JP2016131886A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】低コストでスペクトルＣＴを実現すること。【解決手段】実施形態のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線源と、第１のＸ線検出器と、第２のＸ線検出器とを備える。Ｘ線源は、Ｘ線を照射する。第１のＸ線検出器は、前記Ｘ線源と対向して回転軸周りに回転可能であり、前記Ｘ線源から照射されて被検体を透過したＸ線を検出する。第２のＸ線検出器は、前記回転軸を中心とした円周上に固定配置された検出器であって、前記回転軸へ向かう方向に積層された複数のシンチレータと、各シンチレータにより検出されたＸ線信号に基づいて出力信号を生成する光センサとを備える。【選択図】図４

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置に関する。

ほとんどのＣＴスキャナ（「ＣＴスキャナ装置」とも言う）におけるＸ線ビームは、一般に多色である。しかし、第３世代ＣＴスキャナは、検出器のエネルギー積分特性に応じたデータに基づいて、画像を生成する。このような従来の検出器は、エネルギー積分検出器と呼ばれ、エネルギー積分したＸ線データを収集する。一方、光子計数検出器（Photon-Counting Detector：ＰＣＤ）は、エネルギー積分特性ではなく、Ｘ線源のスペクトル特性を収集するように構成されている。透過したＸ線データのスペクトル特性を得るために、ＰＣＤは、Ｘ線ビームをそのエネルギー成分すなわちスペクトルのビンに分割し、各ビン中の光子の数を計数する。Ｘ線源のスペクトル特性を使用するＣＴは、しばしば、スペクトルＣＴと呼ばれる。２つ以上のエネルギーレベルで透過されたＸ線の検出を行うため、スペクトルＣＴには、一般に当然のことながらデュアルエネルギーＣＴが含まれる。

スペクトルＣＴにより、Ｘ線ビームの全スペクトルに含まれる付加的な臨床情報が得られるため、スペクトルＣＴは従来のＣＴよりも利点が多い。例えば、スペクトルＣＴにより、組織を識別すること、カルシウム含む組織とヨウ素を含む組織とを識別すること、より細い血管の検出を向上させることが容易になる。利点の中でも特に、スペクトルＣＴは、ビームハードニングアーチファクトを低減し、スキャナの種類とは無関係にＣＴ値の精度を高める。

従来の試みとして、スペクトルＣＴの実施において、積分検出器が使用される。ある試みでは、ガントリ（「架台」とも言う）が患者の周りを回転する間にデータを収集するために、互いに所定の角度でガントリに配置される、デュアル線源およびデュアル積分検出器が用いられる。別の試みでは、ｋＶスイッチングを行うシングル線源と、ガントリが患者の周りを回転する間にデータを収集するためにガントリに配置されるシングル積分検出器の組み合わせが用いられる。さらに別の試みでは、ガントリが患者の周りを回転する間にデータを収集するためにガントリに重ねて配置される、シングル線源とデュアル積分検出器が用いられる。スペクトルＣＴに対するこのような試みはどれも、臨床に役立つ画像を再構成するために、ビームハードニング、時間分解能、雑音、不十分な検出器応答、不十分なエネルギー分離等の課題を実質的に解決することに成功していない。

スペクトルＣＴには、次のような欠点もある。ｋＶスイッチングが遅いため、患者の移動時や各スキャンの間に動態変化が行われる場合に課題が生じる。データ領域の分解も非常に難しい。動きの課題を克服するために、高いサンプルレートには高速ｋＶスイッチングが必要となる。しかし、複雑で高価なシステムが必要であり、それでも理想的な波形は得られず、空間的位置決めとの雑音のバランスが良くない。

二層検出器はエネルギー分離に限りがあり、一層検出器よりも高価である。さらに、患者およびスキャンの状態に対する適応性がない。デュアル線源のイメージングシステムはデータ領域の位置決めに課題があり、有用性の低い画像領域スペクトル分解法が必要となる。また、シングル線源のイメージングシステムよりもはるかに高価である。

光子計数ＣＴシステムは、汎用、診断、または臨床目的のＣＴに好適とは言えない。臨床ＣＴに求められる高い計数率では、パイルアップや偏光により課題が生じる。エネルギー共有とＫ−ｅｓｃａｐｅのため、測定値の分光精度には疑問の余地がある。また、光子計数システムはより高価である。

