivalent image or a ratio image with good contrast is created.
Hereinafter, the dual energy ratio image and the dual energy equivalent image will be described.
まず、デュアルエネルギー等価画像について説明する。
図５（ａ）は、投影データ空間におけるデュアルエネルギー撮影の画像再構成方法の概要を示す。（ｂ）は、デュアルエネルギー比による各物質の分類を示した図である。
First, a dual energy equivalent image will be described.
FIG. 5A shows an outline of an image reconstruction method for dual energy imaging in the projection data space. (B) is the figure which showed the classification | category of each substance by dual energy ratio.
図３（ａ）において、第１の画像再構成部は、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗに加重加算係数ｗ１を乗算し、同様に高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈに加重加算係数−ｗ２を乗算し、定数Ｃ１とともに加重加算処理し、（低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗに加重減算係数ｗ１を乗算し、同様に高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈに加重減算係数ｗ２を乗算し、定数Ｃ１とともに加重減算処理、と等価な処理であり、以下、これらの処理を総称して加重減算処理と言う）、デュアルエネルギー断層像Ｍ−ＣＳＩを作成する。
また、第１の画像再構成部は、画像空間、断層像空間おいても投影データ空間と同様に加重減算処理することでデュアルエネルギー断層像Ｍ−ＣＳＩを得ることができる。
In FIG. 3A, the first image reconstruction unit multiplies the X-ray projection data R-Low of the low X-ray tube voltage by the weighted addition coefficient w1, and similarly the X-ray projection data of the high X-ray tube voltage. R-High is multiplied by the weighted addition coefficient -w2, and weighted addition processing is performed together with the constant C1, and the X-ray projection data R-Low of the low X-ray tube voltage is multiplied by the weighted subtraction coefficient w1 and similarly the high X-ray tube The X-ray projection data R-High of the voltage is multiplied by the weighted subtraction coefficient w2, and is equivalent to the weighted subtraction process together with the constant C1. Hereinafter, these processes are collectively referred to as the weighted subtraction process), dual energy A tomographic image M-CSI is created.
Further, the first image reconstruction unit can obtain a dual energy tomographic image M-CSI by performing weighted subtraction processing in the image space and tomographic image space in the same manner as in the projection data space.
これら加重減算係数ｗ１，ｗ２及び定数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又は部位により定まる。例えば第１の画像再構成部はＣＴ値の近い骨、石灰化を構成するカルシウム成分（Ｃａ成分）と、ヨウ素を主成分とする造影剤（Ｉｏｄｉｎｅ成分）とを分離するために、カルシウム成分が表示上で消える、即ち画素値が０になるような加重減算処理を行うと造影剤成分が抽出され、強調して表示することができる。また反対に、第１の画像再構成部は造影剤成分が表示上で消える、即ち画素値が０になるような加重減算処理を行うとカルシウム成分が抽出され、骨や石灰化の部分を強調して表示することができる。 These weighted subtraction coefficients w1 and w2 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. For example, the first image reconstruction unit separates a calcium component (Ca component) constituting bone and calcification with a close CT value from a contrast agent (Iodine component) containing iodine as a main component. When the weighted subtraction process is performed so that the pixel value disappears on the display, that is, the pixel value becomes 0, the contrast agent component can be extracted and displayed with emphasis. On the other hand, when the first image reconstruction unit performs weighted subtraction processing such that the contrast agent component disappears on the display, that is, the pixel value becomes 0, the calcium component is extracted, and the bone and calcification portions are emphasized. Can be displayed.
この時に用いるＸ線投影データは、前処理部３３が前処理及びビームハードニング補正したＸ線投影データを用いる。特にビームハードニング補正では、各Ｘ線管電圧において水等価でない物質の部分を水等価なＸ線透過経路長にすることにより、水以外の物質のＸ線管電圧依存性をより正しく評価することができる。 As the X-ray projection data used at this time, the X-ray projection data preprocessed and beam hardening corrected by the preprocessing unit 33 is used. In particular, in beam hardening correction, the X-ray tube voltage dependence of substances other than water can be more correctly evaluated by setting the water-equivalent X-ray transmission path length for the non-water-equivalent material at each X-ray tube voltage. Can do.
