JP2018099169A - X-ray CT apparatus - Google Patents

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庸次郎 鈴木
隆宏 養田
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隆宏 養田
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an X-ray CT apparatus capable of reducing variation of noise lever in a hybrid type X-ray detector.SOLUTION: The X-ray CT apparatus includes: an X-ray detection part including a first detection area constituted by a first detection element of a first size and a second detection area constituted by a second detection element of a second size larger than the first size for detecting X-ray; a data collection part for collecting first detection data and second detection data from the first detection area and the second detection area respectively and collecting third detection data by combining a plurality of pieces of the first detection data; a correction part for correcting the second detection data by using a coefficient to correct a difference between the area dimensions of the first detection area and the area dimensions of a plurality of second detection areas constituting the third detection data; and a reconstitution processing part for generating a CT image by reconstructing the corrected second detection data and the third detection data.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置に関する。   Embodiments described herein relate generally to an X-ray CT apparatus.

Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置は、Ｘ線を利用して被検体をスキャンし、収集したデータをコンピュータにより処理することで、被検体内部を画像化する医用画像診断装置の一種である。Ｘ線ＣＴ装置では、被検体を通過したＸ線を検出するためのＸ線検出器が用いられている。   An X-ray CT (Computed Tomography) apparatus is a type of medical image diagnostic apparatus that scans a subject using X-rays and processes the collected data by a computer, thereby imaging the inside of the subject. In the X-ray CT apparatus, an X-ray detector for detecting X-rays that have passed through the subject is used.

Ｘ線検出器は、基板上に区画化されて設けられた複数の光電変換素子と、この光電変換素子上に積層されたシンチレータとを備えている。また、Ｘ線検出器には、個々のシンチレータに入射するＸ線のうち、散乱Ｘ線を遮蔽するための複数のグリッド（コリメータと呼ばれる場合もある）がチャネル方向に配設されている。   The X-ray detector includes a plurality of photoelectric conversion elements that are partitioned on a substrate and a scintillator that is stacked on the photoelectric conversion elements. In the X-ray detector, a plurality of grids (sometimes called collimators) for shielding scattered X-rays among X-rays incident on individual scintillators are arranged in the channel direction.

また、従来のＸ線検出器に設けられる通常の空間分解能の検出領域と、当該検出領域の空間分解能と比較して高い空間分解能を有する検出領域を兼ね備えたハイブリッドＸ線検出器が提案されている。ハイブリッドＸ線検出器の高分解能領域ではＸ線検出器の空間分解能を高めるため、光電変換素子やシンチレータの個々のサイズが通常の検出領域に比べ小さい。   Further, a hybrid X-ray detector has been proposed that combines a detection area having a normal spatial resolution provided in a conventional X-ray detector and a detection area having a higher spatial resolution than that of the detection area. . In the high resolution region of the hybrid X-ray detector, the individual resolution of the photoelectric conversion element and the scintillator is smaller than that of a normal detection region in order to increase the spatial resolution of the X-ray detector.

しかし、ハイブリッドＸ線検出器の高分解能領域では、通常分解能領域と比較してグリッドが配設される間隔も小さくなる。そのため、高分解能領域では配設されたグリッドの面積分だけ通常分解能領域と比較してＸ線の実効検出面積は小さくなる。これにより、例えばハイブリッドＸ線検出器の全検出領域を用いて、通常分解能のＣＴ画像を生成する場合に高分解能領域にて得られた検出データを合成する必要がある場合には、複数の高分解能領域にて検出され、合成されたＸ線のカウント数が、通常分解能領域にて検出されるＸ線のカウント数よりも小さくなり、高分解能領域におけるノイズが通常分解能領域の場合と比較して増加する。これは、Ｘ線のカウント数が少なくなるにつれて量子ノイズと呼ばれるＣＴ画像のノイズが増加するためである。これにより、同一のＸ線条件で高分解能領域から得られた画像と通常分解能領域から得られたＣＴ画像とを比較すると、高分解能領域と通常分解能領域で生成されるＣＴ画像のノイズレベルは異なってしまう。同一のＸ線条件により得られた画像にも関わらずノイズレベルの違いによって異なる見え方になってしまうことは、読影作業等に支障をきたす恐れがある。   However, in the high resolution region of the hybrid X-ray detector, the interval at which the grids are disposed is smaller than that in the normal resolution region. For this reason, the effective detection area of X-rays is smaller in the high resolution region than the normal resolution region by the area of the arranged grid. Thus, for example, when generating the normal resolution CT image using the entire detection area of the hybrid X-ray detector, it is necessary to synthesize the detection data obtained in the high resolution area. The number of X-rays detected and synthesized in the resolution area is smaller than the number of X-rays detected in the normal resolution area, and the noise in the high resolution area is lower than that in the normal resolution area. To increase. This is because the CT image noise called quantum noise increases as the X-ray count number decreases. As a result, when the image obtained from the high resolution region and the CT image obtained from the normal resolution region are compared under the same X-ray condition, the noise levels of the CT images generated in the high resolution region and the normal resolution region are different. End up. Even if the images are obtained under the same X-ray condition, the different appearance due to the difference in noise level may hinder interpretation work.

特開２０１５−１５９９０３号公報JP2015-159903A

本発明が解決しようとする課題は、ハイブリッドＸ線検出器において発生するノイズレベルのばらつきを高分解能領域と通常分解能領域で低減することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することである。   The problem to be solved by the present invention is to provide an X-ray CT apparatus capable of reducing noise level variation generated in a hybrid X-ray detector in a high resolution region and a normal resolution region.

上記目的を達成するために、実施形態のＸ線ＣＴ装置は、被検体に対して照射するＸ線を発生するＸ線発生部と、Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出するための、第１のサイズの第１の検出素子から構成される第１の検出領域と、当該第１のサイズより大きい第２のサイズの第２の検出素子から構成される第２の検出領域とを備えるＸ線検出部と、第１の検出領域及び第２の検出領域のそれぞれから第１の検出データ及び第２の検出データを収集し、複数の前記第１の検出データを合成することで第３の検出データを収集するデータ収集部と、第１の検出領域の面積と、第３のデータを構成する複数の第２の検出領域の面積の違いを補正する係数を用いて、第２の検出データを補正する補正部と、補正された第２の検出データ及び第３の検出データを再構成することでＣＴ画像を生成する再構成処理部とを具備する。   In order to achieve the above object, an X-ray CT apparatus according to an embodiment detects an X-ray emitted from an X-ray generator and an X-ray generator that generates X-rays irradiated on a subject. , A first detection region composed of a first detection element of a first size, and a second detection region composed of a second detection element of a second size larger than the first size. The first detection data and the second detection data are collected from each of the X-ray detection unit, the first detection region, and the second detection region, and a plurality of the first detection data are combined to collect the first detection data. 3 using a coefficient for correcting the difference between the area of the first detection region and the area of the plurality of second detection regions constituting the third data A correction unit that corrects the detection data, the corrected second detection data, and the third detection data. ; And a reconstruction processor for generating a CT image by reconstructing the data.

第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図。1 is a block diagram showing the configuration of an X-ray CT apparatus according to a first embodiment. 第１の実施形態に係るＸ線検出器の概略構造を示す概略図。Schematic which shows the schematic structure of the X-ray detector which concerns on 1st Embodiment. 第１の実施形態に係るハイブリッド検出器の構成を示す模式図。The schematic diagram which shows the structure of the hybrid detector which concerns on 1st Embodiment. 第１の実施形態に係るグリッドの一例を示す模式図。The schematic diagram which shows an example of the grid which concerns on 1st Embodiment. 第１の実施形態に係る処理の一例を示すフローチャート。The flowchart which shows an example of the process which concerns on 1st Embodiment. 第２の実施形態に係るグリッドの一例を示す模式図。The schematic diagram which shows an example of the grid which concerns on 2nd Embodiment. 第３の実施形態に係るグリッドの一例を示す模式図。The schematic diagram which shows an example of the grid which concerns on 3rd Embodiment.

以下、図面を参照して本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１００に関する説明を行う。   Hereinafter, the X-ray CT apparatus 100 according to the present embodiment will be described with reference to the drawings.

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１００の構成を示したブロック図である。図１のＸ線ＣＴ装置１００は、架台装置１０とコンソール装置３０から構成される。 (First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an X-ray CT apparatus 100 according to the first embodiment. The X-ray CT apparatus 100 in FIG. 1 includes a gantry device 10 and a console device 30.

［架台装置］
架台装置１０は、被検体Ｐに対してＸ線を照射し、被検体を通過したＸ線の検出データを収集する装置であり、Ｘ線発生装置１１と、Ｘ線検出器１２と、回転体１３と、高電圧発生装置１５と、データ収集回路１６とを有する。また、架台装置１０は架台部の一例である。 [Mounting device]
The gantry device 10 is a device that irradiates the subject P with X-rays and collects detection data of the X-rays that have passed through the subject, and includes an X-ray generator 11, an X-ray detector 12, and a rotating body. 13, a high voltage generator 15, and a data collection circuit 16. The gantry device 10 is an example of a gantry unit.

Ｘ線発生装置１１は、Ｘ線を発生させるＸ線管球（例えば、円錐状や角錐状のＸ線ビームを発生する真空管）から構成される。Ｘ線発生装置１１にて発生したＸ線は被検体Ｐに照射される。また、Ｘ線発生装置１１は、Ｘ線発生部の一例である。   The X-ray generator 11 includes an X-ray tube that generates X-rays (for example, a vacuum tube that generates a conical or pyramidal X-ray beam). X-rays generated by the X-ray generator 11 are applied to the subject P. The X-ray generator 11 is an example of an X-ray generator.

