JP2018042730A - X-ray CT apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置に関するものである。 The present invention relates to an X-ray CT apparatus.
従来、このような分野の技術として、下記特許文献１に記載のＣＢＣＴ（Cone BeamComputed Tomography）装置が知られている。この装置は、粒子線治療装置に搭載されたものであり、患者を挟んで配置され当該患者を中心にして回転するＸ線源及びＸ線検出器を備えている。Ｘ線源からＸ線が照射され、患者を通過したＸ線がＸ線検出器で検出される。ＣＢＣＴ装置は、Ｘ線検出器で検出されたＸ線に基づいて、患者のＣＴ画像を再構成する。 Conventionally, as a technique in such a field, a CBCT (Cone Beam Computed Tomography) apparatus described in Patent Document 1 below is known. This apparatus is mounted on a particle beam therapy apparatus, and includes an X-ray source and an X-ray detector that are arranged with a patient interposed therebetween and rotate around the patient. X-rays are emitted from the X-ray source, and X-rays passing through the patient are detected by an X-ray detector. The CBCT apparatus reconstructs a CT image of a patient based on the X-ray detected by the X-ray detector.
Ｘ線検出器で検出されたＸ線に基づいて患者のＣＴ画像を再構成する手法として、解析的手法と逐次近似法（代数的手法）とが存在する。解析的手法が採用される場合には、鮮明な画像を得られるものの、この手法はノイズに敏感であるため、照射するＸ線の強度を高くする必要があり、患者に対して過剰にＸ線を照射しかねない。一方、逐次近似法が採用される場合にはＸ線の強度は低くすることができるが、鮮明な画像を得られない。このような問題に鑑み、本発明は、逐次近似法によって鮮明なＣＴ画像を得ることができるＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。 There are an analytical method and a successive approximation method (algebraic method) as methods for reconstructing a CT image of a patient based on X-rays detected by an X-ray detector. When an analytical method is adopted, a clear image can be obtained. However, since this method is sensitive to noise, it is necessary to increase the intensity of X-rays to be irradiated. May irradiate. On the other hand, when the successive approximation method is adopted, the X-ray intensity can be lowered, but a clear image cannot be obtained. In view of such a problem, an object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus capable of obtaining a clear CT image by a successive approximation method.
本発明のＸ線ＣＴ装置は、被照射体にＸ線を照射するＸ線源と、被照射体を載置する載置部と、載置部を挟んでＸ線源と反対側に配置され、被照射体を通過したＸ線を検出するＸ線検出器と、Ｘ線源及びＸ線検出器を載置部の周りで回転可能に支持する支持部と、Ｘ線源及びＸ線検出器を載置部の周りで所定の角度回転させながらＸ線検出器で検出したＸ線に基づいて、被照射体の断層の画像を生成する画像生成部と、を備え、Ｘ線源とＸ線検出器の各々の検出画素とを結ぶすべての線分を含む領域である被検出領域を、Ｘ線源及びＸ線検出器の回転経路に対応させて回転させたときに、すべての回転させた被検出領域が互いに重複する領域を第１領域とし、第１領域の外側に規定される領域を第２領域としたときに、画像生成部は、断層に含まれる各ボクセルの線減弱係数を算出するときに、第２領域に位置するボクセルの線減弱係数に平滑化処理を施して平滑化データを得る平滑化処理部と、平滑化データに基づいて、第１領域に位置するボクセルの線減弱係数を算出する線減弱係数算出部を有する。 The X-ray CT apparatus of the present invention is disposed on the opposite side of the X-ray source with an X-ray source for irradiating the irradiated body, a mounting portion for mounting the irradiated body, and the mounting portion interposed therebetween. An X-ray detector that detects X-rays that have passed through the irradiated body, an X-ray source and a support unit that rotatably supports the X-ray detector around the mounting unit, and an X-ray source and an X-ray detector An image generation unit that generates a tomographic image of an irradiated object based on X-rays detected by an X-ray detector while rotating a predetermined angle around the mounting unit, and an X-ray source and an X-ray When the detection area, which is an area including all line segments connecting each detection pixel of the detector, is rotated corresponding to the rotation path of the X-ray source and the X-ray detector, all the rotation is performed. When the area where the detection areas overlap each other is the first area and the area defined outside the first area is the second area, the image generation unit When calculating the linear attenuation coefficient of each voxel to be turned, a smoothing processing unit that obtains smoothed data by performing a smoothing process on the linear attenuation coefficient of the voxel located in the second region, A linear attenuation coefficient calculating unit that calculates a linear attenuation coefficient of the voxel located in the first region;
また、平滑化処理は、第２領域の所定の対象ボクセルの周囲のボクセルの線減弱係数を平均化して、対象ボクセルの線減弱係数を算出する演算を含むようにしてもよい。 Further, the smoothing process may include an operation of calculating a linear attenuation coefficient of the target voxel by averaging the linear attenuation coefficients of the voxels around the predetermined target voxel in the second region.