また、断層像空間においても、前処理部３３により前処理及びビームハードニング補正が補正済であるとすると、第１の画像再構成部は、断層像空間でもデュアルエネルギー断層像を画像再構成することができる。
以上より、第１の画像再構成部は、断層像空間と投影データ空間とにおいて、例えば、造影剤等価画像、カルシウム等価画像を作成することができる。
In the tomographic image space, if the preprocessing and the beam hardening correction have been corrected by the preprocessing unit 33, the first image reconstruction unit reconstructs a dual energy tomographic image in the tomographic image space. be able to.
As described above, the first image reconstruction unit can create, for example, a contrast agent equivalent image and a calcium equivalent image in the tomographic image space and the projection data space.
次に、デュアルエネルギー比画像について説明する。
図５（ｂ）は、例えば、グラフの縦軸にＸ線管電圧８０ｋＶの断層像での各画素値Ｌ−ＨＵを取り、横軸にＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像での各画素値Ｈ−ＨＵを取った図である。これにより、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとのカルシウムの画素Ｃａや造影剤の主成分であるヨウ素の画素値Ｉｏは、図中のカルシウムの直線及びその近傍の分布範囲や、ヨウ素の直線及びその近傍の分布範囲に入る。
Next, the dual energy ratio image will be described.
In FIG. 5B, for example, each pixel value L-HU in a tomographic image with an X-ray tube voltage of 80 kV is taken on the vertical axis of the graph, and each pixel value H in a tomographic image with an X-ray tube voltage of 140 kV is taken on the horizontal axis. It is the figure which took -HU. Thereby, the pixel Ca of calcium having an X-ray tube voltage of 80 kV and an X-ray tube voltage of 140 kV and the pixel value Io of iodine which is the main component of the contrast agent are represented by the calcium straight line in the figure and its distribution range in the vicinity. And the distribution range in the vicinity thereof.
例えば、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像の画素値をｇ８０（ｘ，ｙ）とし、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の画素値をｇ１４０（ｘ，ｙ）とすると、画素値のデュアルエネルギー比ｒ（ｘ，ｙ）は、ｇ８０（ｘ，ｙ）／ｇ１４０（ｘ，ｙ）で求めることができる。 For example, if the pixel value of a tomographic image with an X-ray tube voltage of 80 kV is g80 (x, y) and the pixel value of a tomographic image with an X-ray tube voltage of 140 kV is g140 (x, y), the dual energy ratio r of the pixel values (X, y) can be obtained by g80 (x, y) / g140 (x, y).
このデュアルエネルギー比ｒ（ｘ，ｙ）は、グラフの直線の傾きを表し、実効質量数を表す。この実効質量数は原子によって異なる値となるため、第１の画像再構成部は、物質ごとに分離又は差を強調することができる。この傾きは骨では約１．５前後、造影剤では約１．７〜１．８の値を取る。 This dual energy ratio r (x, y) represents the slope of the straight line of the graph and represents the effective mass number. Since this effective mass number has a different value depending on the atom, the first image reconstruction unit can emphasize separation or difference for each substance. This slope takes a value of about 1.5 for bones and about 1.7 to 1.8 for contrast agents.
また、このデュアルエネルギー比ｒ（ｘ，ｙ）の傾きの範囲で各画素を分類することで、第１の画像再構成部は、物質の成分分析又は組成分析を行うことができ、値によりカラーマップを割り付けることで、各原子又は各物質の色分けも行うことができる。
一方で、第２の画像再構成部においては、１つのＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４でビューごと又は数ビューごとにデュアルエネルギー撮影して得られた全投影データを用いて、Ｓ／Ｎの良い画像を再構成する。
そして、第１の画像再構成部において再構成した画像から、所望の物質を特定するマスク画像領域を求め、第２の画像再構成部のＸ線投影データから得られたＳ／Ｎの良い断層像について、マスク画像を用いた論理積処理で所望の物質の領域を抽出して表示する。
In addition, by classifying each pixel within the range of the gradient of the dual energy ratio r (x, y), the first image reconstruction unit can perform component analysis or composition analysis of the substance, and color by the value. By assigning a map, each atom or substance can be color-coded.