米国特許出願公開第２０１３／０２９２５７４号明細書 米国特許出願公開第２０１３／００５８４５２号明細書 米国特許第８３９１４３９号明細書 米国特許第６５５３０９２号明細書 米国特許出願公開第２０１３／０２５１０９７号明細書

本発明が解決しようとする課題は、低コストでスペクトルＣＴを実現することができるＸ線ＣＴ装置を提供することである。

実施形態のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線源と、第１のＸ線検出器と、第２のＸ線検出器とを備える。Ｘ線源は、Ｘ線を照射する。第１のＸ線検出器は、前記Ｘ線源と対向して回転軸周りに回転可能であり、前記Ｘ線源から照射されて被検体を透過したＸ線を検出する。第２のＸ線検出器は、前記回転軸を中心とした円周上に固定配置された検出器であって、前記回転軸へ向かう方向に積層された複数のシンチレータと、各シンチレータにより検出されたＸ線信号に基づいて出力信号を生成する光センサとを備える。

図１は、一例示的実施形態に係る、第３世代と第４世代を組み合わせたＣＴ装置の断面図である。 図２は、一例示的実施形態に係るＣＴシステムの実施例を示す図である。 図３は、一例示的実施形態に係る、層読み出し配置の多層エネルギー積分検出器（Multiple-Layered energy-Integrating Detector：ＭＬＩＤ）（MLID in a Layer readout configuration：Ｌ−ＭＬＩＤ）を示す図である。 図４は、一例示的実施形態に係る、第３世代ＣＴ装置と複数のＬ−ＭＬＩＤを組み合わせた第４世代ＣＴ装置の断面図である。 図５は、一例示的実施形態に係る、側面読み出し配置のＭＬＩＤ（MLID in a Side readout configuration：Ｓ−ＭＬＩＤ）を示す図である。 図６は、一例示的実施形態に係る、第３世代ＣＴ装置と複数のＳ−ＭＬＩＤを組み合わせた第４世代ＣＴ装置の断面図である。

以下、図面を参照して、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。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。

本明細書の実施形態は、ハイブリッド型ＣＴスキャナにおける多層エネルギー積分検出器について説明する。実施形態によっては、スペクトルＣＴ装置は、被検体の周りを一定の円周の長さで共に回転するように構成されたＸ線源およびＸ線検出器と、被検体周りの静止した周囲に配置された複数の多層エネルギー積分検出器とを備える。多層エネルギー積分検出器はそれぞれ、層状に重なる複数のシンチレータを含む。実施形態によっては、多層エネルギー積分検出器は、被検体を通って放射されたＸ線光子からのスペクトル情報を測定するように構成された、積層された複数のシンチレータと、交互に配置された複数の光センサとを備える。実施形態によっては、多層エネルギー積分検出器は、積層された複数のシンチレータと、被検体を通って放射されたＸ線光子からのスペクトル情報を測定するように構成された隣接の光センサとを備える。実施形態によっては、被検体を通って放射されたＸ線光子からのスペクトル情報を測定する方法は、積層された複数のシンチレータ材料に隣接した光センサにおいて、放射されたＸ線光子のエネルギーレベルを測定するステップを含む。実施形態によっては、被検体を通って放射されたＸ線光子からのスペクトル情報を測定する方法は、層状に交互に積み重ねられたシンチレータおよび対応する光センサによって、放射されたＸ線光子のエネルギーを測定するステップを含む。

一実施形態では、ＣＴスキャナ装置は、ＣＴスキャナ装置のガントリに取り付けられたＸ線源を備える。ＣＴスキャナ装置はまた、ガントリに取り付けられ、Ｘ線源の反対側にあり、Ｘ線源から照射され被検体を透過したＸ線を検出するように構成された第１のＸ線検出器を備える。ＣＴスキャナ装置はまた、低密度に固定配置された第２のＸ線検出器（例えば、ＭＬＩＤ）のアレイを備える。第２のＸ線検出器はそれぞれ、側面読み出し配置において、積層された複数のシンチレータと、積層されたシンチレータの側壁に隣接した光センサとを備える。

一実施形態では、ＣＴスキャナ装置は、ＣＴスキャナ装置のガントリに取り付けられたＸ線源を備える。ＣＴスキャナ装置はまた、ガントリに取り付けられ、Ｘ線源の反対側にあり、Ｘ線源から照射され被検体を透過したＸ線を検出するように構成された第１のＸ線検出器を備える。ＣＴスキャナ装置はまた、低密度に固定配置された第２のＸ線検出器のアレイを備え、第２のＸ線検出器はそれぞれ、層読み出し配置において交互に配置された複数のシンチレータと光センサとを備える。