本発明によれば、逐次近似法によって鮮明なＣＴ画像を得ることができるＸ線ＣＴ装置を提供することができる。 According to the present invention, it is possible to provide an X-ray CT apparatus capable of obtaining a clear CT image by a successive approximation method.
以下、図面を参照しつつ本発明に係るＸ線ＣＴ装置の実施形態について詳細に説明する。図１及び図２に示されるように、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１は、荷電粒子線治療システムの一種である陽子線治療システム５１に組み込まれている。陽子線治療システム５１は、例えば、患者Ｐ（被照射体）の内部の病巣（例えば、腫瘍等）に対して、陽子線を照射して治療を行う装置である。陽子線治療システム５１は、荷電粒子（水素イオン）を加速して荷電粒子線（陽子線）を出射する加速器５２と、陽子線を患者Ｐに照射する照射部（照射ノズル）３と、照射部３を患者Ｐが載置される治療台７の周囲で回転軸線Ａ周りに回転させる回転ガントリ１３と、加速器５２と照射部３とを接続して加速器５２から出射された陽子線を照射部３まで輸送する輸送ライン５４と、を備えている。 Hereinafter, embodiments of an X-ray CT apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings. As shown in FIGS. 1 and 2, the X-ray CT apparatus 1 of the present embodiment is incorporated in a proton beam therapy system 51 that is a kind of charged particle beam therapy system. The proton beam treatment system 51 is, for example, an apparatus that performs treatment by irradiating a lesion (for example, a tumor or the like) inside the patient P (irradiated body) with a proton beam. The proton beam treatment system 51 includes an accelerator 52 that accelerates charged particles (hydrogen ions) and emits charged particle beams (proton beams), an irradiation unit (irradiation nozzle) 3 that irradiates the patient P with proton beams, and an irradiation unit. The rotating gantry 13 that rotates 3 around the treatment table 7 on which the patient P is placed around the rotation axis A, the accelerator 52 and the irradiation unit 3 are connected, and the proton beam emitted from the accelerator 52 is irradiated with the irradiation unit 3. And a transportation line 54 for transporting to the vehicle.
Ｘ線ＣＴ装置１は、ＣＢＣＴ装置（コーンビームＣＴ装置）と呼ばれるタイプのＣＴ装置であり、陽子線治療システム５１の治療台７上での患者Ｐの位置を正確に合わせる目的で使用される。具体的には、陽子線照射治療に先立ち、治療台７にセッティングされた状態における患者Ｐの断層画像（ＣＴ画像）がＸ線ＣＴ装置１を用いて作成され、このＣＴ画像に基づいて患者Ｐの病巣等の位置が認識される。このＸ線ＣＴ装置１によるＣＴ画像が、事前に別のＣＴ装置で作成された患者Ｐの治療計画ＣＴ画像と比較されて、治療台７上における患者Ｐの位置合わせが行われる。なお、治療台７上における患者Ｐの位置合わせが、Ｘ線ＣＴ装置１によるＣＴ画像に基づいて直接行われてもよい。 The X-ray CT apparatus 1 is a CT apparatus of a type called a CBCT apparatus (cone beam CT apparatus), and is used for the purpose of accurately aligning the position of the patient P on the treatment table 7 of the proton beam treatment system 51. Specifically, prior to the proton beam irradiation treatment, a tomographic image (CT image) of the patient P in a state set on the treatment table 7 is created using the X-ray CT apparatus 1, and based on this CT image, the patient P The position of the lesion or the like is recognized. The CT image by the X-ray CT apparatus 1 is compared with the treatment plan CT image of the patient P created in advance by another CT apparatus, and the patient P is aligned on the treatment table 7. The patient P may be aligned on the treatment table 7 directly based on the CT image by the X-ray CT apparatus 1.
