JP2014079443A - 光子計数型のｘ線コンピュータ断層撮影装置およびそのデータ転送方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】データを送信する帯域や保存装置の保存容量が増大する必要性を回避することができる光子計数型のＸ線ＣＴ装置を提供する。
【解決手段】光子計数型のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を照射するＸ線管と、照射されたＸ線に由来する光子を計数する検出器２３と、検出器２３の計数結果を収集して、その計数結果から複数のエネルギー帯域の夫々に対して生データを生成する生データ生成部２４０と、生成されたエネルギー帯域ごとの生データ間で相互に生データの値を参照し、その生データごとに情報圧縮を行う情報圧縮部２４３１と、情報圧縮された生データを送信するコントローラ３１と、を有する。
【選択図】 図３
【解決手段】光子計数型のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を照射するＸ線管と、照射されたＸ線に由来する光子を計数する検出器２３と、検出器２３の計数結果を収集して、その計数結果から複数のエネルギー帯域の夫々に対して生データを生成する生データ生成部２４０と、生成されたエネルギー帯域ごとの生データ間で相互に生データの値を参照し、その生データごとに情報圧縮を行う情報圧縮部２４３１と、情報圧縮された生データを送信するコントローラ３１と、を有する。
【選択図】 図３
Description
本発明の実施形態は、光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置およびそのデータ転送方法に関する。
従来のＸ線ＣＴ装置は、被検体Ｐを挟んで対向配置されたＸ線管およびＸ線検出器を備えるようになっている。また、Ｘ線検出器は、被検体の体軸方向である天板の長手方向に直交する方向（チャンネル方向）に沿って、複数のチャンネルの検出素子を備えるようになっている。
Ｘ線ＣＴ装置に使用されるＸ線検出器には、様々なタイプの検出器が使用可能となっている。例えば、一般的に使用されているＸ線検出器としてシンチレーション検出器がある。シンチレーション検出器では、検出素子であるシンチレータと、光センサであるフォトダイオードなどを備えている。
また、近年、フォトンカウンティング方式の検出器を用いたＸ線コンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置）の開発が進められている。フォトンカウンティング方式の検出器は、被検体を透過したＸ線に由来する光子を個々に計数するようになっている。例えば、このフォトンカウンティング方式の検出器では、入射されたＸ線を検出素子によって光子から直接変換する半導体検出器や、シンチレータ、ライトガイドおよび光電子倍増管によって光子から間接的に変換する検出器などにより、Ｘ線に由来する光子を計数することが開示されている（特許文献１参照）。
従来の技術によれば、フォトンカウンティング方式の検出器を用いたデータ収集装置は、被検体を透過したＸ線に由来する光子を個々に計数することにより、被検体を透過したＸ線のエネルギーに対するカウント値を取得するようになっている。そして、このようなデータ収集装置では、エネルギー領域を複数の領域に分割して、分割したエネルギー領域ごとにカウント値に基づくデータを収集するようになっている。
しかしながら、データ収集装置で収集したデータを転送して保存する場合、分割されたエネルギー領域の領域数が多い場合には、その領域数に比例してデータ量が大きくなってしまう。
このため、収集したデータを転送（送信）するためには、データを転送する帯域や保存装置の保存容量を増大しなければならない、という問題があった。
本実施形態の光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、上述した課題を解決するために、Ｘ線を照射するＸ線管と、照射されたＸ線に由来する光子を計数する検出器と、検出器の計数結果を収集して、その計数結果から複数のエネルギー帯域の夫々に対して生データを生成する生データ生成部と、生成されたエネルギー帯域ごとの生データ間で相互に生データの値を参照し、その生データごとに情報圧縮を行う情報圧縮部と、情報圧縮された生データを送信するデータ送信部と、を有する。
本実施形態の光子計数型のＸ線ＣＴ装置について、添付図面を参照して説明する。
本実施形態のＸ線ＣＴ装置には、Ｘ線管とＸ線検出器とが一体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプなど様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。
また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムには、シンチレータなどの蛍光体でＸ線を光子に変換し更にその光子をフォトダイオードなどの光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成およびその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とがある。
加えて、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載した、所謂多管球型のＸ線ＣＴ装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態のＸ線ＣＴ装置では、従来からの一管球型のＸ線ＣＴ装置であっても、多管球型のＸ線ＣＴ装置であってもいずれの装置にも適用可能である。ここでは、一管球型のＸ線ＣＴ装置として説明する。
