JP2024035442A - X-ray CT device, photon counting CT device, and imaging method - Google Patents

Abstract

【課題】ＣＴ画像上における高吸収体の領域の視認性を向上させること。【解決手段】実施形態のＸ線ＣＴ装置は、抽出部と、編集部とを持つ。抽出部は、被検体のスキャンにより得られたエネルギーが異なる複数のスキャンデータの内、第１エネルギーのスキャンデータに基づいて生成された第１画像から、高吸収体の領域を抽出する。編集部は、複数のスキャンデータの内、第１エネルギーとは異なる第２エネルギーのスキャンデータに基づいて生成された第２画像上に、抽出された高吸収体の領域を重畳した重畳画像を生成する。【選択図】図４An object of the present invention is to improve the visibility of a region of a high absorber on a CT image. An X-ray CT apparatus according to an embodiment has an extraction section and an editing section. The extraction unit extracts a region of the high absorber from a first image generated based on scan data of a first energy among a plurality of scan data of different energies obtained by scanning the subject. The editorial department generates a superimposed image in which the extracted high absorber region is superimposed on a second image generated based on scan data of a second energy different from the first energy among the plurality of scan data. do. [Selection diagram] Figure 4

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置、フォトンカウンティングＣＴ装置、および撮影方法に関する。 Embodiments disclosed in this specification and the drawings relate to an X-ray CT device, a photon counting CT device, and an imaging method.

従来、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置により撮影された被検体のＣＴ画像をリアルタイムで確認しながら、被検体内に金属製ニードルを挿入して、生体組織を採取する生体組織診断（バイオプシ）が行われている。 Conventionally, biological tissue diagnosis (biopsy) involves inserting a metal needle into the subject's body and collecting biological tissue while checking CT images of the subject taken with an X-ray CT (Computed Tomography) device in real time. It is being done.

特表２０１３－５２５０７５号公報Special Publication No. 2013-525075

従来のＸ線ＣＴ装置により撮像されたＣＴ画像では、バイオプシに使用される金属製ニードルの部分にアーチファクトが生じ、金属製ニードル（Ｘ線の吸収量が高い高吸収体）が実際よりも太目に見えてしまう場合があった。この結果、金属製ニードルの先端が視認しづらくなり、病変部を見るための表示条件、金属製ニードルを見るための表示条件の切換を要するなどバイオプシの手順に課題が生じていた。 In CT images taken with conventional X-ray CT equipment, artifacts occur in the metal needle used for biopsies, and the metal needle (a high-absorption material that absorbs a lot of X-rays) is thicker than it actually is. Sometimes it was visible. As a result, the tip of the metal needle becomes difficult to visually recognize, creating problems in the biopsy procedure, such as the need to switch between display conditions for viewing the lesion and display conditions for viewing the metal needle.

本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題は、ＣＴ画像上における高吸収体の領域の視認性を向上させることである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置づけることもできる。 The problem to be solved by the embodiments disclosed in this specification and the drawings is to improve the visibility of a region of a superabsorbent material on a CT image. However, the problems to be solved by the embodiments disclosed in this specification and the drawings are not limited to the above problems. Problems corresponding to the effects of each configuration shown in the embodiments described later can also be positioned as other problems.

実施形態のＸ線ＣＴ装置は、抽出部と、編集部とを持つ。抽出部は、被検体のスキャンにより得られたエネルギーが異なる複数のスキャンデータの内、第１エネルギーのスキャンデータに基づいて生成された第１画像から、高吸収体の領域を抽出する。編集部は、複数のスキャンデータの内、第１エネルギーとは異なる第２エネルギーのスキャンデータに基づいて生成された第２画像上に、抽出された高吸収体の領域を重畳した重畳画像を生成する。 The X-ray CT apparatus of the embodiment has an extraction section and an editing section. The extraction unit extracts a region of the high absorber from a first image generated based on scan data of a first energy among a plurality of scan data of different energies obtained by scanning the subject. The editorial department generates a superimposed image in which the extracted high absorber region is superimposed on a second image generated based on scan data of a second energy different from the first energy among the plurality of scan data. do.

第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の一例を示す図。FIG. 1 is a diagram showing an example of an X-ray CT apparatus 1 according to a first embodiment. 第１の実施形態に係るＤＡＳ１６の構成の一例を示す図。A diagram showing an example of the configuration of a DAS 16 according to the first embodiment. 第１の実施形態に係る再構成機能５３の機能ブロック図。FIG. 3 is a functional block diagram of a reconfiguration function 53 according to the first embodiment. 第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の撮影処理の一例を示すフローチャート。1 is a flowchart showing an example of imaging processing of the X-ray CT apparatus 1 according to the first embodiment. 第１の実施形態に係る全エネルギー画像ＩＭＧ１の一例を示す図。A diagram showing an example of a total energy image IMG1 according to the first embodiment. 第１の実施形態に係るオーバーレイ画像ＩＭＧ２の一例を示す図。A diagram showing an example of an overlay image IMG2 according to the first embodiment. 第２の実施形態に係るオーバーレイ画像ＩＭＧ３の一例を示す図。The figure which shows an example of overlay image IMG3 based on 2nd Embodiment. 第３の実施形態に係るエネルギービンの構成の一例を示す図。FIG. 7 is a diagram illustrating an example of the configuration of an energy bin according to a third embodiment. 第３の実施形態に係る各ｂｉｎのカウントデータを用いて金属製ニードルを再構成した場合の模式図。FIG. 7 is a schematic diagram when a metal needle is reconfigured using count data of each bin according to the third embodiment. 第３の実施形態に係るエネルギービンの構成の他の例を示す図。FIG. 7 is a diagram showing another example of the configuration of an energy bin according to the third embodiment. 第４の実施形態に係るエネルギービンの構成の一例を示す図。FIG. 7 is a diagram showing an example of the configuration of an energy bin according to the fourth embodiment.

以下、図面を参照しながら、実施形態のＸ線ＣＴ装置および撮影方法について説明する。実施形態のＸ線ＣＴ装置は、例えば、フォトンカウンティングＣＴ装置（Photon Counting Computed Tomography）またはデュアルエナジースキャン方式のＸ線ＣＴ装置である。フォトンカウンティングＣＴ装置は、エネルギー分解能に優れた半導体検出器等の直接型検出器を用いて、Ｘ線が透過した検査対象の物質を弁別した画像データを生成する。デュアルエナジースキャン方式のＸ線ＣＴ装置は、低エネルギーのＸ線によるＣＴ値と、高エネルギーのＸ線によるＣＴ値との変化に基づいて、画像データを生成する。デュアルエナジースキャン方式には、例えば、被検体に対して２種類の異なるエネルギーのＸ線を照射して得られる各データを解析する方式や、被検体に対して１種類のエネルギーのＸ線を照射して２層検出器により２種類の異なるエネルギーのデータを取得および解析する方式がある。被検体に対して異なるエネルギーのＸ線を照射したときのそれぞれのＣＴ値を取得する方法としては、通常の検出（スキャン）をＸ線管に印加する管電圧を変えて複数回行う方法や、複数のＸ線管に異なる管電圧を印加し、それぞれのＸ線管により発生させたＸ線を対応する異なる検出器でスキャンする方法、Ｘ線管に印加する管電圧を高速に切り替えてそれぞれのスキャンを時分割に行う方法等がある。 Hereinafter, an X-ray CT apparatus and an imaging method according to an embodiment will be described with reference to the drawings. The X-ray CT device of the embodiment is, for example, a photon counting computed tomography device or a dual energy scan type X-ray CT device. A photon counting CT apparatus uses a direct detector such as a semiconductor detector with excellent energy resolution to generate image data that discriminates the substance to be inspected through which X-rays have passed. A dual-energy scan type X-ray CT apparatus generates image data based on a change in a CT value caused by low-energy X-rays and a CT value caused by high-energy X-rays. Dual energy scan methods include, for example, a method in which the subject is irradiated with X-rays of two different energies and each data obtained is analyzed, and a method in which the subject is irradiated with X-rays of one type of energy. There is a method of acquiring and analyzing data of two different energies using a two-layer detector. Methods for obtaining CT values when a subject is irradiated with X-rays of different energies include performing normal detection (scanning) multiple times by changing the tube voltage applied to the X-ray tube; A method in which different tube voltages are applied to multiple X-ray tubes and the X-rays generated by each X-ray tube are scanned by corresponding different detectors. There are methods to perform scanning in time division.

本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、例えば、ＣＴ透視（CT Fluoroscopy：ＣＴＦ）と呼ばれる特定断面を繰り返しスキャンする撮影手技に適用される。以下においては、Ｘ線ＣＴ装置が、フォトンカウンティングＣＴ装置である場合を例に挙げて説明する。 The X-ray CT apparatus of this embodiment is applied, for example, to an imaging technique called CT Fluoroscopy (CTF) in which a specific cross section is repeatedly scanned. In the following, a case where the X-ray CT apparatus is a photon counting CT apparatus will be described as an example.

＜第１の実施形態＞
［Ｘ線ＣＴ装置の構成］
図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の一例を示す図である。Ｘ線ＣＴ装置１は、例えば、架台装置１０と、寝台装置３０と、コンソール装置４０とを有する。図１では、説明の都合上、架台装置１０をＺ軸方向から見た図とＸ軸方向から見た図の双方を掲載しているが、実際には、架台装置１０は一つである。本実施形態では、非チルト状態での回転フレーム１７の回転軸または寝台装置３０の天板３３の長手方向をＺ軸方向、Ｚ軸方向に直交し、床面に対して水平である軸をＸ軸方向、Ｚ軸方向に直交し、床面に対して垂直である方向をＹ軸方向とそれぞれ定義する。 <First embodiment>
[Configuration of X-ray CT device]
FIG. 1 is a diagram showing an example of an X-ray CT apparatus 1 according to the first embodiment. The X-ray CT apparatus 1 includes, for example, a gantry device 10, a bed device 30, and a console device 40. In FIG. 1, for convenience of explanation, both a view of the gantry apparatus 10 as viewed from the Z-axis direction and a view as seen from the X-axis direction are shown, but in reality, there is only one gantry apparatus 10. In this embodiment, the rotation axis of the rotation frame 17 in a non-tilted state or the longitudinal direction of the top plate 33 of the bed device 30 is the Z-axis direction, and the axis perpendicular to the Z-axis direction and horizontal to the floor surface is the X-axis direction. A direction that is perpendicular to the axial direction and the Z-axis direction and perpendicular to the floor surface is defined as the Y-axis direction.

架台装置１０は、例えば、Ｘ線管１１と、ウェッジ１２と、コリメータ１３と、Ｘ線高電圧装置１４と、Ｘ線検出器１５と、データ収集システム（以下、ＤＡＳ：Data Acquisition System）１６と、回転フレーム１７と、制御装置１８とを有する。 The gantry device 10 includes, for example, an X-ray tube 11, a wedge 12, a collimator 13, an X-ray high voltage device 14, an X-ray detector 15, and a data acquisition system (hereinafter referred to as DAS) 16. , a rotating frame 17, and a control device 18.

Ｘ線管１１は、Ｘ線高電圧装置１４からの高電圧の印加により、陰極（フィラメント）から陽極（ターゲット）に向けて熱電子を照射することでＸ線を発生させる。Ｘ線管１１は、真空管を含む。例えば、Ｘ線管１１は、回転する陽極に熱電子を照射することでＸ線を発生させる回転陽極型のＸ線管である。 The X-ray tube 11 generates X-rays by irradiating thermoelectrons from a cathode (filament) toward an anode (target) by applying a high voltage from an X-ray high voltage device 14 . X-ray tube 11 includes a vacuum tube. For example, the X-ray tube 11 is a rotating anode type X-ray tube that generates X-rays by irradiating a rotating anode with thermoelectrons.