（第１の実施形態）
ここで図面（図面全体を通して、同じ参照番号は同一または対応する要素を示す）を参照すると、図１は、ＣＴスキャナシステム（Ｘ線ＣＴ装置とも言う）において、所定の第３世代ジオメトリを有する検出器と組み合わせて、所定の第４世代ジオメトリを有するＰＣＤを配置するための実施例を示す図である。図１には、一例示的実施形態における、スキャン対象の被検体ＯＢＪと、Ｘ線源１０１と、Ｘ線検出器１０３と、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮとの相対関係が示されている。簡潔にするために、データを収集して処理する際、および収集されたデータに基づいて画像を再構成する際に使用されうる他の構成要素や回路が、図１では省略されている。Ｘ線源１０１は、Ｘ線を照射する。一般に、各光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、所定のエネルギービン毎に光子計数を出力する。第４世代ジオメトリにおいて低密度に配置される光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮに加え、図１に示す実施例は、ＣＴスキャナシステムにおいて従来の第３世代ジオメトリを有するＸ線検出器１０３等の検出器を備える。Ｘ線検出器１０３は、Ｘ線源１０１と対向して回転軸周りに回転可能であり、Ｘ線源１０１から照射されて被検体ＯＢＪを透過したＸ線を検出する。検出器１０３の検出素子を、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮよりも高密度に、検出器表面に沿って配置することができる。関連する特許文献５を参照。その内容は、参照することにより本明細書に組み込まれる。なお、Ｘ線検出器１０３のことを第１のＸ線検出器とも言う。

一実施例では、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮが、環状等の所定のジオメトリで被検体ＯＢＪの周りに低密度に設置される。例えば、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、ガントリ１００の所定の円形部品１１０上に固定配置される。一実施例では、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、円形部品１１０上の所定の等間隔位置に固定配置される。代替実施例では、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、円形部品１１０上の所定の非等間隔位置に固定配置される。円形部品１１０は、被検体ＯＢＪに対して静止したままであり、データ収集の間に回転することはない。

光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮが被検体ＯＢＪに対して静止している一方で、Ｘ線源１０１とＸ線検出器１０３は共に被検体ＯＢＪの周りを回転する。一実施例では、Ｘ線源１０１は、低密度に配置された光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮの内側で被検体ＯＢＪの周りを回転しながら、被検体ＯＢＪに向かって所定の線源ファンビーム角度でＸ線を放射するように、Ｘ線撮影ガントリ１００内の環状フレームの第１の回転部１２０に取り付けられる。さらに、別のＸ線検出器１０３が、第３世代ジオメトリを有する第２の回転部１３０に取り付けられる。第２の回転部１３０は、被検体ＯＢＪを挟んでＸ線源１０１の正反対の位置にＸ線検出器１０３を搭載し、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮが所定の低密度な形で固定配置されている静止円形部品１１０の外側を回転する。

一実施例では、第１の回転部１２０および第２の回転部１３０は、１つの構成要素として一体的に構成される。これにより、これらの回転部が被検体ＯＢＪの周りを異なる半径で回転する際にＸ線源１０１とＸ線検出器１０３との間の角度は一定（１８０度等）に保たれる。任意の実施例では、第１の回転部１２０および第２の回転部１３０は別個の構成要素であるが、同期して回転することで、Ｘ線源１０１とＸ線検出器１０３は被検体ＯＢＪを挟んで１８０度の固定された対向位置に保たれる。さらに、第１の回転部１２０の回転面に垂直な所定の方向に被検体ＯＢＪを移動させると、Ｘ線源１０１は螺旋軌道を動くことができる。

Ｘ線源１０１とＸ線検出器１０３が被検体ＯＢＪの周りを回転する際に、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮおよびＸ線検出器１０３はそれぞれ、データ収集の間に透過Ｘ線を検出する。光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、被検体ＯＢＪを透過したＸ線を所定の検出器ファンビーム角度で断続的に検出し、所定のエネルギービン毎に光子の数を表す計数値を個々に出力する。一方、Ｘ線検出器１０３の検出器素子は、被検体ＯＢＪを透過したＸ線を連続的に検出し、Ｘ線検出器１０３が回転する際に検出信号を出力する。一実施例では、Ｘ線検出器１０３には、検出器表面上に所定のチャネル方向および所定のセグメント方向に、エネルギー積分検出器が高密度に配置される。