図１は、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１の構成を示すハードウェア構成図である。
図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、大きくは、スキャナ装置１１および画像処理装置１２によって構成されている。
Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、通常は検査室に設置され、患者（被検体）Ｐの部位に関するＸ線の透過データを生成するために構成されている。一方、画像処理装置１２は、通常は検査室に隣接する制御室に設置され、透過データを基に投影データを生成し、再構成画像の生成・表示を行なうために構成されている。
Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、Ｘ線管２１、絞り２２、光子計数型検出器（以下、単に「検出器」という。）２３、ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）２４、回転部２５、高電圧電源２６、絞り駆動装置２７、回転駆動装置２８、天板２９、天板駆動装置３０およびコントローラ３１を備えている。
Ｘ線管２１は、高電圧電源２６から供給された管電圧に応じてタングステン（Ｗ）などの金属製のターゲットに電子線を衝突させることでＸ線を発生させ、検出器２３に向かって照射するようになっている。Ｘ線管２１から照射されるＸ線によって、ファンビームＸ線やコーンビームＸ線が形成される。なお、Ｘ線管２１は、高電圧電源２６を介したコントローラ３１による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力が供給されている。
絞り２２は、絞り駆動装置２７によって、Ｘ線管２１から照射されるＸ線のスライス方向の照射範囲を調整するようになっている。すなわち、絞り駆動装置２７によって絞り２２の開口を調整することによって、スライス方向のＸ線照射範囲を変更するようになっている。
検出器２３は、被検体Ｐを透過したＸ線に由来する光子を計数するフォトンカウンティング方式の複数の検出素子を有している。例えば、検出器２３が有する検出素子は、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）により構成されている。検出器２３は、入射したＸ線を検出素子により光子から直接変換することにより、Ｘ線に由来する光子を計数する直接変換型の半導体検出器を構成するようになっている。なお、本発明に係る実施形態は半導体検出器に限定されず、光子計算が可能な如何なる検出器であっても適用できる。なお、検出器２３の詳細な構成については、後述する。
検出器２３において検出された検出信号は、ＤＡＳ（データ収集装置）２４に送られるようになっている。
ＤＡＳ２４は、検出器２３の計数結果を収集し、検出器２３に入射されたＸ線の光子の数をエネルギー領域ごとに計測するとともに、その計数結果に対してエネルギーごとの生データを生成し、その生データに情報圧縮を行うようになっている。なお、ＤＡＳ２４の詳細な処理については、後述する。
回転部２５は、Ｘ線管２１、絞り２２、検出器２３およびＤＡＳ２４を一体として保持するようになっている。回転部２５は、Ｘ線管２１と検出器２３とを対向させた状態で、Ｘ線管２１、絞り２２、検出器２３およびＤＡＳ２４を一体として被検体Ｐの周りに回転できるように構成されている。なお、回転部２５の回転中心軸と平行な方向をｚ軸方向、そのｚ軸方向に直交する平面をｘ軸方向、ｙ軸方向で定義する。
高電圧電源２６は、コントローラ３１による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力をＸ線管２１に供給するようになっている。
絞り駆動装置２７は、コントローラ３１による制御によって、絞り２２におけるＸ線のスライス方向の照射範囲を調整する機構を有している。
回転駆動装置２８は、コントローラ３１による制御によって、回転部２５がその位置関係を維持した状態で空洞（開口）部の周りを回転するように回転部２５を回転させる機構を有している。
天板２９は、被検体Ｐを載置するようになっている。
天板駆動装置３０は、コントローラ３１による制御によって、天板２９をｙ軸方向に沿って昇降動させると共に、天板２９をｚ軸方向に沿って進入／退避動させる機構、およびｘ軸方向にシフトさせる機構を有している。回転部２５の中央部分は、開口部を有しており、天板２９に載置された被検体Ｐがその開口部に挿入されるようになっている。
コントローラ３１は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）およびメモリによって構成されている。コントローラ３１は、検出器２３、ＤＡＳ２４、高電圧電源２６、絞り駆動装置２７、回転駆動装置２８および天板駆動装置３０などの制御を行なってスキャンを実行させるようになっている。また、コントローラ３１は、ＤＡＳ２４において情報圧縮された生データを画像処理装置１２に送信するようになっている。
光子計数型のＸ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２は、コンピュータをベースとして構成されており、病院基幹のＬＡＮ（Ｌｏｃａｌ Ａｒｅａ Ｎｅｔｗｏｒｋ）などのネットワークＮと相互通信可能である。画像処理装置１２は、大きくは、ＣＰＵ４１、メインメモリ４２、画像メモリ４３、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｃ Ｄｒｉｖｅ）４４、入力装置４５、表示装置４６および通信インターフェース５０などの基本的なハードウェアから構成されている。