On the other hand, in the second image reconstruction unit, using all projection data obtained by dual energy imaging for each view or several views with one X-ray tube 21 and multi-row X-ray detector 24, Reconstruct an image with good S / N.
Then, a mask image region for specifying a desired substance is obtained from the image reconstructed by the first image reconstruction unit, and a tom with good S / N obtained from the X-ray projection data of the second image reconstruction unit. For an image, a region of a desired substance is extracted and displayed by a logical product process using a mask image.
図６は、目的物質のマスク画像を求め、Ｓ／Ｎの良い断層像より領域を抽出するフローチャートである。
ステップＤ２１において、操作者は、スカウト像の撮影をする。
ステップＤ２２において、操作者は、デュアルエネルギー撮影の撮影条件設定を行う。
FIG. 6 is a flowchart for obtaining a mask image of a target substance and extracting a region from a tomographic image with a good S / N.
In step D21, the operator takes a scout image.
In step D22, the operator sets shooting conditions for dual energy shooting.
ステップＤ２３において、Ｘ線管２１は、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとを切り換え、多列Ｘ線検出器２４はＸ線投影データ収集を行う。収集されたＸ線投影データは記憶装置７に記憶される。この時のＸ線管電圧は、図７（ａ）のようにＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとのＸ線出力時間が等しくても良いし、図７（ｂ）、図７（ｃ）のように異なっていても良い。図７（ｂ）はＸ線検出器出力ＤＯＰの上昇、下降時間が違った場合を示している。図８はＸ線検出器出力ＤＯＰの上昇、下降時間は同じだがＸ線管電圧の出力時間が異なる場合を示す。同様に、データ収集装置２５のデータ数はＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線データＲ−ＬｏｗとＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データＲ−Ｈｉｇｈとの収集積分回数が等しくても、異なっていても良い。尚、図７、図８におけるＸ線管電圧実測値は、照射されたＸ線により測定した値又は、印加したＸ線管電圧に基づく推測値である。 In step D23, the X-ray tube 21 switches between the X-ray tube voltage 80 kV and the X-ray tube voltage 140 kV, and the multi-row X-ray detector 24 collects X-ray projection data. The collected X-ray projection data is stored in the storage device 7. At this time, the X-ray tube voltage may be equal to the X-ray tube voltage of 80 kV and the X-ray tube voltage of 140 kV as shown in FIG. They may be different as in c). FIG. 7B shows a case where the rise and fall times of the X-ray detector output DOP are different. FIG. 8 shows a case where the rise and fall times of the X-ray detector output DOP are the same, but the output times of the X-ray tube voltage are different. Similarly, the number of data in the data acquisition device 25 may be the same or different from the number of acquisition integrations of the X-ray data R-Low of the X-ray tube voltage 80 kV and the X-ray data R-High of the X-ray tube voltage 140 kV. good. Note that the actual X-ray tube voltage measurement values in FIGS. 7 and 8 are values measured by the irradiated X-rays or estimated values based on the applied X-ray tube voltage.
これらの場合のデータ収集装置２５は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データＲ−ＨｉｇｈとＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線データＲ−Ｌｏｗとの収集積分範囲をそれぞれ適切な位置、時間長にする。また、データ収集装置２５は、データ収集装置２５自身の基本データ収集周期ｔ１に合わせて、各Ｘ線管電圧の収集積分範囲の位置と時間長とを決めると制御しやすい。 In these cases, the data collection device 25 sets the collection integration ranges of the X-ray data R-High at the X-ray tube voltage 140 kV and the X-ray data R-Low at the X-ray tube voltage 80 kV to appropriate positions and time lengths, respectively. . Further, the data collection device 25 can be easily controlled by determining the position and time length of the collection integration range of each X-ray tube voltage in accordance with the basic data collection cycle t1 of the data collection device 25 itself.
ステップＤ２４において、Ｘ線管電圧の切り換え周期を考慮してＸ線投影データの極小値を決めたり、又は、前もって周期内の予測される極小値の位置を決めたりする。この極小値近傍の時間幅ｔ１のＸ線投影データをＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データとする。 In step D24, the minimum value of the X-ray projection data is determined in consideration of the switching cycle of the X-ray tube voltage, or the position of the predicted minimum value within the cycle is determined in advance. The X-ray projection data having the time width t1 near the minimum value is set as X-ray projection data having an X-ray tube voltage of 80 kV.