Ｘ線ＣＴ装置１は、患者ＰにＸ線を照射するＸ線管５（Ｘ線源）と、患者Ｐを載置する治療台７（載置部）と、Ｘ線を検出するＸ線検出器９と、を備えている。図２に示されるように本実施形態のＸ線ＣＴ装置１はＸ線管５とＸ線検出器９との組を２組備えているが、Ｘ線管５とＸ線検出器９との組は１組であってもよい。更に、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線検出器９で検出したＸ線に基づいて、患者Ｐの内部のＣＴ画像を生成する画像生成部１７と、を備えている。また、図３に示されるように、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線管５、Ｘ線検出器９、回転ガントリ１３（支持部）、及び画像生成部１７を制御する制御部１０を備えている。また、画像生成部１７は、平滑化処理部１７ａと線減弱係数算出部１７ｂとを有する。平滑化処理部１７ａと線減弱係数算出部１７ｂとの機能については後述する。 The X-ray CT apparatus 1 includes an X-ray tube 5 (X-ray source) that irradiates a patient P with X-rays, a treatment table 7 (mounting unit) on which the patient P is placed, and X-ray detection that detects X-rays. And a container 9. As shown in FIG. 2, the X-ray CT apparatus 1 of this embodiment includes two sets of an X-ray tube 5 and an X-ray detector 9. There may be one set. The X-ray CT apparatus 1 further includes an image generation unit 17 that generates a CT image inside the patient P based on the X-rays detected by the X-ray detector 9. As shown in FIG. 3, the X-ray CT apparatus 1 includes an X-ray tube 5, an X-ray detector 9, a rotating gantry 13 (support unit), and a control unit 10 that controls the image generation unit 17. Yes. The image generation unit 17 includes a smoothing processing unit 17a and a linear attenuation coefficient calculation unit 17b. Functions of the smoothing processing unit 17a and the linear attenuation coefficient calculating unit 17b will be described later.
図２に示されるように、Ｘ線管５とＸ線検出器９とは上記の回転ガントリ１３によって支持され回転可能に構成されており、Ｘ線管５及びＸ線検出器９が一体として回転軸線Ａ周りに回転する。なお、本実施形態では、Ｘ線管５及びＸ線検出器９が回転軸線Ａを中心とする円軌道で回転する場合を例として説明する。Ｘ線管５は、当該Ｘ線管５を頂点とする円錐状のＸ線のビーム（コーンビーム）を治療台７に向けて照射する。Ｘ線検出器９は、ＦＰＤ（Flat Panel Ditector）であり、Ｘ線管５からのＸ線を検出する多数の検出画素９ａを有する。検出画素９ａは、Ｘ線検出器９において上記の円錐の軸に直交する平面上で２次元に配置されている。 As shown in FIG. 2, the X-ray tube 5 and the X-ray detector 9 are supported by the rotating gantry 13 and configured to be rotatable, and the X-ray tube 5 and the X-ray detector 9 rotate as a unit. Rotate around axis A. In the present embodiment, the case where the X-ray tube 5 and the X-ray detector 9 rotate on a circular orbit around the rotation axis A will be described as an example. The X-ray tube 5 irradiates the treatment table 7 with a conical X-ray beam (cone beam) having the X-ray tube 5 as a vertex. The X-ray detector 9 is an FPD (Flat Panel Ditector) and has a large number of detection pixels 9 a that detect X-rays from the X-ray tube 5. The detection pixels 9 a are two-dimensionally arranged on a plane orthogonal to the cone axis in the X-ray detector 9.
Ｘ線管５とＸ線検出器９とは、回転ガントリ１３上において、治療台７を挟んで互いに反対側の位置に配置されている。Ｘ線管５からＸ線が照射され、治療台７上の患者Ｐを通過したＸ線がＸ線検出器９に検出され、Ｘ線検出器９には患者ＰのＸ線画像データが取得される。このとき回転ガントリ１３が所定の角度（例えば約１８０°）回転することで、投射角度を変えながら、各投射角度に対応するＸ線画像データを収集することができる。またこのとき、患者Ｐが載置される治療台７は、建物の床に固定された支持装置７ａにより支持されており、回転ガントリ１３の回転とは無関係に患者Ｐは回転軸線Ａの近傍に配置される。そして、画像生成部１７は、Ｘ線検出器９で収集された上記のＸ線画像データに基づいて、所定の演算による画像再構成処理を実行し、患者Ｐの内部のＣＴ画像を生成する。 The X-ray tube 5 and the X-ray detector 9 are disposed on the rotating gantry 13 at positions opposite to each other across the treatment table 7. X-rays are emitted from the X-ray tube 5, and X-rays that have passed through the patient P on the treatment table 7 are detected by the X-ray detector 9, and X-ray image data of the patient P is acquired by the X-ray detector 9. The At this time, the rotating gantry 13 rotates by a predetermined angle (for example, about 180 °), so that X-ray image data corresponding to each projection angle can be collected while changing the projection angle. At this time, the treatment table 7 on which the patient P is placed is supported by a support device 7a fixed to the floor of the building, and the patient P is in the vicinity of the rotation axis A regardless of the rotation of the rotating gantry 13. Be placed. Then, the image generation unit 17 performs an image reconstruction process by a predetermined calculation based on the X-ray image data collected by the X-ray detector 9 to generate a CT image inside the patient P.
