JP2014158713A - コンピュータ断層撮影装置、校正プログラム、及び光子数校正装置 - Google Patents

コンピュータ断層撮影装置、校正プログラム、及び光子数校正装置 Download PDF

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Abstract

【課題】断層撮影における画質の向上を可能とするコンピュータ断層撮影（Computed Tomography：ＣＴ）装置を提供する。
【解決手段】コンピュータ断層撮影装置は、所定のスキャンパラメータを用いて、所定の視野位置のＸ線源から放射される入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー識別検出器と、各エネルギー識別検出器の複数のエネルギーウィンドウにおいて、捕捉された入射Ｘ線光子の光子計数を決定し、所定の検出器角度応答校正参照テーブルに基づき、各エネルギー識別検出器のエネルギーウィンドウごとに光子計数を調整する処理部とを備える。
【選択図】図８

Description

本発明の実施形態は、コンピュータ断層撮影装置、校正プログラム、及び光子数校正装置に関する。
Ｘ線断層撮影とは、最も簡単に言えば、Ｘ線が被写体を通過し、検出器が照射されたＸ線ごとの減衰量を全体的に関連付けることである。減衰量は、対象物がある場合とない場合とで照射される同一のＸ線を比較して得られる。この概念定義から、画像を適切に構成するにはいくつかの工程が必要である。例えば、Ｘ線発生装置の有限寸法、発生装置からの非常に低いエネルギーをもつＸ線を遮断するフィルタの性質および形状、検出器の詳細な幾何学的配置および特徴、ならびに取得システムの容量のすべてが、どのように画像が実際に再構成されるかに影響を及ぼす要因となる。
考えられる多数の幾何学的配置のひとつにおいて、図１に示すグラフの頂点にあるＸ線源が、ファンを形成し対象物を通過するＸ線を放射している。広範囲の値をとりうるが、一般に、距離「Ｃ」は約１００ｃｍ、「Ｂ」は約６０ｃｍ、「Ａ」は約４０ｃｍである。断層撮影の原理では、少なくとも１８０度の範囲を網羅する一群のＸ線が、対象物の各点を通過する必要がある。したがって、Ｘ線発生装置および検出器を含む装置全体が、患者の周囲を回転する。数学的考察によれば、１８０度にファン角度を加えたスキャンが行われれば、断層撮影の条件が満たされる。
従来のＸ線検出器は、放射線センサで生成された電流をすべて統合し、個々の光子検出事象から得られる振幅情報を無視する。各事象から得られる電荷振幅は光子の検出エネルギーに比例するので、従来のデータ取得では各光子のエネルギーについて何の情報も得られず、よって、被写体における減衰係数のエネルギー依存性を捉えることができない。
一方、単一光子計数および個別の波高分析が可能な半導体Ｘ線検出器を用いることができる。このようなＸ線検出器は、マルチ画素並列読出しおよび高速計数に適した特定用途向け集積回路（Application-Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）と組み合わせて、室温動作が可能で良好なエネルギー分解能を有する高速半導体放射線センサ材を利用することによって可能となる。
このような光子計数検出器（Ｘ線検出器）の主な利点のひとつは、波高分析読出しと組み合わせた場合、被写体における減衰係数についてスペクトル情報が得られるということである。実際には、減衰係数は光子エネルギーに強く依存するが、従来のＸ線検出器は１つの平均エネルギーでの減衰を測定する。これに対して、波高分析を用いたシステムでは、入射Ｘ線光子を、その検出エネルギーに基づき、いくつかのエネルギービンに分類することができる。このスペクトル情報により、物質の識別およびターゲットのコントラストを効率的に改善でき、患者に対する薬剤の投与量を減らすことができる。しかしながら、光子計数検出器の検出効率には、入射するＸ線ビームの角度に依存する角度依存性がある。この光子計数検出器における検出効率の角度依存性によって、断層撮影における画質の劣化が生じる場合があった。
特開２０１２−１８７１４３号公報
本発明が解決しようとする課題は、断層撮影における画質の向上を可能とするコンピュータ断層撮影装置、校正プログラム、及び光子数校正装置を提供することである。
実施形態のコンピュータ断層撮影（Computed Tomography：ＣＴ）装置は、所定のスキャンパラメータを用いて、所定の視野位置のＸ線源から放射される入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー識別検出器と、各エネルギー識別検出器の複数のエネルギーウィンドウにおいて、捕捉された入射Ｘ線光子の光子計数を決定し、所定の検出器角度応答校正参照テーブルに基づき、各エネルギー識別検出器のエネルギーウィンドウごとに光子計数を調整する処理部とを備える。
