JP5213016B2 - X-ray CT system - Google Patents
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Description
本発明は、X線CT(Computed Tomography)装置に関する。 The present invention relates to an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus.
従来、X線CT技術として、複数種のX線管電圧を用いることにより複数種のエネルギースペクトルのX線を発生し、当該X線を被検体に照射して得られる投影データに基づき、断層像を画像再構成するマルチエネルギースキャンが知られている。このマルチエネルギースキャンによれば、被検体内の物質が、エネルギースペクトルによって異なるX線吸収係数を有することを利用し、2つの異なるエネルギースペクトルのX線をそれぞれ被検体に照射して得られた投影データを用いてデュアルエネルギー断層像を画像再構成することにより、被検体内の物質を分離して表示することができる。
上述のような2つの異なるエネルギースペクトルのX線をそれぞれ被検体に照射することができるX線CT装置として、例えば、特許文献1には、それぞれ異なるエネルギースペクトルを発生する2つのX線管及びそれに対応する2つのX線検出器を用いることが記載されている。
As an X-ray CT apparatus capable of irradiating a subject with X-rays having two different energy spectra as described above, for example, Patent Document 1 discloses two X-ray tubes that generate different energy spectra and the X-ray CT apparatus. The use of two corresponding X-ray detectors is described.
上述のマルチエネルギースキャンにおいては、2つのエネルギースペクトルの差が顕著であるほどS/Nの良い画像、断層像を得ることができる。しかしながら、差がより大きなX線管電圧に変更するのは、装置の大掛かりな変更を伴ない、現実的ではないという問題がある。
また、従来のデュアルエネルギー断層像の画質は、被検体の大きさによって変化してしまうという問題点もあった。この問題は、デュアルエネルギー断層像の画質は、撮影に用いる複数のX線の線質に依存するが、被検体の大きさによってこの複数のX線の線質が異なってしまうということが原因として考えられる。例えば、被検体が大きいと、被検体である患者の表面側の脂肪等が占める体積が多く、その領域によりX線エネルギースペクトルの低エネルギー成分(軟らかいX線成分とも言う)が吸収され、デュアルエネルギー断層像として表示させたい骨や血管等に到達するX線スペクトルは、軟らかいX線成分が多く除去されたX線エネルギースペクトルとなる。一方、被検体が小さいと、被検体が大きい場合と比べ、被検体の表面側での軟らかい成分のX線の吸収が少ないので、軟らかいX線成分を多く含むX線エネルギースペクトルがデュアルエネルギー断層像として表示させたい骨や血管等に到達することになる。このことから、被検体の大きさによって、照射されるX線の線質が異なってしまうことが考えられる。
従って、デュアルエネルギー撮影において、照射するX線の線質を制御する技術が望まれる。
本発明は、上記課題を解決するためになされたものであり、デュアルエネルギー断層像の画質を向上させることが可能なX線CT装置を提供することを目的とする。
In the above-mentioned multi-energy scan, an image and a tomographic image with better S / N can be obtained as the difference between the two energy spectra becomes more prominent. However, there is a problem that changing to an X-ray tube voltage with a larger difference is not practical because it involves a major change in the apparatus.
In addition, the image quality of a conventional dual energy tomographic image has a problem that it changes depending on the size of the subject. The problem is that the image quality of the dual energy tomographic image depends on the quality of the plurality of X-rays used for imaging, but the quality of the plurality of X-rays differs depending on the size of the subject. Conceivable. For example, if the subject is large, the volume of fat on the surface of the patient who is the subject occupies a large volume, and the low energy component (also referred to as a soft X-ray component) of the X-ray energy spectrum is absorbed by the region. An X-ray spectrum reaching a bone, blood vessel, or the like to be displayed as a tomographic image is an X-ray energy spectrum from which many soft X-ray components are removed. On the other hand, when the subject is small, X-ray absorption of soft components on the surface side of the subject is less than when the subject is large, so an X-ray energy spectrum containing a lot of soft X-ray components is a dual energy tomogram. As a result, it reaches the bone, blood vessel or the like to be displayed. From this, it is considered that the quality of irradiated X-rays varies depending on the size of the subject.
Therefore, a technique for controlling the quality of irradiated X-rays in dual energy imaging is desired.
The present invention has been made to solve the above-described problems, and an object thereof is to provide an X-ray CT apparatus capable of improving the image quality of a dual energy tomogram.
本発明の第1の観点のX線断層撮影装置は、第1エネルギースペクトルを有する第1X線と、第1エネルギースペクトルとは異なる第2エネルギースペクトルを有する第2X線とを被検体に照射するX線照射部と、第1X線及び第2X線それぞれ独立に被検体とX線照射部との間に配置するX線フィルタの適用を制御するフィルタ制御部と、被検体の第1X線による第1X線投影データ及び第2X線による第2X線投影データをそれぞれ収集するX線データ収集部と、を備える。
第1の観点のX線断層撮影装置は、第1X線又は第2X線の少なくとも一方にX線フィルタを適用することで、同じX線被曝量でも、よりS/Nの良いデュアルエネルギー撮影の断層像を得ることができる。
The X-ray tomography apparatus according to the first aspect of the present invention irradiates a subject with a first X-ray having a first energy spectrum and a second X-ray having a second energy spectrum different from the first energy spectrum. A first X-ray irradiation unit, a filter control unit that controls application of an X-ray filter disposed between the subject and the X-ray irradiation unit independently of each of the first X-ray and the second X-ray, and a first X of the subject by the first X-ray An X-ray data collection unit for collecting the line projection data and the second X-ray projection data by the second X-ray.
The X-ray tomography apparatus according to the first aspect applies a X-ray filter to at least one of the first X-ray and the second X-ray, so that the tomography for dual energy imaging with better S / N can be achieved even with the same X-ray exposure. An image can be obtained.
第2の観点のX線断層撮影装置のX線照射部は、第1X線を発生する第1X線発生装置と、第2X線を発生する第1X線発生装置とは異なる第2X線発生装置とを有する。
上記第2の観点におけるX線断層撮影装置では、互いに異なる第1X線発生装置と第2X線発生装置とを有しているため、第1X線を照射する第1X線発生装置にそれに適したX線フィルタを、第2X線を照射する第2X線発生装置にそれに適したX線フィルタを適用することができる。これにより、X線スペクトルの成分を調整することができる。
The X-ray irradiation unit of the X-ray tomography apparatus according to the second aspect includes a first X-ray generator that generates the first X-ray, and a second X-ray generator that is different from the first X-ray generator that generates the second X-ray. Have
Since the X-ray tomography apparatus according to the second aspect has the first X-ray generator and the second X-ray generator different from each other, the X suitable for the first X-ray generator that irradiates the first X-ray. An X-ray filter suitable for the second X-ray generator that irradiates the second X-ray can be applied to the line filter. Thereby, the component of an X-ray spectrum can be adjusted.
第3の観点のX線断層撮影装置のX線照射部は、一つのX線発生装置に第1X線を発生する第1焦点と、第2X線を発生する第1焦点とは異なる第2焦点とを有する。
上記第3の観点におけるX線断層撮影装置では、一つのX線発生装置において、2つのX線焦点を持たせることができる。この時に第1焦点の近傍にそれに適したX線フィルタを、第2焦点の近傍にそれに適したX線フィルタを設けることができる。
The X-ray irradiation unit of the X-ray tomography apparatus according to the third aspect includes a first focus that generates the first X-ray in one X-ray generator and a second focus that is different from the first focus that generates the second X-ray. And have.
In the X-ray tomography apparatus according to the third aspect, one X-ray generation apparatus can have two X-ray focal points. At this time, an X-ray filter suitable for the first focus can be provided, and an X-ray filter suitable for the second focus can be provided near the second focus.
第4の観点のX線断層撮影装置のX線照射部は、一つのX線発生装置で交互に第1X線と第2X線とを照射し、フィルタ制御部は、第1X線と第2X線との切り換え時に、X線フィルタを切り換える。
第4の観点におけるX線断層撮影装置では、一つのX線発生装置において、第1X線と第2X線との切り換え時に、第1X線に適したX線フィルタを、又は第2X線に適したX線フィルタを配置するように切り替えることができる。
The X-ray irradiating unit of the X-ray tomography apparatus according to the fourth aspect irradiates the first X-ray and the second X-ray alternately with one X-ray generator, and the filter control unit outputs the first X-ray and the second X-ray. When switching between, the X-ray filter is switched.
In the X-ray tomography apparatus according to the fourth aspect, the X-ray filter suitable for the first X-ray or the second X-ray is suitable for switching between the first X-ray and the second X-ray in one X-ray generator. It can be switched to arrange an X-ray filter.
第5の観点のX線断層撮影装置は、被検体の幾何学的特徴量を特定する特徴特定部をさらに備え、フィルタ制御部は、幾何学的特徴量に基づいてX線フィルタの適用を制御する。
X線フィルタの特性を決めるために重要なものは、X線フィルタによるX線スペクトルの変更の他に被検体の大きさがある。第5の観点におけるX線断層撮影装置では、特徴特定部が幾何学的特徴を特定し、フィルタ制御部が被検体のX線吸収も考慮してX線フィルタを制御することで、同じX線被曝量でもよりS/Nの良いデュアルエネルギー撮影の断層像を得ることができる。
The X-ray tomography apparatus according to the fifth aspect further includes a feature specifying unit that specifies a geometric feature amount of the subject, and the filter control unit controls application of the X-ray filter based on the geometric feature amount. To do.
What is important for determining the characteristics of the X-ray filter is the size of the subject in addition to the change of the X-ray spectrum by the X-ray filter. In the X-ray tomography apparatus according to the fifth aspect, the feature specifying unit specifies the geometric feature, and the filter control unit controls the X-ray filter in consideration of the X-ray absorption of the subject. A dual energy imaging tomographic image with better S / N can be obtained even with an exposure dose.
第6の観点のX線断層撮影装置は、第5の観点において、X線フィルタが幾何学的特徴量に基づいて、第1X線又は第2X線の線質を制御する。
第6の観点のX線断層撮影装置は、所望なスペクトルとなるように第1X線又は第2X線の線質を制御させることで、例えば石灰化のカルシウム成分や造影剤のヨウ素の成分が第1X線又は第2X線との間で充分なX線吸収係数の差が出るようにすることができる。
In an X-ray tomography apparatus according to a sixth aspect, in the fifth aspect, the X-ray filter controls the quality of the first X-ray or the second X-ray based on the geometric feature amount.
The X-ray tomography apparatus according to the sixth aspect controls the quality of the first X-ray or the second X-ray so as to obtain a desired spectrum, so that, for example, the calcium component of calcification and the iodine component of the contrast agent are the first. A sufficient X-ray absorption coefficient difference can be obtained between the first X-ray or the second X-ray.
第7の観点のX線断層撮影装置のフィルタ制御部は、第1X線と第2X線とによる被検体の物質のX線吸収係数の差を大きくするように、X線フィルタを制御することを特徴とする。
上記第7の観点におけるX線断層撮影装置は、第1エネルギー投影データと第2エネルギー投影データの差が大きくなるようなX線フィルタを設定するので、X線被曝量とS/Nの良い画質のトレード・オフを最適化したデュアルエネルギー撮影の断層像を得ることができる。
The filter control unit of the X-ray tomography apparatus according to the seventh aspect controls the X-ray filter so as to increase the difference in the X-ray absorption coefficient of the subject substance between the first X-ray and the second X-ray. Features.
The X-ray tomography apparatus according to the seventh aspect sets the X-ray filter so that the difference between the first energy projection data and the second energy projection data is large, so that the X-ray exposure dose and the image quality with good S / N are set. A tomographic image of dual energy imaging with an optimized trade-off can be obtained.
第8の観点のX線断層撮影装置のフィルタ制御部は、被検体の物質に係る第1X線投影データ及び第2X線投影データの出力の差に基づき、X線フィルタを制御する。
第8の観点のX線断層撮影装置では。第1X線投影データ及び第2X線投影データの各々のS/Nが同等又はそれぞれ所定の比となるようなX線フィルタを制御すると、画質のよいデュアルエネルギー画像を得ることができる。
The filter control unit of the X-ray tomography apparatus according to the eighth aspect controls the X-ray filter based on a difference between outputs of the first X-ray projection data and the second X-ray projection data related to the substance of the subject.
In the X-ray tomography apparatus according to the eighth aspect. By controlling the X-ray filter so that the S / N ratios of the first X-ray projection data and the second X-ray projection data are equal or have a predetermined ratio, a dual energy image with good image quality can be obtained.