ＣＰＵ４１は、共通信号伝送路としてのバスを介して、画像処理装置１２を構成する各ハードウェア構成要素に相互接続されている。なお、画像処理装置１２は、記憶媒体ドライブ４７を具備する場合もある。
ＣＰＵ４１は、半導体で構成された電子回路が複数の端子を持つパッケージに封入されている集積回路（ＬＳＩ）の構成をもつ制御装置である。医師や検査技師などのオペレータ（操作者）によって入力装置４５が操作などされることにより指令が入力されると、ＣＰＵ４１は、メインメモリ４２に記憶しているプログラムを実行するようになっている。または、ＣＰＵ４１は、ＨＤＤ４４に記憶しているプログラム、ネットワークＮから転送されてＨＤＤ４４にインストールされたプログラム、または記憶媒体ドライブ４７に装着された記憶媒体から読み出されてＨＤＤ４４にインストールされたプログラムを、メインメモリ４２にロードして実行する。
メインメモリ４２は、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）およびＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）などの要素を兼ね備える構成をもつ記憶装置である。メインメモリ４２は、ＩＰＬ（Ｉｎｉｔｉａｌ Ｐｒｏｇｒａｍ Ｌｏａｄｉｎｇ）、ＢＩＯＳ（Ｂａｓｉｃ Ｉｎｐｕｔ／Ｏｕｔｐｕｔ Ｓｙｓｔｅｍ）およびデータを記憶したり、ＣＰＵ４１のワークメモリやデータの一時的な記憶に用いられたりする。
画像メモリ４３は、生成された生データや再構成画像データを記憶する記憶装置である。
ＨＤＤ４４は、磁性体を塗布または蒸着した金属のディスクが着脱不能で内蔵されている構成をもつ記憶装置である。ＨＤＤ４４は、画像処理装置１２にインストールされたプログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（ｏｐｅｒａｔｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ）なども含まれる）や、データを記憶する記憶装置である。また、ＨＤＤ４４は、記憶装置であればよく、半導体メモリで構成されるＳＳＤ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ）を用いる形態であってもよい。
入力装置４５は、オペレータによって操作が可能なポインティングデバイスやキーボードなどの装置である。オペレータの操作に従った入力信号は、ＣＰＵ４１に送られるようになっている。
表示装置４６は、図示しない画像合成回路、ＶＲＡＭ（Ｖｉｄｅｏ Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）およびディスプレイなどを含んでいる。画像合成回路は、画像データに種々のパラメータの文字データなどを合成した合成データを生成する。ＶＲＡＭは、合成データを、ディスプレイに表示する表示画像データとして展開する。ディスプレイは、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）またはＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）などによって構成され、表示画像データを表示画像として順次表示するようになっている。
記憶媒体ドライブ４７は、記憶媒体の着脱が可能となっており、記憶媒体に記録されたデータ（プログラムを含む）を読み出して、バス上に出力し、また、バスを介して供給されるデータを記憶媒体に書き込むようになっている。
通信インターフェース５０は、ネットワークＮを介して、画像データを送受信したり、通信を行うためのインターフェース部である。
画像処理装置１２は、スキャナ装置１１のＤＡＳ２４からコントローラ３１を介して入力された生データに対し、対数変換処理や、感度補正などの補正処理（前処理）を行なって投影データを生成する。また、画像処理装置１２は、前処理された投影データに対して散乱線の除去処理を行なう。画像処理装置１２は、散乱線が除去処理された投影データを再構成することにより、再構成画像をデータとして生成して画像メモリ４３に記憶する。
図２は、本実施形態の検出器２３の構成を示した構成図である。
図２に示すように、検出器２３は、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅなど）により構成される検出素子２３０が、チャンネル方向に複数チャンネル（Ｎチャンネル）、スライス方向（体軸方向）に複数列（Ｍ列）配置されている。検出器２３は、入射したＸ線を検出素子２３０によって光子に直接変換することにより、Ｘ線に由来する光子を計数するようになっている。また、検出器２３は、透過したＸ線のエネルギー値を弁別するようになっている。なお、検出器２３がシンチレータ、ライトガイドおよび光電子増倍管により構成される場合であっても、光子を計数することにより適用可能である。
図３は、本実施形態のＤＡＳ２４を中心とした機能を説明するための機能ブロック図である。
図３に示すように、ＤＡＳ２４は、生データ生成部２４０と、情報圧縮部２４３１（差分演算処理部２４３）とを備えている。
生データ生成部２４０は、検出器２３の計数結果を収集して、その計数結果から複数のエネルギー帯域の生データを生成するようになっている。具体的には、生データ生成部２４０は、計数結果収集部２４１と、計数率算出部２４２とを備えている。
計数結果収集部２４１は、検出器２３の計数結果、すなわち、被検体Ｐを透過した個々のＸ線に由来する光子を検出した検出時間、検出位置（検出素子２３０の位置）およびＸ線管２１の位相（管位相）ごとにエネルギー値を収集する。
なお、検出器２３がエネルギー値で弁別可能であるため、計数結果収集部２４１は、検出時間、Ｘ線のエネルギー値および検出位置を、計数結果として取り扱うものとする。
