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Description
本発明の実施形態は、画像処理装置に関する。 Embodiments of the present invention relates to an image processing equipment.
今日において、フォトンカウンティング(Photon Counting)方式の検出器を用いたフォトンカウンティングCT装置(CT:Computed Tomography)が知られている。フォトンカウンティング方式の検出器は、積分型の検出器と異なり、被検体を透過したX線光子を個々に計数可能な信号を出力する。従って、フォトンカウンティングCT装置は、SN比(signal to noise ratio)の高いX線CT画像の再構成が可能となる。 2. Description of the Related Art Today, a photon counting CT apparatus (CT) using a photon counting detector is known. Unlike the integration type detector, the photon counting type detector outputs a signal capable of individually counting X-ray photons transmitted through the subject. Therefore, the photon counting CT apparatus can reconstruct an X-ray CT image having a high signal-to-noise ratio (S / N ratio).
また、フォトンカウンティング方式の検出器が出力した信号は、X線光子のエネルギーの計測(弁別)に用いることができる。従って、フォトンカウンティングCT装置では、1種類の管電圧のX線を曝射することで収集された投影データを、複数のエネルギー成分に分けて画像化することができる。 The signal output from the photon counting detector can be used for measuring (discriminating) the energy of X-ray photons. Therefore, in the photon counting CT apparatus, projection data collected by exposing one kind of tube voltage X-rays can be divided into a plurality of energy components and imaged.
ここで、フォトンカウンティングCT装置、および積分型の検出器が設けられた従来のX線CT装置は、造影剤でコントラストを上げて所望の部位のX線CT画像を得る。 Here, a conventional X-ray CT apparatus provided with a photon counting CT apparatus and an integral detector obtains an X-ray CT image of a desired site by increasing the contrast with a contrast agent.
しかし、積分型の検出器が設けられた従来のX線CT装置は、1種類の造影剤を用いて撮像したX線CT画像から造影剤の分布を正確に特定することが困難であった。 However, it has been difficult for a conventional X-ray CT apparatus provided with an integral type detector to accurately identify the distribution of a contrast medium from an X-ray CT image captured using one type of contrast medium.
なお、いわゆるデュアルX線CT装置の場合、それぞれX線エネルギーが異なる2種類のX線源に対応するX線CT画像を取得する。そして、デュアルX線CT装置は、重み付け処理、減算処理および加算処理等を用いて、各X線CT画像から造影剤が集積している部位のX線CT画像の弁別を図る。しかし、デュアルX線CT装置の場合、2種類のX線源に対応するX線CT画像を用いているとは言え、各X線CT画像は、同じ1種類の造影剤を用いて撮像されたものである。このため、デュアルX線CT装置の場合も、上述と同様に、造影剤の分布を正確に特定することは困難となる。 In the case of a so-called dual X-ray CT apparatus, X-ray CT images corresponding to two types of X-ray sources having different X-ray energies are acquired. Then, the dual X-ray CT apparatus uses a weighting process, a subtraction process, an addition process, and the like to discriminate X-ray CT images of regions where contrast agents are accumulated from each X-ray CT image. However, in the case of a dual X-ray CT apparatus, although X-ray CT images corresponding to two types of X-ray sources are used, each X-ray CT image was imaged using the same one type of contrast agent. Is. For this reason, also in the case of a dual X-ray CT apparatus, it is difficult to accurately specify the distribution of the contrast agent as described above.
本発明が解決しようとする課題は、造影剤の分布を、より正確に特定可能な画像処理装置を提供することである。 An object of the present invention is to provide a distribution of the contrast agent, to provide a more accurately identifiable image processing equipment.
実施形態によれば、取得部が、第1エネルギーにおける第1X線CT画像と、第1エネルギーより大きく、且つ、第1造影組成物のK吸収端の第5エネルギーが第1エネルギーとの間にある第2エネルギーにおける第2X線CT画像と、第2エネルギー以上の大きさの第3エネルギーにおける第3X線CT画像と、第3エネルギーより大きく、且つ、第2造影組成物のK吸収端の第6エネルギーが第3エネルギーとの間にある第4エネルギーにおける第4X線CT画像を取得し、検出部が、第1X線CT画像と第2X線CT画像の間の第1差分画像、および第3X線CT画像と第4X線CT画像の間の第2差分画像を検出する。そして、抽出部が、第1差分画像と第2差分画像とが重複する部位を示す重複画像を抽出する。 According to the embodiment, acquisition unit, and the 1X-ray CT image in the first energy, rather greater than the first energy, and, during the fifth energy K-absorption edge of the first imaging composition of the first energy a first 2X-ray CT image in the second energy in the second 3X-ray CT image in the second energy than the size of the third energy, rather greater than the third energy, and, K absorption edge of the second contrast compositions A fourth X-ray CT image at a fourth energy between the sixth energy and the third energy is acquired, and the detection unit is configured to obtain a first difference image between the first X-ray CT image and the second X-ray CT image, and A second difference image between the third X-ray CT image and the fourth X-ray CT image is detected. And an extraction part extracts the duplication image which shows the site | part where a 1st difference image and a 2nd difference image overlap .
以下、画像処理装置および造影組成物を適用した実施形態のフォトンカウンティングCT装置を、図面を参照して詳細に説明する。 Hereinafter, a photon counting CT apparatus according to an embodiment to which an image processing apparatus and a contrast composition are applied will be described in detail with reference to the drawings.