第9の観点のX線断層撮影装置は、第7又は第8の観点において、フィルタ制御部によるX線フィルタの制御を、幾何学的特徴量が所定量よりも小さい場合において行う。
例えば幾何学的特徴量が被検体のプロファイル面積又は楕円率を含む場合に、プロファイル面積又は楕円率が所定量よりも小さい場合にX線フィルタを入れたりする。
In the seventh or eighth aspect, the X-ray tomography apparatus of the ninth aspect performs control of the X-ray filter by the filter control unit when the geometric feature amount is smaller than a predetermined amount.
For example, when the geometric feature amount includes the profile area or ellipticity of the subject, an X-ray filter is inserted when the profile area or ellipticity is smaller than a predetermined amount.
第10の観点のX線断層撮影装置は、第1エネルギー投影データと第2エネルギー投影データに基づいて、X線吸収係数のX線管電圧依存情報を表す断層像を画像再構成するデュアルエネルギー画像再構成部を備える。
第10の観点のX線断層撮影装置では。画像空間又はX線投影データ空間において、ある物質の等価画像を得るために加重加算処理などを行うことにより、X線吸収係数のX線管電圧依存情報を表す断層像を画像再構成する。そして、デュアルエネルギー撮影の画質改善を実現できる。
An X-ray tomography apparatus according to a tenth aspect is a dual energy image that reconstructs a tomographic image representing X-ray tube voltage dependency information of an X-ray absorption coefficient based on first energy projection data and second energy projection data. A reconstruction unit is provided.
In the X-ray tomography apparatus according to the tenth aspect. In the image space or the X-ray projection data space, a tomographic image representing X-ray tube voltage dependency information of the X-ray absorption coefficient is reconstructed by performing weighted addition processing to obtain an equivalent image of a certain substance. And the image quality improvement of dual energy photography can be realized.
本発明のX線CT装置によれば、前記第1X線及び前記第2X線それぞれ独立に前記被検体と前記X線照射部との間に配置するX線フィルタの適用を制御することができることから、例えば、2つのエネルギースペクトルの差を大きく制御する等、画質を向上ことが可能となるため、デュアルエネルギー断層像の画質を向上させることができる。 According to the X-ray CT apparatus of the present invention, application of an X-ray filter disposed between the subject and the X-ray irradiation unit can be controlled independently for each of the first X-ray and the second X-ray. For example, the image quality of the dual energy tomographic image can be improved because the image quality can be improved, for example, by controlling the difference between the two energy spectra.
以下、実施形態を用いて本発明を詳細に説明する。
(実施形態1)
図1は、本実施形態にかかるX線CT装置100の構成ブロック図である。このX線CT装置100は、操作コンソール1と、撮影テーブル10と、走査ガントリ20とを具備している。
Hereinafter, the present invention will be described in detail using embodiments.
(Embodiment 1)
FIG. 1 is a configuration block diagram of an X-ray CT apparatus 100 according to the present embodiment. The X-ray CT apparatus 100 includes an operation console 1, an imaging table 10, and a scanning gantry 20.
操作コンソール1は、操作者の入力を受け付けるキーボード又はマウスなどの入力装置2と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置3と、走査ガントリ20で収集したX線検出器データを収集するデータ収集バッファ5とを具備している。さらに、操作コンソール1は、X線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ6と、プログラムやX線検出器データや投影データやX線断層像を記憶する記憶装置7とを具備している。撮影条件の入力はこの入力装置2から入力され、記憶装置7に記憶する。撮影テーブル10は、被検体HBを乗せて走査ガントリ20の開口部に出し入れするクレードル12を具備している。クレードル12は撮影テーブル10に内蔵するモータで昇降及びテーブル直線移動する。 The operation console 1 includes an input device 2 such as a keyboard or a mouse that receives input from the operator, a central processing unit 3 that executes preprocessing, image reconstruction processing, postprocessing, and the like, and X-ray detection collected by the scanning gantry 20 And a data collection buffer 5 for collecting the vessel data. Further, the operation console 1 includes a monitor 6 that displays a tomographic image reconstructed from projection data obtained by preprocessing X-ray detector data, a program, X-ray detector data, projection data, and X-ray tomography. And a storage device 7 for storing an image. The photographing condition is input from the input device 2 and stored in the storage device 7. The imaging table 10 includes a cradle 12 on which the subject HB is placed and taken in and out of the opening of the scanning gantry 20. The cradle 12 is moved up and down and linearly moved by the motor built in the imaging table 10.
走査ガントリ20は、例えば80kVX線管電圧を用いる第1X線管21−1及び例えば140kVX線管電圧を用いる第2X線管21−2と、X線制御部22と、それぞれのX線管用に設けられたコリメータ23、ビーム形成X線フィルタ28、第1多列X線検出器24−1及び第2多列X線検出器24−2と、第1データ収集装置(DAS:Data Acquisition System)25−1及び第2データ収集装置25−2とを具備している。さらに、走査ガントリ20は、被検体HBの体軸の回りに回転している第1X線管21−1及び第2X線管21−2などを制御する回転制御部26と、制御信号などを操作コンソール1や撮影テーブル10とやり取りするガントリ制御部29とを具備している。尚、図1においては、図2A(a)に示す2つのX線管21と2つの多列X線検出器24とで構成する場合を模式的に示しているが、図2A(b)に示す2つのX線管と1つの多列X線検出器24とで構成、又は、図2B(c)に示す2つのX線管を持ち1つの360度に配置した第4世代の多列X線検出器24で構成してもよい。尚、図2A(a)では、第1X線フィルタ31−1を備えた第1X線管21−1と、第2X線フィルタ31−2を備えた第2X線管21−2とは、走査ガントリ20の回転部15上に回転方向へ90度ずらし同じz軸座標又は少しずれたz軸座標に配置しxy平面上で回転することができる。なお、この時のX線ビームのファン角はいずれも約60度である。また、図2A(b)では、第1X線管21−1と第2X線管21−2とが走査ガントリ20の回転部15上に回転方向へ90度ずらし同じz軸座標に配置され、xy平面上で回転することができる。1つの多列X線検出器24は、第1X線管21−1及び第2X線管21−2に対向して配置され、同様にxy平面上で回転する。この2つのX線管のX線ビーム角はいずれも約60度であるため、多列X線検出器24はチャネル方向に約120度広がっている。さらに、図2B(c)は、第1X線管21−1と第2X線管21−2とが走査ガントリ20の回転部15上に回転方向へ90度ずらして配置され、xy平面内で回転する。1つの360度全周方向にある多列X線検出器24は、撮影領域をカバーできるX線ファンビームを検出する。
ビーム形成X線フィルタ28は撮影中心である回転中心に向かうX線の方向にはフィルタの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルタの厚さが増し、X線をより吸収できるようになっているX線フィルタである。このため、円形又は楕円形に近い断面形状の被検体HBの体表面の被曝を少なくできるようになっている。
The scanning gantry 20 is provided for each X-ray tube, for example, a first X-ray tube 21-1 using, for example, an 80 kV X-ray tube voltage, a second X-ray tube 21-2 using, for example, a 140 kV X-ray tube voltage, an X-ray control unit 22, and the like. Collimator 23, beam forming X-ray filter 28, first multi-row X-ray detector 24-1 and second multi-row X-ray detector 24-2, and first data acquisition system (DAS) 25 -1 and a second data collection device 25-2. Further, the scanning gantry 20 operates a rotation control unit 26 that controls the first X-ray tube 21-1 and the second X-ray tube 21-2 rotating around the body axis of the subject HB, a control signal, and the like. A gantry control unit 29 that communicates with the console 1 and the imaging table 10 is provided. FIG. 1 schematically shows a case where two X-ray tubes 21 and two multi-row X-ray detectors 24 shown in FIG. 2A (a) are configured. 4th generation multi-row X which is composed of two X-ray tubes shown and one multi-row X-ray detector 24, or has two X-ray tubes shown in FIG. You may comprise by the line detector 24. FIG. In FIG. 2A (a), the first X-ray tube 21-1 provided with the first X-ray filter 31-1 and the second X-ray tube 21-2 provided with the second X-ray filter 31-2 are represented by a scanning gantry. It is possible to rotate on the xy plane by shifting 90 degrees in the rotation direction on the 20 rotation parts 15 and arranging them at the same z-axis coordinates or slightly shifted z-axis coordinates. Note that the fan angle of the X-ray beam at this time is about 60 degrees. Also, in FIG. 2A (b), the first X-ray tube 21-1 and the second X-ray tube 21-2 are arranged on the same z-axis coordinate by shifting 90 degrees in the rotation direction on the rotating unit 15 of the scanning gantry 20, and xy Can rotate on a plane. One multi-row X-ray detector 24 is disposed to face the first X-ray tube 21-1 and the second X-ray tube 21-2, and similarly rotates on the xy plane. Since the X-ray beam angles of the two X-ray tubes are both about 60 degrees, the multi-row X-ray detector 24 extends about 120 degrees in the channel direction. Further, FIG. 2B (c) shows that the first X-ray tube 21-1 and the second X-ray tube 21-2 are arranged on the rotating portion 15 of the scanning gantry 20 while being shifted by 90 degrees in the rotation direction, and rotated in the xy plane. To do. One multi-row X-ray detector 24 in the 360-degree all-around direction detects an X-ray fan beam that can cover the imaging region.
The beam forming X-ray filter 28 has the thinnest filter thickness in the X-ray direction toward the center of rotation, which is the imaging center, and the filter thickness increases toward the periphery so that X-rays can be absorbed more. X-ray filter. For this reason, exposure of the body surface of the subject HB having a cross-sectional shape close to a circle or an ellipse can be reduced.
さらに、走査ガントリ20は、第1X線管21−1及び第2X線管21−2の線質を変える第1X線フィルタ31−1及び第2X線フィルタ31−2を有している。X線制御部22は、第1X線管21−1及び第2X線管21−2に供給する電圧及び電流を制御する。また、フィルタ制御部38は、X線管21−1及び第2X線管21−2に対して、適正な第1X線フィルタ31−1及び第2X線フィルタ31−2を選択する。尚、フィルタ制御部38は、モニタ6に映し出される撮影条件設定画面に基づき操作者により選択して入力装置2に入力されたX線フィルタの選択結果に基づきX線フィルタを選択することを可能とするものであってもよく、所定の条件と連動してX線フィルタを選択することを可能とするものであってもよい。X線フィルタ31はアルミニウム、銅、ステンレス、又は鉄などの材質による様々なX線透過厚のものから選択することができる。また、フィルタを入れない状態にすることもできる。尚、X線フィルタの機能については後述する。 Further, the scanning gantry 20 includes a first X-ray filter 31-1 and a second X-ray filter 31-2 that change the quality of the first X-ray tube 21-1 and the second X-ray tube 21-2. The X-ray control unit 22 controls the voltage and current supplied to the first X-ray tube 21-1 and the second X-ray tube 21-2. The filter control unit 38 selects an appropriate first X-ray filter 31-1 and second X-ray filter 31-2 for the X-ray tube 21-1 and the second X-ray tube 21-2. The filter control unit 38 can select the X-ray filter based on the selection result of the X-ray filter selected by the operator based on the imaging condition setting screen displayed on the monitor 6 and input to the input device 2. It may be possible to select an X-ray filter in conjunction with a predetermined condition. The X-ray filter 31 can be selected from various X-ray transmission thicknesses made of materials such as aluminum, copper, stainless steel, and iron. Moreover, it can also be set as the state which does not put a filter. The function of the X-ray filter will be described later.
中央処理装置3は、前処理部33、画像再構成部34、デュアルエネルギー像再構成部35、及び特徴特定部37を有している。 The central processing unit 3 includes a preprocessing unit 33, an image reconstruction unit 34, a dual energy image reconstruction unit 35, and a feature specifying unit 37.
前処理部33は、第1データ収集装置25及び第2データ収集装置それぞれで収集された投影データに対して、それぞれオフセット補正、対数変換、X線線量補正、感度補正、ビームハードニング補正等各種補正を行う。 The pre-processing unit 33 performs various corrections such as offset correction, logarithmic conversion, X-ray dose correction, sensitivity correction, and beam hardening correction on the projection data collected by the first data collection device 25 and the second data collection device, respectively. Make corrections.
画像再構成部34は、前処理部33で前処理した投影データを受け、その投影データに基づいて画像を再構成する。投影データは、周波数領域に変換する高速フーリエ変換(FFT:Fast Fourier Transform)がなされて、それに再構成関数Kernel(j)を重畳し、逆フーリエ変換する。そして、画像再構成部34は、再構成関数Kernel(j)を重畳処理した投影データに対して、三次元逆投影処理を行い、被検体HBの体軸方向(Z軸方向)ごとに断層像(xy平面)を求める。画像再構成部34は、この断層像を記憶装置7に記憶させる。 The image reconstruction unit 34 receives the projection data preprocessed by the preprocessing unit 33 and reconstructs an image based on the projection data. The projection data is subjected to Fast Fourier Transform (FFT) for transforming into the frequency domain, and the reconstruction function Kernel (j) is superimposed on the Fourier transform and inverse Fourier transform is performed. Then, the image reconstruction unit 34 performs a three-dimensional backprojection process on the projection data obtained by superimposing the reconstruction function Kernel (j), and obtains a tomographic image for each body axis direction (Z-axis direction) of the subject HB. (Xy plane) is obtained. The image reconstruction unit 34 stores this tomographic image in the storage device 7.