図１は、ファンを形成して被写体を通過するＸ線ビームを放射するＸ線源を示す図である。 図２は、静止型スパース光子計数検出器を有するスペクトルＣＴイメージングシステムを示す図である。 図３は、５つのエネルギーウィンドウの光子計数検出器の応答例を示す図である。 図４Ａは、検出器表面に入射するＸ線ビームを示す図である。 図４Ｂは、検出器表面に入射するＸ線ビームを示す図である。 図５Ａは、ＣＺＴ検出器の検出Ｘ線スペクトルの角度依存性の例を示す図である。 図５Ｂは、ＣＺＴ検出器の検出Ｘ線スペクトルの角度依存性の例を示す図である。 図６は、Ｘ線源と静止型スパース検出器の相対的位置を示す図である。 図７は、スパースＣＴイメージングシステムの角度応答校正参照テーブルを決定する方法のフローチャートである。 図８は、角度応答校正参照テーブルを用いたスパースＣＴイメージングシステムの校正方法のフローチャートである。 図９は、様々な患者スキャンと校正スキャン（角度校正を行った場合および行わない場合）との不適合な検出器応答を示す図である。 図１０は、機械的に単純化されたＣＴ装置の図である。
開示される実施形態およびそれに付随する多くの効果は、添付図面を関連付けて以下の詳細な説明を参照することによって、より完全に理解されるであろう。この実施形態は、一般にコンピュータ断層撮影に関する。特に、本明細書に開示した実施形態は、スパーススペクトルＣＴイメージングにおける光子計数検出器の角度応答校正装置および角度応答校正方法に関する。
一実施形態では、（１）複数のエネルギー識別検出器を介して、所定のスキャンパラメータを用いて、特定視野位置のＸ線源から放射された入射Ｘ線光子を捕捉するステップと、（２）各エネルギー識別検出器の複数のエネルギーウィンドウにおいて、捕捉された入射Ｘ線光子の光子計数を決定するステップと、（３）所定の検出器角度応答校正参照テーブルに基づき、各エネルギー識別検出器のエネルギーウィンドウの光子計数を調整するステップと、を含む、コンピュータ断層撮影における検出器角度応答校正の方法を提供する。
一実施形態では、（１）所定のスキャンパラメータを用いて、所定視野のＸ線源から放射された入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー識別検出器と、（２）各エネルギー識別検出器の複数のエネルギーウィンドウにおいて、捕捉された入射Ｘ線光子の光子計数を決定し、所定の検出器角度応答校正参照テーブルに基づき、各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウの光子計数を調整する処理部と、を備えるコンピュータ断層撮影装置を提供する。
一実施形態では、検出器角度応答校正参照テーブルを決定して、コンピュータ断層撮影装置の複数のエネルギー識別検出器の角度応答を校正する方法であって、（１）入射角度とエネルギーレベルとの複数の組み合わせごとに所定数の単一エネルギー光子をシミュレーションすることにより、入射角度とエネルギーレベルとの組み合わせごとに初期検出効率パラメータ値を決定するステップと、（２）所定のスキャンパラメータとエネルギーレベルと所定の患者減衰パラメータとの複数の組み合わせごとに、各エネルギー識別検出器への入射スペクトルを算出するステップと、（３）所定のスキャンパラメータの複数の組み合わせと共に、ＣＴ装置内に配置されたファントムを用いて、一連の校正スキャンを実行するステップと、ここでファントムは所定の患者減衰パラメータに対応し、（４）所定のスキャンパラメータと所定の患者減衰パラメータとの組み合わせごとに、各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウの検出計数を測定するステップと、（５）検出効率パラメータ値と、入射スペクトルと、検出された計数とに基づき、各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウと、所定のスキャンパラメータの各組み合わせと、所定の患者減衰パラメータとに対応する検出効率パラメータ値を決定するステップと、（６）各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウと、所定のスキャンパラメータと、所定の患者減衰パラメータとに対応する決定された検出効率パラメータ値に基づき、検出器角度応答校正参照テーブルを決定するステップと、を含む方法を提供する。