フォトンカウンティングCT装置は、被検体を透過したX線光子を、フォトンカウンティング方式の検出器を用いて計数することで、SN比の高いX線CT画像データを再構成する。X線源から発生した個々のX線光子は、様々なエネルギーを有する。フォトンカウンティングCT装置は、X線光子のエネルギー値の計測を行うことで、被検体を透過したX線のエネルギー成分の情報を得る。フォトンカウンティングCT装置は、1種類の管電圧でX線管を駆動して収集された投影データを複数のエネルギー成分に分けて画像化する。 The photon counting CT apparatus reconstructs X-ray CT image data having a high S / N ratio by counting X-ray photons transmitted through a subject using a photon counting type detector. Individual X-ray photons generated from the X-ray source have different energies. The photon counting CT apparatus obtains information on the energy component of X-rays transmitted through the subject by measuring the energy value of the X-ray photons. A photon counting CT apparatus images projection data acquired by driving an X-ray tube with one type of tube voltage into a plurality of energy components.
図1に、実施形態のフォトンカウンティングCT装置の構成を示す。図1に示すように、フォトンカウンティングCT装置は、架台装置10と、寝台装置20と、コンソール装置30とを有する。
FIG. 1 shows the configuration of the photon counting CT apparatus of the embodiment. As shown in FIG. 1, the photon counting CT apparatus includes a
架台装置10は、照射制御部11と、X線発生装置12と、検出器13と、収集部14と、回転フレーム15と、駆動部16とを有する。架台装置10は、被検体PにX線を曝射し、被検体Pを透過したX線を計数する。なお、架台装置10の各部11〜16のうち、一部または全部をソフトウェアで構成してもよい。
The
回転フレーム15は、X線発生装置12と検出器13とを被検体Pを挟んで対向するように支持している。回転フレーム15は、後述する駆動部16によって、被検体Pを中心とした円軌道にて高速に回転する円環状のフレームである。
The rotating frame 15 supports the
X線発生装置12は、X線管12aと、ウェッジ12bと、コリメータ12cとを有する。X線発生装置12は、X線を発生して被検体Pへ曝射する装置である。X線管12aは、後述するX線発生装置12から供給される高電圧により、被検体PにX線を曝射する真空管である。X線管12aは、回転フレーム15の回転に従って回転しながら、被検体Pに対してX線ビームを曝射する。X線管12aは、ファン角およびコーン角を持って広がるX線ビームを発生する。
The
ウェッジ12bは、X線管12aから曝射されたX線のX線量を調節するためのX線フィルタである。具体的には、ウェッジ12bは、X線管12aから被検体Pへ曝射されるX線が、予め定められた分布になるように、X線管12aから曝射されたX線を透過して減衰するフィルタである。
The
例えば、ウェッジ12bは、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したフィルタである。なお、ウェッジは、ウェッジフィルター(wedge filter)、または、ボウタイフィルター(bow-tie filter)とも呼ばれる。コリメータ12cは、後述する照射制御部11の制御により、ウェッジ12bによってX線量が調節されたX線の曝射範囲を絞り込むためのスリットである。
For example, the
照射制御部11は、高電圧発生部として、X線管12aに高電圧を供給する装置であり、X線管12aは、照射制御部11から供給される高電圧を用いてX線を発生する。照射制御部11は、X線管12aに供給する管電圧や管電流を調整することで、被検体Pに対して曝射されるX線量を調整する。また、照射制御部11は、コリメータ12cの開口度を調整することにより、X線の曝射範囲(ファン角やコーン角)を調整する。
The
駆動部16は、回転フレーム15を回転駆動させることによって、被検体Pを中心とした円軌道上でX線発生装置12と検出器13とを旋回させる。検出器13は、X線光子が入射する毎に、当該X線光子のエネルギー値を計測可能な信号を出力する。X線光子は、例えばX線管12aから曝射され被検体Pを透過したX線光子である。検出器13は、X線光子が入射する毎に、1パルスの電気信号(アナログ信号)を出力する複数の検出素子を有する。電気信号(パルス)の数を計数することで、各検出素子に入射したX線光子の数を計数することができる。また、この信号に対して、処理の演算処理を行うことで、当該信号の出力を引き起こしたX線光子のエネルギー値を計測することができる。
The drive unit 16 rotates the rotary frame 15 to rotate the
検出器13の検出素子は、例えばテルル化カドミウム(CdTe)系の半導体素子である。この場合、検出器13は、入射したX線光子を、直接、電気信号に変換する「直接変換型の検出器」となる。
The detection element of the
また、検出器13の検出素子は、例えばシンチレータと光電子増倍管等の光センサとにより構成されるものでもよい。この場合、検出器13は、入射したX線光子をシンチレータにより、一旦、可視光(シンチレータ光)に変換し、シンチレータ光を光電子増倍管等の光センサで電気信号に変換する「間接変換型の検出器」となる。
Further, the detection element of the
図2に、検出器13の一例を示す。検出器13は、テルル化カドミウムにより構成される検出素子40が、チャンネル方向(図1中のY軸方向)にN列、体軸方向(図1中のZ軸方向)にM列配置された面検出器となっている。検出素子40は、光子が入射すると、1パルスの電気信号を出力する。検出素子40が出力した個々のパルスを弁別することで、検出素子40に入射したX線光子の数を計数することができる。また、パルスの強度に基づく演算処理を行うことで、計数したX線光子のエネルギー値を計測することができる。
FIG. 2 shows an example of the
なお、図示していないが、検出器13の後段には、複数の検出素子40ごとに増幅器が設置され、増幅器は、前段の検出素子40から出力された電気信号を増幅して、図1に示す収集部14に出力する。
Although not shown, an amplifier is provided for each of the plurality of
収集部14は、検出器13の出力信号を用いた計数処理の結果である計数情報を収集する。すなわち、収集部14は、検出器13から出力される個々の信号を弁別して、計数情報を収集する。計数情報は、X線管12aから曝射され被検体Pを透過したX線光子が入射する毎に検出器13(複数の検出素子40)が出力した個々の信号から収集される情報である。具体的には、計数情報は、検出器13(複数の検出素子40)に入射したX線光子の計数値とエネルギー値とが対応付けられた情報である。収集部14は、収集した計数情報を、コンソール装置30に送信する。
The
すなわち、収集部14は、検出素子40が出力した各パルスを弁別して計数したX線光子の入射位置(検出位置)と、計数値と、当該X線光子のエネルギー値とを計数情報として、予め定めた時間ごとに収集する。収集部14は、例えば、計数に用いたパルス(電気信号)を出力した検出素子40の位置を、入射位置とする。また、収集部14は、電気信号に対して、所定の演算処理を行うことで、X線光子のエネルギー値を計測する。
That is, the
次に、図1に示す寝台装置20は、被検体Pを載せる装置であり、天板22と、寝台駆動装置21とを有する。天板22は、被検体Pを載置する板であり、寝台駆動装置21は、天板22をZ軸方向へ移動して、被検体Pを回転フレーム15内に移動させる。
Next, the