デュアルエネルギー像再構成部35は、第1エネルギースペクトルのX線及び第2エネルギースペクトルのX線による投影データ又は断層像から、デュアルエネルギー断層像を画像再構成する。
特徴特定部37は、例えばスカウト撮影に基づく被検体HBのプロファイル面積又は楕円率などの幾何学的特徴量を算出する。
The dual energy image reconstruction unit 35 reconstructs a dual energy tomographic image from projection data or tomographic images of X-rays of the first energy spectrum and X-rays of the second energy spectrum.
The feature specifying unit 37 calculates a geometric feature amount such as a profile area or ellipticity of the subject HB based on, for example, scout imaging.
次に、X線フィルタの制御について説明する。
X線フィルタ31は、X線エネルギースペクトルの線質を所望なスペクトルとなるように変化させることで、例えば石灰化のカルシウム成分や造影剤のヨウ素の成分がX線管電圧80kVとX線管電圧140kVの間で充分なX線吸収係数の差が出るようにすることができる。
Next, control of the X-ray filter will be described.
The X-ray filter 31 changes the quality of the X-ray energy spectrum so as to obtain a desired spectrum, so that, for example, the calcium component of calcification and the iodine component of the contrast agent are an X-ray tube voltage of 80 kV and an X-ray tube voltage. A sufficient X-ray absorption coefficient difference can be obtained between 140 kV.
例えば、図3(a)はX線フィルタ31をかける前のX線管電圧80kVのX線エネルギースペクトルとX線管電圧140kVとのX線エネルギースペクトルを示している。X線管電圧80kVはX線エネルギー40keVの近辺で大きなX線スペクトル強度を持つが、X線管電圧140kVも同様にX線エネルギー40keVの近辺で大きなX線スペクトル強度を持っているため、カルシウムやヨウ素のX線吸収係数の差を出すのは難しい。 For example, FIG. 3A shows an X-ray energy spectrum of an X-ray tube voltage of 80 kV and an X-ray tube voltage of 140 kV before the X-ray filter 31 is applied. The X-ray tube voltage 80 kV has a large X-ray spectrum intensity in the vicinity of the X-ray energy 40 keV, but the X-ray tube voltage 140 kV has a large X-ray spectrum intensity in the vicinity of the X-ray energy 40 keV as well. It is difficult to calculate the difference in the X-ray absorption coefficient of iodine.
しかし、カルシウムやヨウ素のX線吸収係数の差を強く出すためにはX線フィルタ31をかけ、特にX線管電圧140kVにおけるX線エネルギー40keVあたりのスペクトルを抑えることが重要である。 However, in order to increase the difference in the X-ray absorption coefficient of calcium or iodine, it is important to apply the X-ray filter 31 and particularly suppress the spectrum per X-ray energy of 40 keV at the X-ray tube voltage of 140 kV.
このX線管電圧140kVのX線フィルタ31は特にX線エネルギー40keV近辺のX線をよく吸収し、X線エネルギー80keV以上のいわゆる“硬い”X線をあまり吸収しない。このため、X線管電圧140kVの実効X線エネルギーはX線フィルタ31をかけることにより、より高いX線エネルギーへシフトする。これに対し、X線管電圧80kVのX線スペクトルはX線フィルタによりX線エネルギー80kVまでの成分の強度が下がるだけである。 The X-ray filter 31 having an X-ray tube voltage of 140 kV particularly absorbs X-rays in the vicinity of an X-ray energy of 40 keV, and does not absorb so-called “hard” X-rays having an X-ray energy of 80 keV or more. For this reason, the effective X-ray energy of the X-ray tube voltage 140 kV is shifted to higher X-ray energy by applying the X-ray filter 31. On the other hand, in the X-ray spectrum of the X-ray tube voltage of 80 kV, only the intensity of the component up to the X-ray energy of 80 kV is lowered by the X-ray filter.
図4(b)のようにX線管電圧140kVによるX線にX線フィルタ31をかけて、より高いX線エネルギーの方に実効X線エネルギーをシフトさせておき、X線管電圧80kVによるX線にはX線フィルタ31をかけずに、より低いX線エネルギーの成分の強度を強いままにしておくのが理想に近いことから好ましい。X線CT装置100によれば、第2X線管21−2にはX線フィルタ31−2をかけ、第1X線管21−1にはX線フィルタ31−1をかけないように制御することもできる。
また、本実施形態においては、被検体の大きさ、即ち幾何学的特徴量に基づきX線フィルタを制御することができる。尚、この幾何学的特徴量は、特徴特定部37により算出することができる。
As shown in FIG. 4B, the X-ray filter 31 is applied to the X-ray with the X-ray tube voltage of 140 kV to shift the effective X-ray energy toward higher X-ray energy, and the X-ray with the X-ray tube voltage of 80 kV is used. It is preferable that the intensity of the component of the lower X-ray energy remains strong without applying the X-ray filter 31 to the line because it is close to ideal. According to the X-ray CT apparatus 100, control is performed so that the second X-ray tube 21-2 is subjected to the X-ray filter 31-2 and the first X-ray tube 21-1 is not subjected to the X-ray filter 31-1. You can also.
In the present embodiment, the X-ray filter can be controlled based on the size of the subject, that is, the geometric feature amount. The geometric feature amount can be calculated by the feature specifying unit 37.
例えばX線フィルタ31のX線透過厚が厚い順にF1,F2,F3とすると、被検体の断面積であるプロファイル面積が小さいと思う所に、X線管電圧140kVを出す第1X線管に第1X線フィルタ31−1として最も厚いフィルタF1をかける。X線管電圧80kVを出す第2X線管には第2X線フィルタ31−2として最も薄いフィルタF3をかける。また、被検体の断面積であるプロファイル面積が大きいと思う所には、X線管電圧140kVを出す第1X線管には第1X線フィルタ31−1としてF1より薄いF2をかける。X線管電圧80kVを出す第2X線管には第2X線フィルタ31−2としてのX線フィルタを入れない。 For example, if F1, F2, and F3 are in order of increasing X-ray transmission thickness of the X-ray filter 31, the first X-ray tube that generates an X-ray tube voltage of 140 kV is considered to have a small profile area that is a cross-sectional area of the subject. The thickest filter F1 is applied as the 1X-ray filter 31-1. The thinnest filter F3 as the second X-ray filter 31-2 is applied to the second X-ray tube that outputs the X-ray tube voltage of 80 kV. Where the profile area, which is the cross-sectional area of the subject, is large, the first X-ray tube that outputs the X-ray tube voltage of 140 kV is subjected to F2 thinner than F1 as the first X-ray filter 31-1. The X-ray filter as the second X-ray filter 31-2 is not inserted in the second X-ray tube that outputs the X-ray tube voltage of 80 kV.
被検体の断面積の小さい部分に第2X線管21−2において最も薄いX線フィルタF3をかける理由は、被検体の断面積が大きい場合に被写体がフィルタの役目をした場合と断面積の小さい部分のX線スペクトルとが同等になるように、もしくはバランスが崩れないようにするためである。 The reason why the thinnest X-ray filter F3 in the second X-ray tube 21-2 is applied to a portion having a small cross-sectional area of the subject is that the cross-sectional area is small when the subject serves as a filter when the cross-sectional area of the subject is large. This is so that the X-ray spectrum of the portion is equivalent or the balance is not lost.
例えば図5(a)は被検体の断面積が大きい場合の抽出したい物質のX線吸収係数の変化を示し、図5(b)は被検体の断面積が小さい場合で薄いX線フィルタF3をかけた時の抽出したい物質のX線吸収係数の変化を示す。 For example, FIG. 5A shows a change in the X-ray absorption coefficient of a substance to be extracted when the cross-sectional area of the subject is large, and FIG. 5B shows a thin X-ray filter F3 when the cross-sectional area of the subject is small. The change of the X-ray absorption coefficient of the substance to be extracted when applied is shown.
図5(a)の場合ではX線管電圧80kVでの抽出したい物質のX線吸収係数をa1、X線管電圧140kVでの抽出したい物質のX線吸収係数をa2とする。図5(b)の場合はX線管電圧80kVでの抽出したい物質のX線吸収係数をa3、X線管電圧140kVでの抽出したい物質のX線吸収係数をa4とする。この時のa1−a2の差とa3−a4の差とが大きく異ならないようにフィルタ制御部38はX線管電圧80kVである第2X線管31−2に用いるフィルタF3でX線透過厚を調整する。
尚、被検体が大きい場合であって、X線吸収係数を変化させるX線フィルタを挿入する必要がない場合においては、第1X線投影データ及び第2X線投影データの各々のS/Nが同等又はそれぞれ所定の比となる、又は前記第1X線投影データに基づく断層像及び第2X線投影データに基づく断層像の各々のS/Nが同等又はそれぞれ所定の比となるようなX線フィルタを挿入することにより、画質のよいデュアルエネルギー画像を得るようにしてもよい。
In the case of FIG. 5A, the X-ray absorption coefficient of a substance to be extracted at an X-ray tube voltage of 80 kV is a1, and the X-ray absorption coefficient of a substance to be extracted at an X-ray tube voltage of 140 kV is a2. In the case of FIG. 5 (b), the X-ray absorption coefficient of the substance to be extracted at the X-ray tube voltage 80 kV is a3, and the X-ray absorption coefficient of the substance to be extracted at the X-ray tube voltage 140 kV is a4. At this time, the filter control unit 38 sets the X-ray transmission thickness with the filter F3 used for the second X-ray tube 31-2 having an X-ray tube voltage of 80 kV so that the difference between a1-a2 and the difference between a3-a4 is not greatly different. adjust.
When the subject is large and it is not necessary to insert an X-ray filter that changes the X-ray absorption coefficient, the S / N of each of the first X-ray projection data and the second X-ray projection data is the same. Or an X-ray filter having a predetermined ratio, or an S / N of each of the tomographic image based on the first X-ray projection data and the tomographic image based on the second X-ray projection data being equal or each having a predetermined ratio. By inserting, a dual energy image with good image quality may be obtained.
次に、デュアルエネルギー撮影のフローについて説明する。まず、図6を用いて、画像空間におけるデュアルエネルギー撮影のフローについて説明する。
ステップD1では、スカウト像の撮影を行う。スカウト像の撮影によって得られるスカウト像と外観とにより、各部位のおおよその大きさを認識する。
Next, the flow of dual energy imaging will be described. First, the flow of dual energy imaging in the image space will be described with reference to FIG.
In step D1, a scout image is taken. The approximate size of each part is recognized based on the scout image obtained by photographing the scout image and the appearance.
ステップD2では、デュアルエネルギー撮影の撮影モード、強調したい物質、各X線管電圧でのX線フィルタの選択を行う。操作者は被検体の各部位の大きさを判断し、各部位における最適なX線フィルタ31を設定することができる。
ステップD3では、フィルタ制御部38は、80kVの第2X線管21−2に対して選択した第2X線フィルタ31−2を使い、X線検出器24がデータ収集する。
ステップD4では、フィルタ制御部38は、140kVの第1X線管21−1に対して選択した第1X線フィルタ31−1を使い、X線検出器24がデータ収集する。
In step D2, an imaging mode for dual energy imaging, a substance to be emphasized, and an X-ray filter at each X-ray tube voltage are selected. The operator can determine the size of each part of the subject and set the optimum X-ray filter 31 in each part.
In step D3, the filter control unit 38 uses the second X-ray filter 31-2 selected for the 80 kV second X-ray tube 21-2, and the X-ray detector 24 collects data.
In step D4, the filter control unit 38 uses the first X-ray filter 31-1 selected for the 140 kV first X-ray tube 21-1, and the X-ray detector 24 collects data.
ステップD5では、画像再構成部34は、X線管電圧80kVの断層像を画像再構成する。
ステップD6では、画像再構成部34は、X線管電圧140kVの断層像を画像再構成する。ステップD5、ステップD6において、第1X線管21−1と第2X線管21−2とがビュー方向に90度ずれている場合と180度ずれている場合とがある。いずれの場合も、画像空間においてデュアルエネルギー断層像の画像再構成を行う場合は、X線投影データの収集時刻を合わせたり、収集ビュー角度を合わせたりする。
In step D5, the image reconstruction unit 34 reconstructs a tomographic image having an X-ray tube voltage of 80 kV.