ウェッジ１２は、Ｘ線管１１から被検体Ｐに照射されるＸ線量を調節するためのフィルタである。ウェッジ１２は、Ｘ線管１１から被検体Ｐに照射されるＸ線量の分布が予め定められた分布になるように、自身を透過するＸ線を減衰させる。ウェッジ１２は、ウェッジフィルタ（wedge filter）、ボウタイフィルタ（bow-tie filter）とも呼ばれる。ウェッジ１２は、例えば、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したものである。 The wedge 12 is a filter for adjusting the amount of X-rays irradiated from the X-ray tube 11 to the subject P. The wedge 12 attenuates the X-rays that pass through it so that the distribution of the amount of X-rays irradiated from the X-ray tube 11 to the subject P becomes a predetermined distribution. The wedge 12 is also called a wedge filter or a bow-tie filter. The wedge 12 is, for example, made of aluminum processed to have a predetermined target angle and a predetermined thickness.

コリメータ１３は、ウェッジ１２を透過したＸ線の照射範囲を絞り込むための機構である。コリメータ１３は、例えば、複数の鉛板の組み合わせによってスリットを形成することで、Ｘ線の照射範囲を絞り込む。コリメータ１３は、Ｘ線絞りと呼ばれる場合もある。コリメータ１３の絞り込み範囲は、機械的に駆動可能であってよい。 The collimator 13 is a mechanism for narrowing down the irradiation range of the X-rays that have passed through the wedge 12. The collimator 13 narrows down the irradiation range of X-rays by forming a slit using a combination of a plurality of lead plates, for example. The collimator 13 is sometimes called an X-ray diaphragm. The narrowing range of the collimator 13 may be mechanically drivable.

Ｘ線高電圧装置１４は、例えば、図示しない高電圧発生装置と、図示しないＸ線制御装置とを有する。高電圧発生装置は、変圧器（トランス）および整流器等を含む電気回路を有し、Ｘ線管１１に印加する高電圧を発生させる。Ｘ線制御装置は、Ｘ線管１１に発生させるべきＸ線量に応じて高電圧発生装置の出力電圧を制御する。高電圧発生装置は、上述した変圧器によって昇圧を行うものであってもよいし、インバータによって昇圧を行うものであってもよい。Ｘ線高電圧装置１４は、回転フレーム１７に設けられてもよいし、架台装置１０の固定フレーム（不図示）の側に設けられてもよい。 The X-ray high voltage device 14 includes, for example, a high voltage generator (not shown) and an X-ray control device (not shown). The high voltage generator has an electric circuit including a transformer, a rectifier, etc., and generates a high voltage to be applied to the X-ray tube 11. The X-ray control device controls the output voltage of the high voltage generator according to the amount of X-rays to be generated in the X-ray tube 11. The high voltage generator may be one that boosts the voltage using the above-mentioned transformer, or may boost the voltage using an inverter. The X-ray high voltage device 14 may be provided on the rotating frame 17 or may be provided on the fixed frame (not shown) side of the gantry device 10.

Ｘ線検出器１５は、Ｘ線管１１が発生させ、被検体Ｐを通過して入射したＸ線の強度を検出する。Ｘ線検出器１５は、検出したＸ線の強度に応じた電気信号（光信号等でもよい）をＤＡＳ１６に出力する。Ｘ線検出器１５は、例えば、複数のＸ線検出素子列を有する。複数のＸ線検出素子列のそれぞれは、Ｘ線管１１の焦点を中心とした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ものである。複数のＸ線検出素子列は、スライス方向（列方向、ｒｏｗ方向）に配列される。 The X-ray detector 15 detects the intensity of X-rays generated by the X-ray tube 11 and incident upon the subject P. The X-ray detector 15 outputs to the DAS 16 an electrical signal (an optical signal or the like) corresponding to the intensity of the detected X-rays. The X-ray detector 15 has, for example, a plurality of X-ray detection element rows. Each of the plurality of X-ray detection element rows has a plurality of X-ray detection elements arranged in the channel direction along an arc centered on the focal point of the X-ray tube 11. The plurality of X-ray detection element rows are arranged in the slice direction (column direction, row direction).

Ｘ線検出器１５は、例えば、直接検出型の検出器である。Ｘ線検出器１５としては、例えば、半導体の両端に電極が取り付けられた半導体ダイオードが適用可能である。半導体に入射したＸ線光子は、電子・正孔対に変換される。１つのＸ線光子の入射により生成される電子・正孔対の数は、入射したＸ線光子のエネルギーに依存する。電子と正孔とは、半導体の両端に形成された一対の電極に各々引き寄せられる。一対の電極は、電子・正孔対の電荷に応じた波高値を有する電気パルスを発生する。一個の電気パルスは、入射したＸ線光子のエネルギーに応じた波高値を有する。 The X-ray detector 15 is, for example, a direct detection type detector. As the X-ray detector 15, for example, a semiconductor diode having electrodes attached to both ends of the semiconductor can be used. X-ray photons incident on a semiconductor are converted into electron-hole pairs. The number of electron-hole pairs generated by the incidence of one X-ray photon depends on the energy of the incident X-ray photon. Electrons and holes are each attracted to a pair of electrodes formed at both ends of the semiconductor. The pair of electrodes generates an electric pulse having a peak value depending on the charge of the electron/hole pair. One electric pulse has a peak value that corresponds to the energy of the incident X-ray photon.

ＤＡＳ１６は、例えば、制御装置１８からの制御信号に従って、Ｘ線検出器１５により検出されたＸ線光子のカウント数を示すカウントデータを複数のエネルギービンについて収集する。複数のエネルギービンに関するカウントデータは、Ｘ線検出器１５の応答特性に応じて変形された、Ｘ線検出器１５への入射Ｘ線に関するエネルギースペクトラムに対応する。ＤＡＳ１６は、デジタル信号に基づく検出データをコンソール装置４０に出力する。検出データは、生成元のＸ線検出素子のチャンネル番号、列番号、及び収集されたビューを示すビュー番号により識別されたカウントデータのデジタル値である。ビュー番号は、回転フレーム１７の回転に応じて変化する番号であり、例えば、回転フレーム１７の回転に応じてインクリメントされる番号である。従って、ビュー番号は、Ｘ線管１１の回転角度を示す情報である。ビュー期間とは、あるビュー番号に対応する回転角度から、次のビュー番号に対応する回転角度に到達するまでの間に収まる期間である。 The DAS 16 collects count data indicating the number of counts of X-ray photons detected by the X-ray detector 15 for a plurality of energy bins, for example, in accordance with a control signal from the control device 18 . The count data regarding the plurality of energy bins corresponds to the energy spectrum regarding the incident X-rays to the X-ray detector 15, which is modified according to the response characteristics of the X-ray detector 15. DAS 16 outputs detection data based on digital signals to console device 40 . The detected data is a digital value of count data identified by the channel number of the generating X-ray detection element, the column number, and the view number indicating the collected view. The view number is a number that changes as the rotating frame 17 rotates, and is, for example, a number that is incremented as the rotating frame 17 rotates. Therefore, the view number is information indicating the rotation angle of the X-ray tube 11. The view period is a period that falls between the rotation angle corresponding to a certain view number and the rotation angle corresponding to the next view number.

ＤＡＳ１６は、ビューの切り替わりを、制御装置１８から入力されるタイミング信号によって検知してもよいし、内部のタイマーによって検知してもよいし、図示しないセンサから取得される信号によって検知してもよい。フルスキャンを行う場合においてＸ線管１１によりＸ線が連続曝射されている場合、ＤＡＳ１６は、全周囲分（３６０度分）の検出データ群を収集する。ハーフスキャンを行う場合においてＸ線管１１によりＸ線が連続曝射されている場合、ＤＡＳ１６は、半周囲分（１８０度分）の検出データを収集する。 The DAS 16 may detect the switching of views using a timing signal input from the control device 18, an internal timer, or a signal obtained from a sensor (not shown). . When performing a full scan and the X-ray tube 11 is continuously emitting X-rays, the DAS 16 collects a group of detection data for the entire circumference (360 degrees). When performing a half scan and the X-ray tube 11 is continuously emitting X-rays, the DAS 16 collects detection data for half the circumference (180 degrees).

図２は、第１の実施形態に係るＤＡＳ１６の構成の一例を示す図である。ＤＡＳ１６は、Ｘ線検出素子の個数に応じたチャンネル数分の読出しチャンネルを備える。これら複数の読出しチャンネルは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit; ＡＳＩＣ）等の集積回路に並列的に実装されている。図２では、１読出しチャンネル分のＤＡＳ１６－１の構成のみを示している。 FIG. 2 is a diagram showing an example of the configuration of the DAS 16 according to the first embodiment. The DAS 16 includes readout channels corresponding to the number of X-ray detection elements. These multiple readout channels are implemented in parallel on an integrated circuit such as an Application Specific Integrated Circuit (ASIC). FIG. 2 shows only the configuration of the DAS 16-1 for one read channel.

ＤＡＳ１６－１は、前置増幅回路６１と、波形整形回路６３と、複数の波高弁別回路６５と、複数の計数回路６７と、出力回路６９とを有する。前置増幅回路６１は、接続先のＸ線検出素子からの検出電気信号ＤＳ（電流信号）を増幅する。例えば、前置増幅回路６１は、接続先のＸ線検出素子からの電流信号を、当該電流信号の電荷量に比例した電圧値（波高値）を有する電圧信号に変換する。前置増幅回路６１には波形整形回路６３が接続されている。波形整形回路６３は、前置増幅回路６１からの電圧信号の波形を整形する。例えば、波形整形回路６３は、前置増幅回路６１からの電圧信号のパルス幅を縮小する。 The DAS 16-1 includes a preamplifier circuit 61, a waveform shaping circuit 63, a plurality of pulse height discrimination circuits 65, a plurality of counting circuits 67, and an output circuit 69. The preamplifier circuit 61 amplifies the detected electrical signal DS (current signal) from the connected X-ray detection element. For example, the preamplifier circuit 61 converts a current signal from a connected X-ray detection element into a voltage signal having a voltage value (peak value) proportional to the amount of charge of the current signal. A waveform shaping circuit 63 is connected to the preamplifier circuit 61 . The waveform shaping circuit 63 shapes the waveform of the voltage signal from the preamplifier circuit 61. For example, the waveform shaping circuit 63 reduces the pulse width of the voltage signal from the preamplifier circuit 61.

波形整形回路６３にはエネルギー帯域（エネルギービン）の数に対応する複数の計数チャネルが接続されている。ｎ個のエネルギービンが設定されている場合、波形整形回路６３には、ｎ個の計数チャネルが設けられる。各計数チャネルは、波高弁別回路６５－ｎと、計数回路６７－ｎとを有する。 A plurality of counting channels corresponding to the number of energy bands (energy bins) are connected to the waveform shaping circuit 63. When n energy bins are set, the waveform shaping circuit 63 is provided with n counting channels. Each counting channel has a pulse height discrimination circuit 65-n and a counting circuit 67-n.

波高弁別回路６５－ｎの各々は、波形整形回路６３からの電圧信号の波高値であるＸ線検出素子により検出されたＸ線フォトンのエネルギーを弁別する。例えば、波高弁別回路６５－ｎは、比較回路６５３－ｎを有する。比較回路６５３－ｎの各々の一方の入力端子には、波形整形回路６３からの電圧信号が入力される。比較回路６５３－ｎの各々の他方の入力端子には、異なる閾値に対応する参照信号ＴＨ（参照電圧値）が、制御装置１８から供給される。 Each of the pulse height discrimination circuits 65-n discriminates the energy of the X-ray photon detected by the X-ray detection element, which is the peak value of the voltage signal from the waveform shaping circuit 63. For example, the pulse height discrimination circuit 65-n includes a comparison circuit 653-n. A voltage signal from the waveform shaping circuit 63 is input to one input terminal of each of the comparison circuits 653-n. Reference signals TH (reference voltage values) corresponding to different threshold values are supplied from the control device 18 to the other input terminal of each of the comparison circuits 653-n.