例えば、図７、図８に示すようにＸ線管電圧８０ｋＶの出力範囲内でＸ線検出器出力ＤＯＰの低い範囲を抽出する。このＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データのみを抽出して、抜けているＸ線投影データを補間処理又は加重加算処理して、１スキャン分のＸ線投影データを求める。第１の画像再構成部はこのＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データで画像再構成を行う。 For example, as shown in FIGS. 7 and 8, a low range of the X-ray detector output DOP is extracted within the output range of the X-ray tube voltage of 80 kV. Only the X-ray projection data with the X-ray tube voltage of 80 kV is extracted, and the missing X-ray projection data is subjected to interpolation processing or weighted addition processing to obtain X-ray projection data for one scan. The first image reconstruction unit performs image reconstruction using the X-ray projection data having the X-ray tube voltage of 80 kV.
ステップＤ２５では、ステップＤ２４と同様に極大値近傍のＸ線投影データを求め、第１の画像再構成部はそのＸ線投影データを使ってＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像を画像再構成する。 In step D25, as in step D24, X-ray projection data in the vicinity of the maximum value is obtained, and the first image reconstruction unit reconstructs a tomographic image having an X-ray tube voltage of 140 kV using the X-ray projection data.
ステップＤ２６において、第１の画像再構成部は、Ｓ／Ｎの良い断層像を画像再構成するために、Ｘ線投影データの全範囲Ｒ−Ａｌｌ（Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データＲ−Ｈｉｇｈ、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線データＲ−Ｌｏｗ、及び管電圧の切り換え中の過渡Ｘ線投影データ）を用いて断層像を画像再構成する。 In step D26, in order to reconstruct a tomographic image having a good S / N ratio, the first image reconstruction unit selects the entire range R-All of X-ray projection data (X-ray data R- with an X-ray tube voltage of 140 kV). A tomographic image is reconstructed using High, X-ray data R-Low of an X-ray tube voltage of 80 kV, and transient X-ray projection data during tube voltage switching.
この時のＸ線投影データはＸ線管電圧８０ｋＶからＸ線管電圧１４０ｋＶまでのＸ線投影データが混在している。そのため、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データをＸ線管電圧８０ｋＶの補正データで前処理、ビームハードニング補正をし、その後、１２０ｋＶにＸ線管電圧補正を行う。同様に、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データも１２０ｋＶにＸ線管電圧補正を行う。また、投影データ処理部３７は、Ｘ線管電圧が８０ｋＶから１４０ｋＶと１４０ｋＶから８０ｋＶとの移行期間のＸ線投影データも、Ｘ線管電圧１２０ｋＶ相当のＸ線投影データに変換する。Ｘ線管電圧１２０ｋＶ相当のＸ線投影データに変換する理由は、１４０ｋＶのＸ線スペクトルと８０ＫＶのＸ線スペクトルとの違いによるアーチファクトを防ぐためである。 The X-ray projection data at this time includes X-ray projection data from an X-ray tube voltage of 80 kV to an X-ray tube voltage of 140 kV. Therefore, X-ray projection data with an X-ray tube voltage of 80 kV is preprocessed and beam hardening corrected with correction data with an X-ray tube voltage of 80 kV, and then X-ray tube voltage is corrected to 120 kV. Similarly, X-ray tube voltage correction is also performed on 120-kV X-ray projection data with an X-ray tube voltage of 140 kV. The projection data processing unit 37 also converts the X-ray projection data during the transition period of the X-ray tube voltage from 80 kV to 140 kV and 140 kV to 80 kV into X-ray projection data corresponding to the X-ray tube voltage of 120 kV. The reason for converting to X-ray projection data corresponding to the X-ray tube voltage of 120 kV is to prevent artifacts due to the difference between the 140 kV X-ray spectrum and the 80 KV X-ray spectrum.