In step D6, the image reconstruction unit 34 reconstructs a tomographic image having an X-ray tube voltage of 140 kV. In Step D5 and Step D6, the first X-ray tube 21-1 and the second X-ray tube 21-2 may be shifted by 90 degrees or 180 degrees in the view direction. In either case, when performing image reconstruction of a dual energy tomographic image in the image space, the acquisition time of the X-ray projection data is adjusted or the acquisition view angle is adjusted.
ステップD7では、デュアルエネルギー画像再構成部35は、デュアルエネルギー比画像を画像再構成する。デュアルエネルギー比画像の画像再構成方法は後述する。
ステップD8では、デュアルエネルギー比画像を画像表示する。
In step D7, the dual energy image reconstruction unit 35 reconstructs a dual energy ratio image. An image reconstruction method of the dual energy ratio image will be described later.
In step D8, the dual energy ratio image is displayed as an image.
ステップD9では、デュアルエネルギー画像再構成部35は、デュアルエネルギー断層像のカルシウム強調画像、造影剤強調画像を画像再構成する。デュアルエネルギー断層像としてカルシウム強調画像である骨等価画像、骨強調画像であるカルシウム等価画像を得る画像再構成を行っている。
ステップD10では、デュアルエネルギー断層像のカルシウム強調画像、造影剤強調画像をモニタ6に画像表示する。
尚、上述のステップD7におけるデュアルエネルギー比画像の画像再構成について説明する。
In step D9, the dual energy image reconstruction unit 35 reconstructs a calcium-enhanced image and a contrast agent-enhanced image of the dual energy tomogram. Image reconstruction is performed to obtain a bone-equivalent image that is a calcium-enhanced image and a calcium-equivalent image that is a bone-enhanced image as dual energy tomographic images.
In step D10, a calcium-enhanced image and a contrast-agent-enhanced image of the dual energy tomographic image are displayed on the monitor 6.
The image reconstruction of the dual energy ratio image in step D7 will be described.
例えば、図7のグラフは縦軸にX線管電圧80kVの断層像での各画素値を取り、横軸にX線管電圧140kVの断層像での各画素値を取る。これにより、X線管電圧80kVとX線管電圧140kVとのカルシウムの画素や造影剤の主成分であるヨウ素の画素値は、図中のカルシウムの直線及びその近傍の分布範囲や、ヨウ素の直線及びその近傍の分布範囲に入る。例えば、X線管電圧80kVの断層像の画素値をg80(x,y)とし、X線管電圧140kVの断層像の画素値をg140(x,y)とすると画素値のデュアルエネルギー比(Dual Energy Ratio)r(x,y)はg80(x,y)/g140(x,y)で求めることができる。 For example, in the graph of FIG. 7, the vertical axis represents each pixel value in a tomographic image with an X-ray tube voltage of 80 kV, and the horizontal axis represents each pixel value in a tomographic image with an X-ray tube voltage of 140 kV. Thereby, the pixel value of calcium having an X-ray tube voltage of 80 kV and an X-ray tube voltage of 140 kV, or the pixel value of iodine as the main component of the contrast agent, the calcium straight line in the figure and the distribution range in the vicinity thereof, the iodine straight line And the distribution range in the vicinity thereof. For example, if the pixel value of a tomographic image with an X-ray tube voltage of 80 kV is g80 (x, y) and the pixel value of a tomographic image with an X-ray tube voltage of 140 kV is g140 (x, y), the dual energy ratio (Dual Energy Ratio) r (x, y) can be obtained by g80 (x, y) / g140 (x, y).
このデュアルエネルギー比r(x,y)は、グラフの直線の傾きを表し、実効質量数を表す。この実効質量数は原子によって異なる値となるため物質ごとにこの値で分離又は差を強調することができる。この傾きは骨では約1.5前後、造影剤では約1.7〜1.8の値を取る。 This dual energy ratio r (x, y) represents the slope of the straight line of the graph and represents the effective mass number. Since this effective mass number varies depending on the atom, separation or difference can be emphasized with this value for each substance. This slope takes a value of about 1.5 for bones and about 1.7 to 1.8 for contrast agents.
また、このデュアルエネルギー比r(x,y)の傾きの範囲で各画素を分類することで物質の成分分析及び組成分析を行うことができる。さらに、値によりカラーマップを割り付けることで、各原子又は各物質の色分けも行うことができる。
また、上述のステップD9におけるデュアルエネルギー断層像の造影剤等価画像、カルシウム等価画像の作成方法等の等価画像の画像再構成方法を以下に示す。
低いX線管電圧80kVの実効X線エネルギーであるエネルギーAのX線に基づく投影データから画像再構成した断層像におけるCT値、および高いX線管電圧140kVの実効X線エネルギーであるエネルギーBのX線に基づく投影データから画像再構成した断層像におけるCT値は、それぞれ次の(数式1),(数式2)で与えられる。
Moreover, component analysis and composition analysis of a substance can be performed by classifying each pixel within the range of the gradient of the dual energy ratio r (x, y). Furthermore, by assigning a color map by value, each atom or each substance can be color-coded.
In addition, an image reconstruction method of an equivalent image such as a method for creating a contrast agent equivalent image and a calcium equivalent image of a dual energy tomographic image in step D9 described above is shown below.
CT value in a tomographic image reconstructed from projection data based on X-rays of energy A which is effective X-ray energy of low X-ray tube voltage 80 kV, and energy B which is effective X-ray energy of high X-ray tube voltage 140 kV CT values in tomographic images reconstructed from projection data based on X-rays are given by the following (Equation 1) and (Equation 2), respectively.
ここで、X,Yは所望の物質の量(未知数)である。αA,αB,βA,βB,γA,γBは予め測定によって判明している定数である。
このようなCT値からX,Yが次の(数式3),(数式4)によってそれぞれ求められ、
From such CT values, X and Y are obtained by the following (Equation 3) and (Equation 4), respectively.
このようにして、Xに関する断層像およびYに関する断層像がそれぞれ形成される。X,YまたはX,Yの元素は例えば骨の主要成分であるカルシウム分、脂肪、造影剤等である。このようにして、2つのX線線質の異なる、つまり、2つのX線管電圧の断層像から所望の物質の定量的な分布断層像を得ることができる。
つまり、(数式3),(数式4)は以下の(数式5)のように書き換えられる。
これにより、以下の(数式6)が得られる。
つまり、物質X,Yは以下の(数式7),(数式8)のように求められる。
ただし、この時のw1,w2,w3,w4,c1,c2は以下の(数式9),(数式10),(数式11),(数式12),(数式13),(数式14)となる。
つまり、物質X,物質Yの存在分布断層像は、低いX線管電圧80kVの断層像CTAと高いX線管電圧140kVの断層像CTBとの加重加算処理で得られる。
In this way, a tomographic image related to X and a tomographic image related to Y are formed. X, Y or X, Y elements are, for example, calcium, fat, and contrast medium, which are the main components of bone. In this manner, a quantitative distribution tomographic image of a desired substance can be obtained from two X-ray beam qualities, that is, two X-ray tube voltage tomographic images.
That is, (Formula 3) and (Formula 4) can be rewritten as the following (Formula 5).
Thereby, the following (Formula 6) is obtained.
That is, the substances X and Y are obtained as in the following (Formula 7) and (Formula 8).
However, w1, w2, w3, w4, c1, and c2 at this time are the following (Equation 9), (Equation 10), (Equation 11), (Equation 12), (Equation 13), and (Equation 14). .
In other words, there distribution tomographic image of the material X, substance Y may be obtained by a weighted addition process of a tomographic image CT B of the tomographic image CT A high X-ray tube voltage 140kV low X-ray tube voltage 80 kV.
また、前述した図6においては、画像空間におけるデュアルエネルギー撮影のフローを示したが、投影データ空間でも同様に処理できる。図8に、投影データ空間におけるデュアルエネルギー撮影の画像再構成方法の概要を示す。
デュアルエネルギー画像再構成部35は、低いX線管電圧のX線投影データR−Lowに加重加算係数w1を乗算し、同様に高いX線管電圧のX線投影データR−Highに加重加算係数w2を乗算し、定数C1とともに加重加算処理し、デュアルエネルギー断層像M−CSIを作成する。
また、デュアルエネルギー画像再構成部35は、画像空間、断層像空間おいても投影データ空間と同様に加重加算処理することでデュアルエネルギー断層像M−CSIを得ることができる。
In FIG. 6 described above, the flow of dual energy imaging in the image space is shown, but the same processing can be performed in the projection data space. FIG. 8 shows an outline of an image reconstruction method for dual energy imaging in the projection data space.
The dual energy image reconstruction unit 35 multiplies the X-ray projection data R-Low of the low X-ray tube voltage by the weighted addition coefficient w1 and similarly weights the X-ray projection data R-High of the high X-ray tube voltage. Multiply w2 and perform weighted addition processing together with the constant C1 to create a dual energy tomographic image M-CSI.
Also, the dual energy image reconstruction unit 35 can obtain a dual energy tomographic image M-CSI by performing weighted addition processing in the image space and tomographic image space in the same manner as in the projection data space.
これら加重加算係数w1,w2及び定数C1は、抽出したい原子、強調したい原子、表示上で消したい原子又は部位により定まる。例えば加重加算処理部はCT値の近い骨、石灰化を構成するカルシウム成分(Ca成分)と、ヨウ素を主成分とする造影剤(Iodine成分)を分離するために、カルシウム成分を表示上で消すと、つまり画素値を0にすると造影剤成分が抽出され、強調して表示することができる。また反対に、加重加算処理部は造影剤成分を表示上で消すと、つまり画素値を0にするとカルシウム成分が抽出され、骨や石灰化の部分を強調して表示することができる。 These weighted addition coefficients w1 and w2 and the constant C1 are determined by the atom to be extracted, the atom to be emphasized, the atom or part to be deleted on the display. For example, the weighted addition processing unit erases the calcium component on the display in order to separate a bone component having a close CT value, a calcium component (Ca component) constituting calcification, and a contrast agent (Iodine component) containing iodine as a main component. That is, when the pixel value is set to 0, the contrast agent component is extracted and can be displayed with emphasis. On the other hand, when the contrast agent component is erased on the display, that is, when the pixel value is set to 0, the calcium component is extracted and the bone and calcified portions can be emphasized and displayed.
この時に用いるX線投影データは、前処理及びビームハードニング補正したX線投影データを用いる。特にビームハードニング補正では、各X線管電圧において水等価でない物質の部分を水等価なX線透過経路長にすることにより、水以外の物質のX線管電圧依存性をより正しく評価することができる。 As X-ray projection data used at this time, X-ray projection data subjected to preprocessing and beam hardening correction is used. In particular, in beam hardening correction, the X-ray tube voltage dependence of substances other than water can be more correctly evaluated by setting the water-equivalent X-ray transmission path length for the non-water-equivalent material at each X-ray tube voltage. Can do.
また、断層像空間においても、前処理及びビームハードニング補正が補正済であるとすると、画像再構成部34は断層像空間でも、デュアルエネルギー断層像を作成することができる。
また、360度フルスキャンにおいても、180度+ファン角のハーフスキャンにおいてもデータの並べ換えなしにX線投影データ空間におけるデュアルエネルギー撮影の画像再構成を行いたい場合は、第1X線検出器24−1と第2X線検出器24−2とのX線投影データの収集ビュー角度を合わせてX線データ収集を行う必要がある。この際に、デュアルエネルギー画像再構成部35は、第1X線管21−1及び第1X線検出器24−1と第2X線管21−2及び第2X線検出器24−2とをz方向に適切な位置をずらすことで、同一z軸座標において同一ビュー方向のX線投影データを収集することができる。
以上より、画像再構成部34は断層像空間と、投影データ空間とにおいて造影剤等価画像、カルシウム等価画像を作成することができる。
In the tomographic image space, if the preprocessing and the beam hardening correction have been corrected, the image reconstruction unit 34 can create a dual energy tomographic image in the tomographic image space.
In addition, when it is desired to perform dual energy imaging image reconstruction in the X-ray projection data space without rearranging data in 360 degree full scan and 180 degree + fan angle half scan, the first X-ray detector 24- X-ray projection data collection between the first X-ray detector 24-2 and the second X-ray detector 24-2 must be performed in accordance with the viewing angle. At this time, the dual energy image reconstruction unit 35 moves the first X-ray tube 21-1, the first X-ray detector 24-1, the second X-ray tube 21-2, and the second X-ray detector 24-2 in the z direction. By shifting an appropriate position, X-ray projection data in the same view direction can be collected at the same z-axis coordinate.
As described above, the image reconstruction unit 34 can create a contrast agent equivalent image and a calcium equivalent image in the tomographic image space and the projection data space.