例えば、エネルギービンｂｉｎ１のための比較回路６５３－１には、参照信号ＴＨ－１が供給され、エネルギービンｂｉｎ２のための比較回路６５３－２には、参照信号ＴＨ－２が供給され、エネルギービンｂｉｎｎのための比較回路６５３－ｎには、参照信号ＴＨ－ｎが供給される。参照信号ＴＨの各々は、上限参照値と下限参照値とを有している。比較回路６５３－ｎの各々は、波形整形回路６３からの電圧信号が、参照信号ＴＨの各々に対応するエネルギービンに対応する波高値を有している場合、電気パルス信号を出力する。例えば、比較回路６５３－１は、波形整形回路６３からの電圧信号の波高値がエネルギービンｂｉｎ１に対応する波高値である場合（参照信号ＴＨ－１とＴＨ－２との間にある場合）、電気パルス信号を出力する。一方、エネルギービンｂｉｎ１のための比較回路６５３－１は、波形整形回路６３からの電圧信号の波高値がエネルギービンｂｉｎ１に対応する波高値でない場合、電気パルス信号を出力しない。また、例えば、比較回路６５３－２は、波形整形回路６３からの電圧信号の波高値がエネルギービンｂｉｎ２に対応する波高値である場合（参照信号ＴＨ－２とＴＨ－３との間にある場合）、電気パルス信号を出力する。 For example, the comparison circuit 653-1 for the energy bin bin1 is supplied with the reference signal TH-1, the comparison circuit 653-2 for the energy bin bin2 is supplied with the reference signal TH-2, and the comparison circuit 653-2 for the energy bin bin2 is supplied with the reference signal TH-2. A reference signal TH-n is supplied to the comparison circuit 653-n for binn. Each of the reference signals TH has an upper limit reference value and a lower limit reference value. Each of the comparison circuits 653-n outputs an electric pulse signal when the voltage signal from the waveform shaping circuit 63 has a peak value corresponding to the energy bin corresponding to each of the reference signals TH. For example, if the peak value of the voltage signal from the waveform shaping circuit 63 is the peak value corresponding to energy bin bin1 (if it is between reference signals TH-1 and TH-2), Outputs electrical pulse signals. On the other hand, the comparison circuit 653-1 for the energy bin bin1 does not output an electric pulse signal if the peak value of the voltage signal from the waveform shaping circuit 63 is not the peak value corresponding to the energy bin bin1. Further, for example, when the peak value of the voltage signal from the waveform shaping circuit 63 is the peak value corresponding to the energy bin bin2 (when it is between the reference signals TH-2 and TH-3), the comparison circuit 653-2 ), outputs an electrical pulse signal.

計数回路６７－ｎは、ビューの切替周期に一致する読出し周期で、波高弁別回路６５－ｎからの電気パルス信号を計数する。例えば、計数回路６７－ｎには、制御装置１８から、各ビューの切替タイミングにトリガ信号ＴＳが供給される。トリガ信号ＴＳが供給されたことを契機として計数回路６７－ｎは、波高弁別回路６５－ｎから電気パルス信号が入力される毎に、内部メモリに記憶されているカウント数に１を加算する。次のトリガ信号が供給されたことを契機として計数回路６７－ｎは、内部メモリに蓄積されたカウント数のデータ（すなわち、カウントデータ）を読み出し、出力回路６９に供給する。また、計数回路６７－ｎは、トリガ信号ＴＳが供給される毎に内部メモリに蓄積されているカウント数を初期値に再設定する。このようにして計数回路６７－ｎは、ビュー毎にカウント数を計数する。 The counting circuit 67-n counts the electric pulse signals from the pulse height discrimination circuit 65-n at a readout period that matches the view switching period. For example, the trigger signal TS is supplied from the control device 18 to the counting circuit 67-n at the switching timing of each view. In response to the supply of the trigger signal TS, the counting circuit 67-n adds 1 to the count stored in the internal memory every time an electric pulse signal is input from the pulse height discrimination circuit 65-n. When the next trigger signal is supplied, the counting circuit 67-n reads the count data (ie, count data) stored in the internal memory and supplies it to the output circuit 69. Further, the counting circuit 67-n resets the count stored in the internal memory to an initial value every time the trigger signal TS is supplied. In this way, the counting circuit 67-n counts the count for each view.

出力回路６９は、Ｘ線検出器１５に搭載されている複数の読出しチャンネル分の計数回路６７－ｎに接続されている。出力回路６９は、複数のエネルギービンの各々について、複数の読出しチャンネル分の計数回路６７－ｎからのカウントデータを統合してビュー毎の複数の読出しチャンネル分のカウントデータを生成する。各エネルギービンのカウントデータは、チャンネルとセグメント（列）とエネルギービンとにより規定されるカウント数のデータの集合である。各エネルギービンのカウントデータは、ビュー単位でコンソール装置４０に伝送される。ビュー単位のカウントデータをカウントデータセットＣＳと呼ぶ。 The output circuit 69 is connected to counting circuits 67-n for a plurality of readout channels mounted on the X-ray detector 15. For each of the plurality of energy bins, the output circuit 69 integrates the count data from the counting circuit 67-n for the plurality of readout channels to generate count data for the plurality of readout channels for each view. The count data of each energy bin is a set of count data defined by a channel, a segment (column), and an energy bin. The count data of each energy bin is transmitted to the console device 40 in units of views. The count data for each view is called a count data set CS.

回転フレーム１７は、Ｘ線管１１、ウェッジ１２、およびコリメータ１３と、Ｘ線検出器１５とを対向支持する円環状の部材である。回転フレーム１７は、固定フレームによって、内部に導入された被検体Ｐを中心として回転自在に支持される。回転フレーム１７は、更にＤＡＳ１６を支持する。ＤＡＳ１６が出力する検出データは、回転フレーム１７に設けられた発光ダイオード（ＬＥＤ）を有する送信機から、光通信によって、架台装置１０の非回転部分（例えば固定フレーム）に設けられたフォトダイオードを有する受信機に送信され、受信機によってコンソール装置４０に転送される。尚、回転フレーム１７から非回転部分への検出データの送信方法として、前述の光通信を用いた方法に限らず、非接触型の任意の送信方法を採用してよい。回転フレーム１７は、Ｘ線管１１等を支持して回転させることができるものであれば、円環状の部材に限らず、アームのような部材であってもよい。 The rotating frame 17 is an annular member that supports the X-ray tube 11, the wedge 12, the collimator 13, and the X-ray detector 15 so as to face each other. The rotating frame 17 is rotatably supported by a fixed frame around the subject P introduced therein. The rotating frame 17 further supports the DAS 16. The detection data outputted by the DAS 16 is transmitted via optical communication from a transmitter having a light emitting diode (LED) provided in the rotating frame 17 to a photodiode provided in a non-rotating portion (for example, a fixed frame) of the gantry device 10. It is transmitted to the receiver and transferred by the receiver to the console device 40. Note that the method of transmitting the detection data from the rotating frame 17 to the non-rotating portion is not limited to the method using optical communication described above, and any non-contact type transmitting method may be employed. The rotating frame 17 is not limited to an annular member, but may be an arm-like member as long as it can support and rotate the X-ray tube 11 and the like.

Ｘ線ＣＴ装置１は、例えば、Ｘ線管１１とＸ線検出器１５の双方が回転フレーム１７によって支持されて被検体Ｐの周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ－ＴｙｐｅのＸ線ＣＴ装置（第３世代ＣＴ）であるが、これに限らず、円環状に配列された複数のＸ線検出素子が固定フレームに固定され、Ｘ線管１１が被検体Ｐの周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ－ＴｙｐeのＸ線ＣＴ装置（第４世代ＣＴ）であってもよい。 The X-ray CT apparatus 1 is, for example, a Rotate/Rotate-Type X-ray CT apparatus (a third generation CT), but is not limited to this, and is not limited to Stationary/Rotate-Type, in which a plurality of X-ray detection elements arranged in an annular shape are fixed to a fixed frame, and the X-ray tube 11 rotates around the subject P. It may also be an X-ray CT device (4th generation CT).

制御装置１８は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）等のプロセッサを有する処理回路を有する。制御装置１８は、コンソール装置４０または架台装置１０に取り付けられた入力インターフェースからの入力信号を受け付けて、架台装置１０、寝台装置３０、およびＤＡＳ１６の動作を制御する。例えば、制御装置１８は、回転フレーム１７を回転させたり、架台装置１０をチルトさせたりする。架台装置１０をチルトさせる場合、制御装置１８は、入力インターフェースに入力された傾斜角度（チルト角度）に基づいて、Ｚ軸方向に平行な軸を中心に回転フレーム１７を回転させる。制御装置１８は、図示しないセンサの出力等によって回転フレーム１７の回転角度を把握している。また、制御装置１８は、ＤＡＳ１６のエネルギービン（参照信号ＴＨ）を制御する。制御装置１８は、架台装置１０に設けられてもよいし、コンソール装置４０に設けられてもよい。 The control device 18 includes, for example, a processing circuit including a processor such as a CPU (Central Processing Unit). The control device 18 receives input signals from an input interface attached to the console device 40 or the gantry device 10 and controls the operations of the gantry device 10, the bed device 30, and the DAS 16. For example, the control device 18 rotates the rotation frame 17 or tilts the gantry device 10. When tilting the gantry device 10, the control device 18 rotates the rotating frame 17 about an axis parallel to the Z-axis direction based on the tilt angle input to the input interface. The control device 18 knows the rotation angle of the rotating frame 17 based on the output of a sensor (not shown) or the like. Further, the control device 18 controls the energy bin (reference signal TH) of the DAS 16. The control device 18 may be provided on the gantry device 10 or may be provided on the console device 40.

寝台装置３０は、スキャン対象の被検体Ｐを載置して移動させ、架台装置１０の回転フレーム１７の内部に導入する装置である。寝台装置３０は、例えば、基台３１と、寝台駆動装置３２と、天板３３と、支持フレーム３４とを備える。基台３１は、支持フレーム３４を鉛直方向（Ｙ軸方向）に移動可能に支持する筐体を含む。寝台駆動装置３２は、モータやアクチュエータを含む。寝台駆動装置３２は、天板３３を、支持フレーム３４に沿って天板３３の長手方向（Ｚ軸方向）に移動させる。また、寝台駆動装置３２は、天板３３を鉛直方向（Ｙ軸方向）に移動させる。天板３３は、被検体Ｐが載置される板状の部材である。 The bed device 30 is a device on which a subject P to be scanned is placed and moved, and introduced into the rotating frame 17 of the gantry device 10 . The bed device 30 includes, for example, a base 31, a bed driving device 32, a top plate 33, and a support frame 34. The base 31 includes a housing that supports the support frame 34 movably in the vertical direction (Y-axis direction). The bed driving device 32 includes a motor and an actuator. The bed driving device 32 moves the top plate 33 along the support frame 34 in the longitudinal direction of the top plate 33 (Z-axis direction). Further, the bed driving device 32 moves the top plate 33 in the vertical direction (Y-axis direction). The top plate 33 is a plate-shaped member on which the subject P is placed.