続いて、Ｘ線ＣＴ装置１の画像生成部１７が、Ｘ線検出器９で収集されたＸ線画像データに基づいて患者ＰのＣＴ画像（断層画像）を生成する画像再構成処理について説明する。ここでは、回転軸線Ａに直交する平断面に沿った断層のＣＴ画像が生成されるものとする。Ｘ線検出器９は、各検出画素９ａで検出されたＸ線強度を示す検出データを電気信号として画像生成部１７に出力し、画像生成部１７は入力された上記検出データに基づいて所定の画像再構成処理を行い、患者ＰのＣＴ画像を得る。例えば、画像生成部１７は、予め準備された画像再構成処理プログラムに従って動作するコンピュータで構成される。画像生成部１７が備える前述の平滑化処理部１７ａと線減弱係数算出部１７ｂは、上記のようなコンピュータの動作により実現される構成要素である。この画像再構成処理では逐次近似法が用いられる。逐次近似法による画像再構成は、代数的手法または統計的手法とも呼ばれる。 Subsequently, an image reconstruction process in which the image generation unit 17 of the X-ray CT apparatus 1 generates a CT image (tomographic image) of the patient P based on the X-ray image data collected by the X-ray detector 9 will be described. . Here, it is assumed that a tomographic CT image along a plane cross-section orthogonal to the rotation axis A is generated. The X-ray detector 9 outputs detection data indicating the X-ray intensity detected by each detection pixel 9a to the image generation unit 17 as an electrical signal, and the image generation unit 17 performs a predetermined process based on the input detection data. An image reconstruction process is performed to obtain a CT image of the patient P. For example, the image generation unit 17 is configured by a computer that operates according to an image reconstruction processing program prepared in advance. The smoothing processing unit 17a and the linear attenuation coefficient calculation unit 17b included in the image generation unit 17 are components realized by the operation of the computer as described above. In this image reconstruction process, a successive approximation method is used. Image reconstruction by the successive approximation method is also called an algebraic method or a statistical method.
この種のＣＢＣＴ装置においては、投射角度を変えながら（すなわち、回転ガントリ１３を回転しながら）Ｘ線管５からＸ線検出器９にＸ線を照射する場合に、すべての投影角度においてＸ線検出器９の検出データが取得される領域Ｒ１が、Ｘ線管５とＸ線検出器９との間に存在する（図４参照）。 In this type of CBCT apparatus, when X-rays are irradiated from the X-ray tube 5 to the X-ray detector 9 while changing the projection angle (that is, while rotating the rotating gantry 13), X-rays are emitted at all projection angles. A region R1 in which detection data of the detector 9 is acquired exists between the X-ray tube 5 and the X-ray detector 9 (see FIG. 4).
ここで、Ｘ線検出器９の検出データが取得されるためのＸ線の経路は、Ｘ線管５とＸ線検出器９の各々の検出画素９ａとを結ぶ線分で表される。これらの線分のすべてを含む領域が、ある投射角度において検出データが取得可能な被検出領域Ｔである。図４に示されるように、ＣＴ画像の対象となる断層に沿った平断面上で考えると、上記の被検出領域Ｔは、Ｘ線管５を頂点とし線分９ｓを底辺とする三角形で表される。なお、上記の線分９ｓは、Ｘ線検出器９上においてＸ線管５からのＸ線を検出する検出画素９ａが存在する範囲に相当する。 Here, an X-ray path for obtaining detection data of the X-ray detector 9 is represented by a line segment connecting the X-ray tube 5 and each detection pixel 9 a of the X-ray detector 9. A region including all of these line segments is a detection region T in which detection data can be acquired at a certain projection angle. As shown in FIG. 4, when considered on a plane section along a tomographic object, the detected region T is represented by a triangle having the X-ray tube 5 as a vertex and a line segment 9 s as a base. Is done. The line segment 9s corresponds to a range where the detection pixel 9a for detecting the X-ray from the X-ray tube 5 exists on the X-ray detector 9.
そして、回転軸線Ａを中心として被検出領域Ｔを回転させたときに、すべての回転させた被検出領域Ｔが互いに重複する領域は、回転させた上記三角形のすべてに内接する円Ｃで表される。ＣＴ画像の対象となる断層に沿った平断面上においては、この円Ｃで囲まれる内側の領域が上記の領域Ｒ１に相当する。なお、このような領域Ｒ１は、可視化領域、又はＦＯＶ(Field of View)などと呼ばれる場合もある。 When the detection area T is rotated around the rotation axis A, the area where all the rotated detection areas T overlap each other is represented by a circle C inscribed in all the rotated triangles. The On the plane cross section along the tomographic image, the inner area surrounded by the circle C corresponds to the area R1. Such a region R1 may be called a visualization region or FOV (Field of View).