Ｘ線検出器１２は、Ｘ線管球の焦点を中心とした１つの円弧に沿ってチャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列されたＸ線検出素子列を複数備えて構成され、被検体Ｐを通過したＸ線を検出するために設けられる。Ｘ線検出器１２は、例えば、Ｘ線検出素子が互いに直交する２方向（スライス方向とチャネル方向）にそれぞれ複数配置されたＸ線検出器（面検出器）が用いられる。複数のＸ線検出素子列は、例えば、スライス方向に沿って３２０列設けられている。尚、スライス方向は回転体１３の回転軸方向に相当し、チャネル方向はＸ線発生装置１１の回転方向に相当する。   The X-ray detector 12 includes a plurality of X-ray detection element arrays in which a plurality of X-ray detection elements are arranged in the channel direction along one arc centered on the focal point of the X-ray tube, It is provided to detect X-rays that have passed through P. As the X-ray detector 12, for example, an X-ray detector (plane detector) in which a plurality of X-ray detection elements are arranged in two directions (slice direction and channel direction) orthogonal to each other is used. A plurality of X-ray detection element arrays are provided, for example, 320 along the slice direction. The slice direction corresponds to the rotation axis direction of the rotator 13, and the channel direction corresponds to the rotation direction of the X-ray generator 11.

図２は、Ｘ線検出器１２の一般的な構造及び機能を示す概略図である。図２（ａ）は、Ｘ線検出器１２のチャネル方向の側面を示す側面図である。図２（ｂ）は、Ｘ線検出器１２を拡大した図である。Ｘ線検出器１２は、例えば、グリッド４１、シンチレータ５０、光電変換素子５１、及び反射板５２から構成される。   FIG. 2 is a schematic diagram showing the general structure and function of the X-ray detector 12. FIG. 2A is a side view showing the side surface of the X-ray detector 12 in the channel direction. FIG. 2B is an enlarged view of the X-ray detector 12. The X-ray detector 12 includes, for example, a grid 41, a scintillator 50, a photoelectric conversion element 51, and a reflection plate 52.

グリッド４１は、各シンチレータ５０に入射するＸ線を制御するとともに散乱線を吸収してこの散乱線によるクロストークを低減させる機能を有する金属板である。グリッド４１は、例えば、Ｗ（タングステン）、Ｍｏ（モリブデン）、Ｔａ（タンタル）、Ｐｂ（鉛）又は、少なくともこれらの金属の１つを含む合金等から構成される。ただし、これらに限定される必要はなく、適宜材質は選択することが可能である。グリッド４１は、例えばチャネル方向に複数並べて配置され、スライス方向には区切られない構造を有する。   The grid 41 is a metal plate that has a function of controlling X-rays incident on each scintillator 50 and absorbing scattered rays to reduce crosstalk caused by the scattered rays. The grid 41 is made of, for example, W (tungsten), Mo (molybdenum), Ta (tantalum), Pb (lead), or an alloy containing at least one of these metals. However, it is not necessary to be limited to these, and materials can be selected as appropriate. For example, a plurality of grids 41 are arranged side by side in the channel direction and have a structure that is not divided in the slice direction.

シンチレータ５０は、Ｘ線などの放射線を受けて蛍光を発生する蛍光材であり、セラミックスにて構成される。蛍光は、例えば、可視光線などの光である。シンチレータ５０は、その材質により、最大発光波長、減衰時間、反射計数、密度、光出力比や蛍光効率の温度依存性等が異なるため、それぞれの用途の特性に応じて適宜その材質を選択することが可能である。Ｘ線CT装置に用いるものとしては、例えば、希土類酸硫化物の焼結体から成るセラミックシンチレータを例示することができる。ただし、これらに限定される必要はなく、適宜材質は選択することが可能である。   The scintillator 50 is a fluorescent material that generates fluorescence upon receiving radiation such as X-rays, and is made of ceramics. The fluorescence is, for example, light such as visible light. Since the scintillator 50 has different maximum emission wavelength, attenuation time, reflection count, density, light output ratio, temperature dependency of fluorescence efficiency, and the like depending on the material, select the material appropriately according to the characteristics of each application. Is possible. For example, a ceramic scintillator made of a sintered body of rare earth oxysulfide can be used as an X-ray CT apparatus. However, it is not necessary to be limited to these, and materials can be selected as appropriate.

光電変換素子５１は、例えば、pin構造のシリコンフォトダイオードから構成される。光電変換素子５１は、シンチレータ５０の区画に対応した出力光を受光して、その光を電気信号へと変換する。光電変換素子５１によって変換された電気信号は、データ収集回路１６へと送信される。尚、光電変換素子５１は、シリコンフォトダイオードに限定される必要はなく、シンチレータ５０からの出力光を電気信号へ変換する手段（例えば、ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）など）を適宜選択することが可能である。   The photoelectric conversion element 51 is composed of, for example, a silicon photodiode having a pin structure. The photoelectric conversion element 51 receives output light corresponding to the section of the scintillator 50 and converts the light into an electric signal. The electrical signal converted by the photoelectric conversion element 51 is transmitted to the data collection circuit 16. The photoelectric conversion element 51 need not be limited to a silicon photodiode, and a means for converting the output light from the scintillator 50 into an electrical signal (for example, a CCD (Charge Coupled Device)) can be selected as appropriate. It is.

反射板５２は、各シンチレータ５０の境界に設けられる白色の樹脂材であり、クロストークを防ぐ機能を有する。   The reflection plate 52 is a white resin material provided at the boundary of each scintillator 50 and has a function of preventing crosstalk.

図３は、第１の実施形態に係るＸ線検出器１２の一例を示す模式図である。Ｘ線検出器１２は、図３（ａ）にて示す高分解能領域１２ａと、通常分解能領域１２ｂから構成される。なお、図３（ａ）の点線は検出素子の境界を示しており、実線はグリッド４１を示している。例えば、Ｘ線検出器１２は、スライス方向の中心領域に高分解能領域１２ａが設けられ、高分解能領域１２ａのスライス方向の両側に通常分解能領域１２ｂが設けられるハイブリッド構造を有するＸ線検出器である。なお、高分解能領域１２ａの設け方は本実施形態にて記載する構成に限定されず、チャネル方向の中心領域に高分解能領域１２ａが設けられ、高分解能領域１２ａのチャネル方向の両側に通常分解能領域１２ｂが設けられることにしてもよい。図３（ａ）に示すように、例えば、高分解能領域１２ａのＸ線検出素子列の数は、スライス方向及びチャネル方向共に通常分解能領域１２ｂのＸ線検出素子列の数の２倍になるように配置されている。なお、高分解能領域１２ａにおけるＸ線検出素子の数は通常分解能領域１２ｂの２倍に限定される必要はない。また、スライス方向又はチャネル方向の何れか一方でＸ線検出素子のサイズが異なる場合にも本実施形態は適用可能である。   FIG. 3 is a schematic diagram illustrating an example of the X-ray detector 12 according to the first embodiment. The X-ray detector 12 includes a high resolution area 12a and a normal resolution area 12b shown in FIG. Note that the dotted line in FIG. 3A indicates the boundary between the detection elements, and the solid line indicates the grid 41. For example, the X-ray detector 12 is an X-ray detector having a hybrid structure in which a high resolution region 12a is provided in the central region in the slice direction, and normal resolution regions 12b are provided on both sides of the high resolution region 12a in the slice direction. . The method of providing the high resolution region 12a is not limited to the configuration described in the present embodiment. The high resolution region 12a is provided in the center region in the channel direction, and the normal resolution region is provided on both sides of the high resolution region 12a in the channel direction. 12b may be provided. As shown in FIG. 3A, for example, the number of X-ray detection element arrays in the high resolution region 12a is twice the number of X-ray detection element arrays in the normal resolution region 12b in both the slice direction and the channel direction. Is arranged. Note that the number of X-ray detection elements in the high resolution region 12a is not necessarily limited to twice that of the normal resolution region 12b. The present embodiment is also applicable when the size of the X-ray detection element is different in either the slice direction or the channel direction.

例えば、図３（ａ）に示すように通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ当たり、高分解能領域１２ａの検出素子４つが対応している場合は、４つ分の高分解能領域１２ａの検出素子からの検出データを合成しコンソール装置３０へと送信する。   For example, as shown in FIG. 3A, when four detection elements in the high resolution region 12a correspond to one detection element in the normal resolution region 12b, the four detection elements in the high resolution region 12a are used. The detected data are synthesized and transmitted to the console device 30.

各Ｘ線検出素子のＸ線が入射する側の上面には図３（ａ）の実線及び図３（ｂ）に示すようなグリッド４１（コリメータと呼ばれる場合もある）がチャネル方向に複数配設されている。検出素子列数と同様に、高分解能領域１２ａにおいては通常分解能領域の２倍の数のグリッド４１がチャネル方向に配設されている。また、図３（ｂ）における高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂのチャネル方向のグリッド幅はそれぞれ一定である。   A plurality of grids 41 (sometimes referred to as collimators) as shown in FIG. 3A and a solid line 41 in FIG. 3B are arranged in the channel direction on the upper surface of each X-ray detection element on the side where X-rays are incident. Has been. Similar to the number of detection element rows, in the high resolution region 12a, twice as many grids 41 as the normal resolution region are arranged in the channel direction. Further, the grid widths in the channel direction of the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b in FIG.