寝台駆動装置３２は、天板３３だけでなく、支持フレーム３４を天板３３の長手方向に移動させてもよい。また、上記とは逆に、架台装置１０がＺ軸方向に移動可能であり、架台装置１０の移動によって回転フレーム１７が被検体Ｐの周囲に来るように制御されてもよい。また、架台装置１０と天板３３の双方が移動可能な構成であってもよい。また、Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体Ｐが立位または座位でスキャンされる方式の装置であってもよい。この場合、Ｘ線ＣＴ装置１は、寝台装置３０に代えて被検体支持機構を有し、架台装置１０は、回転フレーム１７を、床面に垂直な軸方向を中心に回転させる。 The bed driving device 32 may move not only the top plate 33 but also the support frame 34 in the longitudinal direction of the top plate 33. Further, contrary to the above, the gantry device 10 may be movable in the Z-axis direction, and the rotating frame 17 may be controlled to come around the subject P by moving the gantry device 10. Alternatively, both the gantry device 10 and the top plate 33 may be movable. Further, the X-ray CT apparatus 1 may be an apparatus in which the subject P is scanned in a standing or sitting position. In this case, the X-ray CT apparatus 1 includes a subject support mechanism in place of the bed device 30, and the gantry device 10 rotates the rotating frame 17 about an axial direction perpendicular to the floor surface.

コンソール装置４０は、例えば、メモリ４１と、ディスプレイ４２と、入力インターフェース４３と、ネットワーク接続回路４４と、処理回路５０とを有する。本実施形態では、コンソール装置４０は架台装置１０とは別体として説明するが、架台装置１０にコンソール装置４０の各構成要素の一部または全部が含まれてもよい。 The console device 40 includes, for example, a memory 41, a display 42, an input interface 43, a network connection circuit 44, and a processing circuit 50. In this embodiment, the console device 40 will be described as being separate from the gantry device 10, but the gantry device 10 may include some or all of the components of the console device 40.

メモリ４１は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。メモリ４１は、例えば、検出データや投影データ、再構成画像データ、ＣＴ画像データ、被検体Ｐに関する情報、撮影条件等を記憶する。メモリ４１は、例えば、架台装置１０から伝送された複数のエネルギービンに関するカウントデータを記憶する。これらのデータは、メモリ４１ではなく（或いはメモリ４１に加えて）、Ｘ線ＣＴ装置１が通信可能な外部メモリに記憶されてもよい。外部メモリは、例えば、外部メモリを管理するクラウドサーバが読み書きの要求を受け付けることで、クラウドサーバによって制御されるものである。 The memory 41 is realized by, for example, a RAM (Random Access Memory), a semiconductor memory element such as a flash memory, a hard disk, an optical disk, or the like. The memory 41 stores, for example, detection data, projection data, reconstructed image data, CT image data, information regarding the subject P, imaging conditions, and the like. The memory 41 stores, for example, count data regarding a plurality of energy bins transmitted from the gantry device 10. These data may be stored not in the memory 41 (or in addition to the memory 41) but in an external memory with which the X-ray CT apparatus 1 can communicate. The external memory is controlled by a cloud server, for example, when the cloud server that manages the external memory accepts read/write requests.

ディスプレイ４２は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ４２は、処理回路によって生成された医用画像（ＣＴ画像）や、医師、技師等である操作者による各種操作を受け付けるＧＵＩ（Graphical User Interface）画像等を表示する。ディスプレイ４２は、例えば、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）、有機ＥＬ（Electroluminescence）ディスプレイ等である。ディスプレイ４２は、架台装置１０に設けられてもよい。ディスプレイ４２は、デスクトップ型でもよいし、コンソール装置４０の本体部と無線通信可能な表示装置（例えばタブレット端末）であってもよい。 The display 42 displays various information. For example, the display 42 displays a medical image (CT image) generated by a processing circuit, a GUI (Graphical User Interface) image, etc. that accepts various operations by an operator such as a doctor or a technician. The display 42 is, for example, a liquid crystal display, a CRT (Cathode Ray Tube), an organic EL (Electroluminescence) display, or the like. The display 42 may be provided on the gantry device 10. The display 42 may be of a desktop type, or may be a display device (for example, a tablet terminal) that can communicate wirelessly with the main body of the console device 40.

入力インターフェース４３は、操作者による各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作の内容を示す電気信号を処理回路５０に出力する。例えば、入力インターフェース４３は、検出データまたは投影データを収集する際の収集条件、ＣＴ画像を再構成する際の再構成条件、ＣＴ画像から後処理画像を生成する際の画像処理条件、エネルギービンの設定条件等の入力操作を受け付ける。例えば、入力インターフェース４３は、マウスやキーボード、タッチパネル、ドラッグボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック、カメラ、赤外線センサ、マイク等により実現される。 The input interface 43 accepts various input operations by an operator, and outputs an electrical signal indicating the content of the received input operation to the processing circuit 50. For example, the input interface 43 can be used to determine acquisition conditions when collecting detection data or projection data, reconstruction conditions when reconstructing a CT image, image processing conditions when generating a post-processed image from a CT image, and energy bin settings. Accepts input operations such as setting conditions. For example, the input interface 43 is realized by a mouse, keyboard, touch panel, drag ball, switch, button, joystick, camera, infrared sensor, microphone, etc.

入力インターフェース４３は、架台装置１０に設けられてもよい。また、入力インターフェース４３は、コンソール装置４０の本体部と無線通信可能な表示装置（例えばタブレット端末）により実現されてもよい。尚、本明細書において入力インターフェースはマウス、キーボード等の物理的な操作部品を備えるものだけに限られない。例えば、装置とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、この電気信号を制御回路へ出力する電気信号の処理回路も入力インターフェースの例に含まれる。 The input interface 43 may be provided in the gantry device 10. Further, the input interface 43 may be realized by a display device (for example, a tablet terminal) that can communicate wirelessly with the main body of the console device 40. Note that in this specification, the input interface is not limited to one that includes physical operation parts such as a mouse and a keyboard. For example, examples of the input interface include an electrical signal processing circuit that receives an electrical signal corresponding to an input operation from an external input device provided separately from the device and outputs this electrical signal to a control circuit.

ネットワーク接続回路４４は、例えば、プリント回路基板を有するネットワークカード、或いは無線通信モジュール等を含む。ネットワーク接続回路４４は、接続する対象のネットワークの形態に応じた情報通信用プロトコルを実装する。 The network connection circuit 44 includes, for example, a network card having a printed circuit board, a wireless communication module, or the like. The network connection circuit 44 implements an information communication protocol depending on the type of network to be connected.

処理回路５０は、Ｘ線ＣＴ装置１の全体の動作や、架台装置１０の動作、寝台装置３０の動作を制御する。処理回路５０は、例えば、システム制御機能５１、前処理機能５２、再構成機能５３、画像処理機能５４、スキャン制御機能５５、表示制御機能５６等を実行する。これらの構成要素は、例えば、ハードウェアプロセッサ（コンピュータ）がメモリ４１に格納されたプログラム（ソフトウェア）を実行することにより実現される。ハードウェアプロセッサとは、例えば、ＣＰＵ、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device; ＳＰＬＤ）または複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device; ＣＰＬＤ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array; ＦＰＧＡ））等の回路（circuitry）を意味する。 The processing circuit 50 controls the overall operation of the X-ray CT apparatus 1, the operation of the gantry apparatus 10, and the operation of the bed apparatus 30. The processing circuit 50 executes, for example, a system control function 51, a preprocessing function 52, a reconstruction function 53, an image processing function 54, a scan control function 55, a display control function 56, and the like. These components are realized, for example, by a hardware processor (computer) executing a program (software) stored in the memory 41. A hardware processor is, for example, a CPU, a GPU (Graphics Processing Unit), an application specific integrated circuit (ASIC), a programmable logic device (for example, a Simple Programmable Logic Device (SPLD)), or a complex programmable logic device ( Refers to circuits such as Complex Programmable Logic Device (CPLD) and Field Programmable Gate Array (FPGA).

メモリ４１にプログラムを記憶させる代わりに、ハードウェアプロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合、ハードウェアプロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。ハードウェアプロセッサは、単一の回路として構成されるものに限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのハードウェアプロセッサとして構成され、各機能を実現するようにしてもよい。また、複数の構成要素を１つのハードウェアプロセッサに統合して各機能を実現するようにしてもよい。 Instead of storing the program in the memory 41, the program may be directly incorporated into the circuit of the hardware processor. In this case, the hardware processor realizes its functions by reading and executing a program built into the circuit. The hardware processor is not limited to being configured as a single circuit, but may be configured as one hardware processor by combining a plurality of independent circuits to realize each function. Further, a plurality of components may be integrated into one hardware processor to realize each function.

コンソール装置４０または処理回路５０が有する各構成要素は、分散化されて複数のハードウェアにより実現されてもよい。処理回路５０は、コンソール装置４０が有する構成ではなく、コンソール装置４０と通信可能な処理装置によって実現されてもよい。処理装置は、例えば、一つのＸ線ＣＴ装置と接続されたワークステーション、或いは、複数のＸ線ＣＴ装置に接続され、以下に説明する処理回路５０と同等の処理を一括して実行する装置（例えばクラウドサーバ）である。 Each component included in the console device 40 or the processing circuit 50 may be distributed and realized by a plurality of pieces of hardware. The processing circuit 50 may be realized by a processing device that can communicate with the console device 40 instead of the configuration that the console device 40 has. The processing device is, for example, a workstation connected to one X-ray CT device, or a device that is connected to multiple X-ray CT devices and collectively executes the same processing as the processing circuit 50 described below. For example, a cloud server).

システム制御機能５１は、入力インターフェース４３が受け付けた入力操作に基づいて、処理回路５０の各種機能を制御する。システム制御機能５１は、例えば、エネルギービンの設定を行う。システム制御機能５１は、設定されたエネルギービンの設定条件を、制御装置１８に出力する。 The system control function 51 controls various functions of the processing circuit 50 based on input operations received by the input interface 43. The system control function 51 performs, for example, setting of energy bins. The system control function 51 outputs the set energy bin setting conditions to the control device 18.

前処理機能５２は、ＤＡＳ１６により出力された検出データに対してオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を行う。 The preprocessing function 52 performs preprocessing such as offset correction processing, inter-channel sensitivity correction processing, and beam hardening correction on the detection data output by the DAS 16.

再構成機能５３は、検出データ（カウントデータ）に基づいて被検体Ｐに関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成する。図３は、第１の実施形態に係る再構成機能５３の機能ブロック図である。再構成機能５３は、例えば、応答関数生成機能５３１と、Ｘ線吸収量算出機能５３２と、再構成処理機能５３３と、検出機能５３４と、抽出機能５３５と、編集機能５３６とを備える。 The reconstruction function 53 reconstructs a photon counting CT image regarding the subject P based on the detection data (count data). FIG. 3 is a functional block diagram of the reconfiguration function 53 according to the first embodiment. The reconstruction function 53 includes, for example, a response function generation function 531, an X-ray absorption amount calculation function 532, a reconstruction processing function 533, a detection function 534, an extraction function 535, and an editing function 536.

応答関数生成機能５３１は、検出器応答特性を表す応答関数のデータを生成する。例えば、応答関数生成機能５３１は、複数の入射Ｘ線エネルギーを有する複数の単色Ｘ線に対する標準検出系の応答（すなわち、検出エネルギーおよび検出強度）を予測計算、実験、及び予測計算と実験との組み合わせにより計測し、検出エネルギーおよび検出強度の計測値に基づいて応答関数を生成する。また、応答関数生成機能５３１は、キャリブレーション等において収集された実測の計測値に基づいて応答関数のデータを生成してもよい。応答関数は、入射Ｘ線ごとの検出エネルギーとシステムの出力応答との関係を規定する。例えば、応答関数は、入射Ｘ線ごとの検出エネルギーと検出強度との関係を規定する。生成された応答関数のデータは、メモリ４１に記憶される。 The response function generation function 531 generates response function data representing detector response characteristics. For example, the response function generation function 531 calculates the response (i.e., detection energy and detection intensity) of a standard detection system to a plurality of monochromatic X-rays having a plurality of incident X-ray energies by performing predictive calculation, experiment, and a combination of the predictive calculation and experiment. A response function is generated based on the measured values of detected energy and detected intensity. Further, the response function generation function 531 may generate response function data based on actual measurement values collected during calibration or the like. The response function defines the relationship between the detected energy for each incident x-ray and the output response of the system. For example, the response function defines the relationship between detected energy and detected intensity for each incident X-ray. The generated response function data is stored in the memory 41.