一般的に、ＣＢＣＴ装置による対象物の断層を示すＣＴ画像は、当該断層に含まれるボクセルごとの線減弱係数μを算出することにより、各ボクセルの線減弱係数μをＣＴ画像上のピクセルの濃淡に対応させることで、得ることができる。例えば、従来の逐次近似型画像再構成法においては、当該断層に含まれるｊ番目のボクセル（ｊは自然数）の線減弱係数μｊは、下式（１）で算出される。
但し、式（１）中の各変数の意味は次の通りである。
ｎは繰返し計算回数を示し、ｎをインクリメントしながら式（１）の計算を予め設定された回数（例えば、１００回程度）繰返すことにより、μｊが決定される。
ｓはサブセット数であり、データの分割数とも言う。ｓ＝１としてもよい。
ｄｉは、測定対象物を置かない場合におけるｉ番目の検出画素の投射データ（ブランクデータ）である。
ｙｉは、ｊ番目のボクセルに測定対象物を置いた場合におけるｉ番目の検出画素の投射データである。
ｌiｊは、i番目の検出画素に対するｊ番目のボクセルの透過長（システムマトリクス、検出確率データとも言う）である。
ｋ＝１〜Ｂが、領域Ｒ１内のボクセルの全部に対応する。
ｉ＝１〜Ｄが、Ｘ線検出器９上でＸ線管５からのＸ線を検出する検出画素９ａの全部に対応する。
However, the meaning of each variable in Formula (1) is as follows.
n indicates the number of times of repeated calculation, and μ j is determined by repeating the calculation of the expression (1) while incrementing n by a preset number of times (for example, about 100 times).
s is the number of subsets and is also called the number of data divisions. It is good also as s = 1.
d i is projection data (blank data) of the i-th detection pixel when the measurement object is not placed.
y i is the projection data of the i th detection pixel when the measurement object is placed on the j th voxel.
l ij is the transmission length (also referred to as system matrix or detection probability data) of the j-th voxel with respect to the i-th detection pixel.
k = 1 to B corresponds to all the voxels in the region R1.
i = 1 to D correspond to all the detection pixels 9 a that detect X-rays from the X-ray tube 5 on the X-ray detector 9.
ここで、ＣＢＣＴ装置によるＣＴ画像の撮影において、患者Ｐの断面が領域Ｒ１内に納まることが好ましいが、例えば患者Ｐの胴囲が大きい場合などは、患者Ｐの断面が領域Ｒ１からはみ出すことになる。この場合、従来の逐次近似法においては、実際には領域Ｒ１の外側にはみ出した部分にＸ線の減弱が存在するにも関わらず、この減弱の効果を領域Ｒ１内のみで反映させようとする。従って患者Ｐの断面が領域Ｒ１からはみ出す場合には、従来の逐次近似法では、アーチファクトが発生するなどＣＴ画像が不鮮明になってしまう。なお、解析的手法による特殊な画像再構成処理（例えば、微分逆投影法）であれば上記の問題は発生しない。 Here, in taking a CT image by the CBCT apparatus, it is preferable that the cross section of the patient P falls within the region R1, but when the patient P has a large waist, the cross section of the patient P protrudes from the region R1. Become. In this case, in the conventional successive approximation method, although the attenuation of X-rays actually exists outside the region R1, the attenuation effect is reflected only in the region R1. . Accordingly, when the cross section of the patient P protrudes from the region R1, the CT image becomes unclear due to the occurrence of artifacts in the conventional successive approximation method. Note that the above problem does not occur if the image reconstruction process is special (for example, the differential back projection method) using an analytical method.
上記の問題の対策として、本実施形態の画像生成部１７による画像再構成処理では、図５に示されるように、上記の領域Ｒ１（第１領域）の外周を囲む領域Ｒ２（第２領域）を設定し、領域Ｒ１の線減弱係数μと領域Ｒ２の線減弱係数μとを異なる演算式で算出する。領域Ｒ２は、例えば、領域Ｒ１を完全に含む所定の矩形から領域Ｒ１の円形を除いた形状の領域として設定される。また領域Ｒ２は、Ｘ線管５及びＸ線検出器９の回転軌道の内側に納まる大きさに設定される。領域Ｒ２の外縁は、例えば患者Ｐを完全に囲むような大きさに設定されるようにしてもよい。また、本実施形態では、領域Ｒ２の外縁の形状を矩形としているが他の形状にしてもよい。 As a countermeasure for the above problem, in the image reconstruction process by the image generation unit 17 of the present embodiment, as shown in FIG. 5, a region R2 (second region) surrounding the outer periphery of the region R1 (first region). Is set, and the linear attenuation coefficient μ of the region R1 and the linear attenuation coefficient μ of the region R2 are calculated by different arithmetic expressions. The region R2 is set as, for example, a region having a shape obtained by removing the circle of the region R1 from a predetermined rectangle that completely includes the region R1. The region R2 is set to a size that fits inside the rotation trajectory of the X-ray tube 5 and the X-ray detector 9. The outer edge of the region R2 may be set to a size that completely surrounds the patient P, for example. In the present embodiment, the shape of the outer edge of the region R2 is rectangular, but other shapes may be used.