また、高分解能領域１２ａの検出素子は第１の検出素子の一例であり、通常分解能領域１２ｂの検出素子は第２の検出素子の一例である。なお、高分解能領域１２ａの検出素子が設けられる領域からグリッド４１に覆われる領域を除いた領域は、第１の検出領域の一例であり、通常分解能領域１２ｂの検出素子が設けられる領域からグリッド４１に覆われる領域を除いた領域は、第２の検出領域の一例である。   The detection element in the high resolution region 12a is an example of a first detection element, and the detection element in the normal resolution region 12b is an example of a second detection element. The region excluding the region covered with the grid 41 from the region where the detection element of the high resolution region 12a is provided is an example of the first detection region, and the region from the region where the detection element of the normal resolution region 12b is provided to the grid 41. The region excluding the region covered with is an example of the second detection region.

図１のブロック図の説明に戻る。   Returning to the description of the block diagram of FIG.

回転体１３は、Ｘ線発生装置１１とＸ線検出器１２とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持する筐体である。回転体１３は、スライス方向に貫通した開口領域１４を有する。また、回転体１３は回転部の一例である。   The rotating body 13 is a housing that supports the X-ray generator 11 and the X-ray detector 12 so as to face each other with the subject P interposed therebetween. The rotating body 13 has an opening region 14 penetrating in the slice direction. The rotating body 13 is an example of a rotating unit.

高電圧発生装置１５は、Ｘ線発生装置１１に対して高電圧を印加する電圧発生回路である（以下、「電圧」とはＸ線管球におけるアノード−カソード間の電圧を意味する）。Ｘ線発生装置１１は、高電圧発生装置１５からの高電圧によりＸ線を発生させる。また、高電圧発生装置１５は、高電圧発生部の一例である。   The high voltage generation device 15 is a voltage generation circuit that applies a high voltage to the X-ray generation device 11 (hereinafter, “voltage” means a voltage between the anode and the cathode in the X-ray tube). The X-ray generator 11 generates X-rays with the high voltage from the high voltage generator 15. The high voltage generator 15 is an example of a high voltage generator.

データ収集回路１６（ＤＡＳ：Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）は、Ｘ線検出器１２の各Ｘ線検出素子から得られた電気信号をまとめ、検出データを収集する電気回路である。具体的には、データ収集回路１６は、Ｘ線管からのＸ線照射方向それぞれに対応する検出データを収集する。Ｘ線照射方向は、ビュー（ｖｉｅｗ）とも呼ばれる。そして、データ収集回路１６は、収集したビューごとの検出データに対して、増幅処理やＡ／Ｄ変換処理等を行い、コンソール装置３０の処理回路３４に出力する。例えば、データ収集回路１６は、Ｘ線検出素子ごとのＸ線検出量を示す検出データをＸ線照射方向ごとにマッピングしたデータ（サイノグラムデータ）を出力する。本実施形態ではＸ線検出器１２は高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂの２つの領域から構成されるため、データ収集回路１６は高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂに対応したサイノグラムデータを出力する。なお、高分解能領域１２ａに対応した検出データ及びサイノグラムデータは、第１の検出データの一例であり、通常分解能領域１２ｂに対応した検出データ及びサイノグラムデータは、第２の検出データの一例である。   A data acquisition circuit 16 (DAS: Data Acquisition System) is an electric circuit that collects electric signals obtained from the X-ray detection elements of the X-ray detector 12 and collects detection data. Specifically, the data collection circuit 16 collects detection data corresponding to each X-ray irradiation direction from the X-ray tube. The X-ray irradiation direction is also referred to as a view. The data collection circuit 16 performs amplification processing, A / D conversion processing, and the like on the collected detection data for each view, and outputs the detection data to the processing circuit 34 of the console device 30. For example, the data acquisition circuit 16 outputs data (sinogram data) obtained by mapping detection data indicating the X-ray detection amount for each X-ray detection element for each X-ray irradiation direction. In this embodiment, since the X-ray detector 12 is composed of two regions, a high resolution region 12a and a normal resolution region 12b, the data acquisition circuit 16 outputs sinogram data corresponding to the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b. To do. The detection data and sinogram data corresponding to the high resolution region 12a are examples of first detection data, and the detection data and sinogram data corresponding to the normal resolution region 12b are examples of second detection data.

また、本実施形態の様に、高分解能領域１２ａにて得られた検出データを合成して通常分解能領域１２ｂの検出素子の大きさにて生成される通常分解能のＣＴ画像を生成する場合には、高分解能領域１２ａにて得られた検出データを合成する必要がある。例えば、高分解能領域１２ａの検出素子４つ分のサイズに対して通常分解能領域１２ｂの検出素子１つのサイズが等しい場合には、４つ分の高分解能領域１２ａの検出素子からの検出データを合成してコンソール装置３０へと送信する。なお、高分解能領域１２ａにて得られた検出データは、第３の検出データの一例である。   Further, as in the present embodiment, when the detection data obtained in the high resolution region 12a are combined to generate a normal resolution CT image generated with the size of the detection element in the normal resolution region 12b. It is necessary to synthesize the detection data obtained in the high resolution region 12a. For example, when the size of one detection element in the normal resolution region 12b is equal to the size of four detection elements in the high resolution region 12a, the detection data from the detection elements in the four high resolution regions 12a are synthesized. To the console device 30. The detection data obtained in the high resolution region 12a is an example of third detection data.

なお、後述するノイズレベル補正機能３４ｅは、データ収集回路１６にて収集された検出データ又はサイノグラムデータに対して補正処理を行うことで高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂのノイズレベルを補正する。また、データ収集回路１６は、データ収集部の一例である。   Note that a noise level correction function 34e described later corrects the noise levels of the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b by performing correction processing on the detection data or sinogram data collected by the data collection circuit 16. The data collection circuit 16 is an example of a data collection unit.

［コンソール装置］
コンソール装置３０は、Ｘ線ＣＴ装置１００に対する操作入力に用いられる装置である。また、コンソール装置３０は、架台装置１０のデータ収集回路１６によって収集された検出データから被検体Ｐの内部形態を表すＣＴ画像データ（断層画像データやボリュームデータ）を再構成する機能等を有している。コンソール装置３０は、記憶回路３１と、表示装置３２と、入力装置３３と、処理回路３４とを含む。また、コンソール装置３０は、コンソール部の一例である。 [Console device]
The console device 30 is a device used for operation input to the X-ray CT apparatus 100. The console device 30 also has a function of reconstructing CT image data (tomographic image data and volume data) representing the internal form of the subject P from the detection data collected by the data collection circuit 16 of the gantry device 10. ing. The console device 30 includes a storage circuit 31, a display device 32, an input device 33, and a processing circuit 34. The console device 30 is an example of a console unit.

記憶回路３１は、ＲＡＭやＲＯＭ等の半導体記憶装置によって構成される。記憶回路３１は、検出データや、この検出データに後述する前処理を施した投影データ、或いは再構成処理後のＣＴ画像データ等を記憶する。また、記憶回路３１は、記憶部の一例である。   The storage circuit 31 is configured by a semiconductor storage device such as a RAM or a ROM. The storage circuit 31 stores detection data, projection data obtained by performing pre-processing described later on the detection data, or CT image data after reconstruction processing. The storage circuit 31 is an example of a storage unit.

表示装置３２は、ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）やＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）ディスプレイ等の任意の表示デバイスによって構成される。例えば、表示装置３２には、再構成処理後のＣＴ画像が表示される。本実施形態では、表示装置３２にノイズレベルが均一化された通常分解能のＣＴ画像が表示される、また、表示装置３２は、表示部の一例である。   The display device 32 includes an arbitrary display device such as an LCD (Liquid Crystal Display) or a CRT (Cathode Ray Tube) display. For example, the display device 32 displays the CT image after the reconstruction process. In the present embodiment, a normal resolution CT image with a uniform noise level is displayed on the display device 32, and the display device 32 is an example of a display unit.

入力装置３３は、コンソール装置３０に対する各種操作を行う入力デバイスとして用いられる。入力装置３３は、例えばキーボード、マウス、トラックボール、ジョイスティック等により構成される。また、入力装置３３として、ＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を用いることも可能である。入力装置３３は、例えば再構成パラメータの設定や、再構成処理の指示に用いられる。具体的には、入力装置３３は、高分解能領域１２ａの検出素子を用いて通常分解能のＣＴ画像の生成を行なう旨の入力をオペレータから受け付ける。また、入力装置３３は、入力部の一例である。   The input device 33 is used as an input device that performs various operations on the console device 30. The input device 33 is composed of, for example, a keyboard, a mouse, a trackball, a joystick, and the like. Further, a GUI (Graphical User Interface) can also be used as the input device 33. The input device 33 is used, for example, for setting a reconstruction parameter and instructing a reconstruction process. Specifically, the input device 33 receives an input from the operator to generate a normal resolution CT image using the detection element of the high resolution region 12a. The input device 33 is an example of an input unit.

処理回路３４は、データ収集回路１６から送信された検出データに対して各種処理を実行する。処理回路３４は、システム制御機能３４ａと、前処理機能３４ｂと、再構成処理機能３４ｃと、スキャン制御機能３４ｄと、ノイズレベル補正機能３４ｅとを含んで構成される。また、処理回路３４は処理部の一例である。   The processing circuit 34 performs various processes on the detection data transmitted from the data collection circuit 16. The processing circuit 34 includes a system control function 34a, a preprocessing function 34b, a reconstruction processing function 34c, a scan control function 34d, and a noise level correction function 34e. The processing circuit 34 is an example of a processing unit.