別の実施例では、検出器角度応答校正参照テーブルを決定して、コンピュータ断層撮影装置の複数のエネルギー識別検出器の角度応答を校正する装置であって、この装置は、（１）入射角度とエネルギーレベルとの組み合わせごとに所定数の単一エネルギー光子をシミュレーションすることにより、入射角度とエネルギーレベルとの複数の組み合わせごとに検出効率パラメータ値を決定し、（２）所定のスキャンパラメータとエネルギーレベルと所定の患者減衰パラメータとの複数の組み合わせごとに、各エネルギー識別検出器に対する入射スペクトルを計算し、（３）所定のスキャンパラメータの複数の組み合わせと共に、ＣＴ装置内に配置されたファントムを用いて、一連の校正スキャンを実行するステップと、ここでファントムは所定の患者減衰パラメータに対応し、（４）所定のスキャンパラメータと所定の患者減衰パラメータとの組み合わせごとに、各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウの検出計数を測定し、（５）検出効率パラメータ値、入射スペクトル、および検出計数に基づき、各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウ、所定のスキャンパラメータの各組み合わせ、および所定の患者減衰パラメータに対応する検出効率パラメータ値を決定し、（６）各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウ、所定のスキャンパラメータ、および所定の患者減衰パラメータに対応して決定された検出効率パラメータ値に基づき、検出器角度応答校正参照テーブルを決定する処理部を備えた装置を提供する。
次に図面を参照すると、図２は、静止型スパース光子計数検出器および回転式Ｘ線源を有するスパーススペクトルＣＴイメージングシステムを示す図である。例えば、図２では、点線の円周上に黒四角で示された静止型スパース光子計数検出器（光子計数検出器又は検出器）が配置されている。そして、その円周の内側には、黒丸で示された回転式Ｘ線源（Ｘ線源）が配置されている。このように静止型の複数の光子計数検出器と回転式のＸ線源とが配置されたスパーススペクトルＣＴイメージングシステムは、回転式のＸ線源の回転に同期して光子計数検出器も回転する第三世代のＣＴイメージングシステムとは区別する意味で、スパース第四世代と言われている。Ｘ線源の軌跡は、光子計数検出器によって画定されるリングの内側または外側にあってもよい。
光子計数検出器は、予め定義された、理想的には非重複の複数のエネルギーウィンドウのＸ線光子を計数することによって機能する。図３は、予め定義された５つの非重複エネルギーウィンドウの光子検出器の応答例を示す図である。
図４Ａおよび４Ｂは、検出器表面に入射するＸ線ビームを示す。現行の第三世代ＣＴスキャナ（ＣＴイメージングシステム）では、図４Ａに示すように、入射するＸ線ビーム（散乱光子は無視する）は、検出器表面に対して垂直である。図４Ｂに示すように、検出器の幅はａ、厚さはｄとする。チャネルおよび視野位置に関わらず、検出器を通過する経路長ｌは一定で検出器の厚さｄに等しい。この場合、データ取得は下式（１）のようにモデル化される。
ここで、Ｉｄｅｔは検出光子計数、ＥはＸ線光子エネルギー、Ｓ０（Ｅ）は患者を通過する前の入射スペクトル、μ（Ｅ）は光子エネルギーＥの関数としての患者線形減衰係数である。さらに、Ｄ（Ｅ）は検出器効率であり、この場合、下式（２）により簡単に求められる。
ここで、μｄ（Ｅ）は検出器の線形減衰係数である。
スパース第四世代の幾何学的配置では、図４Ｂに示すように、Ｘ線ビームは角度γ＞０で、または側面からでも、検出器表面に入射する。これに対して、第三世代の幾何学的配置では、図４Ａに示すように、γ＝０である。したがって、スパース第四世代の幾何学的配置では、γは、チャネルごと、視野位置ごとに異なってもよい。ここで、チャンネルは、例えば図２の円周上に黒四角で示された複数の光子計数検出器に対応するチャンネルである。また、視野位置は、例えば図２の黒丸で示されたＸ線源の視野位置である。角度γにより、検出器を通過する経路長ｌが決定される。したがって、全体の検出効率（検出効率パラメータ）Ｄ（γ，Ｅ）は、角度とスペクトルの両方に依存する。なお、回転式のＸ線源の回転に同期して光子計数検出器も回転する第三世代の場合でも、検出器の列数が例えば３２０列のように増えて、コーン角（体軸方向の角度）が大きくなると、Ｘ線ビームは斜めに（角度γ＞０）に入射する。したがって、第三世代の場合では、角度γは列ごとに異なってもよく、第三世代においても角度γによって、検出器を通過する経路長ｌが決定されてもよい。
図５Ａおよび５Ｂは、テルル化亜鉛カドミウム（Cadmium Zinc Telluride：ＣｄＺｎＴｅ（ＣＺＴ））検出器の検出効率の角度依存性（角度応答）の例を示す図である。具体的には、図５Ａは、異なる傾斜角を有するＣＺＴ検出器によって検出されたスペクトルの角度依存性の例を示す。また、図５Ｂは、理想ＣＺＴ検出器および傾斜したＣＺＴ検出器の両方による検出スペクトルの角度依存性の例を示す。図５Ｂに示すように、γ＝１９°の３ｍｍＣＺＴ検出器は、γ＝０°の１ｍｍＣＺＴ検出器とほとんど同じように挙動する。