画像生成部１７の機能として、前述の平滑化処理部１７ａは、領域Ｒ２に位置するボクセルの線減弱係数に平滑化処理を施して平滑化データを得る。また、前述の線減弱係数算出部１７ｂは、上記の平滑化データに基づいて、領域Ｒ１に位置するボクセルの線減弱係数を算出する。本実施形態の画像生成部１７による画像再構成処理では、上記の式（１）を改良し、断層の領域Ｒ１に含まれるｊ番目のボクセルの線減弱係数μｊは、線減弱係数算出部１７ｂによって、下式（２）で算出される。また、断層の領域Ｒ２に含まれるｊ番目のボクセルの線減弱係数μBufferjは、平滑化処理部１７ａによって、下式（３）で推定される。
式（２）、式（３）中においてｋ＝１〜（Ｂ＋Ｂｕｆ）が、領域Ｒ１内のボクセルと領域Ｒ２内のボクセルとを合わせたボクセルの全部に対応する。 In Equations (2) and (3), k = 1 to (B + Buf) corresponds to all the voxels obtained by combining the voxels in the region R1 and the voxels in the region R2.
また、式（３）中のＦは平滑化フィルタを示す。式（３）中の平滑化フィルタＦの存在により領域Ｒ２の線減弱係数には平滑化処理が施される。すなわち、領域Ｒ２のある対象のボクセルの線減弱係数は、当該対象のボクセルの周囲のボクセルの線減弱係数にも基づいて平滑化処理されて得られる。例えば、平滑化フィルタＦとしては５×５×５の平滑化フィルタが用いられる。つまり、平滑化フィルタＦとしては、例えば、領域Ｒ２の所定の対象ボクセルの周囲のボクセルの線減弱係数を平均化して、対象ボクセルの線減弱係数が算出されるようなフィルタであってもよい。また、平滑化フィルタＦとしては、移動平均フィルタ、荷重平均フィルタ、ガウシアンフィルタ等の公知のフィルタを採用することができる。 Moreover, F in Formula (3) shows a smoothing filter. Due to the presence of the smoothing filter F in the expression (3), the linear attenuation coefficient in the region R2 is subjected to a smoothing process. That is, the line attenuation coefficient of the target voxel in the region R2 is obtained by performing the smoothing process on the basis of the linear attenuation coefficient of the voxels around the target voxel. For example, as the smoothing filter F, a 5 × 5 × 5 smoothing filter is used. That is, the smoothing filter F may be, for example, a filter that averages the linear attenuation coefficients of voxels around a predetermined target voxel in the region R2 and calculates the linear attenuation coefficient of the target voxel. Further, as the smoothing filter F, a known filter such as a moving average filter, a weighted average filter, and a Gaussian filter can be employed.
上式（２）によって領域Ｒ１のＣＴ画像が得られ、上式（３）によって領域Ｒ２のＣＴ画像が推定される。このうち、領域Ｒ２のＣＴ画像は比較的信頼性が低いために不採用とし、上式（２）による領域Ｒ１のＣＴ画像のみを採用してもよい。 The CT image of the region R1 is obtained by the above equation (2), and the CT image of the region R2 is estimated by the above equation (3). Of these, the CT image in the region R2 may not be adopted because of its relatively low reliability, and only the CT image in the region R1 according to the above equation (2) may be employed.
以上説明したＸ線ＣＴ装置１による作用効果について説明する。Ｘ線ＣＴ装置１の画像生成部１７によれば、式（２）及び式（３）により、領域Ｒ１のＣＴ画像と領域Ｒ２のＣＴ画像とが得られる。ここで、式（２），（３）中のΣを含む各項を参照して理解されるように、各ボクセルの線減弱係数μには、領域Ｒ２のボクセルの線減弱係数が平滑化処理を経た上で反映される。従って、従来の逐次近似法による画像再構成に比べて、領域Ｒ１の外側の領域の影響を適切に反映させた鮮明なＣＴ画像が取得される。例えば患者Ｐが領域Ｒ１の外側にはみ出す場合、逐次近似法によれば、実際には存在しない高周波成分がノイズとしてＣＴ画像上に現れる場合がある。これに対し、式（３）の線減弱係数μBufferjには平滑化フィルタＦ処理が施されるので、上記のような高周波成分のノイズが適切に除去される。 The effect by the X-ray CT apparatus 1 demonstrated above is demonstrated. According to the image generation unit 17 of the X-ray CT apparatus 1, the CT image of the region R1 and the CT image of the region R2 can be obtained by the equations (2) and (3). Here, as understood with reference to the terms including Σ in the equations (2) and (3), the linear attenuation coefficient μ of the voxel in the region R2 is smoothed by the linear attenuation coefficient μ of each voxel. It is reflected after going through. Therefore, a clear CT image that appropriately reflects the influence of the region outside the region R1 is acquired as compared with the conventional image reconstruction by the successive approximation method. For example, when the patient P protrudes outside the region R1, high frequency components that do not actually exist may appear on the CT image as noise according to the successive approximation method. On the other hand, since the linear attenuation coefficient μ Bufferj in the expression (3) is subjected to the smoothing filter F process, the high-frequency component noise as described above is appropriately removed.
