JP7102190B2 - X-ray CT device and calibration method - Google Patents

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Description

本発明の実施形態は、X線CT装置、キャリブレーション方法、及びファントムに関する。 Embodiments of the present invention relate to X-ray CT devices, calibration methods, and phantoms.

X線CT(Computed Tomography)装置において、X線光子(フォトン)の数をカウントすることにより画像化を行うフォトンカウンティング(Photon Counting)CTと呼ばれる技術が知られている。フォトンカウンティングCTでは、フォトンカウンティング型(光子計数型)のX線検出器が用いられる。フォトンカウンティング型のX線検出器は、入射するX線光子の数を計数することにより、X線の強度を計測する。また、フォトンカウンティング型のX線検出器は、X線光子を電荷に変換する際に、X線光子がもつエネルギーに応じた電荷量が発生することを利用して、X線光子1つ1つのエネルギーを測定する。このため、フォトンカウンティングCTでは、エネルギーに応じた光子数の分布を示すエネルギースペクトルを得ることが可能である。 In an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus, a technique called Photon Counting CT, which performs imaging by counting the number of X-ray photons (photons), is known. In the photon counting CT, a photon counting type (photon counting type) X-ray detector is used. The photon counting type X-ray detector measures the intensity of X-rays by counting the number of incident X-ray photons. Further, the photon counting type X-ray detector utilizes the fact that when converting an X-ray photon into an electric charge, an amount of electric charge corresponding to the energy of the X-ray photon is generated, and each X-ray photon is used. Measure energy. Therefore, in the photon counting CT, it is possible to obtain an energy spectrum showing the distribution of the number of photons according to the energy.

フォトンカウンティングCTでは、撮影領域に含まれる基本物質成分を弁別して再構成を行うことができる(物質弁別再構成)。物質弁別再構成は、エネルギースペクトルの減衰量が各々の物質で異なることを利用したものである。物質弁別再構成では、X線経路に存在する物質を特定するとともに、その物質の濃度や透過長を算出することができる。 In photon counting CT, it is possible to discriminate and reconstruct the basic substance components contained in the imaging region (substance discrimination reconstruction). The material discrimination reconstruction utilizes the fact that the amount of attenuation of the energy spectrum is different for each substance. In the substance discrimination reconstruction, it is possible to identify a substance existing in the X-ray pathway and calculate the concentration and permeation length of the substance.

フォトンカウンティングCTで得られる物質の濃度や透過長を較正(キャリブレーション)するために、補正用(較正用)データが予め生成される。この補正用データを生成するためには、物質の組成(化学組成)、濃度、透過長が既知である種々の条件下で投影データ(エネルギースペクトル)を収集する必要があるため、手間がかかる。また、光子計数型検出器では、検出器に入射するX線線量の違いに応じてエネルギースペクトルが変化する。この変化も考慮してキャリブレーションするには、X線線量の条件も変えて投影データを収集するする必要があるので、より手間がかかる。 Correction (calibration) data is generated in advance in order to calibrate (calibrate) the concentration and transmission length of the substance obtained by photon counting CT. In order to generate this correction data, it is necessary to collect projection data (energy spectrum) under various conditions in which the composition (chemical composition), concentration, and transmission length of the substance are known, which is troublesome. Further, in the photon counting type detector, the energy spectrum changes according to the difference in the X-ray dose incident on the detector. In order to calibrate in consideration of this change, it is necessary to collect the projection data by changing the X-ray dose conditions, which is more time-consuming.

特開平6-94648号公報Japanese Unexamined Patent Publication No. 6-94648 特開2000-298105号公報Japanese Unexamined Patent Publication No. 2000-298105

本発明が解決しようとする課題は、補正用データを容易に生成することができるX線C
T装置、キャリブレーション方法、及びファントムを提供することである。
The problem to be solved by the present invention is X-ray C, which can easily generate correction data.
To provide a T-device, a calibration method, and a phantom.

実施形態に係るX線CT装置は、取得部と、生成部とを備える。取得部は、同心円状の複数の層を有する円柱形状のファントムであって、前記複数の層それぞれに含まれる物質の組成及び前記物質の濃度のうち少なくとも一方が異なるファントムを、複数の回転角度それぞれでスキャンすることで、各回転角度における第1エネルギースペクトルを取得する。生成部は、前記第1エネルギースペクトルと、予め設定された条件において前記ファントムから得られる理論的なエネルギースペクトルである第2エネルギースペクトルとに基づいて、被検体から得られる第3エネルギースペクトルを補正するための補正用データを生成する。 The X-ray CT apparatus according to the embodiment includes an acquisition unit and a generation unit. The acquisition unit is a cylindrical phantom having a plurality of concentric layers, and a phantom having a different composition of a substance and a concentration of the substance contained in each of the plurality of layers is provided at a plurality of rotation angles. By scanning with, the first energy spectrum at each rotation angle is obtained. The generation unit corrects the third energy spectrum obtained from the subject based on the first energy spectrum and the second energy spectrum which is the theoretical energy spectrum obtained from the phantom under preset conditions. Generate correction data for.

図1は、第1の実施形態に係るX線CT装置の構成例を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment. 図2は、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100の構成例を説明するための図である。FIG. 2 is a diagram for explaining a configuration example of the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment. 図3は、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100の内部構造の一例を説明するための図である。FIG. 3 is a diagram for explaining an example of the internal structure of the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment. 図4は、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100における回転角度と透過長との関係を説明するための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining the relationship between the rotation angle and the transmission length in the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment. 図5は、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100における透過長を説明するための図である。FIG. 5 is a diagram for explaining the transmission length of the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment. 図6は、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100を用いた補正用データの生成処理を説明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining a correction data generation process using the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment. 図7は、第1の実施形態に係るX線CT装置1による撮像処理を説明するための図である。FIG. 7 is a diagram for explaining an imaging process by the X-ray CT apparatus 1 according to the first embodiment. 図8は、比較例を説明するための図である。FIG. 8 is a diagram for explaining a comparative example. 図9は、第2の実施形態に係る円柱形状ファントム200の構成例を示す図である。FIG. 9 is a diagram showing a configuration example of the cylindrical phantom 200 according to the second embodiment.

以下、図面を参照して、実施形態に係るX線CT(Computed Tomography)装置、キャリブレーション方法、及びファントムを説明する。なお、以下に説明する実施形態はあくまで一例であり、実施形態にて説明する内容に限定されるものではない。また、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用される。 Hereinafter, the X-ray CT (Computed Tomography) apparatus, the calibration method, and the phantom according to the embodiment will be described with reference to the drawings. The embodiments described below are merely examples, and are not limited to the contents described in the embodiments. Further, in principle, the contents described in one embodiment are similarly applied to other embodiments.

以下の実施形態で説明するX線CT装置は、フォトンカウンティングCTを実行可能な装置である。すなわち、以下の実施形態で説明するX線CT装置は、フォトンカウンティング方式の検出器を用いて被検体を透過したX線を計数することで、X線CT画像データを再構成可能な装置である。なお、以下の実施形態に係るX線CT装置の構成は、フォトンカウンティングCTにおいて特に効果を奏するものであるが、従来の積分型(電流モード計測方式)の検出器やデュアルエナジーCTが行われる場合にも適用可能である。 The X-ray CT apparatus described in the following embodiment is an apparatus capable of performing photon counting CT. That is, the X-ray CT apparatus described in the following embodiment is an apparatus capable of reconstructing X-ray CT image data by counting the X-rays that have passed through the subject using a photon counting type detector. .. The configuration of the X-ray CT apparatus according to the following embodiment is particularly effective in photon counting CT, but when a conventional integral type (current mode measurement method) detector or dual energy CT is performed. It is also applicable to.

(第1の実施形態)
図1は、第1の実施形態に係るX線CT装置の構成例を示すブロック図である。図1に示すように、第1の実施形態に係るX線CT装置1は、架台装置10と、寝台装置30と、コンソール装置40とを有する。なお、図1では、図示の都合上、2箇所に架台装置10が描出されているが、典型的には、1つのX線CT装置1に1つの架台装置10が備えられる。
(First Embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment. As shown in FIG. 1, the X-ray CT device 1 according to the first embodiment includes a pedestal device 10, a bed device 30, and a console device 40. In FIG. 1, for convenience of illustration, the gantry device 10 is depicted at two locations, but typically, one X-ray CT device 1 is provided with one gantry device 10.

なお、本実施形態では、非チルト状態での回転フレーム13の回転軸又は寝台装置30の天板33の長手方向をZ軸方向と定義する。また、Z軸方向に直交し、床面に対し水平である軸方向をX軸方向と定義する。また、Z軸方向に直交し、床面に対し垂直である軸方向をY軸方向と定義する。 In the present embodiment, the rotation axis of the rotation frame 13 in the non-tilt state or the longitudinal direction of the top plate 33 of the bed device 30 is defined as the Z-axis direction. Further, the axial direction orthogonal to the Z-axis direction and horizontal to the floor surface is defined as the X-axis direction. Further, the axial direction orthogonal to the Z-axis direction and perpendicular to the floor surface is defined as the Y-axis direction.

架台装置10は、X線管11と、X線検出器12と、回転フレーム13と、X線高電圧装置14と、制御装置15と、ウェッジ16と、コリメータ17と、DAS(Data Acquisition System)18とを有する。 The gantry device 10 includes an X-ray tube 11, an X-ray detector 12, a rotating frame 13, an X-ray high voltage device 14, a control device 15, a wedge 16, a collimator 17, and a DAS (Data Acquisition System). Has 18 and.

X線管11は、X線高電圧装置13からの高電圧の印加により、陰極(フィラメント)から陽極(ターゲット)に向けて熱電子を照射することでX線を発生する真空管である。例えば、X線管11には、回転する陽極に熱電子を照射することでX線を発生させる回転陽極型のX線管がある。 The X-ray tube 11 is a vacuum tube that generates X-rays by irradiating thermoelectrons from the cathode (filament) toward the anode (target) by applying a high voltage from the X-ray high voltage device 13. For example, the X-ray tube 11 includes a rotating anode type X-ray tube that generates X-rays by irradiating a rotating anode with thermoelectrons.

ウェッジ16は、X線管11から照射されたX線量を調節するためのフィルタである。具体的には、ウェッジ16は、X線管11から被検体Pへ照射されるX線が、予め定められた分布になるように、X線管11から照射されたX線を透過して減衰するフィルタである。例えば、ウェッジ16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。ウェッジ16は、ウェッジフィルタ(wedge filter)、ボウタイフィルタ(bow-tie filter)と呼ばれる場合もある。 The wedge 16 is a filter for adjusting the X-ray dose emitted from the X-ray tube 11. Specifically, the wedge 16 transmits and attenuates the X-rays emitted from the X-ray tube 11 so that the X-rays emitted from the X-ray tube 11 to the subject P have a predetermined distribution. It is a filter to do. For example, the wedge 16 is a filter made of aluminum so as to have a predetermined target angle and a predetermined thickness. The wedge 16 is sometimes called a wedge filter or a bow-tie filter.