一実施例では、Ｘ線源１０１、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮ、および検出器１０３は、半径が異なる３つの所定の円形軌道を集合的に形成する。少なくとも１つのＸ線源１０１が被検体ＯＢＪの周りを第２の円形軌道に沿って回転する一方で、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、被検体ＯＢＪの周りの第１の円形軌道に沿って低密度に配置される。また、Ｘ線検出器１０３は、第３の円形軌道に沿って動く。上記の例示的実施形態は、第３の円形軌道が最大であり、被検体ＯＢＪの周りの第１および第２の円形軌道の外側にあることを示している。図示はしないが、代替実施形態では、被検体ＯＢＪの周りに低密度に配置された光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮの第１の円形軌道よりも、Ｘ線源１０１の第２の円形軌道のほうが大きく、外側になるように、第１および第２の円形軌道の相対関係を変えてもよい。さらに、別の代替実施形態では、Ｘ線源１０１も、Ｘ線検出器１０３と同じ第３の円形軌道上を動くことができる。さらに、上記の代替実施形態において、低密度に配置された光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮの第１の円形軌道の外側をＸ線源１０１が動く際に後ろからＸ線を照射される光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮのそれぞれに対して、保護用背面カバーを設けてもよい。

他の代替実施形態では、ＣＴスキャナにおいて、所定の第３世代ジオメトリを有する検出器と組み合わせて、所定の第４世代ジオメトリを有する光子計数検出器を配置する。同様に、さらなる代替実施形態では、所定の高レベルエネルギーおよび所定の低レベルエネルギーでＸ線を照射するｋＶスイッチング機能を実行するように構成または設計されたＸ線源１０１を備えてもよい。

一般に、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、円形部品１１０に沿って低密度に配置される。光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮはスパースビュー（sparse view）投影データを収集するが、収集された投影データは、少なくとも、スパースビュー再構成技術を用いるデュアルエネルギー（Dual-Energy：ＤＥ）再構成に対しては十分である。加えて、Ｘ線検出器１０３は、画質を全体的に改善するために使用される別の投影データを収集する。Ｘ線検出器１０３が、散乱線除去グリッドを有するエネルギー積分検出器で構成される場合、Ｘ線検出器１０３からの投影データを用いて、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮからの投影データ上の散乱線が補正される。一実施例では、所定の円形部品１１０および光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮの一部へのＸ線透過を考慮して、積分検出器を任意に較正する必要がある。投影データを収集する際に、空間分解能を高めるために、線源の軌道上のサンプリングを十分に密に行ってもよい。

図２は、ＣＴ装置またはスキャナにおける図１のＸ線撮影ガントリ１００の実施例を示す。図２に示すように、側面図で示されるＸ線撮影ガントリ２００は、Ｘ線管２０１と、環状フレーム２０２と、多列または２次元アレイタイプＸ線検出器２０３とを備える。Ｘ線管２０１とＸ線検出器２０３は、環状フレーム２０２上に対象Ｓを挟んで正反対の位置に搭載され、環状フレーム２０２は、回転軸ＲＡの周りを回転可能に支持される。対象Ｓが図示されたページの内外へ回転軸ＲＡに沿って動かされる一方で、回転ユニット２０７は、０．４秒／回転等の高速で環状フレーム２０２を回転させる。

マルチスライスＸ線ＣＴ装置はさらに、高電圧発生器２０９を備える。スリップリング２０８によってＸ線管２０１に印加される管電圧を高電圧発生器２０９が発生させることにより、Ｘ線管２０１はＸ線を発生させる。Ｘ線は対象Ｓに向けて照射され、対象Ｓの断面領域が円で表される。Ｘ線検出器２０３は、対象Ｓを透過した放射Ｘ線を検出するために、対象Ｓを挟んでＸ線管２０１と反対側に配置される。Ｘ線検出器２０３はさらに、個別の検出器素子またはユニットを備える。

図２を引き続き参照すると、ＣＴ装置はさらに、Ｘ線検出器２０３からの検出信号を処理するための他の装置を備える。データ収集回路すなわちデータ収集システム（Data Acquisition System：ＤＡＳ）２０４は、チャネル毎にＸ線検出器２０３から出力された信号を電圧信号に変換し、変換された信号を増幅し、さらにデジタル信号に変換する。Ｘ線検出器２０３およびＤＡＳ２０４は、１回転あたりの所定の全投影数（Total number of Projections Per Rotation：ＴＰＰＲ）を扱うように構成される。ＴＰＰＲの例として、９００ＴＰＰＲ、９００〜１８００ＴＰＰＲ、９００〜３６００ＴＰＰＲが挙げられるが、これらに限定されない。