なお、架台装置10は、例えば、天板22を移動させながら回転フレーム15を回転させて被検体Pを螺旋状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。または、架台装置10は、天板22を移動させた後に、被検体Pの位置を固定したままで回転フレーム15を回転させて被検体Pを円軌道にてスキャンするコンベンショナルスキャンを実行する。または、架台装置10は、天板22の位置を一定間隔で移動させてコンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行うステップアンドシュート方式を実行する。
For example, the
次に、コンソール装置30は、入力部31と、表示部32と、スキャン制御部33と、前処理部34と、第1記憶部35と、再構成部36と、第2記憶部37と、制御部38とを有する。コンソール装置30は、操作者によるX線CT装置の操作を受け付けると共に、架台装置10によって収集された計数情報を用いてX線CT画像を再構成する。
Next, the
入力部31は、X線CT装置の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボード等を有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、制御部38に転送する。例えば、入力部31は、操作者から、X線CT画像データの撮影条件や、X線CT画像データを再構成する際の再構成条件や、X線CT画像データに対する画像処理条件等を受け付ける。
The
表示部32は、操作者によって参照されるモニタ装置であり、制御部38による制御のもと、X線CT画像データを表示し、また、入力部31を介して操作者から各種指示および各種設定等を受け付けるためのGUI(Graphical User Interface)を表示する。
The
スキャン制御部33は、制御部38の制御のもと、照射制御部11、駆動部16、収集部14および寝台駆動装置21の動作を制御することで、架台装置10における計数情報の収集処理を制御する。
The
前処理部34は、収集部14から送信された計数情報に対して、対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の補正処理を行うことで、投影データを生成する。
The preprocessing unit 34 generates projection data by performing correction processing such as logarithmic conversion processing, offset correction, sensitivity correction, and beam hardening correction on the count information transmitted from the
第1記憶部35は、前処理部34により生成された投影データを記憶する。すなわち、第1記憶部35は、X線CT画像データを再構成するための投影データ(補正済み計数情報)を記憶する。
The
再構成部36は、第1記憶部35が記憶する投影データを用いてX線CT画像データを再構成する。再構成方法としては、種々の方法があり、例えば、逆投影処理が挙げられる。また、逆投影処理としては、例えば、FBP(Filtered Back Projection)法による逆投影処理が挙げられる。また、再構成部36は、X線CT画像データに対して各種画像処理を行うことで、画像データを生成する。再構成部36は、再構成したX線CT画像データや、各種画像処理により生成した画像データを第2記憶部37に格納する。
The
ここで、フォトンカウンティングCTで得られる計数情報から生成された投影データには、被検体Pを透過したX線のエネルギー情報が含まれている。このため、再構成部36は、例えば、特定のエネルギー成分のX線CT画像データを再構成することができる。また、再構成部36は、例えば、複数のエネルギー成分それぞれのX線CT画像データを再構成することができる。
Here, the projection data generated from the counting information obtained by photon counting CT includes energy information of X-rays transmitted through the subject P. Therefore, the
また、再構成部36は、例えば、各エネルギー成分のX線CT画像データの各画素にエネルギー成分に応じた色調を割り当て、エネルギー成分に応じて色分けされた複数のX線CT画像データを生成することができ、更に、これら複数のX線CT画像データを重畳した画像データを生成することができる。
For example, the
制御部38は、架台装置10、寝台装置20およびコンソール装置30の動作を制御することによって、X線CT装置の全体制御を行う。具体的には、制御部38は、スキャン制御部33を制御することで、架台装置10で行われるCTスキャンを制御する。また、制御部38は、前処理部34や、再構成部36を制御することで、コンソール装置30における画像再構成処理や画像生成処理を制御する。また、制御部38は、第2記憶部37が記憶する各種画像データを表示部32に表示制御する。
The
このようなコンソール装置30は、一例として図3に示すハードウェア構成とすることができる。この図3に示す例において、コンソール装置30は、CPU50と、ROM51と、RAM52と、HDD53と、入出力I/F54と、通信I/F55と、入力部31と、表示部32とを有している。CPUは、「Central Processing Unit」の略記である。ROMは、「Read Only Memory」の略記である。RAMは、「Random Access Memory」の略記である。HDDは、「Hard Disk Drive」の略記である。I/Fは、「Interface」の略記である。
Such a
CPU50〜通信I/F55は、バスライン56を介して相互に接続されている。また、入力部31および表示部32は、入出力I/F54を介してCPU50等に接続されている。また、通信I/F55は、架台装置10に接続されている。CPU50は、スキャン制御部33,前処理部34,再構成部36または制御部38に相当する。ROM51,RAM52およびHDD53は、第1記憶部35または第2記憶部37に相当する。
The
次に、図4は、再構成部36の機能ブロック図である。図4に示すように、再構成部36は、取得部61、検出部62、抽出部63、および重畳部64の各機能を有している。取得部61は、架台装置10で撮像されたX線CT画像を取得する。
Next, FIG. 4 is a functional block diagram of the
また、後述するが、取得部61は、それぞれ異なるK吸収端を有する複数のX線CT用造影剤を含む造影組成物が投与された被検体を撮像して得られるX線CT画像を取得する。すなわち、本実施の形態においては、少なくとも2種類の造影組成物が被検体に投与される。例えば、一方の種類の造影組成物のK吸収端のエネルギー(第5エネルギー)よりも小さいエネルギーを第1エネルギーとし、このK吸収端のエネルギーよりも大きいエネルギーを第2エネルギーとする。他方の種類の造影組成物のK吸収端のエネルギー(第6エネルギー)よりも小さいエネルギーを第3エネルギーとし、このK吸収端のエネルギーよりも大きいエネルギーを第4エネルギーとする。
As will be described later, the
取得部61は、第1エネルギーにおける第1X線CT画像と、第1エネルギーより大きい第2エネルギーにおける第2X線CT画像と、第2エネルギー以上の大きさの第3エネルギーにおける第3X線CT画像と、第3エネルギーより大きい第4エネルギーにおける第4X線CT画像を取得する。
The
検出部62は、取得部61で取得されたX線CT画像から、各X線CT用造影剤のK吸収端前後のX線エネルギー領域に対応する複数のX線CT画像間の差分画像を検出する。具体的には、検出部62は、第1X線CT画像と第2X線CT画像の間の第1差分画像、および第3X線CT画像と第4X線CT画像の間の第2差分画像を検出する。
The
抽出部63は、各X線CT用造影剤それぞれに対して得られる複数の差分画像が重複する部位を示す重複部位画像(重複画像)を抽出する。すなわち、抽出部63は、第1差分画像と第2差分画像を重ね合わせて重複画像を形成する。 The extraction unit 63 extracts an overlapping part image (overlapping image) indicating a part where a plurality of difference images obtained for each X-ray CT contrast agent overlap. That is, the extraction unit 63 forms a duplicate image by superimposing the first difference image and the second difference image.