コリメータ17は、ウェッジ16を透過したX線の照射範囲を絞り込むための鉛板等で
あり、複数の鉛板等の組み合わせによってスリットを形成する。なお、コリメータ17は、X線絞りと呼ばれる場合もある。
The collimator 17 is a lead plate or the like for narrowing the irradiation range of X-rays transmitted through the wedge 16, and a slit is formed by a combination of a plurality of lead plates or the like. The collimator 17 may be called an X-ray diaphragm.

X線検出器12は、X線発生装置11から照射され、被検体Pを通過したX線を検出し、当該X線量に対応した電気信号をDAS18へと出力する。X線検出器12は、例えば、X線管の焦点を中心として1つの円弧に沿ってチャネル方向に複数のX線検出素子が配列された複数のX線検出素子列を有する。X線検出器12は、例えば、チャネル方向に複数のX線検出素子が配列されたX線検出素子列がスライス方向(列方向、row方向)に複数配列された構造を有する。 The X-ray detector 12 detects the X-rays emitted from the X-ray generator 11 and passed through the subject P, and outputs an electric signal corresponding to the X-ray dose to the DAS 18. The X-ray detector 12 has, for example, a plurality of X-ray detection element trains in which a plurality of X-ray detection elements are arranged in the channel direction along one arc centered on the focal point of the X-ray tube. The X-ray detector 12 has, for example, a structure in which a plurality of X-ray detection element sequences in which a plurality of X-ray detection elements are arranged in the channel direction are arranged in a slice direction (column direction, low direction).

また、X線検出器12は、例えば、グリッドと、シンチレータアレイと、光センサアレイとを有する間接変換型の検出器である。シンチレークアレイは、複数のシンチレータを有し、シンチレータは入射X線量に応じた光子量の光を出力するシンチレータ結晶を有する。グリッドは、シンチレータアレイのX線入射側の面に配置され、散乱X線を吸収する機能を有するX線遮蔽板を有する。なお、グリッドはコリメータ(1次元コリメータ又は2次元コリメータ)と呼ばれる場合もある。光センサアレイは、シンチレータからの光量に応じた電気信号に変換する機能を有し、例えば、光電子増倍管(フォトマルチプライヤー:PMT)等の光センサを有する。なお、X線検出器12は、入射したX線を電気信号に変換する半導体素子を有する直接変換型の検出器であっても構わない。また、X線検出器12は、X線検出部の一例である。 Further, the X-ray detector 12 is an indirect conversion type detector having, for example, a grid, a scintillator array, and an optical sensor array. The scintillator lake array has a plurality of scintillators, and the scintillator has a scintillator crystal that outputs a photon amount of light according to an incident X dose. The grid is arranged on the surface of the scintillator array on the X-ray incident side, and has an X-ray shielding plate having a function of absorbing scattered X-rays. The grid may also be called a collimator (one-dimensional collimator or two-dimensional collimator). The optical sensor array has a function of converting into an electric signal according to the amount of light from the scintillator, and has, for example, an optical sensor such as a photomultiplier tube (PMT). The X-ray detector 12 may be a direct conversion type detector having a semiconductor element that converts incident X-rays into an electric signal. The X-ray detector 12 is an example of an X-ray detector.

ここで、第1の実施形態に係るX線検出器12は、フォトンカウンティングCTを実行可能な光子計数型検出器である。光子計数型検出器において、各X線検出素子は、X線光子が入射するごとに、1パルスの電気信号を出力する。フォトンカウンティングCTでは、X線検出素子が出力した個々のパルスを弁別することで、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、フォトンカウンティングCTでは、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。 Here, the X-ray detector 12 according to the first embodiment is a photon counting type detector capable of performing photon counting CT. In the photon counting type detector, each X-ray detection element outputs one pulse of an electric signal each time an X-ray photon is incident. In the photon counting CT, the number of X-ray photons incident on the detection element can be counted by discriminating the individual pulses output by the X-ray detection element. Further, in the photon counting CT, the energy value of the counted X-ray photon can be measured by performing an arithmetic process based on the pulse intensity.

X線高電圧装置14は、変圧器(トランス)及び整流器等の電気回路を有し、X線管11に印加する高電圧を発生する機能を有する高電圧発生装置と、X線管11が照射するX線に応じた出力電圧の制御を行うX線制御装置とを有する。高電圧発生装置は、変圧器方式であってもよいし、インバータ方式であっても構わない。なお、X線高電圧装置14は、後述する回転フレーム13に設けられてもよいし、架台装置10の固定フレーム(図示しない)側に設けられても構わない。なお、固定フレームは回転フレーム13を回転可能に支持するフレームである。また、X線高電圧装置14は、X線高電圧部の一例である。 The X-ray high-voltage device 14 has an electric circuit such as a transformer and a rectifier, and has a function of generating a high voltage applied to the X-ray tube 11. It has an X-ray control device that controls an output voltage according to the X-ray. The high voltage generator may be a transformer type or an inverter type. The X-ray high-voltage device 14 may be provided on the rotating frame 13 described later, or may be provided on the fixed frame (not shown) side of the gantry device 10. The fixed frame is a frame that rotatably supports the rotating frame 13. The X-ray high-voltage device 14 is an example of an X-ray high-voltage unit.

DAS18は、X線検出器12の各X線検出素子から出力される電気信号に対して増幅処理を行う増幅器と、電気信号をデジタル信号に変換するA/D変換器とを有し、検出データを生成する。DAS18が生成した検出データは、コンソール装置40へと転送される。また、DAS18はデータ収集部の一例である。 The DAS 18 has an amplifier that amplifies the electric signal output from each X-ray detection element of the X-ray detector 12, and an A / D converter that converts the electric signal into a digital signal, and has detection data. To generate. The detection data generated by the DAS 18 is transferred to the console device 40. DAS18 is an example of a data collection unit.

また、フォトンカウンティングCTにおいて、DAS18は、X線検出器12から出力される信号を用いて、各X線検出素子に入射したX線光子の数を計数する。例えば、DAS18は、各X線検出素子から出力される各パルスのピーク値と、システム固有の応答関数とからエネルギー値を演算する。或いは、DAS18は、パルスの強度を積分することで、エネルギー値を演算する。そして、DAS18は、演算したエネルギー値を、比較器(コンパレータ)を用いて複数のエネルギー弁別域(エネルギービン)に振り分ける。そして、DAS18は、各エネルギー弁別域に振り分けたパルスの数をX線光子の数として計数する。複数のエネルギー弁別域に振り分けられた計数値は、エネルギーに応じた光子数の分布を示すエネルギースペクトルとなる。つまり、ある管球位置(回転角度)においてDAS18が生成する検出データは、各X線検出素子の位置に対応するエネルギースペクトルを含む面データである。DAS18は、回転フレーム13の回転中にX線管11からX線が連続曝射されている場合、全周囲分(360度分)の検出データを生成する。 Further, in the photon counting CT, the DAS 18 counts the number of X-ray photons incident on each X-ray detection element using the signal output from the X-ray detector 12. For example, the DAS 18 calculates the energy value from the peak value of each pulse output from each X-ray detection element and the system-specific response function. Alternatively, the DAS 18 calculates the energy value by integrating the pulse intensities. Then, the DAS 18 distributes the calculated energy value to a plurality of energy discrimination regions (energy bins) using a comparator. Then, the DAS 18 counts the number of pulses distributed to each energy discrimination region as the number of X-ray photons. The count values distributed to the plurality of energy discrimination regions are energy spectra showing the distribution of the number of photons according to the energy. That is, the detection data generated by the DAS 18 at a certain tube position (rotation angle) is surface data including an energy spectrum corresponding to the position of each X-ray detection element. The DAS 18 generates detection data for the entire circumference (360 degrees) when X-rays are continuously exposed from the X-ray tube 11 during the rotation of the rotating frame 13.

回転フレーム13は、X線管11とX線検出器12とを対向支持し、後述する制御装置15によってX線管11とX線検出器12とを回転させる円環状のフレームである。なお、回転フレーム13は、X線管11とX線検出器12に加えて、X線高電圧装置14やDAS18を更に備えて支持する。なお、DAS18が生成した検出データは、回転フレームに設けられた発光ダイオード(LED)を有する送信機から光通信によって架台装置の非回転部分(例えば固定フレーム。図1での図示は省略している。)に設けられた、フォトダイオードを有する受信機に送信され、コンソール装置40へと転送される。なお、回転フレームから架台装置の非回転部分への検出データの送信方法は、前述の光通信に限らず、非接触型のデータ伝送であれば如何なる方式を採用しても構わない。また、回転フレーム13は、回転部の一例である。 The rotating frame 13 is an annular frame that supports the X-ray tube 11 and the X-ray detector 12 so as to face each other and rotates the X-ray tube 11 and the X-ray detector 12 by a control device 15 described later. The rotating frame 13 is further provided with an X-ray high voltage device 14 and a DAS 18 in addition to the X-ray tube 11 and the X-ray detector 12 to support the rotating frame 13. The detection data generated by DAS18 is a non-rotating portion (for example, a fixed frame. Not shown in FIG. 1) of the gantry device by optical communication from a transmitter having a light emitting diode (LED) provided in the rotating frame. It is transmitted to a receiver having a photodiode provided in.) And transferred to the console device 40. The method of transmitting the detection data from the rotating frame to the non-rotating portion of the gantry device is not limited to the above-mentioned optical communication, and any method may be adopted as long as it is a non-contact type data transmission. The rotating frame 13 is an example of a rotating unit.

制御装置15は、CPU等を有する処理回路と、モータ及びアクチュエータ等の駆動機構とを有する。制御装置15は、コンソール装置40若しくは架台装置10に取り付けられた、後述する入力インターフェース43からの入力信号を受けて、架台装置10及び寝台装置30の動作制御を行う機能を有する。例えば、制御装置15は、入力信号を受けて回転フレーム13を回転させる制御や、架台装置10をチルトさせる制御、及び寝台装置30及び天板33を動作させる制御を行う。なお、架台装置10をチルトさせる制御は、架台装置10に取り付けられた入力インターフェースによって入力される傾斜角度(チルト角度)情報により、制御装置15がX軸方向に平行な軸を中心に回転フレーム13を回転させることによって実現される。なお、制御装置15は架台装置10に設けられてもよいし、コンソール装置40に設けられても構わない。また、制御装置15は、制御部の一例である。 The control device 15 has a processing circuit having a CPU and the like, and a drive mechanism such as a motor and an actuator. The control device 15 has a function of receiving an input signal from an input interface 43, which will be described later, attached to the console device 40 or the gantry device 10 to control the operation of the gantry device 10 and the bed device 30. For example, the control device 15 controls to rotate the rotating frame 13 in response to an input signal, controls to tilt the gantry device 10, and controls to operate the bed device 30 and the top plate 33. The control for tilting the gantry device 10 is based on the tilt angle (tilt angle) information input by the input interface attached to the gantry device 10, and the control device 15 rotates around an axis parallel to the X-axis direction. It is realized by rotating. The control device 15 may be provided in the gantry device 10 or in the console device 40. The control device 15 is an example of a control unit.