角度依存性およびスペクトル依存性に加えて、Ｄ（γ，Ｅ）は、さらに計数率にも依存してよい。特に、光子計数検出器はポラリゼーションを原因として、より計数率に依存しやすい。これは、数え落とし補正があっても、計数率依存性からの残留効果があり得るからであり、さらに実際的な光子計数検出器においては、検出器エネルギー分解能により、複数のエネルギーウィンドウが厳密には非重複とはなり得ないからである。校正されないままであると、校正スキャンと患者スキャンとの間にデータ不整合が発生し、その結果、画質の劣化と診断能力の損失が生じる。
一実施例によれば、モンテカロルシミュレーションを用いて角度依存性を補正して、角度およびスペクトルに依存する検出効率Ｄ（γ，Ｅ）であり、検出器の角度応答を事前算出する方法が提供される。
他の実施例によれば、モンテカロルシミュレーションに加えて、校正スキャンを実行して、Ｄ（γ，Ｅ）の残留計数率依存性およびエネルギー分解能ボケを捕捉する。
一実施例によれば、モンテカロルシミュレーションおよび校正スキャンの結果として得られたＤ（γ，Ｅ）に基づき、視野位置ごとに、またチャネルごとに、角度依存性がスパーススペクトルＣＴ（コンピュータ断層撮影）イメージングシステムにおいて補正される。この実施例によれば、スキャン中、γは、図６に示すようにＸ線源と関心検出チャネルとの相対的位置によって決定される。ここで、ＲおよびｒはそれぞれＣＴイメージングシステムの中心からの検出器およびＸ線源の距離を表し、ψ／２はＸ線源と検出器を結ぶ線とＸ線源およびＣＴ（コンピュータ断層撮影）イメージングシステムの中心を結ぶ線との間の角度を表す。したがって、γは下式（３）で求められる。
このγの導出では、Ｒとｒは検出器のサイズと比較して大きいので、（図４Ａおよび図４Ｂが示すように）検出器では平行ビームの幾何学的配置が採用されるものと仮定する。
一実施例によれば、モンテカロルシミュレーションを用いて、入射角度γおよび光子エネルギーＥにおける、総体的に有効な検出効率を事前算出する。
図７は、モンテカロルシミュレーションおよび校正スキャンを用いてスパースＣＴイメージングシステムの角度応答校正参照テーブルを決定する方法を示すフローチャートである。モンテカロルシミュレーションは、校正スキャンの初期推定値を得るのに用いられる。どのような基準のモンテカロルシミュレーションパケージを用いてもよいし、スキャナの幾何学的配置、例えば、スパース静止型光子計数検出器を有する第四世代スキャナ、またはそのような検出器を含む他の幾何学的配置ごとに、シミュレーション結果を事前算出してもよい。例えば、このフローチャートの処理（Ｓ７０１〜Ｓ７１５）は、処理部６（図１０参照）が実行する。
モンテカロルシミュレーションを用いて検出効率を事前算出するために、所望入射角度γで検出器と相互作用する多数（Ｎ個）の単一エネルギー光子を生成する。光子と物質の異なる相互作用機構の既知の確率に基づき、各光子の事象歴（例えば、相互作用対非相互作用、機構Ａを介する相互作用対機構Ｂを介する相互作用）が追跡され、記録される。最終的には、検出器と相互作用し検出器によって検出された光子数が、数Ｍとして算出される。定義によれば、Ｍ／Ｎから、その所定のもとでの検出器の検出効率が得られる。下記ステップＳ７０１〜Ｓ７０５を参照されたい。
ステップＳ７０１で、各光子計数検出器の関心角度γごとに、また、関心エネルギーＥごとに、エネルギーＥで入射角度γを有するＮ個の単一エネルギー光子がシミュレーションされる。検出器の幾何学的配置は既知のものと仮定する。
ステップＳ７０３で、モンテカロルシミュレーションの結果から総検出計数Ｍが算出される。
ステップＳ７０５で、検出効率が下記の式（４）ように算出される。
次のステップで、検出器への入射スペクトルが算出され、一連の校正スキャンがｋＶｐ、ｍＡ、ウエッジ、および患者減衰（患者減衰パラメータ）の各種の値に対して実行され、Ｄ（γ，Ｅ）の残留計数率依存性およびエネルギー分解能ボケを補正する。例えば、ｋＶｐは、スキャン時のプロトコルに相当する。また、ｍＡは、スキャン時の技法に相当する。また、入射スペクトルは、プロトコル（ｋＶｐ）、フィルタリング法（例えば、ＣＴスキャナに内蔵されたボウタイフィルタ）、および患者減衰によって決まる。患者減衰は、その基本的な物質分解｛Ｌ１，Ｌ２｝によりパラメトリックに表される。物質分解｛Ｌ１，Ｌ２｝は、例えば基底物質（例えば、水など）と基底物質厚さなどのパラメータである。下記の関係式（５）が推定され、後で用いるために参照テーブル（（検出器）角度校正参照テーブル）に記憶される。
ステップＳ７０７で、（Ｌ１，Ｌ２，ｋＶｐ，ウエッジ，ｍＡ）の組み合わせごとに、検出器への入射スペクトルＳ（Ｅ；Ｌ１，Ｌ２，ｋＶｐ，ウエッジ，ｍＡ）が算出される。
一実施例によれば、検出器への入射スペクトルＳ（Ｅ；Ｌ１，Ｌ２，ｋＶｐ，ウエッジ，ｍＡ）は、確立され証明された分析手法を用いて、分析的に算出される。