また、画像生成部１７による画像再構成処理は、逐次近似法を用いるので、解析的手法による画像再構成に比べてノイズが抑えられる。従って、照射するＸ線量が抑えられ、解析的手法の場合に比べて患者Ｐの被爆量が抑えられる。 In addition, since the image reconstruction process by the image generation unit 17 uses a successive approximation method, noise can be suppressed as compared with image reconstruction by an analytical method. Therefore, the X-ray dose to be irradiated can be suppressed, and the exposure dose of the patient P can be suppressed as compared with the analytical method.
なお、前述の非特許文献１においても、逐次近似法で鮮明なＣＴ画像を得ようとする技術が提案されている。しかし、この非特許文献１の技術では、画像の中に既知の部分が存在することを必要とする。これに対し、Ｘ線ＣＴ装置１ではこのような既知の情報も不要である。 In the above-mentioned Non-Patent Document 1, a technique for obtaining a clear CT image by a successive approximation method is proposed. However, the technique of Non-Patent Document 1 requires that a known part exists in the image. In contrast, the X-ray CT apparatus 1 does not require such known information.
続いて、上述した本実施形態の画像再構成処理による作用効果を確認すべく、本発明者らが行ったシミュレーションの結果について説明する。 Next, the results of a simulation performed by the present inventors will be described in order to confirm the operational effects of the image reconstruction process of the present embodiment described above.
図６（ａ）は、ＣＴ撮影の対象となる撮影対象物１０１の断層を示すシミュレーションデータである。図６（ｂ）は、従来の式（１）を用いて撮影対象物１０１の画像再構成処理を行うシミュレーションで得られたＣＴ画像である。図６（ｃ）は、本実施形態の式（２），（３）を用いて撮影対象物１０１の画像再構成処理を行うシミュレーションで得られたＣＴ画像である。 FIG. 6A is simulation data showing a tomography of the imaging object 101 that is the object of CT imaging. FIG. 6B is a CT image obtained by a simulation that performs image reconstruction processing of the object 101 using the conventional equation (1). FIG. 6C is a CT image obtained by a simulation that performs image reconstruction processing of the object 101 using the equations (2) and (3) of the present embodiment.
シミュレーション条件は次の通りとした。撮影対象物１０１は、回転軸線Ａを中心として半径１５０ｍｍの円形断面を有するものとした。領域Ｒ１は、回転軸線Ａを中心とする直径１７０ｍｍの円とした。領域Ｒ２の外縁は、回転軸線Ａを中心とする一辺２３０．４ｍｍの正方形とした。 The simulation conditions were as follows. The photographing object 101 has a circular cross section with a radius of 150 mm with the rotation axis A as the center. The region R1 was a circle having a diameter of 170 mm centered on the rotation axis A. The outer edge of the region R2 was a square with a side of 230.4 mm centered on the rotation axis A.
シミュレーションの結果、図６（ｂ）では、特に高周波のノイズが発生しＣＴ画像が不鮮明であるのに対し、図６（ｃ）では、高周波のノイズも抑えられて画像が鮮明になり、図６（ａ）の撮影対象物１０１が正確に再現されていることが判る。以上より、上述した画像再構成処理によれば、鮮明なＣＴ画像が得られることが判った。 As a result of the simulation, in FIG. 6B, particularly high-frequency noise occurs and the CT image is unclear, whereas in FIG. 6C, the high-frequency noise is also suppressed and the image becomes clear. It can be seen that the object 101 of (a) is accurately reproduced. From the above, it has been found that a clear CT image can be obtained by the above-described image reconstruction processing.