重畳部64は、重複部位画像の部位を含む被検体のX線CT画像に、重複部位画像を重畳したX線CT画像を生成する。すなわち、重畳部64は、第1乃至第4X線CT画像のうちの少なくともいずれか1つと、重複画像を重ね合わせる。
The superimposing
また、再構成部36は、さらに、第1造影剤のK吸収端の第5エネルギーのデータと、第2造影剤のK吸収端の第6エネルギーのデータとを記憶する記憶部65を有していても良い。また、第1乃至第4エネルギーは、適宜手動で入力されても良いし、記憶部65に記憶されていても良い。このような取得部61〜記憶部65は、全てをハードウェアで構成してもよい。また、全部または一部をソフトウェアで構成してもよい。
In addition, the
次に、1種類の造影組成物を用いたX線CT画像から造影組成物の分布を正確に特定することは困難である。このため、この実施形態のフォトンカウンティングCT装置では、複数種類(一例として2種類)の造影組成物を用い、各造影組成物のK吸収端の前後のX線エネルギー領域のX線CT画像から、造影組成物の分布を正確に特定可能としている。 Next, it is difficult to accurately specify the distribution of the contrast composition from the X-ray CT image using one type of contrast composition. Therefore, in the photon counting CT apparatus of this embodiment, a plurality of types (two types as an example) of contrast compositions are used, and from the X-ray CT images of the X-ray energy regions before and after the K absorption edge of each contrast composition, The distribution of the contrast composition can be accurately specified.
まず、この実施形態のフォトンカウンティングCT装置では、造影組成物として、異なるX線エネルギー領域にK吸収端を有する2種類の造影剤を混合して生成した混合溶液を用いることができる。造影剤としては、ヨード、硫酸バリウム、ガドリニウム等の重金属で生成された造影剤を用いることができる。この造影剤の混合溶液は、被検体Pの血管または特定の臓器等の所望の部位に注入する。これにより、造影剤の混合溶液を被検体Pの所望の部位に集積させることができる。 First, in the photon counting CT apparatus of this embodiment, a mixed solution generated by mixing two types of contrast agents having K absorption edges in different X-ray energy regions can be used as a contrast composition. As the contrast agent, a contrast agent produced with heavy metals such as iodine, barium sulfate, and gadolinium can be used. This contrast agent mixed solution is injected into a desired site such as a blood vessel of a subject P or a specific organ. Thereby, the mixed solution of the contrast agent can be accumulated at a desired site of the subject P.
また、造影組成物としては、異なるX線エネルギー領域にK吸収端を有する2種類の造影剤を混合して生成した混合溶液を内包させたリポソームを用いることができる。このようなリポソームは、例えば静置水和法等を用いて作製することができる。また、構成する脂質を変えることで、光分解性または放射線分解性等の特性を有するリポソームを作製することができる。 Moreover, as the contrast composition, liposomes encapsulating a mixed solution generated by mixing two kinds of contrast agents having K absorption ends in different X-ray energy regions can be used. Such liposomes can be prepared, for example, using a static hydration method. Moreover, the liposome which has characteristics, such as photodegradability or radiolytic property, can be produced by changing the lipid to comprise.
光分解性または放射線分解性等の特性を有するリポソームを用いることで、以下の薬剤投与を可能とすることができる。すなわち、光分解性または放射線分解性等の特性を有するリポソームに上述の複数種類の造影剤および薬剤を内包させ、被検体に投与する。実施形態のフォトンカウンティングCT装置で被検体内におけるリポソームに内包された造影剤の位置を確認後、リポソームが存在する位置に特定の光または放射線を照射してリポソームを分解する。 By using liposomes having characteristics such as photodegradability or radiodegradability, the following drug administration can be performed. That is, the above-mentioned multiple types of contrast agents and drugs are encapsulated in liposomes having photodegradable or radiodegradable properties and administered to a subject. After confirming the position of the contrast agent encapsulated in the liposome in the subject with the photon counting CT apparatus of the embodiment, the liposome is decomposed by irradiating the position where the liposome is present with specific light or radiation.