他の実施例によれば、検出器への入射スペクトルＳ（Ｅ；Ｌ１，Ｌ２，ｋＶｐ，ウエッジ，ｍＡ）は、モンテカロルシミュレーションによって算出される。
ステップＳ７０９で、ＣＴスキャナと共に配置されたファントムを用いて、（Ｌ１，Ｌ２，ｋＶｐ，ウエッジ，ｍＡ）の組み合わせごとに校正スキャンが実行され、検出計数Ｍｋ（Ｌ１，Ｌ２，ｋＶｐ，ウエッジ，ｍＡ）がエネルギーウィンドウｋごとに測定される。
ステップＳ７１１で、Ｄ０（γ，Ｅ）を初期推定値として用いて、ｋごとに下記の式（６）で最小二乗解を求める。
ここで、Ｅｋはｋ番目のエネルギー閾値であり、Ｓ（Ｅ）は患者減衰を含む。
ステップＳ７１３で、モンテカロルシミュレーションおよび校正スキャンの結果を用いて、エネルギーウィンドウごとに、ｋＶｐ、ｍＡ、ウエッジ、患者減衰（｛Ｌ１，Ｌ２｝で表される）、とりうるγ値の範囲のそれぞれに対するＤ（γ，Ｅ）の参照テーブル（角度応答校正参照テーブル）を作成する。
図８は、角度応答校正参照テーブルを用いたスパーススペクトルＣＴイメージングシステムの校正方法のフローチャートである。例えば、このフローチャートの処理（Ｓ８０１〜Ｓ８０７）は、処理部６（図１０参照）が実行する。
ステップＳ８０１で、被写体スキャンにおいて、患者減衰｛Ｌ１，Ｌ２｝が近似される。
一実施例によれば、患者減衰は、非補正のＤ（γ，Ｅ）を用いて画像再構成の初回通過（例えば、非補正のＤ（γ，Ｅ）を用いた、ステップＳ８０３およびＳ８０５を繰り返す前の最初の画像再構成）によって近似される。
他の実施例によれば、患者減衰は、下記ステップＳ８０３およびＳ８０５を繰り返すことによって反復的に近似される。
ステップＳ８０３で、適用可能なｋＶｐ、ｍＡ、ウエッジ、γ、および推定患者減衰に基づき、チャネルごと、また視野位置ごとに、対応するＤｋ（γ，Ｅ）を参照テーブル（角度応答校正参照テーブル）から取得する。
ステップＳ８０５で、データ取得モデルの有効な検出効率としてＤｋ（γ，Ｅ）を用いて（下記式（７））、データ事前処理および画像再構成が実行される。
ここで、ｋは１以上の全エネルギーウィンドウ数を表し、Ｗｋはｋ番目のエネルギーウィンドウを表す。
図９は、患者スキャンと校正スキャンとの不適合な検出器応答を示す。図９において、点線は、角度に依存せず取得されたデータを表し、よって角度の校正を必要としない。実線は、角度に依存し、開示された角度応答校正を実行して取得されたデータを表し、二点鎖線は、角度に依存し、角度応答校正を実行せずに取得されたデータを表す。角度校正がないと（点線と二点鎖線）、投影領域に重大なデータエラーが生じ、画質が劣化する。角度校正があると（点線と実線）、データ不整合は補正される。
図１０は、本明細書で記述される検出器を有するＣＴ装置の基本的構造を示す。図１０のＣＴ装置は、Ｘ線管１、フィルタおよびコリメータ２、ならびに検出器３を有する。ＣＴ装置は、ガントリモータや、ガントリの回転を制御し、Ｘ線源を制御し、患者の寝台を制御する制御部４などの、機械的部品および電気的部品をさらに有する。ＣＴ装置は、データ取得システム５と、データ取得システムによって取得される投影データに基づき、ＣＴ画像を生成する（再構成）処理部６とをさらに有する。処理部６およびデータ取得システム５は、例えば検出器３から取得されるデータや再構成された画像を保存するように構成されたメモリ７を利用する。検出器３は、マルチ画素並列読出しおよび高速計数に適した特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）と組み合わせて、室温動作が可能で良好なエネルギー分解能を有する高速半導体放射線センサ材を利用することによって可能となる。また、検出器３は、シンチレータと光検出器とを有する検出器モジュールをリング状に配置することで形成される。ここで、シンチレータは、例えば、ＬＹＳＯ（Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate）、ＬＳＯ（Lutetium Oxyorthosilicate）、ＬＧＳＯ（Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate）などである。また、光検出器は、例えば、ＡＰＤ（Avalanche Photodiode）素子やＳｉＰＭ（Silicon Photomultiplier）などの半導体検出器や、光電子増倍管（ＰＭＴ（Photomultiplier Tube））である。