ステップＤ２７において、第１の画像再構成部は、デュアルエネルギー比画像を画像再構成する。例えば、図３（ｂ）に示すようにデュアルエネルギー比は、傾き［ｓｌｃａ０，ｓｌｃａ１］の傾きの範囲でカルシウムＣａの領域を抽出でき、傾き［ｓｌｉｏ０，ｓｌｉｏ１］の傾きの範囲で造影剤Ｉｏ（ヨウ素）の領域を抽出できる。
ステップＤ２８において、画像表示部は、デュアルエネルギー比画像をモニタ６に画像表示する。
In step D27, the first image reconstruction unit reconstructs the dual energy ratio image. For example, as shown in FIG. 3B, in the dual energy ratio, the calcium Ca region can be extracted in the range of the slope [slca0, slca1], and the contrast agent Io ( Iodine) region can be extracted.
In step D <b> 28, the image display unit displays the dual energy ratio image on the monitor 6.
ステップＤ２９において、第１の画像再構成部は、カルシウム強調画像、造影剤強調画像を画像再構成する。例えば、第１の画像再構成部は、図９に示すように加重加算処理によりカルシウムＣａ等価画像を求め、閾値Ｔｈｃａ以上又は傾きｓｌｃａ以上を造影剤領域とする。又は、第１の画像再構成部は、造影剤Ｉｏ等価画像を求め、閾値Ｔｈｉｏ以下、傾きｓｌｉｏ以下をカルシウム領域とする。これらの処理により、カルシウムＣａ（石灰化、骨）領域、造影剤Ｉｏ（ヨウ素）領域を抽出する。 In step D29, the first image reconstruction unit reconstructs a calcium-weighted image and a contrast agent-weighted image. For example, as shown in FIG. 9, the first image reconstruction unit obtains a calcium Ca equivalent image by weighted addition processing, and sets a threshold Thca or more or a slope slca or more as a contrast agent region. Or a 1st image reconstruction part calculates | requires contrast agent Io equivalent image, and makes threshold value Thio or less and inclination slio or less into a calcium area | region. By these processes, a calcium Ca (calcification, bone) region and a contrast agent Io (iodine) region are extracted.
ステップＤ３０において、画像表示部はカルシウム強調画像、造影剤強調画像をモニタ６に画像表示する。
ステップＤ３１において、第１の画像再構成部はステップＤ２７、ステップＤ２９で抽出した領域をマスク領域とする。
In step D <b> 30, the image display unit displays the calcium enhanced image and the contrast agent enhanced image on the monitor 6.
In step D31, the first image reconstruction unit sets the area extracted in steps D27 and D29 as a mask area.
ステップＤ３２において、画像再構成部３４は、ステップＤ２６で求めたＳ／Ｎの良い断層像と、ステップＤ３１のマスク領域との論理積処理により、Ｓ／Ｎの良いカルシウム領域、又は造影剤領域を得ることができる。すなわち、Ｘ線投影データの全範囲Ｒ−Ａｌｌから画像再構成した断層像の画素領域からマスク領域と同じ画素領域を切り出す。 In step D32, the image reconstruction unit 34 obtains a calcium region or a contrast agent region having a good S / N by performing a logical product process on the tomographic image having a good S / N obtained in step D26 and the mask region in step D31. Obtainable. That is, the same pixel area as the mask area is cut out from the pixel area of the tomographic image reconstructed from the entire range R-All of the X-ray projection data.
ステップＤ３３において、画像表示部は得られたカルシウム領域、又は造影剤領域をモニタ６に表示する。また、画像表示部は、ステップＤ３２の画像をステップＤ２６のＳ／Ｎの良い断層像上にオーバーレイ表示、半透明表示することでカルシウム領域、造影剤領域の全体的な位置を把握しやすくなる。 In step D33, the image display unit displays the obtained calcium region or contrast agent region on the monitor 6. In addition, the image display unit can easily grasp the overall positions of the calcium region and the contrast agent region by displaying the image of step D32 in an overlay display and a semitransparent display on the tomographic image having a good S / N in step D26.
以上のＸ線ＣＴ装置１００は、１つのＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４でビューごと又は数ビューごとに切り換えるデュアルエネルギー撮影方法において、Ｓ／Ｎが良く、Ｘ線管電圧差のコントラストの良いデュアルエネルギー撮影の断層像を得ることができる。 The X-ray CT apparatus 100 described above has a good S / N and a high X-ray tube voltage difference in the dual energy imaging method in which the single X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 are switched every view or every several views. A high-contrast dual-energy tomographic image can be obtained.