例えば、腫瘍組織では、正常な組織に比べ血管透過性が著しく亢進し、かつリンパ系が発達していない。このため、血中の高分子や微粒子が血管から流出しやすく、かつ排除され難くなり、蓄積される。このような特性は、EPR(enhanced permeability and retention)効果と呼ばれている。腫瘍組織を有する被検体内にリポソームを投与すると、病巣を形成する部位に多くのリポソームが集積する。このため、リポソームを用いることで、被検体内の腫瘍部位に対して複数種類の造影剤を送達することができる。より限定した場所に送達させたい場合には、リポソーム表面に特定の組織特異的なタンパク質等を認識する抗体を付与しておくことで可能となる。また、所望の部位に到達したリポソームを特定の光または放射線で分解することで、所望の部位に対して正確に薬剤を投与することができる。 For example, in a tumor tissue, vascular permeability is remarkably enhanced as compared with a normal tissue, and the lymph system is not developed. For this reason, macromolecules and fine particles in the blood are likely to flow out of the blood vessel and are difficult to be removed and accumulated. Such a characteristic is called an EPR (enhanced permeability and retention) effect. When liposomes are administered into a subject having a tumor tissue, many liposomes accumulate at sites where lesions are formed. For this reason, by using liposomes, a plurality of types of contrast agents can be delivered to a tumor site in a subject. When it is desired to deliver to a more limited place, it is possible to give an antibody that recognizes a specific tissue-specific protein or the like to the liposome surface. Moreover, a medicine can be accurately administered to a desired site by decomposing liposomes that have reached the desired site with specific light or radiation.
また、造影組成物としては、一つまたは複数の造影剤を結合(標識=ラベル)させた抗体を用いることができる。例えば、2種類の造影剤が存在する場合、一方の造影剤を標識した抗体と、他方の造影剤を標識した抗体との、2種類の抗体を作製してもよい。または、一つの抗体に複数の造影剤を標識してもよい。抗体は、高い正確性で所望の部位に到達し集積する。このため、抗体を用いることで、撮像対象となる部位を正確に特定して撮像することができる。 In addition, as the contrast composition, an antibody to which one or a plurality of contrast agents are bound (label = label) can be used. For example, when two types of contrast agents are present, two types of antibodies may be prepared, an antibody labeled with one contrast agent and an antibody labeled with the other contrast agent. Alternatively, a plurality of contrast agents may be labeled on one antibody. The antibody reaches and accumulates at a desired site with high accuracy. For this reason, by using an antibody, it is possible to accurately identify and image a region to be imaged.
次に、実施形態のフォトンカウンティングCT装置における、複数の造影剤を用いたX線CT画像の撮像動作の流れを、図5のフローチャートに示す。この撮像動作は、主に図4を用いて説明した再構成部36の各部61〜64の機能による動作となる。再構成部36は、上述のリポソームまたは抗体等により複数種類の造影剤が投与された被検体Pが寝台装置20に載置され、X線CT画像の撮像が可能となることで、ステップS1から図5のフローチャートの処理を開始する。
Next, the flow of an X-ray CT image imaging operation using a plurality of contrast agents in the photon counting CT apparatus of the embodiment is shown in the flowchart of FIG. This imaging operation is mainly performed by the functions of the
ステップS1では、上述のように架台装置10を撮像制御することで収集部14から得られた投影データを、図4に示す取得部61が取得する。これにより、ステップS2に処理が進む。
In step S1, the
ここで、フォトンカウンティングCTで得られる計数情報から生成された投影データには、被検体Pを透過したX線のエネルギー情報が含まれている。このため、実施形態のフォトンカウンティングCT装置は、複数のX線エネルギー成分のX線CT画像をそれぞれ再構成可能となっている。 Here, the projection data generated from the counting information obtained by photon counting CT includes energy information of X-rays transmitted through the subject P. For this reason, the photon counting CT apparatus of the embodiment can reconstruct X-ray CT images of a plurality of X-ray energy components, respectively.
また、造影剤には、特定のエネルギーを持つX線を吸収し易い特性がある。図6は、X線エネルギーとX線吸収係数との関係を示す図である。図6において、一点鎖線で示す波形は、第1造影剤のX線エネルギーとX線吸収係数との関係を示す波形である。また、図6において、二点鎖線で示す波形は、第2造影剤のX線エネルギーとX線吸収係数との関係を示す波形である。また、図6において、実線で示す波形は、第1造影剤および第2造影剤を混合させた造影剤のX線エネルギーとX線吸収係数との関係を示す波形である。 Further, the contrast agent has a characteristic that it easily absorbs X-rays having specific energy. FIG. 6 is a diagram showing the relationship between the X-ray energy and the X-ray absorption coefficient. In FIG. 6, the waveform indicated by the alternate long and short dash line is a waveform indicating the relationship between the X-ray energy of the first contrast agent and the X-ray absorption coefficient. Moreover, in FIG. 6, the waveform shown with a dashed-two dotted line is a waveform which shows the relationship between the X-ray energy and X-ray absorption coefficient of a 2nd contrast agent. In FIG. 6, the waveform indicated by the solid line is a waveform indicating the relationship between the X-ray energy and the X-ray absorption coefficient of the contrast agent obtained by mixing the first contrast agent and the second contrast agent.
図6から分かるように、X線吸収係数はX線エネルギーの増加に伴い減少するが、一部急激にX線吸収係数が増加する(=X線の吸収率が大きくなる)。この部分は、吸収端と呼ばれている。吸収端は、X線と物質の原子核の電子との作用に起因している。K殻電子に起因するものをK吸収端と呼ぶ。図6において、実線の波形で示す第1造影剤および第2造影剤の2種類を混合させた造影剤の場合、第1造影剤に起因する第1のK吸収端EKAと、第2造影剤に起因する第2のK吸収端EKBとの、計2つのK吸収端を有している。そして、第1K吸収端EKAを境にして、前後のX線エネルギー領域におけるX線吸収係数には大きな差がある。 As can be seen from FIG. 6, the X-ray absorption coefficient decreases as the X-ray energy increases, but the X-ray absorption coefficient increases abruptly (= the X-ray absorption rate increases). This part is called the absorption edge. The absorption edge is due to the action of X-rays and electrons in the nucleus of the substance. What originates in K-shell electrons is called the K absorption edge. In FIG. 6, in the case of a contrast medium in which two types of the first contrast medium and the second contrast medium indicated by the solid line waveform are mixed, the first K absorption edge EKA caused by the first contrast medium and the second contrast medium There are a total of two K absorption edges with the second K absorption edge EKB due to the above. There is a large difference in the X-ray absorption coefficient in the front and rear X-ray energy regions with the first K absorption edge EKA as a boundary.