当業者が認識するように、処理部６は、特定用途向け集積回路、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）、または他の複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）などの個別の論理回路として実装できるＣＰＵを含む。ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤの実装は、ＶＨＤＬ（VHISC（Very High Speed IC） Hardware Description Language：超高速集積回路ハードウェア記述言語）、Ｖｅｒｉｌｏｇ（ヴェリログ）、または他の任意のハードウェア記述言語でコード化されてもよい。コードは、ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤ内の電子メモリに直接格納されてもよく、個別の電子メモリとして格納されてもよい。メモリは、ＲＯＭ（Read Only Memory：読み出し専用メモリ）、ＥＰＲＯＭ（Electrically Programmable Read Only Memory：電気的プログラマブル読み取り専用メモリ）、ＥＥＰＲＯＭ（Electrically Erasable Programmable Read Only Memory：電気的消去可能プログラマブル読み出し専用メモリ）、またはフラッシュ（ＦＬＡＳＨ（登録商標））メモリなどの不揮発性であってもよい。メモリはまた、スタティックＲＡＭ（Random Access Memory：ランダムアクセスメモリ）またはダイナミックＲＡＭなどの揮発性であってもよい。電子メモリ、および、ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤとメモリとの相互作用を管理するために、マイクロコントローラまたはマイクロ処理装置などの処理装置を設けてもよい。
処理部６は、本明細書に記載の機能を実行するコンピュータ可読の指令一式を含むコンピュータプログラムを実行してもよい。プログラムは、上記の非一時的電子メモリ、あるいはハードディスクドライブ、ＣＤ（Compact Disc：コンパクトディスク）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc：デジタル多用途ディスク）、フラッシュ（ＦＬＡＳＨ）ドライブ、または任意の他の既知の記憶媒体、あるいはその両方に格納されるものである。さらに、コンピュータ可読指令は、Ｘｅｏｎ（ジオン）プロセッサ（米国、Ｉｎｔｅｌ（インテル）社、（登録商標））またはＯｐｔｅｒｏｎ（オプテロン）プロセッサ（米国、ＡＭＤ（Advanced Micro Devices：アドバンストマイクロデバイシーズ）社、（登録商標））などの処理装置、ならびにＶＩＳＴＡ（Ｍｉｃｒｏｓｏｆｔ社、（登録商標））、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ（登録商標）、ＬＩＮＵＸ（登録商標）、ＭＡＣ−ＯＳ（Ａｐｐｌｅ社、（登録商標））、および当業者に周知の他のオペレーティングシステムと共に実行するユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、またはオペレーティングシステムの構成要素、あるいはそれらの組み合わせとして提供されてもよい。
ＣＰＵによって処理されると、処理信号は、ＣＴ画像を生成する再構成処理部に送られる。画像に対して、メモリへの保存または表示部への表示、あるいはその両方が実行される。当業者が認識するように、メモリは、ハードディスクドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、フラッシュドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、または当技術分野において周知の任意の他の電子格納部であってもよい。表示部は、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display：液晶表示）表示装置、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube：ブラウン管）表示装置、プラズマ表示装置、ＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode：有機発光ダイオード）、ＬＥＤ（Light Emitting Diode：発光ダイオード）、または当技術分野において周知の任意の他の表示装置として実装されてもよい。そのようなものとして、本明細書において提供されるメモリおよび表示部の説明は、単なる例であって、決して本進歩の範囲を限定するものではない。
開示された実施例では、検出器の検出効率の角度依存性が、現行のＣＴデータ取得モデルに効果的に組み入れられる。
開示された実施例では、検出器応答の角度依存性、ならびに、計数率依存性およびエネルギー分解能ボケから生じうる残留効果によるデータ不整合が補正される。