以上の説明では、図７（ａ）に示すように周期ＴでＸ線管電圧１４０ｋＶとＸ線管電圧８０ｋＶが切換えられている場合、投影データ処理部３７は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶ又はＸ線管電圧８０ｋＶの出力されている範囲内でＸ線検出器出力の高い範囲、又はＸ線管電圧出力の低い範囲を抽出した。しかし、Ｘ線管電圧１４０ｋＶからＸ線管電圧８０ｋＶに移る場合と、Ｘ線管電圧８０ｋＶからＸ線管電圧１４０ｋＶに移る場合でＸ線検出器出力の遅れが異なる場合がある。 In the above description, when the X-ray tube voltage 140 kV and the X-ray tube voltage 80 kV are switched at the period T as shown in FIG. 7A, the projection data processing unit 37 performs the X-ray tube voltage 140 kV or the X-ray tube. A high range of the X-ray detector output or a low range of the X-ray tube voltage output was extracted within the output range of the tube voltage of 80 kV. However, the X-ray detector output delay may differ between when the X-ray tube voltage 140 kV is shifted to the X-ray tube voltage 80 kV and when the X-ray tube voltage 80 kV is shifted to the X-ray tube voltage 140 kV.
このような場合は、図７（ｂ），図８に示すようにＸ線管２１のＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線照射時間の長さ、Ｘ線管２１のＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線照射時間の長さを変えたりしても良い。このことは、データ収集装置２５のＸ線データ収集積分範囲の位置と時間の長さを変えたり、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線データ収集積分範囲の位置と時間の長さを変えたりすることで、適切な積分開始の位置、適切な積分時間の長さにすることができる。なお、この場合、図７（ｂ），図８に示すようにデータ収集装置２５の基本データ収集周期ｔ１に合わせて、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データ収集積分範囲の位置と時間長さ、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線データ収集積分範囲の位置と時間長さを決めると制御しやすい。 In such a case, as shown in FIGS. 7B and 8, the length of the X-ray irradiation time of the X-ray tube voltage of the X-ray tube 21 of 140 kV, the X-ray tube voltage of the X-ray tube 21 of 80 kV. You may change the length of irradiation time. This means changing the position and time length of the X-ray data acquisition integration range of the data acquisition device 25, or changing the position and time length of the X-ray data acquisition integration range of the X-ray tube voltage of 80 kV. Thus, an appropriate integration start position and an appropriate integration time length can be obtained. In this case, as shown in FIGS. 7B and 8, the position and time length of the X-ray data collection integration range of the X-ray tube voltage 140 kV in accordance with the basic data collection cycle t1 of the data collection device 25, If the position and time length of the X-ray data collection integration range of the X-ray tube voltage of 80 kV are determined, it is easy to control.
本実施例においては、低いＸ線管電圧として８０ｋＶを高いＸ線管電圧として１４０ｋＶを用いているが、他のＸ線管電圧を用いても同様の効果を出すことができる。
また、本実施例においては、抽出したい領域又は強調したい領域として造影剤領域、石灰化領域、骨領域を用いているが、他の物質による領域においても同様の効果を出すことができる。
In this embodiment, 80 kV is used as the low X-ray tube voltage and 140 kV is used as the high X-ray tube voltage, but the same effect can be obtained even if other X-ray tube voltages are used.
In the present embodiment, the contrast agent region, the calcification region, and the bone region are used as the region to be extracted or the region to be emphasized. However, the same effect can be obtained in a region made of another substance.
なお、本実施例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。さらに、他の三次元画像再構成方法でもよい。又は二次元画像再構成でも良い。 Note that the image reconstruction method in the present embodiment may be a three-dimensional image reconstruction method by a conventionally known Feldkamp method. Furthermore, other three-dimensional image reconstruction methods may be used. Alternatively, two-dimensional image reconstruction may be used.