Ｘ線吸収量算出機能５３２は、複数のエネルギービンに関するカウントデータ、被検体Ｐへの入射Ｘ線のエネルギースペクトラム、およびメモリ４１に記憶された応答関数に基づいて、複数の基底物質各々に関するＸ線吸収量を算出する。Ｘ線吸収量算出機能５３２は、応答関数を利用してカウントデータと被検体Ｐへの入射Ｘ線のエネルギースペクトラムとに基づいてＸ線吸収量を算出することにより、Ｘ線検出器１５およびＤＡＳ１６の応答特性の影響がないＸ線吸収量を算出することができる。このように基底物質毎にＸ線吸収量を得る処理は物質弁別とも呼ばれている。基底物質としては、カルシウム、石灰化、骨、脂肪、筋肉、空気、臓器、病変部、硬部組織、軟部組織、造影物質等のあらゆる物質に設定可能である。算出対象の基底物質の種類は、予め入力インターフェース４３を介して操作者等により決定されてよい。Ｘ線吸収量は、基底物質により吸収されるＸ線量を示す。例えば、Ｘ線吸収量は、Ｘ線減弱係数とＸ線透過経路長との組み合わせにより規定される。 The X-ray absorption amount calculation function 532 calculates the X-ray absorption amount for each of the plurality of base materials based on the count data regarding the plurality of energy bins, the energy spectrum of the incident X-rays on the subject P, and the response function stored in the memory 41. Calculate the amount of absorption. The X-ray absorption amount calculation function 532 uses a response function to calculate the X-ray absorption amount based on the count data and the energy spectrum of the incident X-rays on the subject P. It is possible to calculate the amount of X-ray absorption that is not affected by the response characteristics of. This process of obtaining the X-ray absorption amount for each base substance is also called substance discrimination. The base substance can be set to any substance such as calcium, calcification, bone, fat, muscle, air, organ, lesion, hard tissue, soft tissue, contrast material, etc. The type of base material to be calculated may be determined in advance by an operator or the like via the input interface 43. The X-ray absorption amount indicates the amount of X-rays absorbed by the base material. For example, the amount of X-ray absorption is defined by the combination of the X-ray attenuation coefficient and the X-ray transmission path length.

再構成処理機能５３３は、Ｘ線吸収量算出機能５３２により算出された複数の基底物質各々に関するＸ線吸収量に基づいて、当該複数の基底物質のうちの画像化対象の基底物質の空間分布を表現するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成し、生成したＣＴ画像データをメモリ４１に記憶させる。画像化対象の基底物質は、１種類でも良いし複数種類でもよい。画像化対象の基底物質の種類は、入力インターフェース４３を介して操作者等により決定されてよい。この再構成されたフォトンカウンティングＣＴ画像は、全エネルギー帯のエネルギービンに関するカウントデータを用いて生成された全エネルギー画像である。 The reconstruction processing function 533 calculates the spatial distribution of the base substance to be imaged among the plurality of base substances based on the X-ray absorption amount for each of the plurality of base substances calculated by the X-ray absorption amount calculation function 532. A photon counting CT image to be expressed is reconstructed, and the generated CT image data is stored in the memory 41. The base substance to be imaged may be one type or multiple types. The type of base substance to be imaged may be determined by an operator or the like via the input interface 43. This reconstructed photon counting CT image is a full energy image generated using count data for energy bins of all energy bands.

検出機能５３４は、再構成処理機能５３３により再構成されたフォトンカウンティングＣＴ画像（複数のエネルギービンの全カウントデータに基づく全エネルギー画像）における高吸収体の領域を検出する。高吸収体とは、Ｘ線吸収率が高い物質をいう。高吸収体は、例えば、金属（金属製ニードル等）である。全エネルギー画像においては、高吸収体以外の領域については高精度な画像が得られるが、高吸収体の領域にはアーチファクトが生じ、例えば、実際のよりも大きく（金属製ニードルの場合は実際よりも太く）表示されてしまうという問題が生じる。例えば、高吸収体に基づくストリークアーチファクトというよりは、高吸収体の周囲に発生し、高吸収体の輪郭をわからなくするようなアーチファクトが生じる。検出機能５３４は、このようなアーチファクトが生じている高吸収体の領域を検出する。検出機能５３４は、例えば、入力インターフェース４３を介して入力された操作者等による指定に基づいて、高吸収体の領域を検出してよい。 The detection function 534 detects a high absorber region in the photon counting CT image (total energy image based on all count data of a plurality of energy bins) reconstructed by the reconstruction processing function 533. A high absorber refers to a substance that has a high X-ray absorption rate. The superabsorbent material is, for example, metal (metal needle, etc.). In the total energy image, high-precision images are obtained for areas other than high-absorber areas, but artifacts occur in areas of high-absorbers, for example, the image is larger than the actual size (in the case of a metal needle, the image is larger than the actual size). The problem arises that the image is displayed too thickly. For example, rather than a streak artifact based on the superabsorbent material, an artifact occurs around the superabsorbent material and makes the outline of the superabsorbent material difficult to discern. Detection function 534 detects areas of the superabsorbent material where such artifacts occur. The detection function 534 may detect a region of the superabsorbent material, for example, based on a designation input by an operator or the like via the input interface 43.

抽出機能５３５は、複数のエネルギービンの内、高エネルギー範囲のエネルギービンのカウントデータに基づく高エネルギー画像から、検出機能５３４により検出された全エネルギー画像上の高吸収体に相当する領域の画像（高吸収体画像）を抽出する。高エネルギー画像においては、高吸収体であっても、アーチファクトが無く（或いは少なく）、高精度にその形状を再現することが可能である。抽出機能５３５は、高エネルギー画像から、このような高精度な高吸収体画像を抽出する。抽出機能５３５の処理の詳細については後述する。 The extraction function 535 extracts an image ( Extract the high absorber image). In a high-energy image, even if the material is highly absorbent, there are no (or few) artifacts, and its shape can be reproduced with high precision. The extraction function 535 extracts such a highly accurate high absorber image from the high energy image. Details of the processing of the extraction function 535 will be described later.

抽出機能５３５は、「抽出部」の一例である。抽出機能５３５は、被検体のスキャンにより得られたエネルギーが異なる複数のスキャンデータの内、第１エネルギー（高エネルギー）のスキャンデータに基づいて生成された第１画像（高エネルギー画像）から、高吸収体の領域を抽出する。 The extraction function 535 is an example of an "extraction unit". The extraction function 535 extracts a high-energy image from a first image (high-energy image) generated based on first-energy (high-energy) scan data among a plurality of scan data with different energies obtained by scanning the subject. Extract the region of the absorber.

編集機能５３６は、全エネルギー画像を編集し、全エネルギー画像上において検出された高吸収体の領域に、高エネルギー画像から抽出された高吸収体画像をオーバーレイ（重畳）したオーバーレイ画像を生成する。編集機能５３６は、全エネルギー画像上において検出された高吸収体の領域および高吸収体画像の一方または両方に着色を施すようにしてもよい。編集機能５３６の処理の詳細については後述する。また、編集機能５３６は、複数のエネルギービンの内、低エネルギー範囲のエネルギービンのカウントデータに基づく低エネルギー画像を編集し、低エネルギー画像上において検出された高吸収体の領域に、高エネルギー画像から抽出された高吸収体画像をオーバーレイ（重畳）したオーバーレイ画像を生成してもよい。 The editing function 536 edits the total energy image and generates an overlay image in which the high absorber image extracted from the high energy image is overlaid on the high absorber region detected on the total energy image. The editing function 536 may color one or both of the high absorber region detected on the total energy image and the high absorber image. Details of the processing of the editing function 536 will be described later. In addition, the editing function 536 edits the low energy image based on the count data of the energy bin in the low energy range among the plurality of energy bins, and adds the high energy image to the region of the high absorber detected on the low energy image. An overlay image may be generated by overlaying the high absorber image extracted from the image.

編集機能５３６は、「編集部」の一例である。編集機能５３６は、複数のスキャンデータの内、第１エネルギー（高エネルギー）とは異なる第２エネルギーのスキャンデータに基づいて生成された第２画像上（全エネルギー画像）に、抽出された高吸収体の領域を重畳した重畳画像（オーバーレイ画像）を生成する。第１エネルギーは、第２エネルギーよりも高い。 The editing function 536 is an example of an "editing department." The editing function 536 includes an extracted high-absorption image on a second image (total energy image) generated based on scan data of a second energy different from the first energy (high energy) among the plurality of scan data. A superimposed image (overlay image) in which body regions are superimposed is generated. The first energy is higher than the second energy.

再構成機能５３は、「再構成部」の一例である。再構成機能５３は、エネルギー範囲が異なる複数のエネルギービンの内、高エネルギー範囲のエネルギービンのカウントデータである第１エネルギー（高エネルギー）のスキャンデータに基づいて第１画像（高エネルギー画像）を生成し、第２エネルギーのスキャンデータを含む複数のエネルギービンの全カウントデータに基づいて第２画像（全エネルギー画像）を生成する。 The reconfiguration function 53 is an example of a "reconfiguration unit." The reconstruction function 53 generates a first image (high energy image) based on first energy (high energy) scan data that is count data of an energy bin in a high energy range among a plurality of energy bins having different energy ranges. and generate a second image (total energy image) based on total count data of a plurality of energy bins including scan data of the second energy.

画像処理機能５４は、入力インターフェース４３が受け付けた入力操作に基づいて、ＣＴ画像データを公知の方法により、三次元画像データや任意断面の断面像データに変換する。三次元画像データへの変換は、前処理機能５２によって行われてもよい。 The image processing function 54 converts the CT image data into three-dimensional image data or cross-sectional image data of an arbitrary cross section using a known method based on the input operation received by the input interface 43. Conversion to three-dimensional image data may be performed by a preprocessing function 52.

スキャン制御機能５５は、Ｘ線高電圧装置１４、ＤＡＳ１６、制御装置１８、および寝台駆動装置３２に指示することで、架台装置１０における検出データの収集処理を制御する。スキャン制御機能５５は、位置決め画像を収集する撮影、および診断に用いる画像を撮影する際の各部の動作をそれぞれ制御する。 The scan control function 55 controls the detection data collection process in the gantry device 10 by instructing the X-ray high voltage device 14, DAS 16, control device 18, and bed driving device 32. The scan control function 55 controls the operations of each part when capturing a positioning image and when capturing an image used for diagnosis.

表示制御機能５６は、処理回路によって生成された医用画像（ＣＴ画像）や、医師、技師等である操作者による各種操作を受け付けるＧＵＩ画像等を、ディスプレイ４２に表示させる。表示制御機能５６は、編集機能５３６により生成されたオーバーレイ画像を、ディスプレイ４２に表示させる。 The display control function 56 causes the display 42 to display a medical image (CT image) generated by the processing circuit, a GUI image that accepts various operations by an operator such as a doctor, a technician, etc. The display control function 56 causes the display 42 to display the overlay image generated by the editing function 536.

表示制御機能５６は、「表示制御部」の一例である。表示制御機能５６は、重畳画像（オーバーレイ画像）を表示装置（ディスプレイ４２）に表示させる。 The display control function 56 is an example of a "display control section." The display control function 56 displays the superimposed image (overlay image) on the display device (display 42).