すなわち、第1K吸収端EKAの前に相当するX線エネルギー領域RKA1におけるX線吸収係数は低い値を示す。これに対して、第1K吸収端EKAの後に相当するX線エネルギー領域RKA2におけるX線吸収係数は高い値を示す。このため、X線エネルギー領域RKA1とX線エネルギー領域RKA2とのX線吸収係数の差は、大きな差を示す。同様に、第2K吸収端EKBの前に相当するX線エネルギー領域RKB1におけるX線吸収係数は低い値を示す。これに対して、第2K吸収端EKBの後に相当するX線エネルギー領域RKB2におけるX線吸収係数は高い値を示す。このため、X線エネルギー領域RKB1とX線エネルギー領域RKB2とのX線吸収係数の差は、大きな差を示す。 That is, the X-ray absorption coefficient in the X-ray energy region RKA1 corresponding to the area before the first K absorption edge EKA shows a low value. On the other hand, the X-ray absorption coefficient in the X-ray energy region RKA2 corresponding to after the first K absorption edge EKA shows a high value. For this reason, the difference in the X-ray absorption coefficient between the X-ray energy region RKA1 and the X-ray energy region RKA2 shows a large difference. Similarly, the X-ray absorption coefficient in the X-ray energy region RKB1 corresponding to the front of the second K absorption edge EKB shows a low value. On the other hand, the X-ray absorption coefficient in the X-ray energy region RKB2 corresponding to after the second K absorption edge EKB shows a high value. For this reason, the difference in the X-ray absorption coefficient between the X-ray energy region RKB1 and the X-ray energy region RKB2 shows a large difference.
実施形態のフォトンカウンティングCT装置は、このようなK吸収端前後のX線吸収係数の差を利用する。すなわち、ステップS2において、再構成部36の検出部62は、取得部61で取得した投影データから、図6に示す第1のK吸収端EKAの前に相当するX線エネルギー領域RKA1に対応するX線CT画像を再構成する。また、検出部62は、取得部61で取得した投影データから、図6に示す第1のK吸収端EKAの後に相当するX線エネルギー領域RKA2に対応するX線CT画像を再構成する。
The photon counting CT apparatus of the embodiment uses such a difference in X-ray absorption coefficient before and after the K absorption edge. That is, in step S2, the
同様に、検出部62は、取得部61で取得した投影データから、図6に示す第2のK吸収端EKBの前に相当するX線エネルギー領域RKB1に対応するX線CT画像を再構成する。また、検出部62は、取得部61で取得した投影データから、図6に示す第2のK吸収端EKBの後に相当するX線エネルギー領域RKB2に対応するX線CT画像を再構成する。
Similarly, the
そして、検出部62は、ステップS2において、X線エネルギー領域RKA1に対応するX線CT画像と、X線エネルギー領域RKA2に対応するX線CT画像との差が、所定の閾値以上の差を示す箇所のX線CT画像(差分画像)を形成する。このような閾値以上の大きな差が生じている箇所は、第1造影剤の集積部位である可能性が高い。この閾値以上の大きな差が生じている箇所の差分画像は、第1造影剤の集積部位のX線CT画像として第2記憶部37に記憶される。
In step S2, the
同様に、検出部62は、ステップS2において、X線エネルギー領域RKB1に対応するX線CT画像と、X線エネルギー領域RKB2に対応するX線CT画像との差が、所定の閾値以上の差を示す箇所の差分画像を形成する。このような閾値以上の大きな差が生じている箇所は、第2造影剤の集積部位である可能性が高い。この閾値以上の大きな差が生じている箇所の差分画像は、第2造影剤の集積部位のX線CT画像として第2記憶部37に記憶される。
Similarly, in step S2, the
ステップS3では、検出部62が、全ての造影剤のK吸収端に対応する差分画像が形成されたか否かを判別している。検出部62は、全ての造影剤のK吸収端に対応する差分画像が形成されていないものと判別した場合(ステップS3:No)、ステップS2に処理を戻して、差分画像の生成を継続する。これに対して、全ての造影剤のK吸収端に対応する差分画像を形成したものと判別した場合(ステップS3:Yes)、検出部62は、ステップS4に処理を進める。
In step S3, the
ステップS4では、抽出部63が、第2記憶部37に記憶した各造影剤に対応する各差分画像を重ね合わせ、全ての造影剤が集積している部位を抽出したX線CT画像(重複部位画像)を生成する。そして、重畳部64は、ステップS5において、重複部位画像の部位を含む被検体PのX線CT画像に、全ての造影剤が集積している部位を示す重複部位画像を重畳したX線CT画像を生成して、図5のフローチャートの全処理を終了する。これにより、第1造影剤および第2造影剤が集積している部位である目標部位を明示したX線CT画像を得ることができる。
In step S4, the extraction unit 63 superimposes each difference image corresponding to each contrast agent stored in the
図7および図8を用いて、具体的に説明する。図7および図8は、被検体Pの腹部を輪切りにした状態のX線CT画像である。また、図7の符号(a)を示した図は、X線エネルギー領域RKA1に対応するX線CT画像である。図7の符号(b)を示した図は、X線エネルギー領域RKA2に対応するX線CT画像である。また、図8の符号(a)を示した図は、X線エネルギー領域RKB1に対応するX線CT画像である。図8の符号(b)を示した図は、X線エネルギー領域RKB2に対応するX線CT画像である。また、図7および図8において、符号Bは背骨、符号SPは脾臓、符号STは胃、符号LIは肝臓、符号RCAは造影剤の集積部位、符号AFは偽像(アーチファクト)を示している。 This will be specifically described with reference to FIGS. 7 and 8 are X-ray CT images in a state in which the abdomen of the subject P is cut into circles. 7 is an X-ray CT image corresponding to the X-ray energy region RKA1. The figure which showed the code | symbol (b) of FIG. 7 is an X-ray CT image corresponding to X-ray energy area | region RKA2. Moreover, the figure which showed the code | symbol (a) of FIG. 8 is an X-ray CT image corresponding to X-ray energy area | region RKB1. The figure showing the code | symbol (b) of FIG. 8 is an X-ray CT image corresponding to X-ray energy area | region RKB2. 7 and 8, the symbol B is the spine, the symbol SP is the spleen, the symbol ST is the stomach, the symbol LI is the liver, the symbol RCA is the region where the contrast agent is accumulated, and the symbol AF is a false image (artifact). .