当業者にとって明らかなように、上記に開示された検出器角度応答校正方法は、単一スライススキャナおよび多重ライススキャナを含むすべてのＣＴスキャナの幾何学的配置に適用される。さらに、上記に開示された方法は、平行ビーム、ファンビーム、およびコーンビームを含むすべて種類のＣＴビームにおいて用いることができる。また、上記に開示された方法は、傾斜型ＣＺＴ検出器に用いることができる。
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。
１…Ｘ線管、２…フィルタおよびコリメータ、３…検出器、４…制御部、５…データ取得システム、６…処理部、７…メモリ

Claims (12)

  1. 所定のスキャンパラメータを用いて、所定の視野位置のＸ線源から放射される入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー識別検出器と、
    各エネルギー識別検出器の複数のエネルギーウィンドウにおいて、前記捕捉された入射Ｘ線光子の光子計数を決定し、所定の検出器角度応答校正参照テーブルに基づき、各エネルギー識別検出器の前記エネルギーウィンドウごとに前記光子計数を調整する処理部と、
    を備えるコンピュータ断層撮影（Computed Tomography：ＣＴ）装置。
  2. 前記処理部は、さらに
    前記決定された光子計数に基づき、前記患者減衰パラメータを推定し、
    前記所定の検出器角度応答校正参照テーブルと、前記推定された患者減衰パラメータと、前記所定のスキャンパラメータとに基づき、各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウにおいて、前記所定の視野位置の有効な検出効率パラメータ値を取得し、
    前記取得された有効な検出器効率パラメータ値に基づき、各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウにおいて、前記所定の視野位置の光子計数を調整する請求項１に記載のコンピュータ断層撮影装置。
  3. 前記処理部は、さらに、未補正の検出器効率に基づき、画像再構成を実行することによって、患者減衰パラメータを推定する請求項２に記載のコンピュータ断層撮影装置。
  4. 前記推定するステップは、患者減衰パラメータを反復的に近似する請求項２に記載のコンピュータ断層撮影装置。
  5. コンピュータ断層撮影（Computed Tomography：ＣＴ）の検出器の角度応答を校正するコンピュータ断層撮影装置の校正プログラムであって、
    複数のエネルギー識別検出器を介して、所定のスキャンパラメータを用いて、所定の視野位置のＸ線源から放射された入射Ｘ線光子を捕捉する捕捉ステップと、
    各エネルギー識別検出器の複数のエネルギーウィンドウにおいて、前記捕捉された入射Ｘ線光子の光子計数を決定する決定ステップと、
    所定の検出器角度応答校正参照テーブルに基づき、各エネルギー識別検出器の前記エネルギーウィンドウごとの光子計数を調整する調整ステップと、
    を含むコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
  6. 前記調整ステップは、
    前記決定された光子計数に基づき、患者減衰パラメータを推定する推定ステップと、
    前記所定の検出器角度応答校正参照テーブルと、前記推定された患者減衰パラメータと、前記所定のスキャンパラメータとに基づき、各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウにおいて、前記所定の視野位置の有効な検出効率パラメータ値を取得するステップと、
    前記取得された有効な検出効率パラメータ値に基づき、各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウにおいて、前記所定の視野位置の光子計数を調整するステップと、
    を含む請求項５に記載のコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
  7. 前記推定ステップは、未補正の検出効率パラメータ値に基づき、画像再構成を実行することによって、患者減衰パラメータを推定するステップを含む請求項６に記載のコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
  8. 前記推定ステップは、前記患者減衰パラメータを反復して近似するステップを含む請求項６に記載のコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
  9. 検出器角度応答校正参照テーブルを決定して、コンピュータ断層撮影（Computed Tomography：ＣＴ）装置の複数のエネルギー識別検出器の角度応答を校正するコンピュータ断層撮影装置の校正プログラムであって、