本実施例では、コンベンショナルスキャンとヘリカルスキャンとを代表して記載しているが、シネスキャン、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についても同様に効果を出すことができる。
本実施例では、Ｘ線ＣＴ装置を元について記載されているが、他の装置と組み合わせたＸ線ＣＴ−ＰＥＴ装置，Ｘ線ＣＴ−ＳＰＥＣＴ装置などにおいても利用できる。
In this embodiment, the conventional scan and the helical scan are described as representatives, but the same effect can be obtained in the case of a cine scan, a variable pitch helical scan, and a helical shuttle scan.
In the present embodiment, the X-ray CT apparatus is originally described, but it can also be used in an X-ray CT-PET apparatus, an X-ray CT-SPECT apparatus, etc. combined with other apparatuses.
本実施形態は、生体信号にＸ線データ収集が同期しない場合について記載しているが、生体信号、特に、心拍信号に同期させても同様な効果を出すことができる。
また、本実施形態では、多列Ｘ線検出器２４又は、フラットパネルＸ線検出器に代表するマトリクス構造の二次元Ｘ線エリア検出器を持ったＸ線ＣＴ装置について書かれているが、１列のＸ線検出器のＸ線ＣＴ装置においても同様の効果を出せる。
Although this embodiment describes the case where X-ray data acquisition is not synchronized with a biological signal, the same effect can be obtained even when synchronized with a biological signal, particularly a heartbeat signal.
In this embodiment, an X-ray CT apparatus having a multi-row X-ray detector 24 or a two-dimensional X-ray area detector having a matrix structure represented by a flat panel X-ray detector is described. The same effect can be obtained in the X-ray CT apparatus of the row X-ray detector.
１ … 操作コンソール
２ … 入力装置
３ … 中央処理装置 （３３ … 前処理部，３４ … 画像再構成部）
５ … データ収集バッファ
６ … モニタ
７ … 記憶装置
１０ … 撮影テーブル
１２ … クレードル
１５ … 回転部
２０ … 走査ガントリ
２１ … Ｘ線管
２２ … Ｘ線制御部
２３ … コリメータ
２４ … 多列Ｘ線検出器
２５ … データ収集装置（ＤＡＳ）
２６ … 回転制御部
２８ … ビーム形成Ｘ線フィルタ
２９ … ガントリ制御部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Operation console 2 ... Input device 3 ... Central processing unit (33 ... Pre-processing part, 34 ... Image reconstruction part)
5 ... Data collection buffer 6 ... Monitor 7 ... Storage device 10 ... Imaging table 12 ... Cradle 15 ... Rotating unit 20 ... Scanning gantry 21 ... X-ray tube
22 ... X-ray controller 23 ... Collimator 24 ... Multi-row X-ray detector
25 ... Data collection device (DAS)
26 ... Rotation control unit 28 ... Beam forming X-ray filter 29 ... Gantry control unit
Claims (8)
前記被検体に照射したＸ線の投影データを収集するＸ線投影データ収集部と、
前記投影データに基づいて、画像再構成を行う画像再構成部であって、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを実質的に除く前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第１の画像の再構成を行う第１の画像再構成部と、前記第１エネルギーを有するＸ線と第２エネルギーを有するＸ線との切り替えに伴う過渡区間において収集されたＸ線投影データを含む前記第１エネルギーを有するＸ線及び第２エネルギーを有するＸ線に基づくＸ線投影データを用いて第２の画像の再構成を行う第２の画像再構成部とを含む画像再構成部と
を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 An X-ray irradiation unit configured to switch an X-ray having a first energy and an X-ray having a second energy different from the first energy for each view and irradiate the subject;
An X-ray projection data collection unit for collecting projection data of X-rays irradiated on the subject;
An image reconstruction unit that performs image reconstruction based on the projection data, the X-ray projections collected in a transient section associated with switching between the X-rays having the first energy and the X-rays having the second energy A first image reconstruction unit that reconstructs a first image using X-ray projection data based on the X-rays having the first energy and the X-rays having the second energy substantially excluding data; Based on the X-rays having the first energy and the X-rays having the second energy, including the X-ray projection data collected in the transition period associated with switching between the X-rays having the first energy and the X-rays having the second energy. An X-ray CT apparatus comprising: an image reconstruction unit including a second image reconstruction unit configured to reconstruct a second image using X-ray projection data.
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