図7に示す例の場合、再構成部36の検出部62は、ステップS2において、符号(a)を示した図の画像である、X線エネルギー領域RKA1に対応するX線CT画像と、符号(b)を示した図の画像である、X線エネルギー領域RKA2に対応するX線CT画像との差のうち、所定の閾値以上の差を有する部位を検出する。この例の場合、各X線CT画像の差の部位として、肝臓LI内の偽像AFの部位と、第1造影剤の集積部位RCAが検出される。
In the case of the example illustrated in FIG. 7, the
また、図8に示す例の場合、検出部62は、ステップS2において、符号(a)を示した図の画像である、X線エネルギー領域RKB1に対応するX線CT画像と、符号(b)を示した図の画像である、X線エネルギー領域RKB2に対応するX線CT画像との差のうち、所定の閾値以上の差を有する部位を検出する。この例の場合、各X線CT画像の差の部位として、第2造影剤の集積部位RCAが検出される。
In the case of the example shown in FIG. 8, in step S2, the
再構成部36の抽出部63は、ステップS4において、第1造影剤の集積部位RCAのX線CT画像と第2造影剤の集積部位RCAのX線CT画像とを重畳する。そして、抽出部63は、第1造影剤および第2造影剤が共に集積している部位を抽出したX線CT画像(重畳部位画像)を生成する。これにより、図7の符号(a)に示した偽像AFは、第1造影剤の集積部位RCAおよび第2造影剤の集積部位RCAが重畳して集積している部位の画像ではないため、重畳部位画像から除去することができる。そして、再構成部36の重畳部64は、重複部位画像の部位を含む被検体PのX線CT画像に、第1造影剤および第2造影剤が共に集積している部位を抽出した重畳部位画像を重畳する。これにより、第1造影剤および第2造影剤が集積している部位である目標部位を明示したX線CT画像を提供することができる。
In step S4, the extraction unit 63 of the
以上の説明から明らかなように、画像処理装置および造影組成物を適用した実施形態のフォトンカウンティングCT装置は、複数の造影剤組成物を被検体Pに投与する。各造影剤のK吸収端の前後のX線エネルギー領域に対応する各X線CT画像の差となる差分画像を生成する。各造影剤の差分画像を重畳することで、全ての造影剤が存在する部位のX線CT画像(重畳部位画像)を生成する。全ての造影剤が集積している部位は、高い確率で目標部位であることを示す。また、全ての造影剤が存在する部位の重畳部位画像を抽出することで、目標部位のX線CT画像のみを正確に抽出することができる。これは、目標部位のX線CT画像以外の偽像AF等は除去されることを意味している。従って、重複部位画像の部位を含む被検体PのX線CT画像に、重複部位画像を重畳することで、偽像等が除去され、目標部位が明示されたX線CT画像を得ることができる。 As is clear from the above description, the photon counting CT apparatus according to the embodiment to which the image processing apparatus and the contrast composition are applied administers a plurality of contrast agent compositions to the subject P. A difference image that is a difference between the X-ray CT images corresponding to the X-ray energy regions before and after the K absorption edge of each contrast agent is generated. By superimposing the difference images of the respective contrast agents, an X-ray CT image (superimposed region image) of a region where all the contrast agents are present is generated. A part where all the contrast agents are accumulated indicates a target part with a high probability. In addition, by extracting the superimposed part image of the part where all the contrast agents exist, only the X-ray CT image of the target part can be accurately extracted. This means that the false image AF other than the X-ray CT image of the target part is removed. Therefore, by superimposing the overlapping part image on the X-ray CT image of the subject P including the part of the overlapping part image, a false image or the like is removed and an X-ray CT image in which the target part is clearly shown can be obtained. .
また、実施形態のフォトンカウンティングCT装置は、複数の造影剤を内包させたリポソームを被検体Pに投与してX線CT画像の撮像を行う。リポソームは、腫瘍組織に集積し易い。更に、リポソーム表面に特定の組織特異的なタンパク質等を認識する抗体を付与しておくことにより、特定の組織に集積させることも可能である。これらの方法により、目標部位を非常に明確化したX線CT画像を得ることができる。 In addition, the photon counting CT apparatus of the embodiment performs imaging of an X-ray CT image by administering a liposome encapsulating a plurality of contrast agents to the subject P. Liposomes tend to accumulate in tumor tissue. Furthermore, it is possible to accumulate in a specific tissue by applying an antibody that recognizes a specific tissue-specific protein or the like to the liposome surface. By these methods, it is possible to obtain an X-ray CT image in which the target site is very clarified.