以上のように、本実施形態のX線CT装置によれば、第1X線管21−1及び第2X線管21−2用のX線フィルタをそれぞれ独立に制御することができる。
そして、これらのフィルタ制御により出力するX線は、X線管電圧140kVのX線スペクトル分布とX線管電圧80kVのX線スペクトル分布との分離を大きくすることができる。すなわち物質のX線吸収係数の差を大きくすることができ、デュアルエネルギー像はよりS/Nを良くすることができる。
As described above, according to the X-ray CT apparatus of the present embodiment, the X-ray filters for the first X-ray tube 21-1 and the second X-ray tube 21-2 can be independently controlled.
The X-rays output by these filter controls can increase the separation between the X-ray spectrum distribution with an X-ray tube voltage of 140 kV and the X-ray spectrum distribution with an X-ray tube voltage of 80 kV. That is, the difference in the X-ray absorption coefficient of the substance can be increased, and the S / N can be improved in the dual energy image.
尚、本実施形態においては、2つのX線管を用いた例を示したが、例えば、図3A(a)に示す3つのX線管21と3つの多列X線検出器24で構成する構造、図3A(b)に示す3つのX線管21と3つのフラットパネルX線検出器に代表される二次元X線エリア検出器24で構成する構造のもの、図3B(c)に示す3つのX線管21を持ち1つの第4世代の多列X線検出器24で構成する構造のもの、又は図3B(d)に示す4つのX線管21を持つ4つの多列X線検出器24で構成する構造のものなどにおいても同様に、各X線管21においての各X線フィルタを独立に制御することができる。
また、図9(a−1)は、第1X線フィルタ31−1を備えたX線管21−1と第2X線フィルタ31−2を備えた第2X線管21−2とが、走査ガントリ20の回転部15上に回転方向へ180度ずらし、z軸座標も少しずらして設置されている。第1多列X線検出器24−1及び第2多列X線検出器24−2も、互いに対向するように配置され回転する。なお、この時の対向するX線照射収集部のX線ファン角はチャネル方向に約60度である。
In the present embodiment, an example in which two X-ray tubes are used has been described. For example, the X-ray tube 21 includes three X-ray tubes 21 and three multi-row X-ray detectors 24 shown in FIG. FIG. 3B (c) shows a structure of a structure constituted by a three-dimensional X-ray area detector 24 represented by three X-ray tubes 21 and three flat panel X-ray detectors shown in FIG. 3A (b). A structure having three X-ray tubes 21 and one fourth-generation multi-row X-ray detector 24 or four multi-row X-rays having four X-ray tubes 21 shown in FIG. 3B (d) Similarly, the X-ray filter in each X-ray tube 21 can be controlled independently in the structure of the detector 24 and the like.
9A-1 shows that the X-ray tube 21-1 provided with the first X-ray filter 31-1 and the second X-ray tube 21-2 provided with the second X-ray filter 31-2 include a scanning gantry. It is shifted 180 degrees in the rotation direction on the 20 rotation parts 15 and the z-axis coordinates are also slightly shifted. The first multi-row X-ray detector 24-1 and the second multi-row X-ray detector 24-2 are also arranged and rotated so as to face each other. At this time, the X-ray fan angle of the X-ray irradiation collecting units facing each other is about 60 degrees in the channel direction.
また、図9(a−1)に示す配置では、ヘリカルスキャン時に図9(b)に示すようにX線データ収集開始時とX線データ収集終了時のX線無駄被曝を避けるために、図9(a−2)又は(a−3)に示すように、2つのX線照射収集部の中心線がz方向に傾けられる。そして、X線ビームの一部がxy平面に平行になっている。これはヘリカルスキャンにおいてX線の無駄被曝を避けるのに特に有効である。
(実施形態2)
Further, in the arrangement shown in FIG. 9 (a-1), in order to avoid unnecessary X-ray exposure at the start of X-ray data acquisition and at the end of X-ray data acquisition as shown in FIG. 9 (a-2) or (a-3), the center lines of the two X-ray irradiation collection parts are tilted in the z direction. A part of the X-ray beam is parallel to the xy plane. This is particularly effective in avoiding unnecessary exposure to X-rays in helical scanning.
(Embodiment 2)
図11は、実施形態2にかかるX線CT装置100の構成ブロック図である。尚、同図において、上述の実施形態1に係るX線CT装置100と構成が同じ名称のものについては、共通の符号を用いることとする。尚、本実施形態において実施形態1と重複する部分については、その説明を省略する。
図1の構成ブロックと異なり、図11に示す走査ガントリ20は、X線管21、コリメータ23、ビーム形成X線フィルタ28、多列X線検出器24、及びデータ収集装置25は1セットのみを具備している。但し、フィルタ制御部38は、1つのX線管21に対して、適正な第1X線フィルタ31−1及び第2X線フィルタ31−2を選択することができるようになっている。
FIG. 11 is a configuration block diagram of the X-ray CT apparatus 100 according to the second embodiment. In the figure, the same reference numerals are used for components having the same names as those of the X-ray CT apparatus 100 according to the first embodiment. In the present embodiment, the description of the same parts as those in the first embodiment is omitted.
Unlike the configuration block of FIG. 1, the scanning gantry 20 shown in FIG. 11 includes only one set of an X-ray tube 21, a collimator 23, a beam forming X-ray filter 28, a multi-row X-ray detector 24, and a data acquisition device 25. It has. However, the filter control unit 38 can select an appropriate first X-ray filter 31-1 and second X-ray filter 31-2 for one X-ray tube 21.
次に、本実施形態のX線CT装置を用いたスキャンについて説明する。
図11(a)、図11(b)は、X線管電圧140kVとX線管電圧80kVとのX線データ収集の時間帯を示した図である。このようにX線管電圧140kVとX線管電圧80kVとが照射するタイミングが分かれている場合には、X線管電圧140kVの時間帯にX線フィルタ31をかけ、X線管電圧80kVの時間帯にX線フィルタ31をかけないように制御することができる。
Next, scanning using the X-ray CT apparatus of this embodiment will be described.
FIG. 11A and FIG. 11B are diagrams showing time zones for collecting X-ray data of the X-ray tube voltage 140 kV and the X-ray tube voltage 80 kV. As described above, when the irradiation timings of the X-ray tube voltage 140 kV and the X-ray tube voltage 80 kV are different, the X-ray filter 31 is applied to the time zone of the X-ray tube voltage 140 kV, and the time of the X-ray tube voltage 80 kV is reached. It can be controlled not to apply the X-ray filter 31 to the band.
図11(a)に示すように、体動を防ぐため、短時間で撮影する方法としては、1スキャン目のX線管電圧80kVの撮影時間t1の撮影と、2スキャン目のX線管電圧140kVの撮影時間t2の撮影を続けて撮影する。この時のX線管電圧は、撮影時間t1と撮影時間t2との間に変化する。撮影は、フルスキャンF−Scanである360度スキャンでX線投影データ収集でも、ハーフスキャンH−Scanである180度+ファン角分のX線投影データ収集でも良い。これらの撮影方法は、t1、t2の撮影時間の順を逆にしてもかまわない。 As shown in FIG. 11 (a), in order to prevent body movement, as a method for imaging in a short time, the imaging at the imaging time t1 of the X-ray tube voltage 80 kV for the first scan and the X-ray tube voltage for the second scan are used. Shooting continues for the shooting time t2 of 140 kV. The X-ray tube voltage at this time changes between the imaging time t1 and the imaging time t2. Imaging may be X-ray projection data collection by 360-degree scan which is full scan F-Scan, or X-ray projection data collection by 180 degrees + fan angle which is half-scan H-Scan. In these photographing methods, the order of the photographing times at t1 and t2 may be reversed.
ハーフスキャンH−Scanは、X線ファンビームのファン角を60度とすると、180度+ファン角=240度分、つまり2/3回転分のX線投影データを収集することになる。例えば、X線データ収集系の回転速度が0.35秒/回転であれば、ハーフスキャンのデュアルエネルギー撮影時間は、0.35×2/3×2=0.46秒、フルスキャンのデュアルエネルギー撮影時間は0.35×2=0.7秒となる。 The half scan H-Scan collects X-ray projection data for 180 degrees + fan angle = 240 degrees, that is, 2/3 rotations, assuming that the fan angle of the X-ray fan beam is 60 degrees. For example, if the rotational speed of the X-ray data acquisition system is 0.35 seconds / rotation, the half-scan dual energy imaging time is 0.35 × 2/3 × 2 = 0.46 seconds, and the full energy is dual energy. The shooting time is 0.35 × 2 = 0.7 seconds.
次に、X線フィルタの制御について説明する。
上記のフルスキャン時においては、X線フィルタを切り換える時間がないため、X線管電圧140kVの低いX線エネルギーのX線スペクトルを低減させ、X線管電圧80kVのX線エネルギーをS/N不足にならない程度にフィルタするX線フィルタ41を共通にかけても良い。
Next, control of the X-ray filter will be described.
At the time of the above full scan, since there is no time to switch the X-ray filter, the X-ray spectrum of low X-ray energy with an X-ray tube voltage of 140 kV is reduced, and the X-ray energy with an X-ray tube voltage of 80 kV is insufficient in S / N. The X-ray filter 41 that filters to the extent that it does not become may be applied in common.
フルスキャンにおいて、X線管電圧を切り換える時間が撮影時間t1,t2に比べて無視できない場合は、図11(b)のように、撮影時間t1,t2の時間ΔtであるISD(Inter Scan Delay)の間でX線管電圧を上げさらに撮影開始位置を揃える。これは同一ビュー角度からX線投影データ収集を開始することができ、X線投影空間においてX線投影データを加重加算処理する場合に当該X線投影データに対応するビューを探すことが容易であるため、処理しやすい利点がある。この時の1スキャン目,X線オフしたISD期間、2スキャン目を合わせたハーフスキャンの撮影時間Tは0.35×2/3(1スキャン面のX線オン)+0.35×1/3(X線オフ)+0.35×2/3(2スキャン面のX線オン)=0.58秒となり、被検体の体動の可能性はかなり減る。 In the full scan, when the time for switching the X-ray tube voltage is not negligible compared to the imaging times t1 and t2, as shown in FIG. 11B, the ISD (Inter Scan Delay) which is the time Δt of the imaging times t1 and t2. The X-ray tube voltage is raised during the interval and the imaging start position is aligned. This is because X-ray projection data collection can be started from the same view angle, and when X-ray projection data is subjected to weighted addition processing in the X-ray projection space, it is easy to find a view corresponding to the X-ray projection data. Therefore, there is an advantage that it is easy to process. At this time, the imaging time T of the first scan, the ISD period in which the X-ray is turned off, and the half scan including the second scan is 0.35 × 2/3 (X-ray on one scan surface) + 0.35 × 1/3 (X-ray off) + 0.35 × 2/3 (X-ray on 2 scan planes) = 0.58 seconds, and the possibility of body movement of the subject is considerably reduced.
また、このようにX線データ収集中にX線オフのISD期間がある場合には、図12のようにX線フィルタ31を最適なX線フィルタになるように切り換えるように、フィルタ制御部を制御することもできる。
図12に示すように、被検体の断面積又はプロファイル面積が小さい場合には、X線管電圧140kVにX線フィルタF1をかけ、X線管電圧80kVにX線フィルタF3をかける。また、被検体の断面積又はプロファイル面積が大きい場合には、X線管電圧140kVにX線フィルタF2をかけ、X線管電圧80kVにX線フィルタをかけないようにする。
In addition, when there is an XSD off ISD period during X-ray data acquisition, the filter control unit is set so that the X-ray filter 31 is switched to an optimum X-ray filter as shown in FIG. It can also be controlled.
As shown in FIG. 12, when the cross-sectional area or profile area of the subject is small, the X-ray filter F1 is applied to the X-ray tube voltage 140 kV, and the X-ray filter F3 is applied to the X-ray tube voltage 80 kV. When the cross-sectional area or profile area of the subject is large, the X-ray filter F2 is applied to the X-ray tube voltage 140 kV, and the X-ray filter is not applied to the X-ray tube voltage 80 kV.
X線オフしたISD期間がある場合のX線フィルタを使ったデュアルエネルギー撮影は下記のフローになる。 Dual energy imaging using an X-ray filter when there is an ISD period in which X-rays are off has the following flow.
1つのX線照射吸収部においてはX線管電圧を切り換えに連動してX線フィルタの切り換えをするが、そのフローチャートは実施例1の図6の下記の部分を変更することでほぼ同様に処理することができる。 In one X-ray irradiation absorption unit, the X-ray filter is switched in conjunction with the switching of the X-ray tube voltage, but the flowchart is processed in substantially the same manner by changing the following part of FIG. can do.
図6のステップD3においては選択したX線管電圧80kV用のX線フィルタ31を挿入しX線データ収集を行う。
図6のステップD4においては選択したX線管電圧140kV用のX線フィルタ31を挿入しX線データ収集を行う。
In step D3 of FIG. 6, the X-ray filter 31 for the selected X-ray tube voltage 80 kV is inserted to collect X-ray data.