システム制御機能３４ａは、架台装置１０、コンソール装置３０、及び図示しない寝台装置の動作を制御することによって、Ｘ線ＣＴ装置１００の全体制御を行う。また、システム制御機能３４ａは、システム制御部の一例である。   The system control function 34a performs overall control of the X-ray CT apparatus 100 by controlling the operations of the gantry device 10, the console device 30, and a couch device (not shown). The system control function 34a is an example of a system control unit.

前処理機能３４ｂは、Ｘ線検出器１２の高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂで検出された検出データ又は検出データから生成されるサイノグラムデータに対して対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の前処理を行い、投影データを作成する。また、前処理機能３４ｂは、前処理部の一例である。本実施形態に係る前処理機能３４ｂは、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂにて取得され、後述するノイズレベル補正機能３４ｅによって補正処理が施された検出データ又はサイノグラムデータに対して前処理を実行する。これにより、前処理機能３４ｂは、ノイズレベルが補正された投影データを生成する。   The pre-processing function 34b includes logarithmic conversion processing, offset correction, sensitivity correction, beam detection for detection data detected in the high resolution region 12a and normal resolution region 12b of the X-ray detector 12 or sinogram data generated from the detection data. Pre-processing such as hardening correction is performed to create projection data. The preprocessing function 34b is an example of a preprocessing unit. The preprocessing function 34b according to the present embodiment performs preprocessing on detection data or sinogram data acquired in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b and subjected to correction processing by a noise level correction function 34e described later. Run. Thereby, the pre-processing function 34b generates projection data in which the noise level is corrected.

再構成処理機能３４ｃは、前処理機能３４ｂで作成された投影データを用いて、ＣＴ画像データ（断層画像データやボリュームデータ）を作成する。断層画像データは被検体Ｐの特定の断層面の画像データのことであり、ボリュームデータは断層画像データの集合体によって構築される被検体Ｐの三次元画像データである。断層画像データの再構成には、例えば、２次元フーリエ変換法、コンボリューション・バックプロジェクション法、逐次近似再構成法等、任意の方法を採用することができる。ボリュームデータは、再構成された複数の断層画像データを補間処理することにより作成される。ボリュームデータの再構成には、例えば、コーンビーム再構成法、マルチスライス再構成法、拡大再構成法等、任意の方法を採用することができる。   The reconstruction processing function 34c creates CT image data (tomographic image data and volume data) using the projection data created by the preprocessing function 34b. The tomographic image data is image data of a specific tomographic plane of the subject P, and the volume data is three-dimensional image data of the subject P constructed by an aggregate of tomographic image data. For reconstruction of tomographic image data, any method such as a two-dimensional Fourier transform method, a convolution / back projection method, a successive approximation reconstruction method, or the like can be employed. Volume data is created by interpolating a plurality of reconstructed tomographic image data. For the reconstruction of volume data, for example, any method such as a cone beam reconstruction method, a multi-slice reconstruction method, an enlargement reconstruction method, or the like can be adopted.

また、後述するノイズレベル補正機能３４ｅによって高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂとで取得された検出データ又はサイノグラムデータはノイズレベルを補正するための補正処理が施されているため、本実施形態における再構成処理機能３４ｃは、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂにおいて取得されるＣＴ画像に対して、ノイズレベルを補正した画像を再構成することが可能となる。   Further, the detection data or sinogram data acquired in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b by the noise level correction function 34e described later is subjected to correction processing for correcting the noise level. The reconstruction processing function 34c can reconstruct an image in which the noise level is corrected with respect to CT images acquired in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b.

また、本実施形態における再構成処理機能３４ｃは、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂのそれぞれから得られた検出データに対して前処理を施した検出データ又はサイノグラムデータに対して再構成処理を実行する。なお、再構成処理機能３４ｃは、高分解能領域１２ａの４つ分の検出素子から合成された検出データに対して再構成処理を実行することで、通常分解能領域１２ｂと同じ分解能のＣＴ画像を再構成する。また、再構成処理機能３４ｃは、再構成処理部の一例である。   In addition, the reconstruction processing function 34c in the present embodiment performs reconstruction processing on detection data or sinogram data obtained by performing preprocessing on detection data obtained from each of the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b. Run. The reconstruction processing function 34c reconstructs a CT image having the same resolution as that of the normal resolution region 12b by executing reconstruction processing on the detection data synthesized from the four detection elements in the high resolution region 12a. Configure. The reconstruction processing function 34c is an example of a reconstruction processing unit.

スキャン制御機能３４ｄは、Ｘ線スキャンに関する各種動作を制御する。例えば、スキャン制御機能３４ｄは、Ｘ線発生装置１１に対して高電圧を印加し、Ｘ線を発生させるように高電圧発生装置１５を制御する。また、スキャン制御機能３４ｄは、スキャン時に回転体１３を回転させるよう制御する。また、スキャン制御機能３４ｄは、スキャン制御部の一例である。   The scan control function 34d controls various operations related to X-ray scanning. For example, the scan control function 34d applies a high voltage to the X-ray generator 11 and controls the high voltage generator 15 to generate X-rays. In addition, the scan control function 34d controls to rotate the rotating body 13 during scanning. The scan control function 34d is an example of a scan control unit.

ノイズレベル補正機能３４ｅは、データ収集回路１６にて検出された検出データに対して補正処理を行い、Ｘ線検出器１２の高分解能領域と通常分解能領域における画像のノイズレベルを補正する機能を有する。ここでのノイズとは後述する量子ノイズのことを指す。なお、ノイズレベル補正機能３４ｅは行う補正処理は、データ収集回路１６にて検出された検出データに限定されず、検出データから生成されるサイノグラムデータに対して行うことにしても構わない。   The noise level correction function 34e has a function of correcting the detection data detected by the data acquisition circuit 16 and correcting the noise level of the image in the high resolution region and the normal resolution region of the X-ray detector 12. . The noise here refers to quantum noise described later. The correction process performed by the noise level correction function 34e is not limited to the detection data detected by the data collection circuit 16, and may be performed on sinogram data generated from the detection data.

図４を用いて、ノイズレベル補正機能３４ｅが行う処理について説明する。図４の例では、高分解能領域１２ａは通常分解能領域１２ｂと比較して２倍の検出素子列をスライス方向及びチャネル方向に有するものとして説明する。図４（ａ）は、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４１及び検出素子を示した図である。高分解能領域１２ａでは、図４（ａ）に示すように通常分解能領域１２ｂと比較して検出素子に対するグリッドの占める面積が大きくなる。高分解能領域１２ａにおける２つ分の検出素子の長さは、通常分解能領域１２ｂにおける１つ分の検出素子の長さと一致していない。これは、高分解能領域１２ａにおいては、１つの検出素子の長さＷ１を幅Ｗ２のグリッドにて分割しているためである。このため、高分解能領域１２ａ２つ分に入射するＸ線のカウント数は通常分解能領域１２ｂ１つ分に入射するＸ線のカウント数と比較して減少する。 Processing performed by the noise level correction function 34e will be described with reference to FIG. In the example of FIG. 4, the high resolution region 12a will be described as having twice as many detection element arrays in the slice direction and the channel direction as compared with the normal resolution region 12b. FIG. 4A is a diagram showing the grid 41 and detection elements in the high resolution region 12a. In the high resolution region 12a, as shown in FIG. 4A, the area occupied by the grid with respect to the detection element is larger than that in the normal resolution region 12b. The length of two detection elements in the high resolution region 12a does not match the length of one detection element in the normal resolution region 12b. This is because in the high resolution region 12a, because you are split by one detector element length W 1 width W 2 grid. For this reason, the count number of X-rays incident on two high-resolution areas 12a is reduced as compared with the count number of X-rays incident on one normal-resolution area 12b.

また、高分解能領域１２ａに入射するＸ線のカウントから通常分解能のＣＴ画像を生成するには、高分解能領域１２ａの複数の検出素子にて検出された検出データを合成して、通常分解能領域１２ｂとＸ線の検出面積を揃える必要がある。   In addition, in order to generate a normal resolution CT image from the count of X-rays incident on the high resolution region 12a, the detection data detected by a plurality of detection elements in the high resolution region 12a are combined to generate a normal resolution region 12b. And the X-ray detection area must be aligned.

また、ＣＴ画像のノイズを定義する量子ノイズはＸ線検出量の統計的変動として定義され、Ｘ線のカウント数の平方根で定義されるものであるため、入射するＸ線のカウント数が低下すると、Ｘ線のカウント数に占めるノイズ成分が多くなる。   Further, the quantum noise that defines the noise of the CT image is defined as a statistical variation of the X-ray detection amount, and is defined by the square root of the X-ray count number. The noise component in the X-ray count number increases.

そこで、ノイズレベル補正機能３４ｅは、以下に示す処理を行うことで高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂから生成される検出データの量子ノイズを補正する。   Therefore, the noise level correction function 34e corrects the quantum noise of the detection data generated from the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b by performing the following processing.