上記構成により、Ｘ線ＣＴ装置１は、ヘリカルスキャン、コンベンショナルスキャン、ステップアンドシュート等のスキャン態様で被検体Ｐのスキャンを行う。ヘリカルスキャンとは、天板３３を移動させながら回転フレーム１７を回転させて被検体Ｐをらせん状にスキャンする態様である。コンベンショナルスキャンとは、天板３３を静止させた状態で回転フレーム１７を回転させて被検体Ｐを円軌道でスキャンする態様である。ステップアンドシュートとは、天板３３の位置を一定間隔で移動させて、コンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行う態様である。 With the above configuration, the X-ray CT apparatus 1 scans the subject P in a scanning manner such as a helical scan, a conventional scan, or a step-and-shoot. The helical scan is a mode in which the subject P is scanned in a spiral manner by rotating the rotating frame 17 while moving the top plate 33. Conventional scanning is a mode in which the rotating frame 17 is rotated while the top plate 33 is kept stationary to scan the subject P in a circular orbit. The step-and-shoot is a mode in which the position of the top plate 33 is moved at regular intervals to perform conventional scanning in a plurality of scan areas.

［処理フロー］
次に、Ｘ線ＣＴ装置１の撮影処理の一例を説明する。図４は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の撮影処理の一例を示すフローチャートである。以下では、被検体Ｐに対して金属製ニードルを用いたバイオプシを行う場合を例に挙げて説明する。 [Processing flow]
Next, an example of the imaging process of the X-ray CT apparatus 1 will be explained. FIG. 4 is a flowchart showing an example of the imaging process of the X-ray CT apparatus 1 according to the first embodiment. In the following, a case where a biopsy using a metal needle is performed on the subject P will be described as an example.

まず、寝台装置３０の天板３３に被検体Ｐが載置された状態で、スキャン制御機能５５は、スキャンを開始する（ステップＳ１０１）。 First, with the subject P placed on the top plate 33 of the bed device 30, the scan control function 55 starts scanning (step S101).

次に、再構成機能５３（応答関数生成機能５３１、Ｘ線吸収量算出機能５３２、再構成処理機能５３３）は、検出データ（複数のエネルギービンの全カウントデータ）に基づいて被検体Ｐに関するフォトンカウンティングＣＴ画像（全エネルギー画像）を再構成する（ステップＳ１０３）。 Next, the reconstruction function 53 (response function generation function 531, X-ray absorption amount calculation function 532, reconstruction processing function 533) generates photons related to the subject P based on the detection data (all count data of a plurality of energy bins). A counting CT image (total energy image) is reconstructed (step S103).

次に、検出機能５３４は、再構成された全エネルギー画像における高吸収体の領域（アーチファクトが生じている領域）を検出する（ステップＳ１０５）。例えば、検出機能５３４は、入力インターフェース４３を介して入力された操作者等による指定に基づいて、高吸収体の領域を検出する。 Next, the detection function 534 detects a high absorber region (region where an artifact occurs) in the reconstructed total energy image (step S105). For example, the detection function 534 detects a region of the superabsorbent material based on a designation input by an operator or the like via the input interface 43.

図５Ａは、第１の実施形態に係る全エネルギー画像ＩＭＧ１の一例を示す図である。図５Ａに示す例は、被検体Ｐ内の腫瘍Ｔｕの部位に金属製ニードルが刺入されている状態を示す。全エネルギー画像ＩＭＧ１においては、高吸収体である金属製ニードルの領域Ｎにアーチファクトが生じて、実際によりも金属製ニードルが太く表示されている。バイオプシを行う医師等は、このようなアーチファクトが生じている金属製ニードルの全エネルギー画像ＩＭＧ１を確認しても、被検体Ｐ内における金属製ニードルの正確な位置を把握することができない。 FIG. 5A is a diagram showing an example of the total energy image IMG1 according to the first embodiment. The example shown in FIG. 5A shows a state in which a metal needle is inserted into a site of a tumor Tu within a subject P. In the total energy image IMG1, an artifact occurs in the region N of the metal needle, which is a high absorber, and the metal needle is displayed thicker than it actually is. Even if a doctor or the like who performs a biopsy confirms the total energy image IMG1 of the metal needle in which such an artifact has occurred, the doctor or the like who performs the biopsy cannot grasp the exact position of the metal needle within the subject P.

このように、高吸収体の領域（アーチファクトが生じている領域）が検出された場合（ステップＳ１０７：ＹＥＳ）、再構成機能５３（応答関数生成機能５３１、Ｘ線吸収量算出機能５３２、再構成処理機能５３３）は、検出データ（高エネルギー範囲のエネルギービンのカウントデータ）に基づいて被検体Ｐに関するフォトンカウンティングＣＴ画像（高エネルギー画像）を再構成する（ステップＳ１０９）。 In this way, when a high absorber area (area where an artifact occurs) is detected (step S107: YES), the reconstruction function 53 (response function generation function 531, X-ray absorption amount calculation function 532, reconstruction The processing function 533) reconstructs a photon counting CT image (high energy image) regarding the subject P based on the detection data (count data of energy bins in the high energy range) (step S109).

次に、抽出機能５３５は、高エネルギー画像から、検出機能５３４により検出された全エネルギー画像上の高吸収体の領域に相当する領域の画像（高吸収体画像）を抽出する（ステップＳ１１１）。高エネルギー画像においては、高吸収体であっても、アーチファクトが無く（或いは少なく）、高精度にその形状を再現することが可能である。抽出機能５３５は、このような高精度な高吸収体画像を抽出する。 Next, the extraction function 535 extracts, from the high-energy image, an image (high-absorber image) of a region corresponding to the high-absorber region on the total energy image detected by the detection function 534 (step S111). In a high-energy image, even if the material is highly absorbent, there are no (or few) artifacts, and its shape can be reproduced with high precision. The extraction function 535 extracts such a highly accurate high absorber image.

次に、編集機能５３６は、全エネルギー画像を編集し、全エネルギー画像上において検出された高吸収体の領域に、高エネルギー画像から抽出された高吸収体画像をオーバーレイ（重畳）したオーバーレイ画像を生成する（ステップＳ１１３）。 Next, the editing function 536 edits the total energy image and creates an overlay image in which the high absorber image extracted from the high energy image is overlaid on the high absorber region detected on the total energy image. is generated (step S113).

次に、表示制御機能５６は、編集機能５３６により生成されたオーバーレイ画像を、ディスプレイ４２に表示させる（ステップＳ１１５）。 Next, the display control function 56 causes the display 42 to display the overlay image generated by the editing function 536 (step S115).

図５Ｂは、第１の実施形態に係るオーバーレイ画像ＩＭＧ２の一例を示す図である。図５Ｂに示す例では、図５Ａに示す全エネルギー画像ＩＭＧ１において検出された金属製ニードルの領域Ｎに、高エネルギー画像から抽出された金属製ニードルの高吸収体画像ＲＮが重畳されている。この金属製ニードルの高吸収体画像ＲＮは、全エネルギー画像ＩＭＧ１における金属製ニードルの領域Ｎよりも細く、実際の金属製ニードルの形状に近いものとなっている。バイオプシを行う医師等は、このようなオーバーレイ画像ＩＭＧ２を確認することで、被検体Ｐ内における金属製ニードルの正確な位置を把握することができる。尚、金属製ニードルの領域Ｎを表示せずに、金属製ニードルの領域Ｎを高吸収体画像ＲＮで置換するようにしてもよい。 FIG. 5B is a diagram illustrating an example of overlay image IMG2 according to the first embodiment. In the example shown in FIG. 5B, the high absorber image RN of the metal needle extracted from the high energy image is superimposed on the region N of the metal needle detected in the total energy image IMG1 shown in FIG. 5A. This high-absorber image RN of the metal needle is thinner than the region N of the metal needle in the total energy image IMG1, and is close to the shape of the actual metal needle. A doctor or the like who performs a biopsy can grasp the exact position of the metal needle within the subject P by checking such an overlay image IMG2. Note that the area N of the metal needle may be replaced with the high absorber image RN without displaying the area N of the metal needle.

一方、高吸収体の領域（アーチファクトが生じている領域）が検出されなかった場合（ステップＳ１０７：ＮＯ）、表示制御機能５６は、全エネルギー画像を、ディスプレイ４２に表示させる（ステップＳ１１５）。以降、バイオプシの術中において、上記と同様な処理が繰り返される。 On the other hand, if a high absorber area (an area where an artifact occurs) is not detected (step S107: NO), the display control function 56 displays the total energy image on the display 42 (step S115). Thereafter, the same process as above is repeated during the biopsy procedure.

尚、上記においてはフォトンカウンティングＣＴ装置の場合を例に挙げて説明したが、デュアルエナジースキャン方式のＸ線ＣＴ装置の場合は、低エネルギーのＸ線による検出データに基づく画像を全エネルギー画像の代わりに用い、高エネルギーのＸ線による検出データに基づく画像を高エネルギー画像として用いることで、上記と同様に、オーバーレイ画像ＩＭＧ２を得ることができる。 In addition, although the case of a photon counting CT device was explained above as an example, in the case of a dual-energy scan type X-ray CT device, an image based on detection data from low-energy X-rays is used instead of a full-energy image. By using an image based on detection data from high-energy X-rays as a high-energy image, it is possible to obtain an overlay image IMG2 in the same manner as described above.

すなわち、再構成機能５３は、第１エネルギーのＸ線によるスキャンデータに基づいて第１画像（高エネルギー画像）を生成し、第２エネルギーのＸ線によるスキャンデータに基づいて第２画像を生成する再構成部をさらに備える。第１エネルギーは、第２エネルギーよりも高い。 That is, the reconstruction function 53 generates a first image (high energy image) based on the scan data of the X-rays of the first energy, and generates the second image based on the scan data of the X-rays of the second energy. It further includes a reconstruction section. The first energy is higher than the second energy.

以上説明した第１の実施形態によれば、ＣＴ画像上における高吸収体の領域の視認性を向上させることができる。全エネルギー画像上において検出された高吸収体の領域に、高エネルギー画像から抽出された高吸収体画像をオーバーレイしたオーバーレイ画像を生成することで、被検体の体内における高吸収体の位置を正確に把握することが可能となる。 According to the first embodiment described above, it is possible to improve the visibility of the region of the superabsorbent material on a CT image. By creating an overlay image in which the high absorber image extracted from the high energy image is overlaid on the area of the high absorber detected on the total energy image, the position of the high absorber within the subject's body can be accurately determined. It becomes possible to understand.

＜第２の実施形態＞
次に、第２の実施形態について説明する。第２の実施形態においては、検出機能５３４が、低エネルギーの画像に含まれる物体の形状と、高エネルギーの画像に含まれる物体の形状との違いに基づいて、高吸収体の領域を自動的に検出する点が、第１の実施形態と異なる。以下の説明においては、第１の実施形態と共通する構成や機能については同一符号を付して、その説明を省略する。 <Second embodiment>
Next, a second embodiment will be described. In the second embodiment, the detection function 534 automatically identifies regions of the high absorber based on the difference between the shape of the object in the low-energy image and the shape of the object in the high-energy image. This embodiment differs from the first embodiment in that it is detected in the following manner. In the following description, configurations and functions common to those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted.