本発明は、上述した実施形態を始めとして、当業者の知識に基づいて種々の変更、改良を施した様々な形態で実施することができる。また、上述した実施形態に記載されている技術的事項を利用して、実施例の変形例を構成することも可能である。各実施形態の構成を適宜組み合わせて使用してもよい。例えば、上述の実施形態では、陽子線治療システム５１に組み込まれたＸ線ＣＴ装置１を例として説明したが、陽子線治療システムに限られず、例えば、重粒子（重イオン）線、パイ中間子線等の荷電粒子線を用いた治療システムに対しても、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１を適用することができる。また、Ｘ線ＣＴ装置１は、陽子線治療システム５１等の放射線治療システムに取り付けられる構成に限らず、Ｘ線ＣＴ装置単体として設けられた構成としてもよい。 The present invention can be implemented in various forms including various modifications and improvements based on the knowledge of those skilled in the art including the above-described embodiments. Moreover, it is also possible to configure a modification of the example using the technical matters described in the above-described embodiment. You may use combining the structure of each embodiment suitably. For example, in the above-described embodiment, the X-ray CT apparatus 1 incorporated in the proton beam therapy system 51 has been described as an example. However, the present invention is not limited to the proton beam therapy system, and includes, for example, a heavy particle (heavy ion) beam, a pion beam. The X-ray CT apparatus 1 according to the present embodiment can also be applied to a treatment system using charged particle beams such as the above. Further, the X-ray CT apparatus 1 is not limited to the structure attached to the radiation therapy system such as the proton beam therapy system 51, and may be configured as a single X-ray CT apparatus.
１…Ｘ線ＣＴ装置、５…Ｘ線管（Ｘ線源）、７…治療台（載置部）、９…Ｘ線検出器、９ａ…検出画素、１３…回転ガントリ（支持部）、１７…画像生成部、５１…陽子線治療システム、Ｒ１…第１領域、Ｒ２…第２領域、Ｔ…被検出領域、Ｐ…患者（被照射体）。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray CT apparatus, 5 ... X-ray tube (X-ray source), 7 ... Treatment table (mounting part), 9 ... X-ray detector, 9a ... Detection pixel, 13 ... Rotating gantry (support part), 17 DESCRIPTION OF SYMBOLS ... Image generation part, 51 ... Proton therapy system, R1 ... 1st area | region, R2 ... 2nd area | region, T ... Detection area | region, P ... Patient (irradiation body).
Claims (2)
前記被照射体を載置する載置部と、
前記載置部を挟んで前記Ｘ線源と反対側に配置され、前記被照射体を通過した前記Ｘ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線源及び前記Ｘ線検出器を前記載置部の周りで回転可能に支持する支持部と、
前記Ｘ線源及び前記Ｘ線検出器を前記載置部の周りで所定の角度回転させながら前記Ｘ線検出器で検出した前記Ｘ線に基づいて、前記被照射体の断層の画像を生成する画像生成部と、を備え、
前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器の各々の検出画素とを結ぶすべての線分を含む領域である被検出領域を、前記Ｘ線源及び前記Ｘ線検出器の回転経路に対応させて回転させたときに、すべての回転させた前記被検出領域が互いに重複する領域を第１領域とし、前記第１領域の外側に規定される領域を第２領域としたときに、
前記画像生成部は、
前記断層に含まれる各ボクセルの線減弱係数を算出するときに、前記第２領域に位置する前記ボクセルの線減弱係数に平滑化処理を施して平滑化データを得る平滑化処理部と、
前記平滑化データに基づいて、前記第１領域に位置する前記ボクセルの線減弱係数を算出する線減弱係数算出部を有する、Ｘ線ＣＴ装置。 An X-ray source for irradiating the irradiated body with X-rays;
A placement unit for placing the irradiated body;
An X-ray detector that is disposed on the opposite side of the X-ray source across the placement unit and detects the X-ray that has passed through the irradiated body;
A support part that rotatably supports the X-ray source and the X-ray detector around the mounting part;
Based on the X-rays detected by the X-ray detector while rotating the X-ray source and the X-ray detector around the mounting portion by a predetermined angle, a tomographic image of the irradiated object is generated. An image generation unit,
Rotate a detected region, which is a region including all line segments connecting the X-ray source and each detection pixel of the X-ray detector, in correspondence with the rotation paths of the X-ray source and the X-ray detector. When all the rotated detection areas are overlapped with each other as a first area, and the area defined outside the first area as a second area,
The image generation unit
When calculating the linear attenuation coefficient of each voxel included in the fault, a smoothing processing unit that obtains smoothed data by performing a smoothing process on the linear attenuation coefficient of the voxel located in the second region;
An X-ray CT apparatus comprising: a linear attenuation coefficient calculation unit that calculates a linear attenuation coefficient of the voxel located in the first region based on the smoothed data.
前記第２領域の所定の対象ボクセルの周囲のボクセルの線減弱係数を平均化して、前記対象ボクセルの線減弱係数を算出する演算を含む、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The smoothing process is
The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising: calculating a line attenuation coefficient of the target voxel by averaging line attenuation coefficients of voxels around a predetermined target voxel in the second area.
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