高分解能領域１２ａから取得されるＸ線のカウント数は、通常分解能領域１２ｂで取得されるＸ線のカウント数よりもグリッドの幅Ｗ２で遮られてしまう分だけ減少する。そのため、複数の高分解能領域１２ａの検出データを合成して生成された検出データは通常分解能領域１２ｂで取得された検出データと一致しない。そこで、通常分解能領域１２ｂにおけるＸ線のカウント数に補正係数を掛けて、高分解能領域１２ａと同じサイズの検出器で取得されるカウント数相当のカウント数に補正する処理を行うことでノイズレベルを補正することができる。 Count number of X-rays obtained from the high resolution region 12a is reduced by the amount than the count number of X-rays acquired by the normal resolution region 12b become blocked by the width W 2 of the grid. Therefore, the detection data generated by combining the detection data of the plurality of high resolution areas 12a does not match the detection data acquired in the normal resolution area 12b. Therefore, the noise level is adjusted by performing a process of multiplying the X-ray count number in the normal resolution region 12b by a correction coefficient to correct the count number corresponding to the count number acquired by the detector having the same size as the high resolution region 12a. It can be corrected.

高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂに同線量のＸ線が入射する系を想定する。このとき、通常分解能領域１２ｂの１検出素子に入射するＸ線量をＩ０とし、Ｉ０に対するノイズをＩｎｏｉｓｅとする。このとき、通常分解能領域１２ｂにて検出されるカウントＩｎｏｒｍａｌは以下の式で示される。 Assume a system in which X-rays having the same dose enter the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b. At this time, the amount of X-rays incident on the first detection element of a normal resolution region 12b and I 0, a noise to I 0 to I noise. At this time, the count I normal detected in the normal resolution region 12b is expressed by the following equation.

Ｉｎｏｒｍａｌ＝Ｉ０＋Ｉｎｏｉｓｅ ……（１） I normal = I 0 + I noise ...... (1)

一方、高分解能領域１２ａの２検出素子で検出されるカウント２Ｉｈｉｇｈは、通常分解能領域１２ｂの検出素子の幅をＷ１、１グリッド４１の幅をＷ２とすると以下の式で示される。 On the other hand, the count 2I high detected by the two detection elements in the high resolution region 12a is expressed by the following expression, where the width of the detection element in the normal resolution region 12b is W 1 and the width of the grid 41 is W 2 .

２Ｉｈｉｇｈ＝（Ｉ０＋Ｉｎｏｉｓｅ）×｛（Ｗ１−Ｗ２）／Ｗ１｝ ……（２） 2I high = (I 0 + I noise ) × {(W 1 −W 2 ) / W 1 } (2)

式（２）にて示されるように、高分解能領域１２ａでは検出素子に入射するＸ線はグリッド４１によって一部遮蔽されるため、通常分解能領域１２ｂのノイズレベルを高分解能領域１２ａ相当のものに揃えるためには通常分解能領域１２ｂで取得されるカウント数に（Ｗ１−Ｗ２）／Ｗ１で示される補正係数を掛け合わせればよい。そのため、第１の実施形態に係るノイズレベル補正機能３４ｅは、Ｘ線検出器１２の通常分解能領域１２ｂにて取得された検出データに対して補正係数を掛け合わせ、高分解能領域１２ａでのノイズレベルに通常分解能領域１２ｂにおけるノイズレベルを合わせる。また、ノイズレベル補正機能３４ｅは、ノイズレベル補正部の一例である。 As shown in Expression (2), in the high resolution region 12a, X-rays incident on the detection elements are partially shielded by the grid 41, so that the noise level of the normal resolution region 12b is set to be equivalent to that of the high resolution region 12a. In order to align them, the number of counts acquired in the normal resolution area 12b may be multiplied by a correction coefficient indicated by (W 1 −W 2 ) / W 1 . For this reason, the noise level correction function 34e according to the first embodiment multiplies detection data acquired in the normal resolution region 12b of the X-ray detector 12 by a correction coefficient to obtain a noise level in the high resolution region 12a. The noise level in the normal resolution region 12b is adjusted to the same. The noise level correction function 34e is an example of a noise level correction unit.

また、処理回路３４の構成要素である、システム制御機能３４ａ、前処理機能３４ｂ、再構成処理機能３４ｃ、スキャン制御機能３４ｄ、及びノイズレベル補正機能３４ｅにて行われる各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路３１に記録されている。処理回路３４はプログラムを記憶回路から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路３４は、図１の処理回路３４内に示された各機能を有することとなる。なお、図１においては単一の処理回路３４にてシステム制御機能３４ａ、前処理機能３４ｂ、再構成処理機能３４ｃ、スキャン制御機能３４ｄ、及びノイズレベル補正機能３４ｅにて行われる処理機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路３４を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。   Each processing function performed by the system control function 34a, the preprocessing function 34b, the reconstruction processing function 34c, the scan control function 34d, and the noise level correction function 34e, which are components of the processing circuit 34, is executed by a computer. It is recorded in the memory circuit 31 in the form of a possible program. The processing circuit 34 is a processor that realizes a function corresponding to each program by reading the program from the storage circuit and executing the program. In other words, the processing circuit 34 in a state where each program is read has each function shown in the processing circuit 34 of FIG. In FIG. 1, the processing functions performed by the system control function 34a, the preprocessing function 34b, the reconstruction processing function 34c, the scan control function 34d, and the noise level correction function 34e are realized by a single processing circuit 34. As described above, the processing circuit 34 may be configured by combining a plurality of independent processors, and the functions may be realized by each processor executing a program.

［動作］
次に、図５のフローチャートを参照して、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１００の動作について説明する。 [Operation]
Next, the operation of the X-ray CT apparatus 100 according to the first embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG.

まず、実施形態のＸ線ＣＴ装置１００は、Ｘ線検出器１２の高分解能領域１２ａの所定の数の検出データを合成して、通常分解能のＣＴ画像を取得する旨の情報を、入力装置３３を介して受け付ける。所定の数とは、例えば４つである（ステップＳ０１）。検出データの合成を実行しない場合には、ステップＳ０７に進み、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂで収集された検出データはそれぞれ再構成される。ステップＳ０７にて行う処理は、従来技術と同じであるため説明は省略する。   First, the X-ray CT apparatus 100 according to the embodiment synthesizes a predetermined number of pieces of detection data in the high-resolution region 12a of the X-ray detector 12 to obtain information indicating that a normal-resolution CT image is acquired as input device 33. Accept through. For example, the predetermined number is four (step S01). If the detection data synthesis is not executed, the process proceeds to step S07, and the detection data collected in the high resolution area 12a and the normal resolution area 12b are reconstructed. Since the process performed in step S07 is the same as that of the prior art, description thereof is omitted.

次に、スキャン制御機能３４ｄはＸ線発生装置１１を介して被検体Ｐに対してＸ線を照射する（ステップＳ０２）。被検体Ｐを通過したＸ線はＸ線検出器１２を介して検出される。Ｘ線検出器１２では、Ｘ線強度に対応する電気信号である検出データが生成される。高分解能領域１２ａにて生成された検出データは、通常分解能のデータを生成するためにデータ収集回路１６によって合成される（ステップＳ０３）。   Next, the scan control function 34d irradiates the subject P with X-rays via the X-ray generator 11 (step S02). X-rays that have passed through the subject P are detected via the X-ray detector 12. The X-ray detector 12 generates detection data that is an electrical signal corresponding to the X-ray intensity. The detection data generated in the high resolution region 12a is synthesized by the data acquisition circuit 16 in order to generate normal resolution data (step S03).

高分解能領域１２ａにて検出され、合成された検出データ及び通常分解能領域１２ｂにて検出された検出データは、データ収集回路１６を介してコンソール装置３０へと送信される。コンソール装置３０のノイズレベル補正機能３４ｅは、検出データに対して補正係数を掛け合わせることで通常分解能領域１２ｂのノイズレベルを高分解能領域１２ａに合うように補正する（ステップＳ０４）。   Detection data detected and synthesized in the high resolution area 12 a and detection data detected in the normal resolution area 12 b are transmitted to the console device 30 via the data collection circuit 16. The noise level correction function 34e of the console device 30 corrects the noise level of the normal resolution region 12b to match the high resolution region 12a by multiplying the detection data by a correction coefficient (step S04).

ノイズレベル補正機能３４ｅにおいてノイズレベルが補正された検出データに対して、前処理機能３４ｂは前処理を行うことで投影データを生成する（ステップＳ０５）。生成された投影データは再構成処理機能３４ｃによって再構成処理が施され（ステップＳ０６）、ノイズレベルが均一化された通常分解能のＣＴ画像データが生成され、通常分解能でノイズレベルが均一化されたＣＴ画像が表示装置３２に表示される（ステップＳ０６）。   The preprocessing function 34b performs preprocessing on the detection data whose noise level has been corrected by the noise level correction function 34e, thereby generating projection data (step S05). The generated projection data is subjected to reconstruction processing by the reconstruction processing function 34c (step S06), and normal resolution CT image data with a uniform noise level is generated, and the noise level is uniformized with the normal resolution. The CT image is displayed on the display device 32 (step S06).

以上説明した一連の処理を行うことにより、通常分解能領域１２ｂにて取得された検出データに対して補正係数を掛け合わせ、Ｘ線検出器１２の高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおけるノイズレベルを補正することが可能となる。   By performing the series of processes described above, the detection data acquired in the normal resolution region 12b is multiplied by the correction coefficient, and the noise levels in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b of the X-ray detector 12 are set. It becomes possible to correct.