また、実施形態のフォトンカウンティングCT装置は、複数の造影剤および所定の薬剤を内包させたリポソームを、特定の光または放射線等で分解する特性を有する部材で形成する。そして、被検体Pに投与してX線CT画像の撮像を行うと共に、所望の部位に集積したリポソームに、特定の光または放射線を照射して分解する。これにより、所望の部位の明確なX線CT画像を得られると共に、所望の部位に対する薬剤投与まで行うことができる。 In addition, the photon counting CT apparatus of the embodiment is formed of a member having a characteristic of decomposing a liposome containing a plurality of contrast agents and a predetermined agent with specific light or radiation. Then, the X-ray CT image is taken by administration to the subject P, and the liposome accumulated at a desired site is irradiated with specific light or radiation to be decomposed. As a result, a clear X-ray CT image of the desired site can be obtained, and drug administration to the desired site can be performed.
また、実施形態のフォトンカウンティングCT装置は、例えば、2種類の造影剤が存在する場合、一方の造影剤を標識した抗体と、他方の造影剤を標識した抗体との、2種類の抗体を作製して被検体Pに投与して上述のX線CT画像を得る。または、一つの抗体に複数の造影剤を標識し、被検体Pに投与して上述のX線CT画像を得る。抗体は、高い正確性で所望の部位に到達し集積する。このため、抗体を用いることで、撮像対象となる部位をさらに正確に特定したX線CT画像を得ることができる。 The photon counting CT apparatus of the embodiment produces two types of antibodies, for example, an antibody labeled with one contrast agent and an antibody labeled with the other contrast agent when two types of contrast agents exist. Then, it is administered to the subject P to obtain the above-mentioned X-ray CT image. Alternatively, a plurality of contrast agents are labeled on one antibody and administered to the subject P to obtain the above-mentioned X-ray CT image. The antibody reaches and accumulates at a desired site with high accuracy. For this reason, the X-ray CT image which specified the site | part used as imaging object more correctly can be obtained by using an antibody.
なお、上述の実施形態は、フォトンカウンティング用の検出器13を備えたフォトンカウンティングCT装置の例であった。この他、検出器13として、積分型の検出器を設けてもよい。この場合、図6に示した各K吸収端EKA,EKBの前後のX線エネルギー領域RKA1,RKA2,RKB1,RKB2の各X線を曝射する4種類のX線管を設ける。また、各X線管で上述の第1造影剤および第2造影剤を投与した被検体PにX線を曝射することで、各X線エネルギー領域RKA1,RKA2,RKB1,RKB2に対応するX線CT画像を生成する。
The above-described embodiment is an example of a photon counting CT apparatus provided with the
また、X線エネルギー領域RKA1およびX線エネルギー領域RKA2の各X線CT画像の差分と、X線エネルギー領域RKB1およびX線エネルギー領域RKB2の各X線CT画像の差分とを重畳する。これにより、第1造影剤および第2造影剤が共に集積している部位を抽出したX線CT画像(重畳部位画像)を得ることができる。そして、重複部位画像の部位を含む被検体PのX線CT画像に、重複部位画像を重畳することで、偽像等が除去され、目標部位が明示されたX線CT画像を得ることができる。 Further, the difference between the X-ray CT images in the X-ray energy region RKA1 and the X-ray energy region RKA2 and the difference between the X-ray CT images in the X-ray energy region RKB1 and the X-ray energy region RKB2 are superimposed. Thereby, it is possible to obtain an X-ray CT image (superimposed region image) in which a region where both the first contrast agent and the second contrast agent are accumulated is extracted. Then, by superimposing the overlapping part image on the X-ray CT image of the subject P including the part of the overlapping part image, a false image or the like is removed and an X-ray CT image in which the target part is clearly shown can be obtained. .
本発明の実施形態を説明したが、この実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。この新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。この実施形態およびその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると共に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。 Although the embodiment of the present invention has been described, this embodiment is presented as an example and is not intended to limit the scope of the invention. The novel embodiment can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the scope of the invention. This embodiment and its modifications are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
10 架台装置
11 照射制御部
12 X線発生装置
13 検出器
14 収集部
15 回転フレーム
16 駆動部
20 寝台装置
21 寝台駆動装置
22 天板
30 コンソール装置
31 入力部
32 表示部
33 スキャン制御部
34 前処理部
35 第1記憶部
36 画像再構成部
37 第2記憶部
38 制御部
40 検出素子
50 CPU
51 ROM
52 RAM
53 HDD
54 入出力I/F
55 通信I/F
61 取得部
62 検出部
63 抽出部
64 重畳部
65 記憶部
DESCRIPTION OF
51 ROM
52 RAM
53 HDD
54 I / O I / F
55 Communication I / F
61
Claims (3)
前記第1X線CT画像と前記第2X線CT画像の間の第1差分画像、および前記第3X線CT画像と前記第4X線CT画像の間の第2差分画像を検出する検出部と、
前記第1差分画像と前記第2差分画像とが重複する部位を示す重複画像を抽出する抽出部と
を有する画像処理装置。 A first 1X-ray CT image in the first energy, the first energy than rather large, and, the 2X in the second energy fifth energy K-absorption edge of the first contrast compositions is between the first energy and line CT image, and the 3X-ray CT image in the third energy of said second energy more size, rather greater than the third energy, and, sixth energy K absorption edge of the second imaging composition wherein An acquisition unit for acquiring a fourth X-ray CT image at a fourth energy between the third energy ;
A detection unit for detecting a first difference image between the first X-ray CT image and the second X-ray CT image, and a second difference image between the third X-ray CT image and the fourth X-ray CT image;
An image processing apparatus comprising: an extraction unit that extracts an overlapping image indicating a portion where the first difference image and the second difference image overlap .
請求項1に記載の画像処理装置。 Further have a storage unit for storing the data of the fifth energy data and the sixth energy,
The image processing apparatus according to claim 1.
請求項1または請求項2に記載の画像処理装置。 The image processing apparatus according to claim 1, further comprising: a superimposing unit that superimposes the overlapping image on at least one of the first to fourth X-ray CT images.
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