In step D4 of FIG. 6, the X-ray filter 31 for the selected X-ray tube voltage 140 kV is inserted to collect X-ray data.
このようにして、1つのX線照射吸収部においてもデュアルエネルギー撮影は、被検体の断面積又はプロファイル面積が大きい場合と小さい場合とで、最適なX線フィルタを選択して撮影し画像再構成することができる。 In this way, even in one X-ray irradiation / absorption unit, dual energy imaging is performed by selecting an optimal X-ray filter and reconstructing an image depending on whether the cross-sectional area or profile area of the subject is large or small. can do.
以上のように、本実施形態のX線CT装置100によれば、X線管21のX線管電圧によってX線フィルタを独立に制御することができる。
そして、これらのフィルタ制御により出力するX線は、X線管電圧140kVのX線スペクトル分布とX線管電圧80kVのX線スペクトル分布との分離を大きくすることができる。すなわち物質のX線吸収係数の差を大きくすることができ、デュアルエネルギー像はよりS/Nを良くすることができる。
(実施形態3)
As described above, according to the X-ray CT apparatus 100 of the present embodiment, the X-ray filter can be independently controlled by the X-ray tube voltage of the X-ray tube 21.
The X-rays output by these filter controls can increase the separation between the X-ray spectrum distribution with an X-ray tube voltage of 140 kV and the X-ray spectrum distribution with an X-ray tube voltage of 80 kV. That is, the difference in the X-ray absorption coefficient of the substance can be increased, and the S / N can be improved in the dual energy image.
(Embodiment 3)
本実施形態においては、実施形態2のX線CT装置100を用いて、被検体のスカウト像に基づき被検体のz軸座標でのプロファイル面積などの幾何学的特徴量を求め、X線管電圧80kVとX線管電圧140kVとでの最適なX線フィルタを設定してデュアルエネルギー撮影を行う。 In the present embodiment, the X-ray CT apparatus 100 according to the second embodiment is used to obtain a geometric feature amount such as a profile area in the z-axis coordinate of the subject based on the scout image of the subject, and the X-ray tube voltage Dual energy imaging is performed by setting an optimum X-ray filter at 80 kV and an X-ray tube voltage of 140 kV.
図12に示すように、特徴特定部37は被検体の90度方向と180度方向の両方、もしくはどちらかの片方のみのスカウト像撮影を行うことで、そのスカウト像のX線投影データ、つまり各z軸座標におけるスカウト像のプロファイルデータを得ることができる。 As shown in FIG. 12, the feature specifying unit 37 captures the scout image of the subject in both the 90-degree direction and the 180-degree direction, or only one of them, so that X-ray projection data of the scout image, that is, Scout image profile data at each z-axis coordinate can be obtained.
この特徴特定部37は、図14に示すように楕円率Oval(z)を求めることができる。これらのプロファイルデータは各z軸座標の幾何学的特徴量であるプロファイル面積Prf(z)、楕円率Oval(z)、すなわちプロファイル面積である被検体の大きさ、又は楕円率である偏平度を求めることができる。これらの幾何学的特徴量よりフィルタ制御部38は各z軸座標におけるX線管電圧80kVの最適なX線フィルタ31、X線管電圧140kVの最適なX線フィルタ31を定めることができる。 The feature specifying unit 37 can obtain the ellipticity Oval (z) as shown in FIG. These profile data include the profile area Prf (z) and the ellipticity Oval (z) which are geometric features of each z-axis coordinate, that is, the size of the subject which is the profile area or the flatness which is the ellipticity. Can be sought. From these geometric features, the filter control unit 38 can determine the optimum X-ray filter 31 having an X-ray tube voltage of 80 kV and the optimum X-ray filter 31 having an X-ray tube voltage of 140 kV at each z-axis coordinate.
図15は、X線CT装置200において各z軸座標のX線フィルタを最適化する処理のフローチャートを示す。 FIG. 15 shows a flowchart of processing for optimizing the X-ray filter of each z-axis coordinate in the X-ray CT apparatus 200.
ステップD41では、90度方向、180度方向のスカウト像撮影を行う。スカウト像撮影は頭部においては90度方向のみ、その他の部位においては0度又は90度、もしくは180度又は90度のいずれかの2方向のスカウト像撮影を行うのが通常である。
スカウト撮影は、被検体に対しては0度方向よりも180度方向から撮影を行った方が被検体の水晶体や***への被曝を少なくすることができ、より適している。
In step D41, scout images are taken in 90-degree and 180-degree directions. Scout image capturing is usually performed only in the 90-degree direction on the head, and in other directions at either 0 degree or 90 degrees, or 180 degrees or 90 degrees.
Scout imaging is more suitable for imaging a subject from 180 degrees than 0 degrees because exposure to the lens or breast of the subject can be reduced.
ステップD42では、特徴特定部37は、90度方向、180度方向のスカウト像より被検体の各z軸座標の幾何学的特徴量を求める。
ステップD43では、特徴特定部37は、デュアルエネルギーの撮影モードでの被検体の各z軸座標の幾何学的特徴量からX線管電圧80kVにおける最適なX線フィルタ31を表示する。
ステップD44では、特徴特定部37は、デュアルエネルギーの撮影モードでの被検体の各z軸座標の幾何学的特徴量からX線管電圧140kVにおける最適なX線フィルタを表示する。
ステップD45では、操作者は、設定したX線管電圧80kVのX線フィルタ31が最適かを判断し、YESであればステップD49へ行き、NOであればステップD47へ行く。
ステップD46では、操作者は、設定したX線管電圧140kVのX線フィルタ31が最適かを判断し、YESであればステップD50へ行き、NOであればステップD48へ行く。
ステップD47では、操作者は、手動によりX線管電圧80kVの各z軸座標のX線フィルタを修正し、ステップD45へ戻る。
ステップD48では、操作者は、手動によりX線管電圧140kVの各z軸座標のX線フィルタを修正し、ステップD46へ戻る。
ステップD49では、多列X線検出器24は、X線管電圧80kVのX線データ収集を行う。ステップD49の次は図6のステップD5へ続く。
ステップD50では、多列X線検出器24は、X線管電圧140kVのX線データ収集を行う。ステップD50の次は図6のステップD6へ続く。
In step D42, the feature specifying unit 37 obtains the geometric feature amount of each z-axis coordinate of the subject from the scout images in the 90 degree direction and the 180 degree direction.
In step D43, the feature specifying unit 37 displays the optimum X-ray filter 31 at the X-ray tube voltage of 80 kV from the geometric feature amount of each z-axis coordinate of the subject in the dual energy imaging mode.
In step D44, the feature specifying unit 37 displays an optimum X-ray filter at the X-ray tube voltage 140 kV from the geometric feature amount of each z-axis coordinate of the subject in the dual energy imaging mode.
In step D45, the operator determines whether the X-ray filter 31 having the set X-ray tube voltage of 80 kV is optimal. If YES, the operator goes to step D49, and if NO, the operator goes to step D47.
In step D46, the operator determines whether the set X-ray filter 31 with the X-ray tube voltage 140 kV is optimal. If YES, the operator goes to step D50, and if NO, the operator goes to step D48.
In Step D47, the operator manually corrects the X-ray filter of each z-axis coordinate of the X-ray tube voltage 80 kV, and returns to Step D45.
In Step D48, the operator manually corrects the X-ray filter of each z-axis coordinate of the X-ray tube voltage 140 kV and returns to Step D46.
In step D49, the multi-row X-ray detector 24 collects X-ray data with an X-ray tube voltage of 80 kV. Step D49 is followed by step D5 in FIG.
In step D50, the multi-row X-ray detector 24 collects X-ray data with an X-ray tube voltage of 140 kV. Step D50 is followed by step D6 in FIG.
尚、ステップD42において、特徴特定部37は被検体のスカウト像より各z軸座標の幾何学的特徴量として図13に示すように、プロファイル面積Sx(z),Sy(z)や楕円率Oval(z)を求めることができる。また、1方向のスカウト像、2方向のスカウト像からも同様によりプロファイル面積Sx(z),Sy(z)や楕円率Oval(z)を求めることができる。 In step D42, the feature specifying unit 37 shows the profile areas Sx (z), Sy (z) and ellipticity Oval as geometric feature values of the respective z-axis coordinates from the scout image of the subject as shown in FIG. (Z) can be obtained. Similarly, the profile areas Sx (z) and Sy (z) and the ellipticity Oval (z) can be obtained from the scout image in one direction and the scout image in two directions.
プロファイル面積Sx(z),Sy(z)又は楕円率Oval(z)は、以下の(数式15),(数式16),(数式17)より求めることができる。ただし、NはX線検出器のチャネル数とする。
2方向からプロファイル面積Sx(z),Sy(z)を求めた場合は、この2つのプロファイル面積Sx(z),Sy(z)の平均を求めて最終的なプロファイル面積としても良いし、又はどちらかの最大値もしくは最小値を選んで最終的なプロファイル面積としても良い。また、2方向からの楕円率Oval(z)は、同様に平均を求めて最終的な楕円率としても良いし、又はどちらかの最大値もしくは最小値を選んで最終的な楕円率としても良い。 When the profile areas Sx (z) and Sy (z) are obtained from two directions, an average of the two profile areas Sx (z) and Sy (z) may be obtained to obtain a final profile area, or Either maximum value or minimum value may be selected as the final profile area. In addition, the ellipticity Oval (z) from two directions may be similarly obtained as an average to obtain a final ellipticity, or may be selected as a final ellipticity by selecting either the maximum value or the minimum value. .
ステップD43、ステップD44において、特徴特定部37はデュアルエネルギー撮影モードを選択した時に、被検体のスカウト像より各z軸座標の幾何学的特徴量としてプロファイル面積及び楕円率を求める。この時の選択するX線フィルタは、図16に示すように、あらかじめ設定した幾何学的特徴量から用いるべき最適なX線フィルタを求めるテーブルにより最適なX線フィルタ31を決める。 In step D43 and step D44, when the dual energy imaging mode is selected, the feature specifying unit 37 obtains a profile area and an ellipticity as a geometric feature amount of each z-axis coordinate from the scout image of the subject. As the X-ray filter to be selected at this time, as shown in FIG. 16, an optimum X-ray filter 31 is determined by a table for obtaining an optimum X-ray filter to be used from a preset geometric feature amount.
例えば、図16においてプロファイル面積値がS1で楕円率がOval1である場合は、幾何学的特徴量の組み合わせより、最適なX線フィルタ31としてX線管電圧140kVにはX線フィルタF3をX線管電圧80kVにはX線フィルタ無しを決定する。 For example, in FIG. 16, when the profile area value is S1 and the ellipticity is Oval1, the X-ray filter F3 is applied to the X-ray tube voltage 140 kV as the optimum X-ray filter 31 by the combination of geometric features. For the tube voltage of 80 kV, no X-ray filter is determined.
このようにして、フィルタ制御部38は被検体の各z軸座標での幾何学的特徴量であるプロファイル面積Sx(z),Sy(z)及び楕円率Oval(z)を用いて、最適なX線フィルタ31を決定する。 In this way, the filter control unit 38 uses the profile areas Sx (z) and Sy (z) and the ellipticity Oval (z), which are geometric feature amounts at the respective z-axis coordinates of the subject, to obtain the optimum. The X-ray filter 31 is determined.
なお、本実施例においては幾何学的特徴量としてプロファイル面積と楕円率しか用いていないが、スカウト像上で閾値処理により骨を抽出して骨の位置や骨の大きさに関連する幾何学的特徴量を用いて最適なX線フィルタ31を求めるテーブルを用いてX線フィルタ31を決定しても良い。 In the present embodiment, only the profile area and the ellipticity are used as geometric feature amounts. However, a bone is extracted by threshold processing on a scout image, and a geometric relationship related to the position and size of the bone is obtained. You may determine the X-ray filter 31 using the table which calculates | requires the optimal X-ray filter 31 using a feature-value.
また、上記における最適なX線フィルタ31を求めるテーブルには撮影条件の変数が入っていないが、X線管電流値など最適なX線フィルタ31を決定するのに影響する撮影条件の変数を入れても良い。またそのテーブルには、最適なX線フィルタ31を決定するのに抽出したい物質として、造影剤や骨などの物質もX線管電圧ごとのX線吸収係数が変化するため、最適なX線フィルタ31を決定するのに影響する変数として加えても良い。 Although the table for obtaining the optimum X-ray filter 31 does not include imaging condition variables, the imaging condition variables that affect the determination of the optimum X-ray filter 31 such as an X-ray tube current value are entered. May be. In the table, since the X-ray absorption coefficient for each X-ray tube voltage also changes for substances such as contrast agents and bones as substances to be extracted for determining the optimum X-ray filter 31, the optimum X-ray filter You may add as a variable which influences to determine 31.