以上説明した第１の実施形態では、高分解能領域１２ａの複数の検出素子にて取得された検出データが合成されて、通常分解能領域１２ｂと同等の分解能を有するＣＴ画像が生成されるものとして説明したが、高分解能領域１２ａの複数の検出素子にて取得された検出データから生成されるサイノグラムデータを合成されることにしても構わない。例えば４つの検出素子の合成を行うために、サイノグラムデータを合成する場合には、Ｘ線検出器１２の検出素子列２列分のサイノグラムデータにおいて、各サイノグラムデータの２検出素子分だけを平均化することで、２検出素子分の合成を行った後に、列方向の検出素子のサイノグラムデータの合成を行い、４つの検出素子のサイノグラムデータを合成すればよい。   In the first embodiment described above, it is assumed that the detection data acquired by the plurality of detection elements in the high resolution region 12a is combined to generate a CT image having a resolution equivalent to that of the normal resolution region 12b. However, sinogram data generated from detection data acquired by a plurality of detection elements in the high resolution region 12a may be synthesized. For example, when synthesizing sinogram data in order to synthesize four detection elements, only two detection elements of each sinogram data are averaged in the sinogram data for two detection element rows of the X-ray detector 12. Thus, after synthesizing two detection elements, sinogram data of the detection elements in the column direction is synthesized, and sinogram data of the four detection elements may be synthesized.

以上説明した第１の実施形態により、高分解能領域１２ａからの検出データを合成して通常分解能のＣＴ画像を生成する際に、通常分解能領域１２ｂにて検出された検出データを高分解能領域１２ａに合うように補正を行うことで、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて取得されるＣＴ画像データのノイズレベルを補正することが可能となる。これにより、オペレータは高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂを兼ね備えたＸ線検出器１２を用いて撮影されたＣＴ画像を読影する際に、ノイズレベルが変わらないＣＴ画像を読影することが可能になる。   According to the first embodiment described above, when detecting the normal resolution CT image by synthesizing the detection data from the high resolution area 12a, the detection data detected in the normal resolution area 12b is stored in the high resolution area 12a. By performing the correction so as to match, it is possible to correct the noise level of the CT image data acquired in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b. Thus, the operator can interpret a CT image whose noise level does not change when interpreting a CT image photographed using the X-ray detector 12 having both the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b. Become.

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、処理回路３４のノイズレベル補正機能３４ｅが通常分解能領域１２ｂで検出された検出データに対して補正係数を掛け合わせてノイズレベルを補正するものとして説明した。第２の実施形態では、ノイズレベルのばらつきを低減するための手法として、グリッド４１の幅を高分解能領域１２ａと通常分解能領域とで変化させ、高分解能領域１２ａの複数の検出素子と通常分解能領域１２ｂの１つの検出素子の面積を合わせる場合について説明する。第２の実施形態では、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて検出素子の検出面積を揃えることで、例えば、高分解能領域１２ａの検出素子４つ分にてカウントされるＸ線のカウント数と、通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分にてカウントされるＸ線のカウント数を揃え、ノイズレベルを補正する場合について説明する。 (Second Embodiment)
In the first embodiment, the noise level correction function 34e of the processing circuit 34 has been described as correcting the noise level by multiplying the detection data detected in the normal resolution region 12b by the correction coefficient. In the second embodiment, as a technique for reducing noise level variation, the width of the grid 41 is changed between the high resolution region 12a and the normal resolution region, and a plurality of detection elements and the normal resolution region in the high resolution region 12a are changed. A case where the areas of one detection element 12b are matched will be described. In the second embodiment, by aligning the detection areas of the detection elements in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b, for example, the number of X-rays counted by four detection elements in the high resolution region 12a A case will be described in which the number of X-rays counted by one detection element in the normal resolution region 12b is made uniform and the noise level is corrected.

図６は、第２の実施形態に係るＸ線検出器１２の高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂの構成の一例を示す模式図である。図６に示すように、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４２の幅Ｗ３は通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４３の幅の半分となるように設けられる。これにより、高分解能領域１２ａにおける検出素子２つ分領域が通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分の領域と一致する。これにより、例えば、高分解能領域１２ａの検出素子４つ分の検出データを１つに合成することで、通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分の検出データを得る場合に、通常分解能で且つノイズレベルが補正されたＣＴ画像を得ることができる。これにより、高分解能領域１２ａにおける検出素子２つ分で取得されるカウント数は、通常分解能領域１２ｂにおける検出素子１つ分で取得されるカウント数と一致する。これにより、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて検出されたカウントを用いて生成されたＣＴ画像のノイズレベルは補正される。なお、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４２は第１のグリッドの一例であり、通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４３は第２のグリッドの一例である。また、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４２の幅は、第１の特徴量の一例であり、通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４３の幅は、第２の特徴量の一例である。   FIG. 6 is a schematic diagram showing an example of the configuration of the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b of the X-ray detector 12 according to the second embodiment. As shown in FIG. 6, the width W3 of the grid 42 in the high resolution region 12a is provided to be half the width of the grid 43 in the normal resolution region 12b. Thereby, the area for two detection elements in the high resolution area 12a coincides with the area for one detection element in the normal resolution area 12b. Thus, for example, when detection data for one detection element in the normal resolution region 12b is obtained by combining the detection data for the four detection elements in the high resolution region 12a into one, noise with normal resolution is obtained. A CT image with a corrected level can be obtained. Thereby, the count number acquired by two detection elements in the high resolution region 12a matches the count number acquired by one detection element in the normal resolution region 12b. Thereby, the noise level of the CT image generated using the counts detected in the high resolution area 12a and the normal resolution area 12b is corrected. The grid 42 in the high resolution region 12a is an example of a first grid, and the grid 43 in the normal resolution region 12b is an example of a second grid. The width of the grid 42 in the high resolution region 12a is an example of a first feature amount, and the width of the grid 43 in the normal resolution region 12b is an example of a second feature amount.

なお、以上説明した第２の実施形態ではグリッドの幅を変えることで高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて検出されるカウント数を揃えるものとして説明したが、グリッドの幅は高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂで変えることなく、検出素子の面積を合わせることでカウント数を揃えることにしても構わない。例えば、高分解能領域１２ａの検出素子２つ分の領域に合うように通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分の領域を小さくすることにしても構わない。   In the second embodiment described above, it has been described that the count numbers detected in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b are made uniform by changing the width of the grid. However, the width of the grid is the same as that of the high resolution region 12a. The number of counts may be made uniform by matching the areas of the detection elements without changing in the normal resolution region 12b. For example, the region for one detection element in the normal resolution region 12b may be made small so as to match the region for two detection elements in the high resolution region 12a.

以上説明した第２の実施形態により、グリッドの幅を高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂとで変化させ、検出素子の検出領域の大きさを揃えることにより、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂにて検出されたカウントを用いて生成されるＣＴ画像のノイズレベルを補正することが可能である。   According to the second embodiment described above, the grid width is changed between the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b, and the sizes of the detection regions of the detection elements are made uniform, so that the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b are aligned. It is possible to correct the noise level of the CT image generated using the count detected in step (1).

（第３の実施形態）
第３の実施形態では、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂとでグリッドの高さを変えることで検出素子に入射するＸ線のカウント数を調整する場合について説明する。第３の実施形態では、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂとでグリッドの高さを変えることにより、高分解能領域１２ａの検出素子４つ分と通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分でカウントされるＸ線のカウント数を揃え、ノイズレベルを補正する。 (Third embodiment)
In the third embodiment, a case will be described in which the number of X-rays incident on the detection element is adjusted by changing the grid height between the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b. In the third embodiment, the grid height is changed between the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b, thereby counting by four detection elements in the high resolution region 12a and one detection element in the normal resolution region 12b. The number of X-rays to be counted is aligned and the noise level is corrected.

図７は、第３の実施形態に係るＸ線検出器１２の高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおけるグリッドの配設の一例を示す図である。図７に示すように、高分解能領域１２ａのグリッド４４よりも、通常分解能領域１２ｂのグリッド４５を高くすることにより、入射Ｘ線のカウント数を少なくすることが可能となる。   FIG. 7 is a diagram showing an example of grid arrangement in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b of the X-ray detector 12 according to the third embodiment. As shown in FIG. 7, the number of incident X-rays can be reduced by making the grid 45 of the normal resolution region 12b higher than the grid 44 of the high resolution region 12a.

また、図７（ａ）、（ｂ）では高分解能領域１２ａ、及び通常分解能領域１２ｂに対応する検出素子、グリッド、及びＸ線管の陽極の焦点位置の配置関係の概略を示している。図７（ａ）のＸ線管の陽極の焦点位置から照射されるＸ線は、Ｘ線管の焦点位置と高分解能領域１２ａの検出素子を結ぶ直線と検出素子に対する垂線が成す角度が大きくなるに従い、グリッド４４に遮蔽されるＸ線の割合が大きくなる。これにより、検出素子面に対するＸ線の入射量が低下する。   FIGS. 7A and 7B schematically show the arrangement relationship of the focus positions of the detection elements, the grid, and the anode of the X-ray tube corresponding to the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b. In the X-ray irradiated from the focal position of the anode of the X-ray tube in FIG. 7A, an angle formed by a straight line connecting the focal position of the X-ray tube and the detection element of the high resolution region 12a and a perpendicular to the detection element becomes large. Accordingly, the ratio of X-rays shielded by the grid 44 increases. As a result, the amount of X-ray incident on the detection element surface decreases.