寝台装置30は、スキャン対象の被検体Pを載置、移動させる装置であり、基台31と、寝台駆動装置32と、天板33と、支持フレーム34とを備える。基台31は、支持フレーム34を鉛直方向に移動可能に支持する筐体である。寝台駆動装置32は、被検体Pが載置された天板33を天板33の長軸方向に移動するモータあるいはアクチュエータである。支持フレーム34の上面に設けられた天板33は、被検体Pが載置される板である。なお、寝台駆動装置32は、天板33に加え、支持フレーム34を天板33の長軸方向に移動させてもよい。 The bed device 30 is a device for placing and moving the subject P to be scanned, and includes a base 31, a bed drive device 32, a top plate 33, and a support frame 34. The base 31 is a housing that supports the support frame 34 so as to be movable in the vertical direction. The bed driving device 32 is a motor or an actuator that moves the top plate 33 on which the subject P is placed in the long axis direction of the top plate 33. The top plate 33 provided on the upper surface of the support frame 34 is a plate on which the subject P is placed. In addition to the top plate 33, the bed drive device 32 may move the support frame 34 in the long axis direction of the top plate 33.

コンソール装置40は、メモリ41と、ディスプレイ42と、入力インターフェース43と、処理回路44とを有する。なお、コンソール装置40は架台装置10とは別体として説明するが、架台装置10にコンソール装置40又はコンソール装置40の各構成要素の一部が含まれてもよい。 The console device 40 includes a memory 41, a display 42, an input interface 43, and a processing circuit 44. Although the console device 40 will be described as a separate body from the gantry device 10, the gantry device 10 may include a part of each component of the console device 40 or the console device 40.

メモリ41は、例えば、RAM(Random Access Memory)、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。メモリ41は、例えば、投影データや再構成画像データを記憶する。また、メモリ41は、記憶部の一例である。 The memory 41 is realized by, for example, a RAM (Random Access Memory), a semiconductor memory element such as a flash memory, a hard disk, an optical disk, or the like. The memory 41 stores, for example, projection data and reconstructed image data. The memory 41 is an example of a storage unit.

ディスプレイ42は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ42は、処理回路44によって生成された医用画像(CT画像)や、操作者からの各種操作を受け付けるためのGUI(Graphical User Interface)等を出力する。例えば、ディスプレイ42は、液晶ディスプレイやCRT(Cathode Ray Tube)ディスプレイである。また、ディスプレイ42は、架台装置10に設けられてもよい。また、ディスプレイ42は、デスクトップ型でもよいし、コンソール装置40本体と無線通信可能なタブレット端末等で構成されることにしても構わない。また、ディスプレイ42は、表示部の一例である。 The display 42 displays various information. For example, the display 42 outputs a medical image (CT image) generated by the processing circuit 44, a GUI (Graphical User Interface) for receiving various operations from the operator, and the like. For example, the display 42 is a liquid crystal display or a CRT (Cathode Ray Tube) display. Further, the display 42 may be provided on the gantry device 10. Further, the display 42 may be a desktop type, or may be composed of a tablet terminal or the like capable of wireless communication with the console device 40 main body. The display 42 is an example of a display unit.

入力インターフェース43は、操作者からの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路44に出力する。例えば、入力インターフェース43は、投影データを収集する際の収集条件や、CT画像を再構成する際の再構成条件、CT画像から後処理画像を生成する際の画像処理条件等を操作者から受け付ける。例えば、入力インターフェース43は、マウスやキーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン。ジョイスティック等により実現される。また、入力インターフェース43は、架台装置10に設けられてもよい。また、入力インターフェース43は、コンソール装置40本体と無線通信可能なタブレット端末等で構成されることにしても構わない。また、入力インターフェース43は、入力部の一例である。 The input interface 43 receives various input operations from the operator, converts the received input operations into electric signals, and outputs the received input operations to the processing circuit 44. For example, the input interface 43 receives from the operator collection conditions for collecting projection data, reconstruction conditions for reconstructing a CT image, image processing conditions for generating a post-processed image from a CT image, and the like. .. For example, the input interface 43 includes a mouse, a keyboard, a trackball, a switch, and a button. It is realized by a joystick or the like. Further, the input interface 43 may be provided in the gantry device 10. Further, the input interface 43 may be composed of a tablet terminal or the like capable of wireless communication with the console device 40 main body. The input interface 43 is an example of an input unit.

処理回路44は、X線CT装置1全体の動作を制御する。例えば、処理回路44は、システム制御機能441、前処理機能442、再構成処理機能443、画像処理機能444、取得機能445、及び生成機能446を実行する。また、処理回路44は、処理部の一例である。なお、取得機能445及び生成機能446については、後に詳述する。 The processing circuit 44 controls the operation of the entire X-ray CT device 1. For example, the processing circuit 44 executes the system control function 441, the preprocessing function 442, the reconstruction processing function 443, the image processing function 444, the acquisition function 445, and the generation function 446. The processing circuit 44 is an example of a processing unit. The acquisition function 445 and the generation function 446 will be described in detail later.

システム制御機能441は、入力インターフェース43を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、処理回路44の各種機能を制御する。例えば、システム制御機能441は、架台装置10の動作を制御することで、架台装置10におけるデータの収集処理を制御する。また、システム制御機能441は、操作者により指定された撮像条件でデータの収集処理が実行されるように、架台装置10の動作を制御する。また、システム制御機能441は、制御部の一例である。 The system control function 441 controls various functions of the processing circuit 44 based on the input operation received from the operator via the input interface 43. For example, the system control function 441 controls the data collection process in the gantry device 10 by controlling the operation of the gantry device 10. Further, the system control function 441 controls the operation of the gantry device 10 so that the data collection process is executed under the imaging conditions specified by the operator. The system control function 441 is an example of a control unit.

前処理機能442は、データ収集回路14から出力された検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施したデータを生成する。なお、前処理前のデータ(検出データ)および前処理後のデータを総称して投影データと称する場合もある。また、前処理機能442は、前処理部の一例である。 The preprocessing function 442 generates data that has undergone preprocessing such as logarithmic conversion processing, offset correction processing, sensitivity correction processing between channels, and beam hardening correction on the detection data output from the data acquisition circuit 14. The data before preprocessing (detection data) and the data after preprocessing may be collectively referred to as projection data. The preprocessing function 442 is an example of a preprocessing unit.

再構成処理機能443は、前処理機能442にて生成された投影データに対して、フィルタ補正逆投影法や逐次近似再構成法等を用いた再構成処理を行ってCT画像データを生成する。また、再構成処理機能443は、再構成部の一例である。 The reconstruction processing function 443 generates CT image data by performing reconstruction processing using a filter correction back projection method, a successive approximation reconstruction method, or the like on the projection data generated by the preprocessing function 442. Further, the reconstruction processing function 443 is an example of the reconstruction unit.

フォトンカウンティングCTで得られる検出データには、被検体Pを透過することで減弱されたX線のエネルギースペクトルの情報が含まれている。このため、再構成処理機能443は、例えば、各物質のエネルギー成分を画像化したX線CT画像データ(物質弁別画像データ)を再構成することができる(物質弁別再構成)。また、再構成処理機能443は、単色X線画像データや密度画像データ、実効原子番号画像データ等を再構成することもできる。 The detection data obtained by photon counting CT includes information on the energy spectrum of X-rays attenuated by passing through the subject P. Therefore, the reconstruction processing function 443 can, for example, reconstruct the X-ray CT image data (substance discrimination image data) that images the energy components of each substance (substance discrimination reconstruction). In addition, the reconstruction processing function 443 can also reconstruct monochromatic X-ray image data, density image data, effective atomic number image data, and the like.

画像処理機能444は、入力インターフェース43を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、再構成処理機能443によって生成されたCT画像データを公知の方法により、任意断面の断層像データや3次元画像データに変換する。なお、3次元画像データの生成は再構成処理機能443が直接なっても構わない。また、画像処理機能444は、画像処理部の一例である。 The image processing function 444 uses a known method to obtain CT image data of an arbitrary cross section or three-dimensional image data generated by the reconstruction processing function 443 based on an input operation received from the operator via the input interface 43. Convert to image data. The reconstruction processing function 443 may directly generate the three-dimensional image data. The image processing function 444 is an example of an image processing unit.

以上、第1の実施形態に係るX線CT装置1の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第1の実施形態に係るX線CT装置1は、補正用(較正用)データを容易に生成するために、以下に説明する各処理機能を実行する。 The overall configuration of the X-ray CT device 1 according to the first embodiment has been described above. Under such a configuration, the X-ray CT apparatus 1 according to the first embodiment executes each processing function described below in order to easily generate correction (calibration) data.

すなわち、X線CT装置1において、取得機能445は、同心円状の複数の層を有する円柱形状のファントムであって、複数の層それぞれに含まれる物質の組成及び物質の濃度のうち少なくとも一方が異なるファントムを、複数の回転角度それぞれでスキャンすることで、各回転角度における第1エネルギースペクトルを取得する。そして、生成機能446は、第1エネルギースペクトルと、予め設定された条件においてファントムから得られる理論的なエネルギースペクトルである第2エネルギースペクトルとに基づいて、被検体から得られる第3エネルギースペクトルを補正するための補正用データを生成する。なお、取得機能445は、取得部の一例である。また、生成機能446は、生成部の一例である。 That is, in the X-ray CT apparatus 1, the acquisition function 445 is a cylindrical phantom having a plurality of concentric layers, and at least one of the composition of the substance and the concentration of the substance contained in each of the plurality of layers is different. By scanning the phantom at each of a plurality of rotation angles, the first energy spectrum at each rotation angle is acquired. Then, the generation function 446 corrects the third energy spectrum obtained from the subject based on the first energy spectrum and the second energy spectrum which is the theoretical energy spectrum obtained from the phantom under preset conditions. Generate correction data for this purpose. The acquisition function 445 is an example of an acquisition unit. The generation function 446 is an example of a generation unit.

まず、図2を用いて、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100の構成例について説明する。図2は、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100の構成例を説明するための図である。図2には、円柱形状ファントム100の外観の一例を示す。 First, a configuration example of the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 2 is a diagram for explaining a configuration example of the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment. FIG. 2 shows an example of the appearance of the cylindrical phantom 100.

図2に示すように、円柱形状ファントム100は、円柱形状を有するファントムである。例えば、円柱形状ファントム100は、円柱形状ファントム100の中心軸Cが回転フレーム13の回転中心軸に一致するように、天板33に載置される。なお、円柱形状ファントム100は、任意の治具や支持部材を用いて天板33に載置可能である。 As shown in FIG. 2, the cylindrical phantom 100 is a phantom having a cylindrical shape. For example, the cylindrical phantom 100 is placed on the top plate 33 so that the central axis C of the cylindrical phantom 100 coincides with the rotational central axis of the rotating frame 13. The cylindrical phantom 100 can be placed on the top plate 33 by using an arbitrary jig or support member.