計数率算出部２４２は、検出器２３の計数結果に基づく値として、検出器２３の各検出素子２３０が単位時間当たりにＸ線に由来する光子を何回計数したかを示す値（計数率またはカウント値）を、エネルギー値ごとに算出（収集）するようになっている。
これにより、計数結果収集部２４１と計数率算出部２４２は、収集した結果、すなわち、光子を検出した検出時間、検出素子２３０の検出位置、管位相、エネルギー値およびカウント値に基づいて、複数のエネルギー帯域の生データを生成するようになっている。
情報圧縮部２４３１は、生データ生成部２４０で生成された生データに対して情報圧縮を行うようになっている。情報圧縮方法として、例えば、ＤＰＣＭ（差分パルス符号変調）、ウェーブレット変換、ＤＣＴ（離散コサイン変換）、デルタ圧縮（差分符号化）など、任意の情報圧縮方法が適用可能である。
この情報圧縮は、一般に、類似するデータへの参照を行い、参照によって変換（圧縮）された後に特定データの出現頻度が高くなるため圧縮の効果が高くなる。このため、複数のエネルギー帯域の生データ間で計数率またはカウント値の参照を行うことにより、高い圧縮率を得ることができる。ここで、エネルギー帯域の生データ間で参照を行う具体的な方法の１つとして、差分演算処理方法がある。
情報圧縮部２４３１は、この差分演算処理方法を実現するために差分演算処理部２４３を備えるようになっている。なお、情報圧縮部２４３１は、差分演算処理方法以外に任意の情報源符号化方式を採用し、所望の情報圧縮処理部を設けるようにしてもよい。
差分演算処理部２４３は、複数のエネルギー帯域のいずれかのエネルギー帯域を基準エネルギー帯域として選択し、選択した基準エネルギー帯域の生データを基準エネルギーとする一方、基準エネルギー帯域以外の帯域に対しては、隣接する２つのエネルギー帯域の夫々の生データの差分データを求めるようになっている。そして、差分演算処理部２４３は、求めた複数の差分データと基準データとをコントローラ３１に送出するようになっている。
なお、本実施形態では、エネルギー帯域の数に限定されるものではなく、差分演算処理部２４３は、基準エネルギー帯域の基準データと、隣接する２つのエネルギー帯域の夫々の生データの差分データとを夫々演算することができるので、全ての生データを送信する場合や格納する場合と比べ、データ容量を大幅に小さくすることができる。
また、基準データとその基準データの基準エネルギー帯域の隣に位置する第１のエネルギー帯域の生データとの差分を第１の差分データとし、第１の差分データを有する第１のエネルギー帯域の生データとその隣に位置する第２のエネルギー帯域の生データとの差分を第２の差分データとして、隣接する２つのエネルギー帯域の差分データを連続的に演算することができる。また、本実施形態では、基準エネルギー帯域から見て、正の方向または負の方向に限定されるものではなく、基準エネルギー帯域の両方向に隣接する２つのエネルギー帯域の差分データを演算することもできる。
コントローラ３１（データ送信部）は、差分演算処理部２４３において演算された基準データと複数の差分データとを送信する機能を備えている。また、コントローラ３１は、計数率算出部２４２の算出結果に基づいて、Ｘ線管２１から照射されるＸ線のＸ線量を制御するようになっている。
図４は、本実施形態の光子計数型のＸ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２の機能を示す機能ブロック図である。
図１に示すＣＰＵ４１がメインメモリ４２に格納されている各種プログラムを実行することにより、画像処理装置１２は、データ保存部４１０、再生成演算処理部４１１、前処理部４１２、画像再構成部４１３およびデータ記憶部４１４として機能するようになっている。なお、データ保存部４１０とデータ記憶部４１４は、画像メモリ４３やＨＤＤ４４で構成される形態であってもよい。
データ保存部４１０は、スキャナ装置１１のコントローラ３１から送信された基準データと、複数の差分データとを保存するようになっている。なお、基準データと複数の差分データとを保存せず、受信した基準データと複数の差分データとからそのまま生データを再生成する場合には、データ保存部４１０を設けなくてもよい。
再生成演算処理部４１１は、受信した基準エネルギーと複数の差分データとに基づいて、複数のエネルギー帯域の生データを再生成するようになっている。
前処理部４１２は、再生成演算処理部４１１で再生成した生データに対して、再構成に使用するための処理を行うようになっている。具体的には、計数結果収集部２４１から送信された計数結果や操作者による入力装置４５の設定に従って、生データに対して、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などの補正処理を行うことにより、投影データを生成するようになっている。生成された投影データは、データ記憶部４１４に格納されるようになっている。
画像再構成部４１３は、生成された投影データに対して逆投影処理（例えば、ＦＢＰ（Ｆｉｌｔｅｒｅｄ Ｂａｃｋ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法による逆投影処理）することにより、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。画像再構成部４１３は、再構成したＸ線ＣＴ画像をデータ記憶部４１４に格納する。なお、再構成するための投影データは、前処理部４１２から直接取得してもよく、また投影データがデータ記憶部４１４に格納されている場合には、その格納されている投影データを使用してもよい。
データ記憶部４１４は、再構成されたＸ線ＣＴ画像を格納するようになっている。また、格納するデータは、Ｘ線ＣＴ画像に限定されるものではなく、例えば、前処理部４１２において生成された投影データを格納してもよく、あるいはスキャノグラムを生成するための投影データを格納するようにしてもよい。