    入射角度とエネルギーレベルとの組み合わせごとに所定数の単一エネルギー光子をシミュレーションすることにより、入射角度とエネルギーレベルとの複数の組み合わせごとの検出効率パラメータ値を決定するステップと、
    所定のスキャンパラメータとエネルギーレベルと所定の患者減衰パラメータとの複数の組み合わせごとに、各エネルギー識別検出器への入射スペクトルを算出するステップと、
    前記所定のスキャンパラメータの複数の組み合わせと共に、前記コンピュータ断層撮影装置内に配置された、前記所定の患者減衰パラメータに対応したファントムを用いて、一連の校正スキャンを実行するステップと、
    所定のスキャンパラメータと前記所定の患者減衰パラメータとの組み合わせごとに、各エネルギー識別検出器の前記エネルギーウィンドウごとの検出計数を測定するステップと、
    前記検出効率パラメータ値と、前記入射スペクトルと、前記検出された計数とに基づき、各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウと、所定のスキャンパラメータの各組み合わせと、前記所定の患者減衰パラメータとに対応する検出効率パラメータ値を決定するステップと、
    各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウと、前記所定のスキャンパラメータと、前記所定の患者減衰パラメータとに対応する前記決定された検出効率パラメータ値に基づき、前記検出器角度応答校正参照テーブルを決定するステップと、
    を含むコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
  10. 前記検出効率パラメータ値を決定するステップは、
    エネルギーレベルと入射角度との組み合わせごとに、前記単一エネルギー光子の所定数をシミュレーションするステップと、
    前記シミュレーションされた単一エネルギー光子の所定数に基づき、エネルギー識別検出器ごとの入射Ｘ線光子の総検出計数を算出するステップと、
    前記単一エネルギー光子の所定数および前記算出された総検出計数に基づき、入射角度とエネルギーレベルとの前記複数の組み合わせごとに、前記検出効率パラメータ値を算出するステップと、
    を含む請求項９に記載のコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
  11. 検出器角度応答校正参照テーブルを決定して、コンピュータ断層撮影（Computed Tomography：ＣＴ）装置の複数のエネルギー識別検出器の角度応答を校正する光子数校正装置であって、
    前記校正装置は処理部を備え、
    前記処理部は、
    入射角度とエネルギーレベルとの組み合わせごとに所定数の単一エネルギー光子をシミュレーションすることにより、入射角度とエネルギーレベルとの複数の組み合わせごとに検出効率パラメータ値を決定し、
    所定のスキャンパラメータとエネルギーレベルと所定の患者減衰パラメータとの複数の組み合わせごとに、各エネルギー識別検出器への入射スペクトルを算出し、
    前記所定のスキャンパラメータの複数の組み合わせと共に、前記ＣＴ装置内に配置されたファントム用いて、一連の校正スキャンを実行し、ここで前記ファントムは前記所定の患者減衰パラメータに対応し、
    所定のスキャンパラメータと前記所定の患者減衰パラメータとの組み合わせごとに各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウに対応する検出計数を測定し、
    前記検出効率パラメータ値と、前記入射スペクトルと、前記検出された計数とに基づき、各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウと、所定のスキャンパラメータの各組み合わせと、前記所定の患者減衰パラメータとに対応する検出効率パラメータ値を決定し、
    各エネルギー識別検出器の各エネルギーウィンドウと、前記所定のスキャンパラメータと、前記所定の患者減衰パラメータとに対応する前記決定された検出効率パラメータ値に基づき、前記検出器角度応答校正参照テーブルを決定する光子数校正装置。
  12. 前記検出効率パラメータ値を決定するとき、前記処理部は、
    エネルギーレベルと入射角度との組み合わせごとに、前記単一光子の所定数をシミュレーションし、
    前記シミュレーションされた単一光子の所定数に基づき、エネルギー識別検出器ごとの入射Ｘ線光子の総検出計数を算出し、
    前記単一エネルギー光子の所定数および前記算出された総検出計数に基づき、入射角度とエネルギーレベルとの前記複数の組み合わせごとに、前記検出効率パラメータ値を算出する請求項１１に記載の光子数校正装置。
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