高吸収体は、低エネルギーの検出データを用いて生成された低エネルギー画像と、高エネルギーの検出データを用いて生成された高エネルギー画像との間で、形状の違いが大きいことが想定される。そこで、検出機能５３４は、このような低エネルギーの画像に含まれる物体の形状と、高エネルギーの画像に含まれる物体の形状との違い（比較結果）に基づいて、高吸収体の領域を自動的に検出する。フォトンカウンティングＣＴ装置の場合、エネルギーレベルが低いエネルギービンに関するカウントデータを用いて生成された低エネルギー画像と、エネルギーレベルが高いエネルギービンに関するカウントデータを用いて生成された高エネルギー画像との違いに基づいて、高吸収体の領域を検出する。デュアルエナジースキャン方式のＸ線ＣＴ装置の場合、低エネルギーのＸ線による検出データを用いて生成された低エネルギー画像と、高エネルギーのＸ線による検出データを用いて生成された高エネルギー画像との違いに基づいて、高吸収体の領域を検出する。 It is assumed that a high absorber has a large difference in shape between a low-energy image generated using low-energy detection data and a high-energy image generated using high-energy detection data. . Therefore, the detection function 534 automatically detects the region of the high absorber based on the difference (comparison result) between the shape of the object included in the low-energy image and the shape of the object included in the high-energy image. Detect accurately. In the case of a photon counting CT device, based on the difference between a low-energy image generated using count data related to an energy bin with a low energy level and a high-energy image generated using count data related to an energy bin with a high energy level. to detect the area of the superabsorbent material. In the case of a dual-energy scan type X-ray CT device, a low-energy image generated using detection data from low-energy X-rays and a high-energy image generated using detection data from high-energy X-rays are combined. Based on the differences, areas of superabsorbency are detected.

図６は、第２の実施形態に係るオーバーレイ画像ＩＭＧ３の一例を示す図である。図６に示す例は、被検体Ｐ内の腫瘍Ｔｕの部位に金属製ニードルが刺入されている状態を示す。オーバーレイ画像ＩＭＧ３において、領域ＬＡは、低エネルギー画像から抽出された金属製ニードルの領域を示し、領域ＨＡは、高エネルギー画像から抽出された金属製ニードルの領域を示す。その他の領域は、全エネルギー画像である。ここで、領域ＬＡは、領域ＨＡよりも大きな領域となっている。このように、検出機能５３４は、低エネルギー画像と、高エネルギー画像との間で、形状の違いが大きい領域を、高吸収体の領域として検出する。尚、低エネルギー画像に含まれる各物体と、高エネルギー画像に含まれる各物体との対応付けは、物体の形状に基づいて行われる。例えば、検出機能５３４は、高エネルギー画像に含まれる物体の形状に対して、少し拡大した程度の物、拡大を超えて形状の変化がある物等を評価し、形状が異なる物についてはアーチファクトと考えることができる。 FIG. 6 is a diagram showing an example of an overlay image IMG3 according to the second embodiment. The example shown in FIG. 6 shows a state in which a metal needle is inserted into a site of a tumor Tu within a subject P. In overlay image IMG3, area LA indicates the area of the metal needle extracted from the low-energy image, and area HA indicates the area of the metal needle extracted from the high-energy image. The other regions are total energy images. Here, area LA is larger than area HA. In this way, the detection function 534 detects a region with a large difference in shape between the low energy image and the high energy image as a region of high absorber. Note that the correspondence between each object included in the low-energy image and each object included in the high-energy image is performed based on the shape of the object. For example, the detection function 534 evaluates the shape of the object included in the high-energy image, such as objects that have been slightly enlarged or objects that have changed in shape beyond the enlargement, and considers objects with different shapes as artifacts. I can think.

検出機能５３４は、「検出部」の一例である。検出機能５３４は、第１画像（高エネルギー画像）に含まれる物体の形状と、第２画像（全エネルギー画像）に含まれる物体の形状との違いに基づいて、高吸収体の領域を検出する。また、検出機能５３４は、高吸収体を含まない被検体Ｐの画像における軟部組織の領域内において、高吸収体の領域を検出するようにしてもよい。これにより、検出に要する処理速度、精度を向上させることが可能となる。 The detection function 534 is an example of a "detection unit". The detection function 534 detects a region of the high absorber based on the difference between the shape of the object included in the first image (high energy image) and the shape of the object included in the second image (total energy image). . Further, the detection function 534 may detect a region of a high absorbent material within a soft tissue region in an image of the subject P that does not include a high absorbent material. This makes it possible to improve the processing speed and accuracy required for detection.

以上説明した第２の実施形態によれば、ＣＴ画像上における高吸収体領域の視認性を向上させることができる。全エネルギー画像上において検出された高吸収体の領域に、高エネルギー画像から抽出された高吸収体画像をオーバーレイしたオーバーレイ画像を生成することで、被検体の体内における高吸収体の位置を正確に把握することが可能となる。さらに、検出機能５３４が、低エネルギーの画像に含まれる物体の形状と、高エネルギーの画像に含まれる物体の形状との違いに基づいて、高吸収体の領域を検出することで、高吸収体の領域を自動的且つ高精度に検出することができる。 According to the second embodiment described above, the visibility of the high absorber region on a CT image can be improved. By creating an overlay image in which the high absorber image extracted from the high energy image is overlaid on the area of the high absorber detected on the total energy image, the position of the high absorber within the subject's body can be accurately determined. It becomes possible to understand. Furthermore, the detection function 534 detects the area of the high absorber based on the difference between the shape of the object included in the low energy image and the shape of the object included in the high energy image. can be detected automatically and with high precision.

＜第３の実施形態＞
次に、第３の実施形態について説明する。第３の実施形態においては、高吸収体画像を抽出するために、フォトンカウンティングＣＴ装置のエネルギービンの制御を行う点が、第１の実施形態と異なる。以下の説明においては、第１の実施形態と共通する構成や機能については同一符号を付して、その説明を省略する。 <Third embodiment>
Next, a third embodiment will be described. The third embodiment differs from the first embodiment in that the energy bin of the photon counting CT apparatus is controlled in order to extract a high absorber image. In the following description, configurations and functions common to those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted.

図７は、第３の実施形態に係るエネルギービンの構成の一例を示す図である。図７は、ＤＡＳ１６において、ｂｉｎ１からｂｉｎ５までの５つのエネルギービンが設定される場合を示している。図８は、第３の実施形態に係る各ｂｉｎのカウントデータを用いて金属製ニードルを再構成した場合の模式図である。図８に示すように、ｂｉｎ１からｂｉｎ５の内、ｂｉｎ４のカウントデータに基づく金属製ニードルはその形状が正確に反映されている。この場合、システム制御機能５１は、金属製ニードルの形状がより正確に抽出できるように、ｂｉｎ４のエネルギー閾値（下限の閾値Ａ、上限の閾値Ｂ）を調整する。再構成機能５３は、このようなｂｉｎの閾値の調整が行われた条件下で取得されたｂｉｎ４のカウントデータを用いてＣＴ画像を再構成し、抽出機能５３５は、このｂｉｎ４のカウントデータを用いて再構成されたＣＴ画像から、高吸収体画像を抽出する。 FIG. 7 is a diagram illustrating an example of the configuration of an energy bin according to the third embodiment. FIG. 7 shows a case where five energy bins from bin1 to bin5 are set in the DAS 16. FIG. 8 is a schematic diagram when the metal needle is reconfigured using the count data of each bin according to the third embodiment. As shown in FIG. 8, the shape of the metal needle based on the count data of bin 4 among bins 1 to 5 is accurately reflected. In this case, the system control function 51 adjusts the energy thresholds (lower limit threshold A, upper limit threshold B) of bin 4 so that the shape of the metal needle can be extracted more accurately. The reconstruction function 53 reconstructs a CT image using the count data of bin 4 acquired under the conditions in which the bin threshold has been adjusted, and the extraction function 535 uses the count data of bin 4 to reconstruct the CT image. A high absorber image is extracted from the reconstructed CT image.

図９は、第３の実施形態に係るエネルギービンの構成の他の例を示す図である。図９に示すように、再構成機能５３は、ｂｉｎ１からｂｉｎ５までの５つのエネルギービンの内、高吸収体の抽出に適したｂｉｎ（この場合、ｂｉｎ４）を選択して、ＣＴ画像を再構成するようにしてもよい。 FIG. 9 is a diagram showing another example of the configuration of the energy bin according to the third embodiment. As shown in FIG. 9, the reconstruction function 53 selects a bin suitable for extracting high absorbers (bin 4 in this case) from among the five energy bins from bin 1 to bin 5, and reconstructs the CT image. You may also do so.

システム制御機能５１は、「システム制御部」の一例である。システム制御機能５１は、高吸収体の抽出を容易にするようにエネルギービンの閾値の調整を行う。また、再構成機能５３は、複数のエネルギービンの内、高吸収体の抽出が容易なエネルギービンのカウントデータに基づいて、第１画像（高エネルギー画像（この場合、ｂｉｎ４））を生成する。 The system control function 51 is an example of a "system control unit". The system control function 51 adjusts the energy bin thresholds to facilitate extraction of high absorbers. Furthermore, the reconstruction function 53 generates a first image (high energy image (bin 4 in this case)) based on count data of an energy bin from which high absorbers can be easily extracted among the plurality of energy bins.

以上説明した第３の実施形態によれば、ＣＴ画像上における高吸収体領域の視認性を向上させることができる。全エネルギー画像上において検出された高吸収体の領域に、高エネルギー画像から抽出された高吸収体画像をオーバーレイしたオーバーレイ画像を生成することで、被検体の体内における高吸収体の位置を正確に把握することが可能となる。さらに、高吸収体画像を適したエネルギービンの制御を行うことで、より高精度な高吸収体画像を用いたＣＴ画像を生成することが可能となる。 According to the third embodiment described above, the visibility of the high absorber region on a CT image can be improved. By creating an overlay image in which the high absorber image extracted from the high energy image is overlaid on the area of the high absorber detected on the total energy image, the position of the high absorber within the subject's body can be accurately determined. It becomes possible to understand. Furthermore, by controlling energy bins suitable for high-absorber images, it is possible to generate CT images using higher-precision high-absorber images.

＜第４の実施形態＞
次に、第４の実施形態について説明する。第４の実施形態においては、高吸収体画像を抽出するために、フォトンカウンティングＣＴ装置のエネルギービンの制御を行う点が、第１の実施形態と異なる。以下の説明においては、第１の実施形態と共通する構成や機能については同一符号を付して、その説明を省略する。 <Fourth embodiment>
Next, a fourth embodiment will be described. The fourth embodiment differs from the first embodiment in that the energy bin of the photon counting CT apparatus is controlled in order to extract a high absorber image. In the following description, configurations and functions common to those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted.

図１０は、第４の実施形態に係るエネルギービンの構成の一例を示す図である。図１０は、ＤＡＳ１６において、ｂｉｎ１からｂｉｎ５までの５つのエネルギービンが設定される場合を示している。この５つのエネルギービンの内、ｂｉｎ２のカウントデータに基づくＣＴ画像は、高吸収体の領域においてアーチファクトを生じる場合を想定する。この場合、再構成機能５３は、ｂｉｎ２を除外したｂｉｎ１，３，４，および５のカウントデータを用いてＣＴ画像を再構成する。このＣＴ画像において高吸収体がアーチファクトを生じずに正確に表示されている場合は、当該ＣＴ画像が医師等に提示される。一方、このＣＴ画像において高吸収体がアーチファクトを生じている場合には、金属製ニードルの形状がより正確に抽出できるように、適したエネルギービン（例えば、ｂｉｎ４）のカウントデータを用いてＣＴ画像を再構成し、抽出機能５３５は、このＣＴ画像から高吸収体画像を抽出し、編集機能５３６は、抽出された高吸収体画像を用いてオーバーレイ画像を生成する。 FIG. 10 is a diagram illustrating an example of the configuration of an energy bin according to the fourth embodiment. FIG. 10 shows a case where five energy bins from bin1 to bin5 are set in the DAS 16. It is assumed that the CT image based on the count data of bin 2 among these five energy bins causes artifacts in the region of the high absorber. In this case, the reconstruction function 53 reconstructs the CT image using the count data of bins 1, 3, 4, and 5 excluding bin 2. If the high absorption material is accurately displayed in this CT image without causing artifacts, the CT image is presented to a doctor or the like. On the other hand, if the high absorber causes artifacts in this CT image, count data from an appropriate energy bin (for example, bin 4) may be used to extract the shape of the metal needle more accurately. An extraction function 535 extracts a high-absorption image from this CT image, and an editing function 536 generates an overlay image using the extracted high-absorption image.