表示装置４６は、入力装置４５から入力される医師や検査技師などの操作者の指示に基づいて、データ記憶部４１４に格納されているＸ線ＣＴ画像やスキャノグラムを表示するようになっている。
以上のように、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１は、ＤＡＳ２４において、複数のエネルギー帯域の生データを生成するようになっている。ＤＡＳ２４の差分演算処理部２４３は、複数のエネルギー帯域のいずれかのエネルギー帯域を基準エネルギー帯域として選択し、選択した基準エネルギー帯域の生データを基準エネルギーとする一方、基準エネルギー帯域以外の帯域に対しては、隣接する２つのエネルギー帯域の夫々の生データの差分データを求めるようになっている。そして、差分演算処理部２４３は、求めた複数の差分データと基準データとをコントローラ３１に送出するようになっている。
このように、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１は、スキャナ装置１１から画像処理装置１２に生データを送信する場合、求めた複数の差分データと基準データとを送信するだけで、画像処理装置１２は、その基準データと複数の差分データとに基づいて、生データを再生成することができる。
これにより、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１は、ＤＡＳ２４で収集したデータを送信（転送）して保存する場合、求めた複数の差分データと基準データとを送信することにより、送信するデータ量を従来の生データよりも小さくする（削減する）ことができるので、データを送信（転送）する帯域や保存装置の保存容量を増大する必要性を回避することができる。
なお、差分データは、エネルギー帯域の生データと隣接するエネルギー帯域の生データとの差分を示すデータであるため、単位エネルギー帯域あたりのデータ量が生データよりも少なくなる。
したがって、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１は、エネルギー帯域ごとの生データを送信する装置と比べ、複数の差分データと基準データとを送信することにより、送信するデータ量を大幅に削減することができる。
これにより、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１は、エネルギー帯域が多くなっても、データ転送の帯域や生データを保存する保存容量を大幅に確保する必要がなくなり、省スペース化を図ることができる。
（データ送信処理）
次に、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１が、複数の差分データと基準データとを送信するデータ送信処理について説明する。
次に、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１が、複数の差分データと基準データとを送信するデータ送信処理について説明する。
図５は、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１が、複数の差分データと基準データとを送信するデータ送信処理手順を示したフローチャートである。
図５に示すように、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１は、入力装置４５を介して操作者からのＸ線ＣＴ画像の撮影開始要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ００１）。ここで、撮影開始要求を受け付けていない場合には（ステップＳ００１：Ｎｏ）、撮影開始要求を受け付けるまで待ち受ける（ステップＳ００１）。
一方、撮影開始要求を受け付けた場合には（ステップＳ００１：Ｙｅｓ）、Ｘ線管２１は、コントローラ３１の制御により、高電圧電源２６を介して検出器２３にＸ線の照射を開始する（ステップＳ００３）。
次に、ＤＡＳ２４の計数率算出部２４２は、検出器２３の各検出素子２３０が単位時間当たりにＸ線に由来する光子を何回計数したかを示す値（例えば、カウント値）の算出を開始する（ステップＳ００５）。
計数結果収集部２４１は、被検体Ｐを透過した個々のＸ線に由来する光子を検出した検出時間および検出位置を、Ｘ線管２１の管位相ごとに収集する。なお、検出器２３では、エネルギー値で弁別することができるため、検出時間、Ｘ線のエネルギー値および検出位置を計数結果として収集する。そして、計数結果収集部２４１は、収集した計数結果から複数のエネルギー帯域の生データを生成する（ステップＳ００７）。
ここで、生データ生成部２４０は、複数のエネルギー帯域の生データをエネルギーの閾値に従って生成するようにしてもよい。具体的には、Ｘ線が被検体Ｐを透過する特性の違いによってエネルギーに閾値を設け、その閾値に基づいてエネルギー弁別を行うようにしてもよい。
すなわち、エネルギーを測定すると、その特性から元素を特定することができるため、例えば、元素の特性に応じた閾値をエネルギーに設定し、その閾値が設定されたエネルギー帯域において、カウント値に基づく生データを生成することができる。例えば、カルシウム、尿酸およびがん細胞を見分けるため、これらに応じた閾値によりエネルギー帯域を分割して、生データを生成することができる。
差分演算処理部２４３は、生データ生成部２４０によって生成された生データに基づいて、複数のエネルギー帯域のいずれかのエネルギー帯域を基準エネルギー帯域として選択し、選択した基準エネルギー帯域の生データを基準エネルギーとする。差分演算処理部２４３は、基準エネルギー帯域以外の帯域に対しては、隣接する２つのエネルギー帯域の夫々の生データの差分データを演算して求める（ステップＳ００９）。この差分データの演算方法について、図面を用いて説明する。