なお、以下の説明では、中心軸Cに対し平行な方向をz軸方向と定義する。また、z軸方向に直行し、床面に対し水平である軸方向をx軸方向と定義する。また、z軸方向に直交し、床面に対し垂直である軸方向をy軸方向と定義する。 In the following description, the direction parallel to the central axis C is defined as the z-axis direction. Further, the axial direction perpendicular to the z-axis direction and horizontal to the floor surface is defined as the x-axis direction. Further, the axial direction orthogonal to the z-axis direction and perpendicular to the floor surface is defined as the y-axis direction.

図3を用いて、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100の内部構造の一例について説明する。図3は、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100の内部構造の一例を説明するための図である。図3の左図は、円柱形状ファントム100のx-y平面における断面図である。図3の右図は、円柱形状ファントム100のy-z平面における断面図である。 An example of the internal structure of the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 3 is a diagram for explaining an example of the internal structure of the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment. The left view of FIG. 3 is a cross-sectional view of the cylindrical phantom 100 in the xy plane. The right view of FIG. 3 is a cross-sectional view of the cylindrical phantom 100 in the yz plane.

図3に示すように、円柱形状ファントム100は、板部材101,102,103,104,105を有する。板部材103,104,105は、略同一の軸方向の長さを有し、互いに異なる半径を有する円筒形状の板部材である。板部材103,104,105は、各板部材103,104,105の中心軸が中心軸Cと一致するように、同心円状に配置される。板部材101,102は、板部材103の半径と略同一の半径を有する円形の板部材である。板部材101,102は、各板部材101,102の中心を中心軸Cが通るように、板部材103,104,105の軸方向における両端に配置される。 As shown in FIG. 3, the cylindrical phantom 100 has plate members 101, 102, 103, 104, 105. The plate members 103, 104, and 105 are cylindrical plate members having substantially the same axial length and different radii from each other. The plate members 103, 104, 105 are arranged concentrically so that the central axis of each plate member 103, 104, 105 coincides with the central axis C. The plate members 101 and 102 are circular plate members having a radius substantially the same as the radius of the plate member 103. The plate members 101 and 102 are arranged at both ends of the plate members 103, 104 and 105 in the axial direction so that the central axis C passes through the center of each plate member 101 and 102.

すなわち、円柱形状ファントム100は、3つの層100A,100B,100Cにより形成される層構造を有する。具体的には、層100Aは、板部材103と板部材104との間に形成される円筒形状の空間に対応する。また、層100Bは、板部材104と板部材105との間に形成される円筒形状の空間に対応する。また、層100Cは、板部材105の内側に形成される円柱形状の空間に対応する。言い換えると、円柱形状ファントム100の各層は、円柱形状又は円筒形状の容器として構成される。 That is, the cylindrical phantom 100 has a layer structure formed by three layers 100A, 100B, and 100C. Specifically, the layer 100A corresponds to a cylindrical space formed between the plate member 103 and the plate member 104. Further, the layer 100B corresponds to a cylindrical space formed between the plate member 104 and the plate member 105. Further, the layer 100C corresponds to a cylindrical space formed inside the plate member 105. In other words, each layer of the cylindrical phantom 100 is configured as a cylindrical or cylindrical container.

また、3つの層100A,100B,100Cは、X線の吸収量が互いに異なる物質を含む。一例としては、3つの層100A,100B,100Cには、濃度が異なるヨウ素造影剤溶液が充填される。ヨウ素造影剤溶液は、水又は任意の溶媒にヨウ素造影剤が任意の濃度で溶解された液体である。 Further, the three layers 100A, 100B and 100C contain substances having different X-ray absorption amounts. As an example, the three layers 100A, 100B, and 100C are filled with iodine contrast agent solutions having different concentrations. The iodine contrast agent solution is a liquid in which the iodine contrast agent is dissolved in water or an arbitrary solvent at an arbitrary concentration.

ここで、3つの層100A,100B,100Cのうち、中心に近い層ほどX線の吸収量が小さい物質を含有し、中心から遠い層ほどX線の吸収量が大きい物質を含有する。例えば、3つの異なる線吸収係数μ1,μ2,μ3(μ1<μ2<μ3)のヨウ素造影剤溶液が調整された場合には、線吸収係数μ1のヨウ素造影剤溶液(濃度が最も薄い溶液)が層100Cに充填される。また、線吸収係数μ2のヨウ素造影剤溶液が層100Bに充填される。また、線吸収係数μ3のヨウ素造影剤溶液が層100Aに充填される。なお、線吸収係数は、物質の濃度と比例関係にある。また、図3に図示した各層100A,100B,100Cのハッチングの濃淡は、各層に含まれる物質の線吸収係数(濃度)の大きさに対応する。 Here, among the three layers 100A, 100B, and 100C, the layer closer to the center contains a substance having a smaller amount of X-ray absorption, and the layer farther from the center contains a substance having a larger amount of X-ray absorption. For example, when an iodine contrast medium solution having three different line absorption coefficients μ1, μ2, μ3 (μ1 <μ2 <μ3) is prepared, an iodine contrast medium solution having a line absorption coefficient μ1 (the solution having the lowest concentration) is prepared. Layer 100C is filled. Further, the layer 100B is filled with an iodine contrast agent solution having a line absorption coefficient of μ2. Further, the layer 100A is filled with an iodine contrast medium solution having a linear absorption coefficient of μ3. The line absorption coefficient is proportional to the concentration of the substance. The hatching shades of the layers 100A, 100B, and 100C shown in FIG. 3 correspond to the magnitude of the linear absorption coefficient (concentration) of the substance contained in each layer.

なお、図3にて説明した内容はあくまで一例であり、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、図3では、円柱形状ファントム100が3層構造である場合を説明したが、層の数は任意に設定可能である。 The content described in FIG. 3 is merely an example, and the embodiment is not limited to this. For example, in FIG. 3, the case where the cylindrical phantom 100 has a three-layer structure has been described, but the number of layers can be set arbitrarily.

また、図3では、各層100A,100B,100Cに含まれる物質の組成(化学組成)がヨウ素造影剤である場合を説明したが、これに限らず、疑似人骨として利用されるカルシウム化合物など、X線を吸収し得る任意の物質が適用可能である。 Further, in FIG. 3, the case where the composition (chemical composition) of the substance contained in each layer 100A, 100B, 100C is an iodine contrast medium has been described, but the present invention is not limited to this, and X such as a calcium compound used as a pseudo-human bone can be used. Any substance capable of absorbing the line can be applied.

また、図3では、各層100A,100B,100Cに含まれる物質の組成が均一である場合を説明したが、これに限らず、複数種類の組成により構成されても良い。この場合、例えば、層100A及び層100Bはヨウ素造影剤を含有し、層100Cはカルシウム化合物を含有する。なお、この場合においても、複数の層のうち、中心に近い層ほどX線の吸収量が小さい物質を含有し、中心から遠い層ほどX線の吸収量が大きい物質を含有するのが好適である。なお、X線の吸収量とは、例えば、単位体積当たりの吸収量である。 Further, in FIG. 3, the case where the composition of the substances contained in each of the layers 100A, 100B, and 100C is uniform has been described, but the present invention is not limited to this, and a plurality of types of compositions may be used. In this case, for example, layer 100A and layer 100B contain an iodine contrast agent, and layer 100C contains a calcium compound. Also in this case, it is preferable that the layer closer to the center contains a substance having a smaller amount of X-ray absorption and the layer farther from the center contains a substance having a larger amount of X-ray absorption. be. The amount of X-rays absorbed is, for example, the amount of absorption per unit volume.

また、板部材101,102,103,104,105は、例えばアクリル樹脂により形成されるが、これに限らず、X線CT装置1のファントムとして利用可能な任意の材料が適用可能である。ただし、適用される材料としては、X線の吸収量が少なく、透明性を有する材料が好適である。 Further, the plate members 101, 102, 103, 104, 105 are formed of, for example, acrylic resin, but the present invention is not limited to this, and any material that can be used as a phantom of the X-ray CT apparatus 1 can be applied. However, as the material to be applied, a material having a small amount of X-ray absorption and transparency is preferable.

図4を用いて、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100における回転角度と透過長との関係について説明する。図4は、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100における回転角度と透過長との関係を説明するための図である。図4には、X線管11、X線検出器12、及び円柱形状ファントム100の位置関係を例示する。具体的に、図4の上段は、回転角度が0度である場合(X線管11が回転フレーム13の頂点に位置する場合)の位置関係を示し、図4の下段は、回転角度が90度である場合の位置関係を示す。 The relationship between the rotation angle and the transmission length in the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 4 is a diagram for explaining the relationship between the rotation angle and the transmission length in the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment. FIG. 4 illustrates the positional relationship between the X-ray tube 11, the X-ray detector 12, and the cylindrical phantom 100. Specifically, the upper part of FIG. 4 shows the positional relationship when the rotation angle is 0 degrees (when the X-ray tube 11 is located at the apex of the rotation frame 13), and the lower part of FIG. 4 shows the rotation angle of 90 degrees. The positional relationship when it is a degree is shown.

図4に示すように、検出素子D1に入射するX線の経路P1は、回転フレーム13の回転により経路P2に変化する。しかしながら、円柱形状ファントム100は、中心軸Cが回転フレーム13の中心に一致するように配置され、かつ、同心円状に積層された構造である。このため、回転フレーム13の回転によりX線管11及びX線検出器12の位置が変化しても、X線管11、X線検出器12、及び円柱形状ファントム100の見かけの位置関係は変化しない。この結果、経路P1における各層の透過長と、経路P2における各層の透過長は、変化しない。 As shown in FIG. 4, the X-ray path P1 incident on the detection element D1 changes to the path P2 due to the rotation of the rotation frame 13. However, the cylindrical phantom 100 has a structure in which the central axis C is arranged so as to coincide with the center of the rotating frame 13 and is laminated concentrically. Therefore, even if the positions of the X-ray tube 11 and the X-ray detector 12 change due to the rotation of the rotating frame 13, the apparent positional relationship between the X-ray tube 11, the X-ray detector 12, and the cylindrical phantom 100 changes. do not do. As a result, the permeation length of each layer in the path P1 and the permeation length of each layer in the path P2 do not change.

図4では、図示の都合上、0度と90度のみを例示して説明したが、いずれの回転角度であっても見かけの位置関係は変わらない。つまり、各検出素子に入射するX線の経路において、各層の透過長は、いずれの回転角度においても一定となる。このため、円柱形状ファントム100を用いて収集した投影データには、回転フレーム13の回転に伴う機械的なブレや振動の影響が含まれることとなる。 In FIG. 4, for convenience of illustration, only 0 degrees and 90 degrees have been illustrated and described, but the apparent positional relationship does not change regardless of the rotation angle. That is, in the path of X-rays incident on each detection element, the transmission length of each layer is constant at any rotation angle. Therefore, the projection data collected by using the cylindrical phantom 100 includes the influence of mechanical blurring and vibration accompanying the rotation of the rotating frame 13.