同様に、図７（ｂ）に示すように通常分解能領域１２ｂにおいて、Ｘ線管の焦点位置と高分解能領域１２ａの検出素子を結ぶ直線と検出素子に対する垂線が成す角度が大きくなるに従い、グリッド４５によって遮蔽されるＸ線の割合が大きくなる。これにより、図７（ｂ）に示す領域４７ではＸ線の入射量が低下する。このとき、図７（ｂ）に示すように通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４５の高さを、高分解能領域１２ａよりも高くすることにより、通常分解能領域１２ｂにおける領域４７が高分解能領域１２ａにおける領域４６よりも大きくなる。これにより、通常分解能領域１２ｂに入射するＸ線のカウント数が低下し、高分解能領域１２ａの複数の検出素子において得られるＸ線のカウント数が通常分解能領域１２ｂの１つの検出素子にて得られるＸ線のカウント数に近付くことで、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂのノイズレベルが補正される。なお、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４４は第１のグリッドの一例であり、通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４５は第２のグリッドの一例である。また、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４４の高さは、第１の特徴量の一例であり、通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４５の高さは、第２の特徴量の一例である。   Similarly, as shown in FIG. 7B, in the normal resolution region 12b, the grid 45 increases as the angle between the straight line connecting the focal position of the X-ray tube and the detection element of the high resolution region 12a and the perpendicular to the detection element increases. The ratio of X-rays shielded by increases. As a result, the amount of incident X-rays decreases in the region 47 shown in FIG. At this time, as shown in FIG. 7B, the height of the grid 45 in the normal resolution region 12b is made higher than that in the high resolution region 12a, so that the region 47 in the normal resolution region 12b becomes the region 46 in the high resolution region 12a. Bigger than. As a result, the number of X-rays incident on the normal resolution region 12b decreases, and the number of X-ray counts obtained by the plurality of detection elements in the high resolution region 12a can be obtained by one detection element in the normal resolution region 12b. By approaching the X-ray count, the noise levels in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b are corrected. The grid 44 in the high resolution region 12a is an example of a first grid, and the grid 45 in the normal resolution region 12b is an example of a second grid. In addition, the height of the grid 44 in the high resolution region 12a is an example of a first feature amount, and the height of the grid 45 in the normal resolution region 12b is an example of a second feature amount.

図７（ｃ）及び（ｄ）を用いてより厳密に説明する。図７（ｃ）及び（ｄ）は、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂにおける各検出素子面の距離（横軸）とＸ線強度（カウント数）（縦軸）の関係を示すグラフである。なお、図７（ａ）に示す高分解能領域１２ａの検出素子４つ分の検出面積と、通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分の検出面積は一致していない。そこで、上述したように通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４５の高さを高くし、Ｘ線を遮蔽することで、図７（ｃ）及び（ｄ）に示すようにグリッド付近でのＸ線のカウント数を低下させ、実質的に高分解能領域１２ａの検出素子４つでカウントされるＸ線のカウント数と、通常分解能領域１２ｂの検出素子１つでカウントされるＸ線のカウント数を揃えることで通常分解能領域１２ｂのノイズレベルを高分解能領域１２ａのノイズレベルに合うように補正することが可能となる。   This will be described more strictly with reference to FIGS. 7C and 7D. FIGS. 7C and 7D are graphs showing the relationship between the distance (horizontal axis) of each detection element surface and the X-ray intensity (count number) (vertical axis) in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b. . Note that the detection area for four detection elements in the high resolution region 12a shown in FIG. 7A does not match the detection area for one detection element in the normal resolution region 12b. Therefore, as described above, by increasing the height of the grid 45 in the normal resolution region 12b and shielding X-rays, the number of X-ray counts in the vicinity of the grid as shown in FIGS. 7C and 7D. The X-ray count counted by four detection elements in the high-resolution area 12a is substantially equal to the X-ray count counted by one detection element in the normal resolution area 12b. It is possible to correct the noise level of the resolution area 12b so as to match the noise level of the high resolution area 12a.

以上説明した第３の実施形態により、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて検出されるカウント数を合わせることが可能となり、それぞれの領域において検出された検出データから生成されるＣＴ画像のノイズレベルを補正することが可能となる。   According to the third embodiment described above, it is possible to match the count numbers detected in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b, and the noise level of the CT image generated from the detection data detected in each region. Can be corrected.

（その他の実施形態）
以上説明した実施形態では、通常分解能領域で検出した検出データに対して補正係数を掛け合わせる場合、又はグリッドの幅や高さを変更することによって、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて取得されるＣＴ画像のノイズレベルを補正する場合について説明した。しかし、通常分解能領域１２ｂで検出したカウント数を補正する又は通常分解能領域１２ｂにおいて検出されるＸ線のカウント数を調整するものであれば、実施形態は上述の構成に限定される必要はない。例えば、通常分解能領域１２ｂの検出素子の検出効率を高分解能領域１２ａに設けられている検出素子よりも低くすることで検出されるカウント数を合わせることにしても構わない。具体的には、シンチレータ５０の厚さを通常分解能領域１２ｂでは高分解能領域１２ａよりも薄くすることや、シンチレータ５０の材料を変更することでＸ線の検出効率を変更することが該当する。また、通常分解能領域１２ｂにおいて検出されるＸ線のカウント数を減衰させるためのウェッジを用いることや、通常分解能領域１２ｂにのみＸ線を減衰させるような減衰フィルタを設けることにしても構わない。その他、通常分解能領域１２ｂにおけるＸ線を減弱させる構成であれば適用することが可能である。 (Other embodiments)
In the embodiment described above, the detection data detected in the normal resolution region is acquired in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b when the correction coefficient is multiplied or the width and height of the grid are changed. The case where the noise level of a CT image is corrected has been described. However, the embodiment need not be limited to the above-described configuration as long as the count number detected in the normal resolution region 12b is corrected or the X-ray count number detected in the normal resolution region 12b is adjusted. For example, the count number detected by making the detection efficiency of the detection element in the normal resolution region 12b lower than the detection element provided in the high resolution region 12a may be combined. Specifically, this corresponds to making the thickness of the scintillator 50 thinner in the normal resolution region 12b than in the high resolution region 12a, or changing the X-ray detection efficiency by changing the material of the scintillator 50. Further, a wedge for attenuating the count number of X-rays detected in the normal resolution region 12b may be used, or an attenuation filter for attenuating X-rays only in the normal resolution region 12b may be provided. In addition, any configuration that attenuates X-rays in the normal resolution region 12b can be applied.

また、通常分解能領域１２ｂの一部の領域をＸ線が入射できない領域（不感領域）とすることで、高分解能領域１２ａの４つ分の検出素子の面積と、通常分解能領域１２ｂの１つ分の検出素子の面積を同一にし、取得されるＸ線のカウント数を揃えることで通常分解能領域１２ｂのノイズレベルを高分解能領域１２ａのノイズレベルに合わせ、補正することも可能である。通常分解能領域１２ｂの一部の領域を不感領域とするには、例えば、シンチレータ５０とグリッド４１の間に溝を設けることなどが挙げられる。   In addition, by setting a part of the normal resolution region 12b as a region (insensitive region) where X-rays cannot enter, the area of the four detection elements of the high resolution region 12a and the one of the normal resolution region 12b. It is also possible to correct the noise level of the normal resolution region 12b to the noise level of the high resolution region 12a by making the areas of the detection elements the same and aligning the number of X-ray counts acquired. In order to make a part of the normal resolution region 12b a dead region, for example, a groove is provided between the scintillator 50 and the grid 41.

また、以上説明した各実施形態をそれぞれ組み合わせて実施することにしても構わない。例えば、第１の実施形態においてもＸ線のシンチレータ５０に対する入射角度よってはＸ線をカウントできない領域があるため、第３の実施形態と組み合わせて高分解能領域１２ａの検出素子４つ分と通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分にて取得されるＸ線のカウント数が揃うように実施しても構わない。同様に、第２の実施形態と第３の実施形態を組み合わせて実施してもよい。   Moreover, you may decide to implement combining each embodiment described above, respectively. For example, even in the first embodiment, there is a region where X-rays cannot be counted depending on the incident angle of the X-rays with respect to the scintillator 50. Therefore, in combination with the third embodiment, four detection elements in the high-resolution region 12a and the normal resolution. You may implement so that the count number of the X-ray acquired by one detection element of the area | region 12b may be equal. Similarly, you may implement combining 2nd Embodiment and 3rd Embodiment.

また、以上説明した実施形態では、グリッド４１〜４５は板状のグリッドがチャネル方向に複数並べられるものとして説明したが、網目状のグリッドが各検出素子に対応付けられて配置されることにしても構わない。この場合、第１の実施形態で説明した補正計数を２次元に拡張した式に変形して実施すればよい。また、網目状のグリッドを用いる場合でも第２、第３の実施形態では高分解能領域１２ａの検出素子４つ分で取得されるＸ線のカウント数と通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分で取得されるＸ線のカウント数が同じになるようにグリッドの幅又は高さが調整されればよい。   In the embodiment described above, the grids 41 to 45 are described as a plurality of plate-like grids arranged in the channel direction, but a mesh-like grid is arranged in association with each detection element. It doesn't matter. In this case, the correction count described in the first embodiment may be modified into a two-dimensionally expanded formula. Even when a mesh grid is used, in the second and third embodiments, the number of X-rays acquired by four detection elements in the high resolution region 12a and one detection element in the normal resolution region 12b are used. The width or height of the grid may be adjusted so that the acquired X-ray counts are the same.