図６は、本実施形態に係る差分演算処理部２４３が、生データから基準データと複数の差分データとを演算する場合について説明する説明図である。
差分演算処理部２４３は、生データ生成部２４０によって生成された生データから、各エネルギー帯域のカウント値に基づいて、基準データと複数の差分データを演算する。例えば、図６では、エネルギー領域を複数のエネルギー帯域に分け、所定時間における所定の検出素子２３０のカウント値を夫々算出する。そして、最小のエネルギー帯域を基準とした場合、その基準エネルギー帯域のカウント値に対し、隣接するエネルギー帯域のカウント値の差分を第１の差分データとして演算する。
続いて、差分演算処理部２４３は、第１の差分データを演算したカウント値とその隣接するエネルギー帯域のカウント値の差分を示す第２の差分データを、エネルギー帯域ごとに算出する。このように、差分演算処理部２４３は、連続的に形成されるエネルギー帯域ごとのカウント値（すなわち、隣接する２つのエネルギー帯域のカウント値）の差分データをエネルギー帯域ごとに演算する。
図７は、本実施形態に係る差分演算処理部２４３が演算する差分データを説明する説明図である。
図７に示すように、例えば、エネルギー帯域Ｅ０を基準エネルギー帯域とすると、基準データは、カウント値Ｃ０となる。また、エネルギー帯域Ｅ１の差分データＤ１（第１の差分データ）は、エネルギー帯域Ｅ１のカウント値Ｃ１から基準エネルギー帯域Ｅ０のカウント値Ｃ０を引いた差分に相当する。同様に、エネルギー帯域Ｅ２の差分データＤ２（第２の差分データ）は、エネルギー帯域Ｅ２のカウント値Ｃ２からエネルギー帯域Ｅ１のカウント値Ｃ１を引いた差分に相当する。
このように、差分演算処理部２４３が、隣接する２つのエネルギー帯域の差分データを演算すると、コントローラ３１は、基準データと演算された複数の各差分データとを画像処理装置１２に送信する（ステップＳ０１１）。
以上のように、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１は、生データ生成部２４０において、複数のエネルギー帯域における生データを生成する。そして、差分演算処理部２４３は、基準となる基準エネルギー帯域の基準データと、隣接する２つのエネルギー帯域の差分データをそれぞれ演算して、コントローラ３１を介して、複数の差分データと基準データとを送信する。
これにより、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１は、スキャナ装置１１から複数の差分データと基準データとを送信するだけで、画像処理装置１２の画像再構成部４１３で生データを再構成することができる。
なお、上述したデータ送信処理手順では、差分演算処理部２４３が、隣接する２つのエネルギー帯域ごとに差分データを演算していたが、差分データを演算する際のエネルギー帯域幅の決定方法については、これに限定されるものではない。具体的には、計数結果が示すＸ線の吸収率または散乱率に基づいて、基準エネルギー帯域を変更するようにしてもよい。すなわち、カウント値が示す特性から、エネルギー帯域を変更するようにしてもよい。
一般的に、Ｘ線を物質に照射すると、一部は透過し、一部は吸収され、一部は反射して散乱することが知られている。原子の古典的なモデルにおいて、原子に対してＸ線が照射された場合に、電子の固有のエネルギーレベルによって、余分なエネルギーがＸ線として放射されたり、光子が原子を透過したり吸収されたりする。また、光子のエネルギーと電子の結合エネルギーとの関係において、光子のエネルギーが電子の結合エネルギーよりも少し高い場合には光子が吸収され、光子のエネルギーが電子の結合エネルギーよりも低い場合にはＫエッジやジャンプなどが生じ得る。そのため、エネルギー値が示すカウント値の変化（エネルギーの強度）に基づいて、エネルギー帯域を変更するようにしてもよい。
例えば、図７では、エネルギー値Ｅ３におけるカウント値からエネルギー値Ｅ４までのカウント値まで略線形な特性を示している。同様に、エネルギー値Ｅ４におけるカウント値からエネルギー値Ｅ５までのカウント値まで略線形な特性を示している。このように、カウント値によって示されるＸ線の吸収率または散乱率に基づいて、エネルギー値Ｅ３からエネルギー値Ｅ４をエネルギー帯域とするとともに、エネルギー値Ｅ４からエネルギー値Ｅ５をエネルギー帯域とするようにしてもよい。
また、差分演算処理部２４３は、元素固有の特徴に基づいて、エネルギー帯域を変更するようにしてもよい。この場合、例えば、元素固有の特徴によって、エネルギー帯域を３つの領域に分け、３５ｋｅＶ〜７０ｋｅＶ、７０ｋｅＶ〜１４０ｋｅＶ、１４０ｋｅＶ以上の３つの領域により、エネルギー弁別を行うようにすることもできる。なお、この場合、基準エネルギー帯域は、３つの領域のうちいずれの領域を基準エネルギー帯域としてもよい。
また、差分演算処理部２４３は、造影剤によって吸収率または散乱率が変わるため、使用する造影剤または造影剤の組み合わせにより、エネルギー帯域を変更するようにしてもよい。
また、差分演算処理部２４３は、生データ生成部２４０で生成された生データに基づいて、基準エネルギー帯域を複数設定するようにしてもよい。この場合、例えば、設定された複数の基準エネルギー帯域のうちからいずれか１つの基準エネルギー帯域の生データのカウント値を基準データとして、連続的に形成される次のエネルギー帯域に対して、差分データを演算することができる。この場合、複数の基準エネルギー帯域が設定されることにより、各エネルギー帯域において演算される差分データの値を小さくしてデータ量を低減させることができる。