図5を用いて、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100における透過長について説明する。図5は、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100における透過長を説明するための図である。図5には、回転角度が0度である場合を例示する。 The transmission length of the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 5 is a diagram for explaining the transmission length of the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment. FIG. 5 illustrates a case where the rotation angle is 0 degrees.

図5において、X線管11から照射された非透過のX線強度(X線線量)をI0(E,mA)とすると、各検出素子に入射するX線強度I(E,θ,mA)は、下記の式(1)で表される。 In FIG. 5, assuming that the non-transmitted X-ray intensity (X-ray dose) emitted from the X-ray tube 11 is I0 (E, mA), the X-ray intensity I (E, θ, mA) incident on each detection element. Is expressed by the following equation (1).

Figure 0007102190000001
Figure 0007102190000001

式(1)において、Eは、X線のエネルギーを示す。また、mAは、X線管11の管電流を示す。θは、各検出素子に入射するX線の経路が鉛直方向に対してなす角を示す。μ1(E)は、層100Cに含まれる物質のエネルギーEにおける線吸収係数を示す。μ2(E)は、層100Bに含まれる物質のエネルギーEにおける線吸収係数を示す。μ3(E)は、層100Aに含まれる物質のエネルギーEにおける線吸収係数を示す。L1は、層100Cの透過長を示す。L2は、層100Bの透過長を示す。L3は、層100Aの透過長を示す。なお、線吸収係数μ(E)はエネルギー依存性を有するが、「(E)」の記載は省略される場合もある。 In formula (1), E represents the energy of X-rays. Further, mA indicates the tube current of the X-ray tube 11. θ indicates the angle formed by the X-ray path incident on each detection element with respect to the vertical direction. μ1 (E) indicates the line absorption coefficient of the substance contained in the layer 100C at the energy E. μ2 (E) indicates the line absorption coefficient of the substance contained in the layer 100B at the energy E. μ3 (E) indicates the line absorption coefficient of the substance contained in the layer 100A at the energy E. L1 indicates the transmission length of the layer 100C. L2 indicates the transmission length of the layer 100B. L3 indicates the transmission length of the layer 100A. Although the line absorption coefficient μ (E) has energy dependence, the description of “(E)” may be omitted.

ここで、透過長L1,L2,L3は、角度θに応じて以下のように表される。なお、以下において、dは、X線管11の焦点Sと中心軸Cとの間の距離を示す。r1は、層100Cの半径を示す。r2は、層100Bの半径を示す。r3は、層100Aの半径を示す。θ1は、下記の式(2)を満たす値である。θ2は、下記の式(3)を満たす値である。θ3は、下記の式(4)を満たす値である。 Here, the transmission lengths L1, L2, and L3 are represented as follows according to the angle θ. In the following, d indicates the distance between the focal point S and the central axis C of the X-ray tube 11. r1 indicates the radius of the layer 100C. r2 indicates the radius of layer 100B. r3 indicates the radius of layer 100A. θ1 is a value that satisfies the following equation (2). θ2 is a value that satisfies the following equation (3). θ3 is a value that satisfies the following equation (4).

Figure 0007102190000002
Figure 0007102190000002
Figure 0007102190000003
Figure 0007102190000003
Figure 0007102190000004
Figure 0007102190000004

まず、θ=0である場合、透過長L1,L2,L3は、下記の式(5)~式(7)で表される。 First, when θ = 0, the transmission lengths L1, L2, and L3 are represented by the following equations (5) to (7).

Figure 0007102190000005
Figure 0007102190000005
Figure 0007102190000006
Figure 0007102190000006
Figure 0007102190000007
Figure 0007102190000007

次に、0<θ<θ1である場合、透過長L1,L2,L3は、下記の式(8)~式(10)で表される。なお、aは、角度θの経路を示す直線に対して中心(中心軸C)から下ろした垂線の距離を示し、「a=d×sin(θ)」を満たす値である。 Next, when 0 <θ <θ1, the transmission lengths L1, L2, and L3 are represented by the following equations (8) to (10). Note that a indicates the distance of the perpendicular line drawn from the center (central axis C) with respect to the straight line indicating the path of the angle θ, and is a value satisfying “a = d × sin (θ)”.

Figure 0007102190000008
Figure 0007102190000008
Figure 0007102190000009
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Figure 0007102190000010
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また、θ1≦θ<θ2である場合、透過長L2,L3は、下記の式(11)及び式(12)で表される。なお、この場合、透過長L1は0である。 When θ1 ≦ θ <θ2, the transmission lengths L2 and L3 are represented by the following equations (11) and (12). In this case, the transmission length L1 is 0.

Figure 0007102190000011
Figure 0007102190000011
Figure 0007102190000012
Figure 0007102190000012

また、θ2≦θ<θ3である場合、透過長L3は、下記の式(13)で表される。なお、この場合、透過長L1及びL2は0である。 When θ2 ≦ θ <θ3, the transmission length L3 is represented by the following equation (13). In this case, the transmission lengths L1 and L2 are 0.

Figure 0007102190000013
Figure 0007102190000013

このように、円柱形状ファントム100は、各検出素子における透過長を既知として扱うことができる。これにより、操作者は、一つの円柱形状ファントム100から検出データを収集するだけで、物質の濃度、透過長、X線条件(X線線量)の検出データを収集することができる。 In this way, the cylindrical phantom 100 can treat the transmission length in each detection element as known. Thereby, the operator can collect the detection data of the substance concentration, the permeation length, and the X-ray condition (X-ray dose) only by collecting the detection data from one cylindrical phantom 100.

次に、図6を用いて、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100を用いた補正用データの生成処理について説明する。図6は、第1の実施形態に係る円柱形状ファントム100を用いた補正用データの生成処理を説明するための図である。図6に示す処理は、例えば、入力インターフェース43が、補正用データの生成処理を開始する旨の指示を操作者から受け付けた場合に、開始される。 Next, the process of generating correction data using the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 6 is a diagram for explaining a correction data generation process using the cylindrical phantom 100 according to the first embodiment. The process shown in FIG. 6 is started, for example, when the input interface 43 receives an instruction from the operator to start the correction data generation process.

図6に示すように、ステップS101において、取得機能445は、円柱形状ファントム100に対して、複数の回転角度でX線を投影する。例えば、取得機能445は、回転フレーム13を回転させながら一定の管電流をX線管11に供給することで、X線管11からX線を連続照射させる。 As shown in FIG. 6, in step S101, the acquisition function 445 projects X-rays onto the cylindrical phantom 100 at a plurality of rotation angles. For example, the acquisition function 445 continuously irradiates X-rays from the X-ray tube 11 by supplying a constant tube current to the X-ray tube 11 while rotating the rotating frame 13.

ステップS102において、取得機能445は、回転角度ごとの第1エネルギースペクトルを取得する。例えば、取得機能445は、DAS18を制御することで、回転フレーム13の回転中にX線検出器12の各検出素子に入射したX線光子のエネルギースペクトルを、第1エネルギースペクトルとして取得する。この結果、取得機能445は、各検出素子について、全周囲分(360度分)の第1エネルギースペクトルを取得する。ここで、取得機能445は、円柱形状ファントム100の中心軸CとX線管11の回転中心とが一致した状態でスキャンを行うことで、各検出素子において一定の透過長を有する第1エネルギースペクトルを取得する。これにより、第1エネルギースペクトルは、X線管11の回転に伴う機械的なブレや振動の影響を含むこととなる。 In step S102, the acquisition function 445 acquires the first energy spectrum for each rotation angle. For example, the acquisition function 445 acquires the energy spectrum of the X-ray photon incident on each detection element of the X-ray detector 12 as the first energy spectrum by controlling the DAS 18. As a result, the acquisition function 445 acquires the first energy spectrum for the entire circumference (360 degrees) for each detection element. Here, the acquisition function 445 performs scanning in a state where the central axis C of the cylindrical phantom 100 and the rotation center of the X-ray tube 11 coincide with each other, so that the first energy spectrum having a constant transmission length in each detection element is performed. To get. As a result, the first energy spectrum includes the influence of mechanical blurring and vibration accompanying the rotation of the X-ray tube 11.

ステップS103において、生成機能446は、理論値である第2エネルギースペクトルをメモリ41から読み出す。ここで、第2エネルギースペクトルは、予め設定された条件において円柱形状ファントム100から得られる理論的なエネルギースペクトルである。第2エネルギースペクトルは、管電流、物質の組成、物質の濃度、及び透過長ごとに対応づけられて、メモリ41に予め記憶されている。すなわち、メモリ41は、X線管に供給される管電流、物質の組成、物質の濃度、及び物質の透過長のうち少なくとも一つに対応づけて、第2エネルギースペクトルを記憶する。 In step S103, the generation function 446 reads the theoretical second energy spectrum from the memory 41. Here, the second energy spectrum is a theoretical energy spectrum obtained from the cylindrical phantom 100 under preset conditions. The second energy spectrum is associated with each of the tube current, the composition of the substance, the concentration of the substance, and the transmission length, and is stored in the memory 41 in advance. That is, the memory 41 stores the second energy spectrum in association with at least one of the tube current supplied to the X-ray tube, the composition of the substance, the concentration of the substance, and the transmission length of the substance.

なお、第2エネルギースペクトルは、予め設定された条件に応じた値として記憶される場合に限らず、管電流、物質の濃度、及び透過長等に応じた関数として記憶されていてもよい。すなわち、メモリ41は、X線管に供給される管電流、物質の組成、物質の濃度、及び物質の透過長のうち少なくとも一つに応じた関数として、第2エネルギースペクトルを記憶する。第2エネルギースペクトルが関数として記憶される場合、生成機能446は、予め設定された管電流、物質の濃度、及び透過長等に応じた値を都度算出することができる。 The second energy spectrum is not limited to the case where it is stored as a value according to a preset condition, and may be stored as a function according to a tube current, a substance concentration, a transmission length, and the like. That is, the memory 41 stores the second energy spectrum as a function corresponding to at least one of the tube current supplied to the X-ray tube, the composition of the substance, the concentration of the substance, and the transmission length of the substance. When the second energy spectrum is stored as a function, the generation function 446 can calculate a value according to a preset tube current, a substance concentration, a transmission length, or the like each time.

ステップS104において、生成機能446は、第1エネルギースペクトルと第2エネルギースペクトルとに基づいて、補正用データを生成する。例えば、生成機能446は、第1エネルギースペクトルと第2エネルギースペクトルとを比較する。そして、生成機能446は、第1エネルギースペクトルと第2エネルギースペクトルとの違いに基づいて、違いを解消するための値を補正用データとして算出する。 In step S104, the generation function 446 generates correction data based on the first energy spectrum and the second energy spectrum. For example, the generation function 446 compares the first energy spectrum with the second energy spectrum. Then, the generation function 446 calculates a value for eliminating the difference as correction data based on the difference between the first energy spectrum and the second energy spectrum.