再構成機能５３は、複数のエネルギービンの各々のカウントデータに基づいて、エネルギービンごとのＣＴ画像を再構成する。ここで、各ＣＴ画像に含まれる高吸収体の領域の大きさや形状が互いに異なっていることが想定される。再構成機能５３は、高吸収体の領域の変化が突出しているエネルギービン、または高エネルギー範囲のエネルギービンに基づく高吸収体の領域と大きく異なっているエネルギービンを特定し、特定したエネルギービンを除外して、ＣＴ画像を再構成する。例えば、再構成機能５３は、除外対象となったエネルギービン以外のエネルギービンの画像を合成して（例えば、重み付け加算、あるいは生データベースで重み付け加算したのちに再構成して）、再構成画像を生成するようにしてもよい。 The reconstruction function 53 reconstructs a CT image for each energy bin based on the count data of each of the plurality of energy bins. Here, it is assumed that the size and shape of the regions of the high-absorbent material included in each CT image are different from each other. The reconstruction function 53 identifies energy bins in which the change in the region of the high absorber is prominent or is significantly different from the region of the high absorber based on the energy bins in the high energy range, and converts the identified energy bin into The CT image is then reconstructed. For example, the reconstruction function 53 combines images of energy bins other than the excluded energy bins (for example, by weighted addition, or by performing weighted addition using the raw database and then reconstructing them) to generate a reconstructed image. You may also generate one.

すなわち、再構成機能５３は、複数のエネルギービンの内、被検体Ｐのスキャン画像において高吸収体の領域にアーチファクトを増大させるエネルギービンを特定し、特定されたエネルギービンを除外したエネルギービンのカウントデータに基づいて、スキャン画像を生成する。 That is, the reconstruction function 53 identifies, among the plurality of energy bins, an energy bin that increases artifacts in the high absorber region in the scan image of the subject P, and calculates a count of energy bins excluding the identified energy bin. Generate a scanned image based on the data.

以上説明した第４の実施形態によれば、ＣＴ画像上における高吸収体領域の視認性を向上させることができる。高吸収体の領域においてアーチファクトを生じるエネルギービンを除外したカウントデータに基づいてＣＴ画像を生成することで、アーチファクトの無い（或いは少ない）高吸収体を含むＣＴ画像を生成することが可能となる。 According to the fourth embodiment described above, the visibility of the high absorber region on a CT image can be improved. By generating a CT image based on count data excluding energy bins that cause artifacts in the region of the high absorber, it is possible to generate a CT image including the high absorber without (or with few) artifacts.

以上説明した実施形態によれば、被検体のスキャンにより得られたエネルギーが異なる複数のスキャンデータの内、第１エネルギーのスキャンデータに基づいて生成された第１画像から、高吸収体の領域を抽出する抽出部（抽出機能５３５）と、複数のスキャンデータの内、第１エネルギーとは異なる第２エネルギーのスキャンデータに基づいて生成された第２画像上に、抽出された高吸収体の領域を重畳した重畳画像を生成する編集部（編集機能５３６）とを備えることで、ＣＴ画像上における高吸収体領域の視認性を向上させることができる。 According to the embodiment described above, the region of the high absorber is determined from the first image generated based on the scan data of the first energy among the plurality of scan data of different energies obtained by scanning the object. An extraction unit (extraction function 535) to extract the area of the extracted high absorber on a second image generated based on scan data of a second energy different from the first energy among the plurality of scan data. By including an editing unit (editing function 536) that generates a superimposed image in which the images are superimposed, it is possible to improve the visibility of the high absorber region on the CT image.

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は意図していない。これら実施形態は、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。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、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ものである。 Although several embodiments have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, substitutions, and changes can be made without departing from the gist of the invention. These embodiments and their modifications are included within the scope and gist of the invention as well as within the scope of the invention described in the claims and its equivalents.

１…Ｘ線ＣＴ装置，１０…架台装置，１１…Ｘ線管，１２…ウェッジ，１３…コリメータ，１４…Ｘ線高電圧装置，１５…Ｘ線検出器，１６…データ収集システム，１７…回転フレーム，１８…制御装置，３０…寝台装置，３１…基台，３２…寝台駆動装置，３３…天板，３４…支持フレーム，４０…コンソール装置，４１…メモリ，４２…ディスプレイ，４３…入力インターフェース，４４…ネットワーク接続回路，５０…処理回路，５１…システム制御機能，５２…前処理機能，５３…再構成機能，５４…画像処理機能，５５…スキャン制御機能，５６…表示制御機能 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1... X-ray CT device, 10... Frame device, 11... X-ray tube, 12... Wedge, 13... Collimator, 14... X-ray high voltage device, 15... X-ray detector, 16... Data acquisition system, 17... Rotation Frame, 18...Control device, 30...Bed device, 31...Base, 32...Bed drive device, 33...Top plate, 34...Support frame, 40...Console device, 41...Memory, 42...Display, 43...Input interface , 44...Network connection circuit, 50...Processing circuit, 51...System control function, 52...Preprocessing function, 53...Reconfiguration function, 54...Image processing function, 55...Scan control function, 56...Display control function

Claims (13)

被検体のスキャンにより得られたエネルギーが異なる複数のスキャンデータの内、第１エネルギーのスキャンデータに基づいて生成された第１画像から、高吸収体の領域を抽出する抽出部と、
前記複数のスキャンデータの内、前記第１エネルギーとは異なる第２エネルギーのスキャンデータに基づいて生成された第２画像上に、抽出された前記高吸収体の領域を重畳した重畳画像を生成する編集部と、
を備えるＸ線ＣＴ装置。 an extraction unit that extracts a region of the high absorber from a first image generated based on scan data of a first energy among a plurality of scan data of different energies obtained by scanning the object;
Generating a superimposed image in which the extracted region of the high absorber is superimposed on a second image generated based on scan data of a second energy different from the first energy among the plurality of scan data. Editorial department and
An X-ray CT device. 前記Ｘ線ＣＴ装置は、フォトンカウンティングＣＴ装置またはデュアルエナジースキャン方式のＸ線ＣＴ装置である、
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT device is a photon counting CT device or a dual energy scan type X-ray CT device,
The X-ray CT apparatus according to claim 1. 前記第１エネルギーは、前記第２エネルギーよりも高い、
請求項１または２に記載のＸ線ＣＴ装置。 the first energy is higher than the second energy,
The X-ray CT apparatus according to claim 1 or 2. 前記重畳画像を表示装置に表示させる表示制御部をさらに備える、
請求項１または２に記載のＸ線ＣＴ装置。 further comprising a display control unit that causes the superimposed image to be displayed on a display device;
The X-ray CT apparatus according to claim 1 or 2. 前記Ｘ線ＣＴ装置は、フォトンカウンティングＣＴ装置であり、
エネルギー範囲が異なる複数のエネルギービンの内、高エネルギー範囲のエネルギービンのカウントデータである前記第１エネルギーのスキャンデータに基づいて前記第１画像を生成し、前記第２エネルギーのスキャンデータを含む前記複数のエネルギービンの全カウントデータに基づいて前記第２画像を生成する、再構成部をさらに備える、
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT device is a photon counting CT device,
The first image is generated based on the first energy scan data that is count data of an energy bin in a high energy range among a plurality of energy bins having different energy ranges, and the first image includes the second energy scan data. further comprising a reconstruction unit that generates the second image based on total count data of a plurality of energy bins;
The X-ray CT apparatus according to claim 1. 前記Ｘ線ＣＴ装置は、デュアルエナジースキャン方式のＸ線ＣＴ装置であり、
前記第１エネルギーのＸ線によるスキャンデータに基づいて前記第１画像を生成し、前記第２エネルギーのＸ線によるスキャンデータに基づいて前記第２画像を生成する再構成部をさらに備え、
前記第１エネルギーは、前記第２エネルギーよりも高い、
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT device is a dual energy scan type X-ray CT device,
Further comprising a reconstruction unit that generates the first image based on the scan data of the X-rays of the first energy and generates the second image based on the scan data of the X-rays of the second energy,
the first energy is higher than the second energy,
The X-ray CT apparatus according to claim 1. 前記第１画像に含まれる物体の形状と、前記第２画像に含まれる物体の形状との違いに基づいて、前記高吸収体の領域を検出する検出部をさらに備える、
請求項１または２に記載のＸ線ＣＴ装置。 further comprising a detection unit that detects a region of the superabsorbent material based on a difference between the shape of the object included in the first image and the shape of the object included in the second image;
The X-ray CT apparatus according to claim 1 or 2. 前記検出部は、前記高吸収体を含まない前記被検体の画像における軟部組織の領域内において、前記高吸収体の領域を検出する、
請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置。 The detection unit detects a region of the superabsorbent material in a soft tissue region in an image of the subject that does not include the superabsorbent material.
The X-ray CT apparatus according to claim 7. 前記Ｘ線ＣＴ装置は、フォトンカウンティングＣＴ装置であり、
前記高吸収体の抽出を容易にするようにエネルギービンの閾値の調整を行うシステム制御部をさらに備える、
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT device is a photon counting CT device,
further comprising a system control unit that adjusts the threshold value of the energy bin so as to facilitate extraction of the high absorber;
The X-ray CT apparatus according to claim 1. 前記Ｘ線ＣＴ装置は、フォトンカウンティングＣＴ装置であり、
複数のエネルギービンの内、前記高吸収体の抽出が容易なエネルギービンのカウントデータに基づいて、前記第１画像を生成する再構成部をさらに備える、
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT device is a photon counting CT device,
Further comprising a reconstruction unit that generates the first image based on count data of an energy bin from which the high absorber can be easily extracted among the plurality of energy bins.
The X-ray CT apparatus according to claim 1. 複数のエネルギービンの内、被検体のスキャン画像において高吸収体の領域にアーチファクトを増大させるエネルギービンを特定し、特定された前記エネルギービンを除外したエネルギービンのカウントデータに基づいて、前記スキャン画像を生成する再構成部を備えるフォトンカウンティングＣＴ装置。 Among the plurality of energy bins, an energy bin that increases artifacts in the high absorber region in the scan image of the subject is identified, and the scan image is calculated based on the count data of the energy bins excluding the identified energy bin. A photon counting CT device comprising a reconstruction unit that generates. Ｘ線ＣＴ装置のコンピュータが、
被検体のスキャンにより得られたエネルギーが異なる複数のスキャンデータの内、第１エネルギーのスキャンデータに基づいて生成された第１画像から、高吸収体の領域を抽出し、
前記複数のスキャンデータの内、前記第１エネルギーとは異なる第２エネルギーのスキャンデータに基づいて生成された第２画像上に、抽出された前記高吸収体の領域を重畳した重畳画像を生成する、
撮影方法。 The computer of the X-ray CT device
Extracting a region of the high absorber from a first image generated based on scan data of a first energy among a plurality of scan data of different energies obtained by scanning the object;
Generating a superimposed image in which the extracted region of the high absorber is superimposed on a second image generated based on scan data of a second energy different from the first energy among the plurality of scan data. ,
How to shoot. フォトンカウンティングＣＴ装置のコンピュータが、
複数のエネルギービンの内、被検体のスキャン画像において高吸収体の領域にアーチファクトを増大させるエネルギービンを特定し、特定された前記エネルギービンを除外したエネルギービンのカウントデータに基づいて、前記スキャン画像を生成する、撮影方法。 The computer of the photon counting CT device is
Among the plurality of energy bins, an energy bin that increases artifacts in the high absorber region in the scan image of the subject is identified, and the scan image is calculated based on the count data of the energy bins excluding the identified energy bin. How to shoot to generate.

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