また、差分演算処理部２４３は、カウント値の変化に応じてエネルギー帯域を変更し、決定するようにしてもよい。例えば、カウント値の変化が小さいエネルギー領域では、エネルギー帯域の幅を広くし、一方、カウント値の変化が大きいエネルギー領域では、エネルギー帯域の幅を狭くすることもできる。
なお、コントローラ３１は、ステップＳ０１１において複数の差分データと基準データとを画像処理装置１２に送信する際に、データを圧縮する一般的な圧縮技術を適用してもよく、また、検出素子２３０間における差分データを算出して、同一のエネルギー帯域において近接する検出素子２３０の差分データを送信するようにしてもよい。
（データ受信再構成処理）
次に、Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１が送信した複数の差分データと基準データとを受信して、この基準データと複数の差分データとから生データを再生成し、投影データを再構成する処理について説明する。
次に、Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１が送信した複数の差分データと基準データとを受信して、この基準データと複数の差分データとから生データを再生成し、投影データを再構成する処理について説明する。
図８は、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２が、基準データと複数の差分データとを受信して、この基準データと複数の差分データとから生データを再生成し、投影データを再構成するデータ受信再構成処理手順を示したフローチャートである。
図８に示すように、本実施形態に係る画像処理装置１２は、スキャナ装置１１のコントローラ３１を介して、差分演算処理部２４３で演算された基準データと複数の差分データとを受信する（ステップＳ１０１）。画像処理装置１２のＣＰＵ４１は、受信した基準データと複数の差分データとをデータ保存部４１０に格納する。
再生成演算処理部４１１は、スキャナ装置１１から受信した基準データと複数の差分データとに基づいて、生データ生成部２４０で生成された生データを再生成する（ステップＳ１０３）。再生成演算処理部４１１は、再生成した生データを前処理部４１２に送信する。
前処理部４１２は、再生成演算処理部４１１において再生成された生データを受信する。前処理部４１２は、受信した生データに対し、計数結果収集部２４１から送信された計数結果や操作者のよる入力装置４５の指示に従って、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などの補正処理を行う。前処理部４１２は、このような補正処理を行うことにより、生データから投影データを生成する（ステップＳ１０５）。ここで、前処理部４１２は、生成した投影データをデータ記憶部４１４に格納するようにしてもよい。
画像再構成部４１３は、前処理部４１２によって生成された投影データ、またはデータ記憶部４１４に格納された投影データに対して逆投影処理を行い、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する（ステップＳ１０７）。画像再構成部４１３は、再構成されたＸ線ＣＴ画像をデータ記憶部４１４に格納する。
なお、データ記憶部４１４に格納されるデータは、エネルギー弁別されたＸ線ＣＴ画像に限定されるものではなく、例えば、前処理部４１２において生成された投影データを格納してもよく、またスキャノグラムを生成するための投影データを格納するようにしてもよい。
表示装置４６は、入力装置４５から入力される操作者の指示に基づいて、データ記憶部４１４に格納されているエネルギー弁別されたＸ線ＣＴ画像やスキャノグラムを表示する（ステップＳ１０９）。
以上のように、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２は、スキャナ装置１１から送信された基準データと複数の差分データとから、検出器２３で検出した生データを再生成する。すなわち、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１は、スキャナ装置１１から基準データと複数の差分データを画像処理装置１２に送信するだけで、画像処理装置１２において生データを再生成することができる。
これにより、本実施形態に係る光子計数型のＸ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２は、再生成された生データに基づいて画像再構成部４１３が再構成を行うことにより、エネルギー弁別がなされたＸ線ＣＴ画像（画像データ）を表示装置４６に表示することができる。
なお、本実施形態に係る画像処理装置１２は、光子計数型のＸ線ＣＴ装置１として一体として構成される場合に限定されるものではない。例えば、画像処理装置１２は、スキャナ装置１１とは異なる離れた場所に設置され、クラウドコンピューティングとして機能させるようにしてもよい。
また、表示装置４６は、ステップＳ１０９において、エネルギー弁別されたＸ線ＣＴ画像を表示する際に、所望のエネルギー弁別がなされたＸ線ＣＴ画像同士を組み合わせて、合成画像として表示するようにしてもよい。
以上、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、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。
また、本発明の実施形態では、フローチャートの各ステップは、記載された順序に沿って時系列的に行われる処理の例を示したが、必ずしも時系列的に処理されなくとも、並列的あるいは個別実行される処理をも含むものである。
１ Ｘ線ＣＴ装置
１１ スキャナ装置
１２ 画像処理装置
２１ Ｘ線管
２２ 絞り
２３ 検出器
２５ 回転部
２６ 高電圧電源
２７ 絞り駆動装置
２８ 回転駆動装置
２９ 天板