一例としては、生成機能446は、いずれの回転角度においても各検出素子における透過長が一定(既知)であることを利用して、全周囲分の第1エネルギースペクトルから各層において吸収されたX線の吸収量を算出する。そして、生成機能446は、算出した各層のX線の吸収量と、各層に含まれる物質により吸収される吸収量の理論値とを比較することで、補正用データを算出する。 As an example, the generation function 446 utilizes the fact that the transmission length of each detection element is constant (known) at any rotation angle, and X-rays absorbed in each layer from the first energy spectrum of the entire circumference are absorbed. Calculate the absorption amount of. Then, the generation function 446 calculates the correction data by comparing the calculated X-ray absorption amount of each layer with the theoretical value of the absorption amount absorbed by the substance contained in each layer.

なお、補正用データとしては、例えば、第1エネルギースペクトルと第2エネルギースペクトルとの差分値を用いても良いし、任意の計算方法により求めた値を用いてもよい。また、補正用データとしては、隣り合う回転角度における差分値との平均値を用いても良いし、2周以上のX線投影により取得した第1エネルギースペクトルの平均値を用いて算出してもよい。補正用データを算出する処理は、上述した方法に限らず、任意の方法により実行可能である。 As the correction data, for example, a difference value between the first energy spectrum and the second energy spectrum may be used, or a value obtained by an arbitrary calculation method may be used. Further, as the correction data, the average value with the difference value at the adjacent rotation angles may be used, or the average value of the first energy spectrum acquired by X-ray projection of two or more laps may be used for calculation. good. The process of calculating the correction data is not limited to the method described above, and can be executed by any method.

ステップS105において、生成機能446は、生成した補正用データをメモリ41に格納する。例えば、生成機能446は、各回転角度における各検出素子の補正用データを、管電流、物質の組成、物質の濃度、及び透過長ごとに対応づけてメモリ41に格納する。なお、これに限らず、生成機能446は、任意の単位で補正用データを格納することもできる。 In step S105, the generation function 446 stores the generated correction data in the memory 41. For example, the generation function 446 stores the correction data of each detection element at each rotation angle in the memory 41 in association with each of the tube current, the composition of the substance, the concentration of the substance, and the transmission length. Not limited to this, the generation function 446 can also store correction data in any unit.

なお、図6では、単一の管電流でスキャンを行う場合を説明したが、これに限定されるものではない。例えば、X線管11に供給される管電流を変化させて、図6の補正用データの生成処理を繰り返し実行してもよい。この場合、取得機能445は、X線管11に供給される管電流を変化させた複数回のスキャンを行うことで、X線線量が異なる複数の第1エネルギースペクトルを取得する。そして、し、生成機能446は、X線線量が異なる複数の第1エネルギースペクトルに基づいて、単位時間当たりのX線線量が異なる複数の補正用データを生成する。 Note that FIG. 6 has described the case where scanning is performed with a single tube current, but the present invention is not limited to this. For example, the tube current supplied to the X-ray tube 11 may be changed to repeatedly execute the correction data generation process of FIG. In this case, the acquisition function 445 acquires a plurality of first energy spectra having different X-ray doses by performing a plurality of scans in which the tube current supplied to the X-ray tube 11 is changed. Then, the generation function 446 generates a plurality of correction data having different X-ray doses per unit time based on a plurality of first energy spectra having different X-ray doses.

図7を用いて、第1の実施形態に係るX線CT装置1による撮像処理について説明する。図7は、第1の実施形態に係るX線CT装置1による撮像処理を説明するための図である。図7に示す処理は、例えば、入力インターフェース43が、撮像処理を開始する旨の指示を操作者から受け付けた場合に、開始される。 The imaging process by the X-ray CT apparatus 1 according to the first embodiment will be described with reference to FIG. 7. FIG. 7 is a diagram for explaining an imaging process by the X-ray CT apparatus 1 according to the first embodiment. The process shown in FIG. 7 is started, for example, when the input interface 43 receives an instruction from the operator to start the imaging process.

図7に示すように、ステップS201において、システム制御機能441は、被検体に対して、複数の回転角度でX線を投影する。例えば、システム制御機能441は、回転フレーム13の回転中にX線管11からX線を連続照射する。 As shown in FIG. 7, in step S201, the system control function 441 projects X-rays onto the subject at a plurality of rotation angles. For example, the system control function 441 continuously irradiates X-rays from the X-ray tube 11 while the rotating frame 13 is rotating.

ステップS202において、システム制御機能441は、回転角度ごとの第3エネルギースペクトルを取得する。例えば、システム制御機能441は、DAS18を制御することで、回転フレーム13の回転中にX線検出器12の各検出素子に入射したX線光子のエネルギースペクトルを、第3エネルギースペクトルとして取得する。この結果、システム制御機能441は、各検出素子について、全周囲分(360度分)の第3エネルギースペクトルを取得する。第3エネルギースペクトルには、前処理機能442により適宜前処理が施される。 In step S202, the system control function 441 acquires a third energy spectrum for each rotation angle. For example, the system control function 441 acquires the energy spectrum of the X-ray photon incident on each detection element of the X-ray detector 12 as the third energy spectrum by controlling the DAS 18. As a result, the system control function 441 acquires a third energy spectrum for the entire circumference (360 degrees) for each detection element. The third energy spectrum is appropriately pretreated by the pretreatment function 442.

ステップS203において、再構成処理機能443は、補正用データをメモリ41から読み出す。ここで、補正用データは、図6に係る生成処理により生成され、予めメモリ41に格納されている。 In step S203, the reconstruction processing function 443 reads the correction data from the memory 41. Here, the correction data is generated by the generation process according to FIG. 6 and is stored in the memory 41 in advance.

ステップS204において、再構成処理機能443は、補正用データを用いて、第3エネルギースペクトルを補正する。例えば、再構成処理機能443は、第3エネルギースペクトルに含まれるエネルギー弁別域ごとの計数値を、補正用データに基づいて補正する。 In step S204, the reconstruction processing function 443 corrects the third energy spectrum by using the correction data. For example, the reconstruction processing function 443 corrects the count value for each energy discrimination region included in the third energy spectrum based on the correction data.

ステップS205において、再構成処理機能443は、補正後の第3エネルギースペクトルに基づいて、物質弁別再構成を実行する。これにより、再構成処理機能443は、例えば、物質弁別画像データを生成する。 In step S205, the reconstruction processing function 443 executes the substance discrimination reconstruction based on the corrected third energy spectrum. As a result, the reconstruction processing function 443 generates, for example, substance discrimination image data.

ステップS206において、処理回路44は、画像データを表示させる。例えば、処理回路44は、再構成処理機能443により生成された物質弁別画像データをディスプレイ42に表示させる。 In step S206, the processing circuit 44 displays the image data. For example, the processing circuit 44 causes the display 42 to display the substance discrimination image data generated by the reconstruction processing function 443.

上述してきたように、第1の実施形態に係るX線CT装置1は、同心円状の複数の層を有する円柱形状のファントムであって、複数の層それぞれに含まれる物質の組成及び物質の濃度のうち少なくとも一方が異なるファントムを、複数の回転角度それぞれで撮像することで、各回転角度における第1エネルギースペクトルを取得する。そして、X線CT装置1は、第1エネルギースペクトルと、予め設定された条件においてファントムから得られる理論的なエネルギースペクトルである第2エネルギースペクトルとに基づいて、被検体から得られるエネルギースペクトルを補正するための補正用データを生成する。これによれば、X線CT装置1は、補正用データを容易に生成することができる。 As described above, the X-ray CT apparatus 1 according to the first embodiment is a cylindrical phantom having a plurality of concentric layers, and the composition of the substance and the concentration of the substance contained in each of the plurality of layers. By imaging a phantom in which at least one of them is different at each of a plurality of rotation angles, a first energy spectrum at each rotation angle is acquired. Then, the X-ray CT apparatus 1 corrects the energy spectrum obtained from the subject based on the first energy spectrum and the second energy spectrum which is a theoretical energy spectrum obtained from the phantom under preset conditions. Generate correction data for this purpose. According to this, the X-ray CT apparatus 1 can easily generate correction data.

図8を用いて、比較例について説明する。図8は、比較例を説明するための図である。図8に示すように、比較例として、同一の組成で濃度が異なる板状ファントム90が利用される場合がある。この場合、通常のスキャンのように回転フレーム13を回転させると各検出素子における透過長が変わってしまう。このため、板状ファントム90が利用される場合には、回転フレーム13を回転させずにエネルギースペクトルを収集することとなる。しかしながら、この場合、回転フレーム13の回転に起因する影響をキャリブレーションできない。例えば、回転角度ごとに散乱線が異なることや、回転に伴って機械的なブレや振動が生じることが知られているが、板状ファントム90ではこれらの影響を加味して補正することができない。 A comparative example will be described with reference to FIG. FIG. 8 is a diagram for explaining a comparative example. As shown in FIG. 8, as a comparative example, plate-shaped phantom 90s having the same composition but different concentrations may be used. In this case, if the rotating frame 13 is rotated as in a normal scan, the transmission length of each detection element changes. Therefore, when the plate-shaped phantom 90 is used, the energy spectrum is collected without rotating the rotating frame 13. However, in this case, the influence caused by the rotation of the rotating frame 13 cannot be calibrated. For example, it is known that scattered rays differ depending on the rotation angle, and that mechanical blurring and vibration occur with rotation, but the plate-shaped phantom 90 cannot be corrected by taking these effects into consideration. ..

これに対して、本実施形態に係る円柱形状ファントム100は、中心軸Cが回転フレーム13の中心に一致するように配置され、かつ、同心円状に積層された構造である。これにより、円柱形状ファントム100は、各検出素子に入射するX線の経路は、いずれの回転角度においても一定とすることができる。このため、円柱形状ファントム100を用いて収集した投影データには、回転角度ごとの散乱線の影響や、回転フレーム13の回転に伴う機械的なブレや振動の影響が含まれることとなる。 On the other hand, the cylindrical phantom 100 according to the present embodiment has a structure in which the central axis C is arranged so as to coincide with the center of the rotating frame 13 and is laminated concentrically. As a result, in the cylindrical phantom 100, the path of X-rays incident on each detection element can be made constant at any rotation angle. Therefore, the projection data collected by using the cylindrical phantom 100 includes the influence of scattered rays for each rotation angle and the influence of mechanical blurring and vibration accompanying the rotation of the rotation frame 13.

また、他の比較例として、濃度が均一な円柱形状のファントムが利用される場合がある。この場合、透過長が長くなるほどX線の吸収量(減衰量)が大きくなる。このため、X線検出器の中心付近にある検出素子と、X線検出器の外縁付近にある検出素子とでは、X線の吸収量に極端な違いが生じてしまう。このため、両者の検出素子で正確な検出を行うことは難しく、いずれかの検出素子では統計誤差が生じてしまう。また、異なる濃度で補正用データを生成するためには、濃度が異なるファントムを多数用いることとなり、都度、ファントムを交換しながら補正用データを生成する必要があるので、手間がかかる。 Further, as another comparative example, a cylindrical phantom having a uniform concentration may be used. In this case, the longer the transmission length, the larger the amount of X-ray absorption (attenuation). Therefore, there is an extreme difference in the amount of X-ray absorption between the detection element near the center of the X-ray detector and the detection element near the outer edge of the X-ray detector. Therefore, it is difficult to perform accurate detection with both detection elements, and a statistical error occurs in either detection element. Further, in order to generate correction data with different densities, a large number of phantoms having different densities are used, and it is necessary to generate correction data while exchanging the phantoms each time, which is troublesome.