ステップD49,ステップD50においては、撮影条件と最適なX線フィルタ41により、X線管電圧80kV及びX線管電圧140kVでの撮影を行う。
なお、あるz軸座標での撮影が終わると次のz軸座標での撮影のために撮影テーブル10のクレードル12をz方向に動かすようなスキャンを実施する場合は、フィルタ制御部38はこのz方向の移動時間中にX線フィルタ41を変えることができる。このため、X線管電圧80kVとX線管電圧140kVの撮影の間にX線オフの時間Δtがある場合は、X線管電圧80kVの最適なX線フィルタとX線管電圧140kVの最適なX線フィルタを交互に切り換えながら、さらにz軸座標ごとに各最適フィルタを変えながら撮影を行うことができる。
In Step D49 and Step D50, imaging is performed at an X-ray tube voltage of 80 kV and an X-ray tube voltage of 140 kV using the imaging conditions and the optimum X-ray filter 41.
When the scanning with a certain z-axis coordinate is finished, when performing a scan in which the cradle 12 of the imaging table 10 is moved in the z-direction for the shooting with the next z-axis coordinate, the filter control unit 38 makes this z The X-ray filter 41 can be changed during the direction travel time. For this reason, when there is an X-ray off time Δt between X-ray tube voltage 80 kV and X-ray tube voltage 140 kV imaging, an optimum X-ray filter with an X-ray tube voltage 80 kV and an optimum X-ray tube voltage 140 kV are obtained. It is possible to perform imaging while alternately switching X-ray filters and changing each optimum filter for each z-axis coordinate.
これ以降の画像再構成部分は、実施形態1において説明した図6のステップD5からステップD10と同様に処理することができる。 Subsequent image reconstruction parts can be processed in the same manner as steps D5 to D10 in FIG. 6 described in the first embodiment.
このように、本実施形態においては、特徴特定部37は各々の被検体のz軸座標で被検体のプロファイル面積などの幾何学的特徴量を求める。そして、フィルタ制御部38は、各々のz軸座標においてX線管電圧80kVとX線管電圧140kVの最適なX線フィルタ31を設定することができる。 As described above, in the present embodiment, the feature specifying unit 37 obtains a geometric feature amount such as a profile area of the subject using the z-axis coordinates of each subject. The filter control unit 38 can set the optimum X-ray filter 31 having an X-ray tube voltage of 80 kV and an X-ray tube voltage of 140 kV at each z-axis coordinate.
尚、本実施形態においてヘリカルスキャンを行う場合は、X線フィルタ31を切り換える時間が少ない。このため、フィルタ制御部38はX線管電圧140kVの低いX線エネルギーのX線スペクトルを低減させることで、より実効X線エネルギーを高くシフトさせ、しかもX線管電圧80kVのX線エネルギーをS/N不足にならないX線フィルタ31を選択する。 In the present embodiment, when helical scanning is performed, the time for switching the X-ray filter 31 is short. For this reason, the filter control unit 38 shifts the effective X-ray energy higher by reducing the X-ray spectrum of the low X-ray energy having the X-ray tube voltage of 140 kV, and the X-ray energy having the X-ray tube voltage of 80 kV is reduced to S. The X-ray filter 31 that does not run out of / N is selected.
つまり、図15のステップD42において、特徴特定部37は被検体の各z軸座標の幾何学的特徴量であるプロファイル面積、楕円率などを決めて、X線管電圧80kVとX線管電圧140kVとでの共通の最適のX線フィルタを求めるテーブルから、最適のX線フィルタを求める。 That is, in step D42 in FIG. 15, the feature specifying unit 37 determines the profile area, ellipticity, etc., which are geometric feature quantities of each z-axis coordinate of the subject, and the X-ray tube voltage 80 kV and the X-ray tube voltage 140 kV. The optimum X-ray filter is obtained from the table for obtaining the optimum X-ray filter common to the two.
また、図15のステップD49,ステップD50においてはX線フィルタ31をX線管電圧80kVのX線データ収集とX線管電圧140kVのX線データ収集において切り換えることなく1つのX線フィルタ31でX線データ収集を行う。 Further, in steps D49 and D50 in FIG. 15, the X-ray filter 31 is switched by one X-ray filter 31 without switching between the X-ray data collection of the X-ray tube voltage 80 kV and the X-ray data collection of the X-ray tube voltage 140 kV. Collect line data.
このように、図15の処理のフローを一部変更することで、X線フィルタの切り換え時間がない場合に、各z軸座標においてX線管電圧80kVとX線管電圧140kVとの最適な共通のX線フィルタを設定することができる。これにより、S/Nが良く、コントラストの良いデュアルエネルギー撮影の断層像が得ることができる。
尚、本実施形態においては、実施形態2のX線CT装置100を用いたが、実施形態1のX線CT装置100等、他のX線CT装置を用いてもよい。
(実施形態4)
本実施形態においては、ビューごと又は複数ビューごとにX線管電圧を切り替える機能を有するX線CT装置の例について説明する。
1つのX線管21で、図17(a)、図17(b)のように、ミリ秒単位の高速でビューごと又は数ビューごとにX線管電圧140kVとX線管電圧80kVとを切り換える場合は、機械的にX線フィルタ31を切り換えることが容易ではない。
In this way, by partially changing the processing flow of FIG. 15, when there is no switching time of the X-ray filter, the optimum common between the X-ray tube voltage 80 kV and the X-ray tube voltage 140 kV in each z-axis coordinate. X-ray filters can be set. Thereby, a dual energy imaging tomographic image with good S / N and good contrast can be obtained.
In the present embodiment, the X-ray CT apparatus 100 of the second embodiment is used. However, other X-ray CT apparatuses such as the X-ray CT apparatus 100 of the first embodiment may be used.
(Embodiment 4)
In the present embodiment, an example of an X-ray CT apparatus having a function of switching the X-ray tube voltage for each view or for each of a plurality of views will be described.
One X-ray tube 21 switches between the X-ray tube voltage 140 kV and the X-ray tube voltage 80 kV for each view or for several views at a high speed in milliseconds as shown in FIGS. 17 (a) and 17 (b). In this case, it is not easy to switch the X-ray filter 31 mechanically.
図17(a)で示すような撮影方法は、奇数ビューでX線管電圧80kVのX線投影データを収集し、偶数ビューでX線管電圧140kVのX線投影データを収集する。又は、図17(b)で示すような撮影方法は、複数の連続したビューごとにX線管電圧80kVのX線投影データ収集と、X線管電圧140kVのX線投影データ収集を交互に繰り返す。 In the imaging method as shown in FIG. 17A, X-ray projection data with an X-ray tube voltage of 80 kV is collected in an odd-numbered view, and X-ray projection data with an X-ray tube voltage of 140 kV is collected in an even-numbered view. Alternatively, in the imaging method as shown in FIG. 17 (b), X-ray projection data acquisition with an X-ray tube voltage of 80 kV and X-ray projection data acquisition with an X-ray tube voltage of 140 kV are alternately repeated for each of a plurality of consecutive views. .
このような場合も、フィルタ制御部38はX線管電圧140kVの低いX線エネルギーのX線スペクトルを低減させることで、より実効X線エネルギーを高くシフトさせ、しかもX線管電圧80kVのX線エネルギーをS/N不足にならない程度にX線をフィルタするX線フィルタ31を選択する。
(実施形態5)
Even in such a case, the filter control unit 38 shifts the effective X-ray energy higher by reducing the X-ray spectrum of the low X-ray energy with the X-ray tube voltage 140 kV, and the X-ray with the X-ray tube voltage 80 kV. An X-ray filter 31 is selected that filters X-rays to such an extent that the energy does not become insufficient.
(Embodiment 5)
本実施形態においては、X線焦点が2つあるX線管21を有するX線CT装置の例を示す。即ち、例えば、1つのX線焦点がX線管電圧80kVで出力し、もう1つのX線焦点がX線管電圧140kVを出力する。 In the present embodiment, an example of an X-ray CT apparatus having an X-ray tube 21 having two X-ray focal points is shown. That is, for example, one X-ray focal point outputs an X-ray tube voltage of 80 kV, and the other X-ray focal point outputs an X-ray tube voltage of 140 kV.
図18A(a)の回転陽極型のX線管21では、軸129で回転する回転陽極127の回転方向に並んだ2つのフィラメント121−1、121−2より電子ビームを出力する。その電子ビームは2つの第1X線焦点131,第2X線焦点133で回転陽極127に当たりX線を出力する。グリッド122−1、122−2で電子ビームを制御することにより、どちらかの一方の電子ビームからのみ電子ビームを出力し、X線を出力することができる。 In the rotating anode type X-ray tube 21 of FIG. 18A (a), an electron beam is output from two filaments 121-1 and 121-2 arranged in the rotating direction of the rotating anode 127 rotating around the shaft 129. The electron beam hits the rotating anode 127 at the two first X-ray focal points 131 and the second X-ray focal point 133 and outputs X-rays. By controlling the electron beam with the grids 122-1 and 122-2, it is possible to output an electron beam from only one of the electron beams and output an X-ray.
図18B(b)においては、固定陽極型のX線管21において透過型の陽極を持つX線管で2つの独立したフィラメント121から電子ビームを各々独立に出力するように制御することで、陽極125に当たりX線を発生させる。 In FIG. 18B (b), the fixed anode X-ray tube 21 is controlled to output an electron beam independently from two independent filaments 121 with an X-ray tube having a transmission type anode. X-rays are generated upon hitting 125.
このX線管は通常どちらか1つのフィラメント121から電子ビームが出力するように制御する。X線は薄い陽極を透過してX線管21の外に出力するため、陽極125の裏側にX線フィルタ31を配置しておくことにより、各々のX線焦点からのX線は最適なX線フィルタ31を透過して最適なX線スペクトルのX線ビームとして出力する。第1X線焦点131及び第2X線焦点133はそれぞれのフィラメント121からの電子ビームを用いてX線を発生させることができる。各々のフィラメント121は交互に点灯することもできる。フィラメント点灯の時間遅れが問題になる時はフィラメント121に電子ビームを遮断するグリッドを設けて各々のフィラメント121のグリッドを制御してフィラメント121からの電子ビームを交互に切換えられるようにしても良い。 This X-ray tube is normally controlled so that an electron beam is output from one of the filaments 121. Since the X-rays pass through the thin anode and are output to the outside of the X-ray tube 21, by arranging the X-ray filter 31 on the back side of the anode 125, the X-rays from the respective X-ray focal points are optimal X The light passes through the line filter 31 and is output as an X-ray beam having an optimal X-ray spectrum. The first X-ray focal point 131 and the second X-ray focal point 133 can generate X-rays using the electron beams from the respective filaments 121. Each filament 121 can also be lit alternately. When the time delay of the filament lighting becomes a problem, a grid for blocking the electron beam may be provided in the filament 121, and the grid of each filament 121 may be controlled so that the electron beam from the filament 121 can be switched alternately.
図18B(c)に示す1つのフィラメント121のX線管21では、回転陽極127の回転方向にフィラメント121から出力する電子ビームを磁場又は電場135により偏向制御を行うことができる。これによりX線は電子ビームを回転陽極127の回転方向に振ることで、第1X線焦点131と第2X線焦点133とでX線を出力することができる。 In the X-ray tube 21 of one filament 121 shown in FIG. 18B (c), the deflection control of the electron beam output from the filament 121 in the rotation direction of the rotary anode 127 can be performed by a magnetic field or an electric field 135. As a result, the X-rays can be output from the first X-ray focal point 131 and the second X-ray focal point 133 by shaking the electron beam in the rotation direction of the rotary anode 127.
以上の2つの焦点を持つX線管21は、1ビューごと、又は数ビューごとにX線管電圧切り換えて出力する。例えば、第1X線焦点131はX線管電圧140kVで第1フィラメント121からに電子ビームを出力しX線を出力する。第2X線焦点133はX線管電圧80kVで第2フィラメント121からに電子ビームを出力しX線を出力する。 The X-ray tube 21 having the above two focal points outputs the X-ray tube voltage by switching every view or every several views. For example, the first X-ray focal point 131 outputs an electron beam from the first filament 121 at an X-ray tube voltage of 140 kV and outputs an X-ray. The second X-ray focal point 133 outputs an electron beam from the second filament 121 at an X-ray tube voltage of 80 kV and outputs an X-ray.
このように、X線管21から出力するX線はそれぞれ違う位置となるため、それぞれ違うX線フィルタ31を通すことができる。この時の第1X線フィルタ及び第2X線フィルタはX線管電圧140kVにおいて高いエネルギーに実効エネルギーをシフトさせ、X線管電圧80kVにおいて低いX線エネルギーの成分の強度を強いままでS/Nを劣化させないように選択する。 Thus, since the X-rays output from the X-ray tube 21 are in different positions, different X-ray filters 31 can be passed through. At this time, the first X-ray filter and the second X-ray filter shift the effective energy to high energy at the X-ray tube voltage 140 kV, and the S / N is increased while the intensity of the low X-ray energy component remains strong at the X-ray tube voltage 80 kV. Choose not to degrade.