３０ 天板駆動装置
３１ コントローラ（データ送信部）
４１ ＣＰＵ
４２ メインメモリ
４３ 画像メモリ
４４ ＨＤＤ
４５ 入力装置
４６ 表示装置
４７ 記憶媒体ドライブ
５０ 通信インターフェース
２３０ 検出素子
２４０ 生データ生成部
２４１ 計数結果収集部
２４２ 計数率算出部
２４３ 差分演算処理部
２４３１ 情報圧縮部
４１０ データ保存部
４１１ 再生成演算処理部
４１２ 前処理部
４１３ 画像再構成部
４１４ データ記憶部
１１ スキャナ装置
１２ 画像処理装置
２１ Ｘ線管
２２ 絞り
２３ 検出器
２５ 回転部
２６ 高電圧電源
２７ 絞り駆動装置
２８ 回転駆動装置
２９ 天板
３０ 天板駆動装置
３１ コントローラ（データ送信部）
４１ ＣＰＵ
４２ メインメモリ
４３ 画像メモリ
４４ ＨＤＤ
４５ 入力装置
４６ 表示装置
４７ 記憶媒体ドライブ
５０ 通信インターフェース
２３０ 検出素子
２４０ 生データ生成部
２４１ 計数結果収集部
２４２ 計数率算出部
２４３ 差分演算処理部
２４３１ 情報圧縮部
４１０ データ保存部
４１１ 再生成演算処理部
４１２ 前処理部
４１３ 画像再構成部
４１４ データ記憶部
Claims (9)
- Ｘ線を照射するＸ線管と、
前記照射されたＸ線に由来する光子を計数する検出器と、
前記検出器の計数結果を収集して、その計数結果から複数のエネルギー帯域の夫々に対して生データを生成する生データ生成部と、
前記生成されたエネルギー帯域ごとの生データ間で相互に生データの値を参照し、その生データごとに情報圧縮を行う情報圧縮部と、
前記情報圧縮された生データを送信するデータ送信部と、
を有する光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 - 前記情報圧縮部は、
前記生成された生データの差分データを求める差分演算処理部を含み、
前記差分演算処理部は、
前記複数のエネルギー帯域のいずれかのエネルギー帯域を基準エネルギー帯域として選択し、選択した前記基準エネルギー帯域の生データを基準エネルギーとする一方、前記基準エネルギー帯域以外の帯域に対しては、隣接する２つのエネルギー帯域の夫々の前記生データの差分データを求め、
前記データ送信部は、
求めた複数の前記差分データと前記基準データとを前記情報圧縮された生データとして送信する
請求項１に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 - 前記差分演算処理部は、
前記生成された生データに基づいて、その生データ値の変化が小さいエネルギー領域では、エネルギー帯域の幅を広く設定する一方、その生データ値の変化が大きいエネルギー領域では、エネルギー帯域の幅を狭く設定するようにエネルギー帯域を変更する
請求項２に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 - 前記差分演算処理部は、
前記生成された生データに基づいて、前記基準エネルギー帯域を複数設定し、前記設定した複数の基準エネルギー帯域のうちのいずれか１つの基準エネルギー帯域の生データを前記基準データとして、前記差分データを演算する
請求項２または３に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 - 前記生データ生成部は、
前記複数のエネルギー帯域の生データを、エネルギーの閾値に従って生成する
請求項１から４のいずれか１項に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 - 前記送信された情報圧縮後の生データを受信して、その受信した情報圧縮後の生データに基づいて、前記複数のエネルギー帯域の夫々の生データを再生成する生データ再生成部をさらに備える
請求項１から５のいずれか１項に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 - 前記受信した基準データと差分データを格納する記憶部をさらに備える
請求項６に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 - Ｘ線を照射するＸ線管と、前記照射されたＸ線に由来する光子を計数する検出器とを有する光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置のデータ転送方法であって、
前記検出器の計数結果を収集して、その計数結果から複数のエネルギー帯域の夫々に対して生データを生成する生データ生成ステップと、
前記生成されたエネルギー帯域ごとの生データ間で相互に生データの値を参照し、その生データごとに情報圧縮を行う情報圧縮ステップと、
前記情報圧縮された生データを送信するデータ送信ステップと、
を含む光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置のデータ転送方法。 - 前記情報圧縮ステップは、
前記生成された生データの差分データを求める差分演算処理ステップを含み、
前記差分演算処理ステップは、
前記複数のエネルギー帯域のいずれかのエネルギー帯域を基準エネルギー帯域として選択し、選択した前記基準エネルギー帯域の生データを基準エネルギーとする一方、前記基準エネルギー帯域以外の帯域に対しては、隣接する２つのエネルギー帯域の夫々の前記生データの差分データを求め、
前記データ送信ステップは、
求めた複数の前記差分データと前記基準データとを前記情報圧縮された生データとして送信する
請求項８に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層撮影装置のデータ転送方法。
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