これに対して、本実施形態に係るX線CT装置1は、円柱形状ファントム100を用いて補正用データを生成する。円柱形状ファントム100は、濃度が異なる物質を含有する複数の層を有するので、一度のX線投影により複数の濃度及び透過長の補正用データを生成することができる。また、スキャンごとにX線管の管電流を変更することで、入射X線量が異なる補正用データを生成することができる。このため、X線CT装置1は、補正用データを短時間で容易に生成することができる。 On the other hand, the X-ray CT apparatus 1 according to the present embodiment uses the cylindrical phantom 100 to generate correction data. Since the cylindrical phantom 100 has a plurality of layers containing substances having different concentrations, it is possible to generate a plurality of density and transmission length correction data by one X-ray projection. Further, by changing the tube current of the X-ray tube for each scan, it is possible to generate correction data having different incident X-ray doses. Therefore, the X-ray CT apparatus 1 can easily generate correction data in a short time.

また、円柱形状ファントム100は、中心に近い層ほどX線の吸収量が小さい物質を含有し、中心から遠い層ほどX線の吸収量が大きい物質を含有する。このため、X線検出器12の中心付近にある検出素子と、X線検出器12の外縁付近にある検出素子との間におけるX線の吸収量の違いが低減されるため、両者の検出素子で生じる統計誤差を低減することができる。 Further, in the cylindrical phantom 100, the layer closer to the center contains a substance having a smaller amount of X-ray absorption, and the layer farther from the center contains a substance having a larger amount of X-ray absorption. Therefore, the difference in the amount of X-ray absorption between the detection element near the center of the X-ray detector 12 and the detection element near the outer edge of the X-ray detector 12 is reduced, and thus both detection elements. It is possible to reduce the statistical error caused by.

(第2の実施形態)
第1の実施形態では、複数の層を有する円柱形状ファントム100が一体として形成される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、円柱形状ファントムは、各層を交換可能な構成であってもよい。
(Second embodiment)
In the first embodiment, the case where the cylindrical phantom 100 having a plurality of layers is integrally formed has been described, but the embodiment is not limited to this. For example, the cylindrical phantom may have a configuration in which each layer can be exchanged.

図9を用いて、第2の実施形態に係る円柱形状ファントム200の構成例について説明する。図9は、第2の実施形態に係る円柱形状ファントム200の構成例を示す図である。 A configuration example of the cylindrical phantom 200 according to the second embodiment will be described with reference to FIG. 9. FIG. 9 is a diagram showing a configuration example of the cylindrical phantom 200 according to the second embodiment.

図9に示すように、円柱形状ファントム200は、円柱ファントム210及び円筒ファントム220,230を有する。円柱ファントム210及び円筒ファントム220,230は、軸方向の長さが略同一である。 As shown in FIG. 9, the cylindrical phantom 200 has a cylindrical phantom 210 and cylindrical phantoms 220 and 230. The cylindrical phantom 210 and the cylindrical phantoms 220 and 230 have substantially the same axial length.

また、円柱ファントム210の外径の長さは、円筒ファントム220の内径の長さと略同一である。このため、円柱ファントム210は、円筒ファントム220の内側に収容可能である。 Further, the length of the outer diameter of the cylindrical phantom 210 is substantially the same as the length of the inner diameter of the cylindrical phantom 220. Therefore, the cylindrical phantom 210 can be accommodated inside the cylindrical phantom 220.

また、円筒ファントム220の外径の長さは、円筒ファントム230の内径の長さと略同一である。このため、円筒ファントム220は、円筒ファントム230の内側に収容可能である。 Further, the length of the outer diameter of the cylindrical phantom 220 is substantially the same as the length of the inner diameter of the cylindrical phantom 230. Therefore, the cylindrical phantom 220 can be accommodated inside the cylindrical phantom 230.

このように、円柱形状ファントム200は、円柱ファントム210及び円筒ファントム220,230を組み合わせることで、3つの層からなる層構造を形成する。この結果、円柱形状ファントム200は、複数の層のそれぞれに対応する複数のファントムを含む。 In this way, the cylindrical phantom 200 forms a layered structure composed of three layers by combining the cylindrical phantom 210 and the cylindrical phantoms 220 and 230. As a result, the cylindrical phantom 200 includes a plurality of phantoms corresponding to each of the plurality of layers.

すなわち、円柱形状ファントム200は、各層を構成するファントム(円柱ファントム210、円筒ファントム220,230)が互いに分離可能に構成される。このため、操作者は、各層を構成するファントムを適宜交換することで、任意の物質を各層に配置することができる。 That is, in the cylindrical phantom 200, the phantoms (cylindrical phantom 210, cylindrical phantom 220, 230) constituting each layer are configured to be separable from each other. Therefore, the operator can arrange any substance in each layer by appropriately exchanging the phantoms constituting each layer.

例えば、X線の吸収量が互いに異なる物質を含有する複数の円柱ファントム210と、X線の吸収量が互いに異なる物質を含有する複数の円筒ファントム220と、X線の吸収量が互いに異なる物質を含有する複数の円筒ファントム230とが、予め用意される。これにより、操作者は、任意のファントムを組み合わせて利用することができる。 For example, a plurality of cylindrical phantoms 210 containing substances having different X-ray absorption amounts, a plurality of cylindrical phantoms 220 containing substances having different X-ray absorption amounts, and substances having different X-ray absorption amounts. A plurality of cylindrical phantoms 230 containing the same are prepared in advance. As a result, the operator can use any combination of phantoms.

なお、図9にて説明した内容はあくまで一例であり、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、円柱形状ファントム200は、3層構造に限らず、任意数の層からなる層構造を有していてもよい。なお、円柱形状ファントム200は、各層を構成するファントムが分離可能である点を除き、円柱形状ファントム100と同様の構成を備える。 The content described in FIG. 9 is merely an example, and the embodiment is not limited to this. For example, the cylindrical phantom 200 is not limited to a three-layer structure, and may have a layer structure composed of an arbitrary number of layers. The cylindrical phantom 200 has the same configuration as the cylindrical phantom 100, except that the phantoms constituting each layer are separable.

(その他の実施形態)
上述した実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてもよい。
(Other embodiments)
In addition to the above-described embodiments, various different embodiments may be implemented.

(フォトンカウンティングCT以外への適用)
例えば、上述した実施形態では、本実施形態に係る補正用データの生成方法がフォトンカウンティングCTに適用される場合を説明したが、これに限定されるものではない。例えば、本実施形態に係る補正用データの生成方法は、従来の積分型の検出器やデュアルエナジーCTが行われる場合にも適用可能である。なお、物質の組成、濃度、透過長等の種々の条件に応じた補正用データを容易に生成することができるという本願の効果を得るためには、本実施形態に係る補正用データの生成方法は、フォトンカウンティングCT又はマルチエナジーCTに適用されるのが好適である。なお、マルチエナジーCTとは、複数種類(2種類以上)のエネルギーのデータ処理を行う撮像方法であり、Kvスイッチング、デュアルソース、積層型検出器方式等、任意の撮像方式が適用可能である。
(Application to other than photon counting CT)
For example, in the above-described embodiment, the case where the correction data generation method according to the present embodiment is applied to the photon counting CT has been described, but the present invention is not limited to this. For example, the correction data generation method according to the present embodiment can be applied even when a conventional integral type detector or dual energy CT is performed. In order to obtain the effect of the present application that correction data can be easily generated according to various conditions such as the composition, concentration, and permeation length of the substance, the method for generating correction data according to the present embodiment. Is preferably applied to photon counting CT or multi-energy CT. The multi-energy CT is an imaging method that processes data of a plurality of types (two or more types) of energy, and any imaging method such as Kv switching, dual source, and stacked detector method can be applied.

(第3世代CT/第4世代CT)
X線CT装置1には、X線管11とX線検出器12とが一体として被検体の周囲を回転するRotate/Rotate-Type(第3世代CT)、リング状にアレイされた多数のX線検出素子が固定され、X線管のみが被検体の周囲を回転するStationary/Rotate-Type(第4世代CT)等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本実施形態へ適用可能である。
(3rd generation CT / 4th generation CT)
The X-ray CT device 1 includes a Rotate / Rotate-Type (3rd generation CT) in which an X-ray tube 11 and an X-ray detector 12 rotate around a subject as a unit, and a large number of X-rays arranged in a ring shape. There are various types such as Stationary / Rotate-Type (4th generation CT) in which the line detection element is fixed and only the X-ray tube rotates around the subject, and any type can be applied to the present embodiment.

(マルチコンソール)
コンソール装置40は、単一のコンソールにて複数の機能を実行するものとして説明したが、複数の機能を別々のコンソールが実行することにしても構わない。例えば、前処理機能442、再構成処理機能443等の処理回路44の機能を分散して有しても構わない。
(Multi-console)
Although the console device 40 has been described as executing a plurality of functions on a single console, a plurality of functions may be executed by different consoles. For example, the functions of the processing circuit 44 such as the preprocessing function 442 and the reconstruction processing function 443 may be distributed.

(統合サーバ)
処理回路44は、コンソール装置40に含まれる場合に限らず、複数の医用画像診断装置にて取得された検出データに対する処理を一括して行う統合サーバに含まれてもよい。
(Integrated server)
The processing circuit 44 is not limited to the case where it is included in the console device 40, and may be included in an integrated server that collectively performs processing on detection data acquired by a plurality of medical diagnostic imaging devices.

(後処理の処理主体)
実施形態中で説明した後処理は、コンソール40又は外部のワークステーションのどちらで実施することにしても構わない。また、コンソール40とワークステーションの両方で同時に処理することにしても構わない。
(Processing subject of post-processing)
The post-processing described in the embodiments may be performed on either the console 40 or an external workstation. Further, both the console 40 and the workstation may process at the same time.

(フルスキャン/ハーフスキャン)
CT画像を再構成するには被検体の周囲?周、360°分の投影データが、またハーフスキャン法でも180°+ファン角度分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式に対しても本実施形態へ適用可能である。
(Full scan / Half scan)
In order to reconstruct the CT image, the projection data of 360 ° around the subject is required, and the projection data of 180 ° + fan angle is required even in the half scan method. Any reconstruction method can be applied to the present embodiment.

(一管球/多管球)
本実施形態においては、一管球型のX線CT装置1にも、X線管11とX線検出器12との複数のペアを回転リングに搭載した、いわゆる多管球型のX線CT装置1にも適用可能である。
(Single tube / multi-tube)
In the present embodiment, a so-called multi-tube type X-ray CT in which a plurality of pairs of an X-ray tube 11 and an X-ray detector 12 are mounted on a rotating ring also in a single-tube type X-ray CT device 1. It can also be applied to the device 1.