以上少なくとも１つの実施形態により、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて取得されるＣＴ画像のノイズレベルを補正することが可能になる。これにより、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂの何れで取得されたＣＴ画像もノイズの見え方が同等となり、オペレータにとって読影しやすいＣＴ画像を提供することが可能となる。   As described above, according to at least one embodiment, it is possible to correct the noise level of CT images acquired in the high resolution region 12a and the normal resolution region 12b. As a result, the CT image acquired in either the high resolution region 12a or the normal resolution region 12b has the same noise appearance, and it is possible to provide a CT image that is easy for the operator to interpret.

なお、本実施形態において「部」として説明した構成要素は、その動作がハードウェアによって実現されるものであっても良いし、ソフトウェアによって実現されるものであっても良いし、ハードウェアとソフトウェアとの組み合わせによって実現されるものであっても良い。   Note that the components described as “units” in this embodiment may be realized by hardware, software, or hardware and software. It may be realized by a combination.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することを意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると共に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。   Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These novel embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.

１０…架台装置、１１…Ｘ線発生装置、１２…Ｘ線検出器、１２ａ…高分解能領域、１２ｂ…通常分解能領域、１６…データ収集回路、３０…コンソール装置、３４…処理回路、３４ａ…システム制御機能、３４ｂ…前処理機能、３４ｃ…再構成処理機能、３４ｄ…スキャン制御機能、３４ｅ…ノイズレベル補正機能、４１、４２、４３、４４、４５…グリッド。   DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Mount apparatus, 11 ... X-ray generator, 12 ... X-ray detector, 12a ... High-resolution area | region, 12b ... Normal-resolution area | region, 16 ... Data acquisition circuit, 30 ... Console apparatus, 34 ... Processing circuit, 34a ... System Control function 34b... Pre-processing function 34c. Reconfiguration processing function 34d. Scan control function 34e. Noise level correction function 41, 42, 43, 44, 45.

Claims (9)

被検体に対して照射するＸ線を発生するＸ線発生部と、
前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出するための、第１のサイズの第１の検出素子から構成される第１の検出領域と、当該第１のサイズより大きい第２のサイズの第２の検出素子から構成される第２の検出領域とを備えるＸ線検出部と、
前記第１の検出領域及び前記第２の検出領域のそれぞれから第１の検出データ及び第２の検出データを収集し、複数の前記第１の検出データを合成することで第３の検出データを収集するデータ収集部と、
前記第１の検出領域の面積と、前記第３の検出データを構成する複数の第２の検出領域の面積の違いを補正する係数を用いて、前記第２の検出データを補正する補正部と、
前記補正された第２の検出データ及び前記第３の検出データを再構成することでＣＴ画像を生成する再構成処理部と、
を備えるＸ線ＣＴ装置。 An X-ray generator for generating X-rays irradiated to the subject;
A first detection region configured by a first detection element having a first size for detecting X-rays emitted from the X-ray generation unit, and a second size larger than the first size. An X-ray detection unit comprising a second detection region composed of a second detection element;
The first detection data and the second detection data are collected from each of the first detection area and the second detection area, and a plurality of the first detection data are combined to obtain the third detection data. A data collection unit to collect,
A correction unit that corrects the second detection data using a coefficient that corrects a difference between the area of the first detection region and the areas of the plurality of second detection regions constituting the third detection data; ,
A reconstruction processing unit that generates a CT image by reconstructing the corrected second detection data and the third detection data;
An X-ray CT apparatus comprising: 前記再構成処理部は、前記データ収集部によって生成された前記第３の検出データを再構成することで前記第２の検出データのみから再構成されるＣＴ画像と同等の分解能を有するＣＴ画像を生成する請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。   The reconstruction processing unit reconstructs the third detection data generated by the data collection unit to obtain a CT image having a resolution equivalent to that of a CT image reconstructed from only the second detection data. The X-ray CT apparatus according to claim 1 to be generated. 前記Ｘ線検出部に設けられ、散乱線を遮蔽するグリッドを更に有し、
前記第１の検出領域及び前記第２の検出領域は、前記第１及び第２の検出素子が設けられる領域から、前記グリッドにより覆われる領域を除く領域である請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 Provided in the X-ray detector, further comprising a grid for shielding scattered radiation;
2. The X-ray CT according to claim 1, wherein the first detection region and the second detection region are regions excluding a region covered with the grid from a region where the first and second detection elements are provided. apparatus. 被検体に対して照射するＸ線を発生するＸ線発生部と、
前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出するための、第１のサイズの第１の検出素子から構成される第１の検出領域と、当該第１のサイズより大きい第２のサイズの第２の検出素子から構成される第２の検出領域とを備えるＸ線検出部と、
前記第１の検出領域及び前記第２の検出領域のそれぞれから第１の検出データ及び第２の検出データを収集し、複数の前記第１の検出データを前記第２のサイズに基づいて束ねることで第３の検出データを収集するデータ収集部と、
前記データ収集部において収集された前記第２の検出データ及び前記第３の検出データを再構成してＣＴ画像を生成する再構成処理部と、を備え
複数の前記第１の検出素子の合成の単位の合計面積が前記第２の検出素子と同じ面積であり、前記第３の検出データは、複数の前記第１の検出素子から収集される複数の第１の検出データを束ねることで収集されるＸ線ＣＴ装置。 An X-ray generator for generating X-rays irradiated to the subject;
A first detection region configured by a first detection element having a first size for detecting X-rays emitted from the X-ray generation unit, and a second size larger than the first size. An X-ray detection unit comprising a second detection region composed of a second detection element;
Collecting first detection data and second detection data from each of the first detection area and the second detection area, and bundling a plurality of the first detection data based on the second size. A data collection unit for collecting the third detection data in
A reconstruction processing unit that reconstructs the second detection data and the third detection data collected in the data collection unit to generate a CT image, and combines a plurality of the first detection elements. The total area of the unit is the same area as the second detection element, and the third detection data is collected by bundling a plurality of first detection data collected from the plurality of first detection elements. X-ray CT system. 前記第１の検出領域上に設けられ、所定の方向からのＸ線のみを前記第１の検出素子上に導くと共に、第１の特徴量を有する第１のグリッドと、
前記第２の検出素子上に設けられ、所定の方向からのＸ線のみを前記第２の検出素子上に導くと共に、第２の特徴量を有する第２のグリッドと、を更に備え
前記第１の特徴量を前記第２の特徴量よりも小さく設けることで、複数の前記第１の検出素子の合計の面積が前記第２の検出素子と同じ面積に設定される請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。 A first grid which is provided on the first detection region and guides only X-rays from a predetermined direction onto the first detection element, and which has a first feature amount;
A second grid provided on the second detection element and guiding only X-rays from a predetermined direction onto the second detection element and having a second feature amount; 5. The X of claim 4, wherein the total area of the plurality of first detection elements is set to the same area as the second detection elements by providing the feature quantity of the first detection element smaller than the second feature quantity. Line CT device. 前記第１の特徴量及び前記第２の特徴量は、それぞれ前記第１のグリッド及び前記第２のグリッドの幅を示す値であり、前記第１のグリッドの幅は前記第２のグリッドの幅よりも小さく設けられる請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。   The first feature value and the second feature value are values indicating the widths of the first grid and the second grid, respectively, and the width of the first grid is the width of the second grid. The X-ray CT apparatus according to claim 5, which is provided smaller than the X-ray CT apparatus. 前記第１の特徴量及び前記第２の特徴量は、それぞれ前記第１のグリッド及び前記第２のグリッドの高さを示す値であり、前記第１のグリッドの高さは前記第２のグリッドの高さよりも低く設けられる請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。   The first feature amount and the second feature amount are values indicating the heights of the first grid and the second grid, respectively, and the height of the first grid is the second grid. The X-ray CT apparatus according to claim 5, wherein the X-ray CT apparatus is provided lower than the height of the X-ray CT. 複数の前記第１の検出素子の合成の単位の合計面積が前記第２の検出素子と同じ面積に設定されるために、前記第２の検出領域に不感領域が設けられる請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。   The insensitive area is provided in the second detection area, so that a total area of a synthesis unit of the plurality of first detection elements is set to the same area as the second detection element. X-ray CT system. 被検体に対して照射するＸ線を発生するＸ線発生部と、
前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出するための、第１のサイズの第１の検出素子から構成される第１の検出領域と、当該第１のサイズよりも大きい第２のサイズの第２の検出素子から構成される第２の検出領域とを備えるＸ線検出部と、
前記第１の検出領域及び前記第２の検出領域のそれぞれから第１の検出データ及び第２の検出データを収集し、複数の前記第１の検出データを前記第２のサイズに基づいて合成することで第３の検出データを収集するデータ収集部と、
前記第２の検出データ及び前記第３の検出データを再構成処理することでＣＴ画像を生成する再構成処理部と、を備え、
前記第１のサイズ及び前記第２のサイズに基づいて、前記第２の検出素子の厚さは前記第１の検出素子の厚さよりも薄く設けられるＸ線ＣＴ装置。 An X-ray generator for generating X-rays irradiated to the subject;
A first detection region composed of a first detection element of a first size for detecting X-rays emitted from the X-ray generation unit, and a second size larger than the first size An X-ray detection unit comprising a second detection region composed of the second detection element;
First detection data and second detection data are collected from each of the first detection area and the second detection area, and a plurality of the first detection data are combined based on the second size. A data collection unit for collecting the third detection data,
A reconstruction processing unit that generates a CT image by reconstructing the second detection data and the third detection data,
An X-ray CT apparatus in which the thickness of the second detection element is provided thinner than the thickness of the first detection element based on the first size and the second size.
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