図18A(a)、図18B(b)のように、1つのX線管の中に2つのX線焦点が存在し、第1X線焦点131及び第2X線焦点133に異なる第1X線フィルタ31−1及び第2X線フィルタ31−2をかけることで、X線管電圧とX線フィルタとを高速に切り換えることができる。また、このX線管21の構成は片方のX線焦点にX線フィルタ31をかけ、もう片方のX線焦点にX線フィルタをかけないようにすることもできる。なお、第1X線フィルタ31−1,第2X線フィルタ31−2はX線管21の内部又はX線管21の表面あたりに配置するほうが良い。 As shown in FIG. 18A (a) and FIG. 18B (b), there are two X-ray focal points in one X-ray tube, and the first X-ray filter 31 is different in the first X-ray focal point 131 and the second X-ray focal point 133. -1 and the second X-ray filter 31-2 can be switched between the X-ray tube voltage and the X-ray filter at high speed. The X-ray tube 21 can be configured such that the X-ray filter 31 is applied to one X-ray focal point and the X-ray filter is not applied to the other X-ray focal point. The first X-ray filter 31-1 and the second X-ray filter 31-2 are preferably arranged inside the X-ray tube 21 or around the surface of the X-ray tube 21.
この場合の画像再構成部34は、通常1回転でNビューのX線データ収集を行うとすると、それぞれN/2ビューのX線投影データで断層像を画像再構成することとなる。このため、撮影視野を大きくする必要のある肺野部、腹部においては撮影視野の周辺部においてエリアジング・アーチファクト(aliasing artifact)の発生する可能性がある。この場合はビュー方向の補間処理又は加重加算処理で補えば良い。 In this case, if the image reconstruction unit 34 normally collects X-ray data of N views with one rotation, the tomographic image is reconstructed with X-ray projection data of N / 2 views. For this reason, in the lung field and abdomen where the imaging field of view needs to be enlarged, there is a possibility that aliasing artifacts occur in the peripheral part of the imaging field. In this case, the interpolation may be performed by view direction interpolation processing or weighted addition processing.
図19は、このようなX線管21を用いた1ビューごと又は数ビューごとにX線管電圧140kVとX線管電圧80kVとを切り換えながらコンベンショナルスキャン又はヘリカルスキャンによるデュアルエネルギー撮影を行うフローチャートを示す。
ステップD61では、スカウト像の撮影を行う。
ステップD62では、操作者は、デュアルエネルギー撮影の撮影モードを選択した後に、強調したい物質を骨であるカルシウム、造影剤であるヨウ素などを選択する。これによって、フィルタ制御部38は、X線管電圧140kVの第1X線焦点131に対して、最適な第1X線フィルタ31−1を選択し、X線管電圧80kVの第2X線焦点133に対して、最適な第2X線フィルタ31−2を選択する。被検体の外観やスカウト像の結果から、被検体が小さいと判断した場合には、フィルタ制御部38は、X線管電圧140kVの実効X線エネルギーを高いX線エネルギー側にシフトさせる別のX線フィルタ31をさらに設定する。
FIG. 19 is a flowchart for performing dual energy imaging by conventional scan or helical scan while switching the X-ray tube voltage 140 kV and the X-ray tube voltage 80 kV for each view or every several views using such an X-ray tube 21. Show.
In step D61, a scout image is taken.
In step D62, after selecting the imaging mode of dual energy imaging, the operator selects calcium as bone, iodine as a contrast agent, or the like as a substance to be emphasized. As a result, the filter control unit 38 selects the optimum first X-ray filter 31-1 for the first X-ray focal point 131 having the X-ray tube voltage 140 kV, and selects the second X-ray focal point 133 having the X-ray tube voltage 80 kV. The optimum second X-ray filter 31-2 is selected. When it is determined from the appearance of the subject or the result of the scout image that the subject is small, the filter control unit 38 shifts the effective X-ray energy of the X-ray tube voltage 140 kV to a higher X-ray energy side. The line filter 31 is further set.
ステップD63では、1ビューおき、又は数ビューおきにX線管電圧140kVとX線管電圧80kVを切り換えながらX線データ収集を行う。
ステップD64では、X線管電圧80kVのX線投影データを集め、抜けたビューのX線投影データを補間処理又は加重加算処理して補う。
ステップD65では、X線管電圧140kVのX線投影データを集め、抜けたビューのX線投影データを補間処理又は加重加算処理して補う。
ステップD64の次は図6のステップD5へ続く。
ステップD65の次は図6のステップD6へ続く。
In step D63, X-ray data collection is performed while switching between the X-ray tube voltage 140 kV and the X-ray tube voltage 80 kV every other view or every several views.
In step D64, X-ray projection data having an X-ray tube voltage of 80 kV is collected, and the X-ray projection data of the missing view is supplemented by interpolation processing or weighted addition processing.
In step D65, X-ray projection data having an X-ray tube voltage of 140 kV is collected, and the X-ray projection data of the missing view is supplemented by interpolation processing or weighted addition processing.
Step D64 is followed by step D5 in FIG.
Step D65 is followed by step D6 in FIG.
なお、ステップD64,ステップD65においては、図20に示すようにX線管電圧80kVのX線投影データのみを抽出したX線投影データ、及びX線管電圧140kVのX線投影データのみを抽出したX線投影データを求める。
画像再構成部34は各X線管電圧のX線投影データにおいて抜けているX線投影データを補間処理又は加重加算処理し、全ビューのX線投影データを求める。
In steps D64 and D65, as shown in FIG. 20, only X-ray projection data obtained by extracting only X-ray projection data having an X-ray tube voltage of 80 kV and only X-ray projection data having an X-ray tube voltage of 140 kV are extracted. X-ray projection data is obtained.
The image reconstruction unit 34 performs interpolation processing or weighted addition processing on the missing X-ray projection data in the X-ray projection data of each X-ray tube voltage, and obtains X-ray projection data of all views.
2つのX線焦点により撮影ではX線管電圧80kVとX線管電圧140kVの第1X線焦点121,第2X線焦点133の位置が回転陽極127の回転方向に少しずれている。このため、画像再構成部34は、X線焦点位置のずれを考慮して三次元逆投影処理を行うようにする。 In imaging by two X-ray focal points, the positions of the first X-ray focal point 121 and the second X-ray focal point 133 having an X-ray tube voltage of 80 kV and an X-ray tube voltage of 140 kV are slightly shifted in the rotation direction of the rotary anode 127. For this reason, the image reconstruction unit 34 performs the three-dimensional backprojection process in consideration of the shift of the X-ray focal position.
以上のようにして、実施形態4は、X線焦点を2つ有する1つのX線管21において、各X線焦点でX線管電圧を切り換え、最適なX線フィルタを用いることができる。 As described above, in the fourth embodiment, in one X-ray tube 21 having two X-ray focal points, the X-ray tube voltage is switched at each X-ray focal point, and an optimum X-ray filter can be used.
なお、本発明は、上記実施形態に限定されるものではない。
上述の実施形態においては、低いX線管電圧として80kVを用い、高いX線管電圧として140kVを用いているが他のX線管電圧でもかまわない。
また、2つのX線管を用いた場合の2つのX線管のずれ角を90度、又は180度
として説明したが、例えば120度、60度などのずれ角でも同様の効果を出すことができる。
The present invention is not limited to the above embodiment.
In the above-described embodiment, 80 kV is used as the low X-ray tube voltage and 140 kV is used as the high X-ray tube voltage, but other X-ray tube voltages may be used.
In addition, the two X-ray tubes are described as having a deviation angle of 90 degrees or 180 degrees when two X-ray tubes are used, but the same effect can be obtained even with a deviation angle of, for example, 120 degrees or 60 degrees. it can.
上述の実施形態としては、強調したい物質として骨又は造影剤、カルシウム又はヨウ素を用いているが、脂肪などの物質でも同様の効果を出せる。 In the above-described embodiment, bone or contrast medium, calcium or iodine is used as a substance to be emphasized, but a substance such as fat can produce the same effect.
上述の実施形態においては、撮影テーブル10のクレードル12をz方向に動かすことにより、ヘリカルスキャン又はコンベンショナルスキャンを実現している。しかし、走査ガントリ20又は走査ガントリ20内の回転部15を撮影テーブル10のクレードル12に対して動かすことによっても、相対的に同様な効果を得ることができる。
また、上記実施形態において、各列ごとに係数の異なった列方向(z方向)フィルタの係数を各チャネルの前処理された、またはビームハードニング補正されたX線投影データの列方向に重畳することにより、画質のばらつきを調整することによって、各列において均一なスライス厚とし、よりアーチファクトを抑制し、よりノイズが低減された画質を得ることができる。
In the above-described embodiment, the helical scan or the conventional scan is realized by moving the cradle 12 of the imaging table 10 in the z direction. However, relatively similar effects can also be obtained by moving the scanning gantry 20 or the rotating unit 15 in the scanning gantry 20 with respect to the cradle 12 of the imaging table 10.
In the above embodiment, the coefficients of the column direction (z direction) filter having different coefficients for each column are superimposed on the column direction of the X-ray projection data that has been preprocessed or beam hardening corrected for each channel. Thus, by adjusting the variation in image quality, it is possible to obtain an image quality with a uniform slice thickness in each column, further suppressing artifacts, and further reducing noise.
1 …… 操作コンソール
2 …… 入力装置
3 …… 中央処理装置
5 …… データ収集バッファ
6 …… モニタ
7 …… 記憶装置
10 …… 撮影テーブル
12 …… クレードル
15 …… 回転部
20 …… 走査ガントリ
21−1,21−2 …… X線管
22 …… X線制御部
23−1,23−2 …… コリメータ
24−1,24−2 …… 多列X線検出器
25−1,25−2 …… データ収集装置(DAS)
26 …… 回転制御部
28 …… ビーム形成フィルタ
29 …… ガントリ制御部
31 …… X線フィルタ
33 …… 前処理部
34 …… 画像再構成部
35 …… デュアルエネルギー像再構成部
37 …… 特徴特定部
38 …… フィルタ制御部
1 ... Operation console 2 ... Input device 3 ... Central processing unit 5 ... Data collection buffer 6 ... Monitor 7 ... Storage device 10 ... Imaging table 12 ... Cradle 15 ... Rotating unit 20 ... Scanning gantry 21-1, 21-2 X-ray tube 22 X-ray control units 23-1, 23-2 Collimators 24-1, 24-2 Multi-row X-ray detectors 25-1, 25- 2 ... Data collection device (DAS)
26 ...... Rotation control unit 28 ...... Beam forming filter 29 ...... Gantry control unit 31 ...... X-ray filter 33 ...... Pre-processing unit 34 ...... Image reconstruction unit 35 …… Dual energy image reconstruction unit 37 …… Features Specific part 38 ... Filter control part
Claims (9)
前記第1X線及び前記第2X線それぞれ独立に前記被検体と前記X線照射部との間に配置するX線フィルタの適用を制御するフィルタ制御部と、前記被検体の前記第1X線による第1X線投影データ及び前記第2X線による第2X線投影データをそれぞれ収集するX線データ収集部と、
を備え、
前記フィルタ制御部は、前記第1X線と前記第2X線とによる前記被検体の物質のX線吸収係数の差を大きくするように、前記X線フィルタを制御することを特徴とするX線CT装置。 An X-ray irradiation unit that irradiates the subject with a first X-ray having a first energy spectrum and a second X-ray having a second energy spectrum different from the first energy spectrum;
A filter control unit for controlling application of an X-ray filter disposed between the subject and the X-ray irradiation unit independently of each of the first X-ray and the second X-ray; and a first X-ray by the first X-ray of the subject. An X-ray data collection unit for collecting 1 X-ray projection data and second X-ray projection data by the second X-ray,
Equipped with a,
The filter control unit controls the X-ray filter so as to increase a difference in an X-ray absorption coefficient of the substance of the subject between the first X-ray and the second X-ray. apparatus.
前記フィルタ制御部は、前記第1X線と前記第2X線との切り換え時に、前記X線フィルタを切り換えることを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。 The X-ray irradiation unit irradiates the first X-ray and the second X-ray alternately with one X-ray generator,
The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the filter control unit switches the X-ray filter when switching between the first X-ray and the second X-ray.
前記フィルタ制御部は、前記幾何学的特徴量に基づいて前記X線フィルタの適用を制御することを特徴とする請求項1ないし請求項4のいずれか一項に記載のX線CT装置。 A feature specifying unit for specifying the geometric feature of the subject;
The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the filter control unit controls application of the X-ray filter based on the geometric feature amount.
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