(X線撮像装置)
また、上記の実施形態は、X線CT装置に限らず、X線を用いた他の撮像装置に対しても適用可能である。例えば、上記の実施形態は、X線源及びX線検出器が回転して撮像を行う場合の撮像方式に対して有効である。
(X-ray imaging device)
Further, the above embodiment is applicable not only to the X-ray CT device but also to other imaging devices using X-rays. For example, the above embodiment is effective for an imaging method in which an X-ray source and an X-ray detector are rotated to perform imaging.

(補正用データのクラウド保存)
上記の実施形態により生成された補正用データは、コンソール装置40のメモリ41に保存する場合に限らず、例えば、クラウド上に保存されてもよい。例えば、インターネット等の通信ネットワークを介してX線CT装置1と接続可能なクラウドサーバは、X線CT装置1からの保存要求を受けて補正用データの記憶を行う。
(Cloud storage of correction data)
The correction data generated by the above embodiment is not limited to the case where the correction data is stored in the memory 41 of the console device 40, and may be stored in the cloud, for example. For example, a cloud server that can connect to the X-ray CT device 1 via a communication network such as the Internet stores correction data in response to a storage request from the X-ray CT device 1.

(歯科用CTへの適用)
上記の実施形態にて説明した円柱形状ファントム100は、歯科用CTにも適用可能である。つまり、歯科用CTは、円柱形状ファントム100を用いてキャリブレーション(補正用データの生成)を行うことができる。
(Application to dental CT)
The cylindrical phantom 100 described in the above embodiment can also be applied to dental CT. That is, the dental CT can perform calibration (generation of correction data) using the cylindrical phantom 100.

また、例えば、上記の実施形態においては、単一の処理回路にて各処理機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。 Further, for example, in the above embodiment, it has been described that each processing function is realized by a single processing circuit, but a processing circuit is configured by combining a plurality of independent processors, and each processor executes a program. The function may be realized by executing it.

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、CPU(Central Processing Unit)、GPU(Graphics Processing Unit)、或いは、特定用途向け集積回路(Application Specific Integrated Circuit:ASIC)、プログラマブル論理デバイス(例えば、単純プログラマブル論理デバイス(Simple Programmable Logic Device:SPLD)、複合プログラマブル論理デバイス(Complex Programmable Logic Device:CPLD)、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ(Field Programmable Gate Array:FPGA))等の回路を意味する。プロセッサは記憶回路110に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、記憶回路110にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて1つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。更に、各図における複数の構成要素を1つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。 The term "processor" used in the above description refers to, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an application specific integrated circuit (ASIC), or a programmable logic device (for example, an application specific integrated circuit). It means a circuit such as a simple programmable logic device (SPLD), a complex programmable logic device (CPLD), and a field programmable gate array (FPGA). The processor realizes the function by reading and executing the program stored in the storage circuit 110. Instead of storing the program in the storage circuit 110, the program may be directly incorporated in the circuit of the processor. In this case, the processor realizes the function by reading and executing the program embedded in the circuit. It should be noted that each processor of the present embodiment is not limited to the case where each processor is configured as a single circuit, and a plurality of independent circuits may be combined to form one processor to realize its function. good. Further, a plurality of components in each figure may be integrated into one processor to realize the function.

また、例えば、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。更に、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部又は任意の一部が、CPU及び当該CPUにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。 Further, for example, each component of each of the illustrated devices is a functional concept, and does not necessarily have to be physically configured as shown in the figure. That is, the specific form of distribution / integration of each device is not limited to the one shown in the figure, and all or part of the device is functionally or physically dispersed / physically distributed in arbitrary units according to various loads and usage conditions. Can be integrated and configured. Further, each processing function performed by each device may be realized by a CPU and a program analyzed and executed by the CPU, or may be realized as hardware by wired logic.

また、上述した実施形態において説明した各処理のうち、自動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を手動的に行なうこともでき、或いは、手動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を公知の方法で自動的に行なうこともできる。この他、上記文書中や図面中で示した処理手順、制御手順、具体的名称、各種のデータやパラメータを含む情報については、特記する場合を除いて任意に変更することができる。 Further, among the processes described in the above-described embodiment, all or a part of the processes described as being automatically performed can be manually performed, or the processes described as being manually performed. It is also possible to automatically perform all or part of the above by a known method. In addition, the processing procedure, control procedure, specific name, and information including various data and parameters shown in the above document and drawings can be arbitrarily changed unless otherwise specified.

また、上述した実施形態で説明した補正用データの生成方法は、予め用意された補正用データの生成プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この補正用データの生成方法は、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この補正用データの生成方法は、ハードディスク、フレキシブルディスク(FD)、CD-ROM、MO、DVD等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。 Further, the correction data generation method described in the above-described embodiment can be realized by executing a correction data generation program prepared in advance on a computer such as a personal computer or a workstation. This correction data generation method can be distributed via a network such as the Internet. Further, this correction data generation method is executed by recording on a computer-readable recording medium such as a hard disk, flexible disk (FD), CD-ROM, MO, or DVD, and reading from the recording medium by the computer. You can also do it.

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、補正用データを容易に生成することができる。 According to at least one embodiment described above, correction data can be easily generated.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、一例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 Although some embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented as examples and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the gist of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, as well as in the scope of the invention described in the claims and the equivalent scope thereof.

1 X線CT装置
100 円柱形状ファントム
44 処理回路
445 取得機能
446 生成機能
1 X-ray CT device 100 Cylindrical phantom 44 Processing circuit 445 Acquisition function 446 Generation function

Claims (10)

同心円状の複数の層を有する円柱形状のファントムであって、前記複数の層それぞれに含まれる物質の組成及び前記物質の濃度のうち少なくとも一方が異なるファントムを、複数の回転角度それぞれでスキャンすることで、各回転角度における第1エネルギースペクトルを取得する取得部と、
前記第1エネルギースペクトルと、予め設定された条件において前記ファントムから得られる理論的なエネルギースペクトルである第2エネルギースペクトルとに基づいて、被検体から得られる第3エネルギースペクトルを補正するための補正用データを生成する生成部と
を備える、X線CT装置。
A cylindrical phantom having a plurality of concentric layers, in which at least one of the composition of the substance contained in each of the plurality of layers and the concentration of the substance is different, is scanned at a plurality of rotation angles. And the acquisition unit that acquires the first energy spectrum at each rotation angle,
For correction for correcting the third energy spectrum obtained from the subject based on the first energy spectrum and the second energy spectrum which is a theoretical energy spectrum obtained from the phantom under preset conditions. An X-ray CT apparatus including a generator for generating data.
前記取得部は、前記ファントムの中心軸とX線管の回転中心とが一致した状態で前記スキャンを行うことで、各検出素子において一定の透過長を有する前記第1エネルギースペクトルを取得する、
請求項1に記載のX線CT装置。
The acquisition unit acquires the first energy spectrum having a constant transmission length in each detection element by performing the scan in a state where the central axis of the phantom and the rotation center of the X-ray tube coincide with each other.
The X-ray CT apparatus according to claim 1.
前記第1エネルギースペクトルは、前記X線管の回転に伴う機械的なブレや振動の影響を含む、
請求項2に記載のX線CT装置。
The first energy spectrum includes the effects of mechanical blurring and vibration associated with the rotation of the X-ray tube.
The X-ray CT apparatus according to claim 2.
前記取得部は、X線管に供給される管電流を変化させた複数回のスキャンを行うことで、X線線量が異なる複数の前記第1エネルギースペクトルを取得し、
前記生成部は、前記X線線量が異なる複数の前記第1エネルギースペクトルに基づいて、単位時間当たりのX線線量が異なる複数の前記補正用データを生成する、
請求項1~3のいずれか一つに記載のX線CT装置。
The acquisition unit acquires a plurality of the first energy spectra having different X-ray doses by performing a plurality of scans in which the tube current supplied to the X-ray tube is changed.
The generation unit generates a plurality of the correction data having different X-ray doses per unit time based on the plurality of first energy spectra having different X-ray doses.
The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 3.
前記ファントムの複数の層のうち、中心に近い層ほどX線の吸収量が小さい物質を含有し、中心から遠い層ほどX線の吸収量が大きい物質を含有する、
請求項1~3のいずれか一つに記載のX線CT装置。
Among the plurality of layers of the phantom, the layer closer to the center contains a substance having a smaller amount of X-ray absorption, and the layer farther from the center contains a substance having a larger amount of X-ray absorption.
The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 3.
管電流、前記物質の組成、前記物質の濃度、及び透過長のうち少なくとも一つに対応づけて、前記第2エネルギースペクトルを記憶する記憶部を更に備える、
請求項1~5のいずれか一つに記載のX線CT装置。
A storage unit for storing the second energy spectrum is further provided in association with at least one of the tube current, the composition of the substance, the concentration of the substance, and the transmission length.
The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 5.
管電流、前記物質の組成、前記物質の濃度、及び透過長のうち少なくとも一つに応じた関数として、前記第2エネルギースペクトルを記憶する記憶部を更に備える、
請求項1~5のいずれか一つに記載のX線CT装置。
A storage unit for storing the second energy spectrum is further provided as a function corresponding to at least one of the tube current, the composition of the substance, the concentration of the substance, and the transmission length.
The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 5.
前記補正用データを用いて、前記被検体に対するスキャンにより収集された前記第3エネルギースペクトルを補正して再構成を行う再構成部を更に備える、
請求項1~7のいずれか一つに記載のX線CT装置。
A reconstruction unit that corrects and reconstructs the third energy spectrum collected by scanning the subject using the correction data is further provided.
The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 7.
前記ファントムは、前記複数の層のそれぞれに対応する複数のファントムを含む、
請求項1~8のいずれか一つに記載のX線CT装置。
The phantom includes a plurality of phantoms corresponding to each of the plurality of layers.
The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 8.
同心円状の複数の層を有する円柱形状のファントムであって、前記複数の層それぞれに含まれる物質の組成及び前記物質の濃度のうち少なくとも一方が異なるファントムを、複数の回転角度それぞれでスキャンすることで、各回転角度における第1エネルギースペクトルを取得し、
前記第1エネルギースペクトルと、予め設定された条件において前記ファントムから得られる理論的なエネルギースペクトルである第2エネルギースペクトルとに基づいて、被検体から得られるエネルギースペクトルを補正するための補正用データを生成する、
ことを含む、キャリブレーション方法。
A cylindrical phantom having a plurality of concentric layers, in which at least one of the composition of the substance contained in each of the plurality of layers and the concentration of the substance is different, is scanned at a plurality of rotation angles. To obtain the first energy spectrum at each rotation angle,
Correction data for correcting the energy spectrum obtained from the subject based on the first energy spectrum and the second energy spectrum which is a theoretical energy spectrum obtained from the phantom under preset conditions. Generate,
Calibration methods, including that.
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