上記のデータは、非接触データ送信器２０５を介して、Ｘ線撮影ガントリ２００の外にある操作卓に格納される前処理装置２０６に送信される。前処理装置２０６は、生データに対する感度補正といった特定の補正を行う。メモリ２１２は、結果として得られたデータを格納する。このデータは、再構成処理直前の段階で投影データとも呼ばれる。メモリ２１２は、再構成装置２１４、入力装置２１５、ディスプレイ２１６と共にデータ／制御バス２１１を介してシステム制御部２１０に接続される。再構成装置２１４は、投影データからの画像の再構成および画像データの再構成後処理を含む機能を実行する。

検出器は、ＣＴスキャナシステムの様々な世代において、患者に対して回転または固定される。上記のＣＴシステムは、第３世代ジオメトリと第４世代ジオメトリを組み合わせたシステムの例である。第３世代のシステムにおいて、Ｘ線管２０１とＸ線検出器２０３は、環状フレーム２０２上に正反対の位置に搭載され、環状フレーム２０２が回転軸ＲＡの周りを回転する際に対象Ｓの周りを回転する。第４世代ジオメトリのシステムにおいて、検出器は患者の周りに固定配置され、Ｘ線管は患者の周りを回転する。

代替実施形態では、Ｘ線撮影ガントリ２００は、環状フレーム２０２上に配置された複数の検出器を備える。環状フレーム２０２はＣアームおよびスタンドに支持される。

図１は、ＣＴスキャナシステムにおいて、所定の第３世代ジオメトリの検出器と組み合わせて、所定の第４世代ジオメトリのＰＣＤを配置するための実施例を示す。一般に、ＰＣＤは、所定のエネルギービン毎に光子計数を出力する。ＰＣＤは、スパースビュー再構成技術を用いる再構成のためのスパースビュー投影データを収集する。

ところで、図１に示すＣＴスキャナシステムは、ＰＣＤを用いるので高価である。このようなことから、一実施形態に係るＣＴスキャナシステムでは、所定の第４世代ジオメトリのＰＣＤの代わりに多層エネルギー積分検出器（ＭＬＩＤ：Multiple-Layered energy-Integrating Detector）を用いることにより、低コストでスペクトルＣＴを実現する。すなわち、以下に示す実施形態では、図１に示すＰＣＤをＭＬＩＤに変更する。この多層エネルギー積分検出器は、回転軸を中心とした円周上に固定配置された検出器であって、回転軸へ向かう方向に積層された複数のシンチレータと、各シンチレータにより検出されたＸ線信号に基づいて出力信号を生成する光センサとを備える。そして、多層エネルギー積分検出器は、すべてのエネルギー成分に対して単一の積分値を出力する。言い換えると、多層エネルギー積分検出器は、複数のシンチレータそれぞれにより検出されたＸ線信号に基づく、単一の積分値を各シンチレータの出力信号として出力する。このようにして、エネルギー積分検出器は、画質を全体的に改善するために使用される第２の投影データを収集する。なお、多層エネルギー積分検出器（ＭＬＩＤ）のことを、第２のＸ線検出器とも言う。

上記の多層エネルギー積分検出器に置き換えた、図１に示すＰＣＤの配置に対する代替実施形態を以下に説明する。Ｘ線源１０１から受け取った光子のスペクトル情報を測定するために、図１に示す低密度に固定配置されたＰＣＤは、多層エネルギー積分検出器に置き換えられる。

多層エネルギー積分検出器には、Ｌ−ＭＬＩＤ（MLID in a Layer readout configuration）と、Ｓ−ＭＬＩＤ（MLID in a Side readout configuration）とが含まれる。以下では、図３及び図４を用いてＬ−ＭＬＩＤについて説明し、図５及び図６を用いてＳ−ＭＬＩＤについて説明する。図３は、一例示的実施形態に係る、層読み出し配置の多層エネルギー積分検出器（Ｌ−ＭＬＩＤ）を示す図である。Ｌ−ＭＬＩＤは、回転軸を中心とした円周上に固定配置された検出器であって、回転軸へ向かう方向に積層された複数のシンチレータと、各シンチレータにより検出されたＸ線信号に基づいて出力信号を生成する光センサ３５０とを備える。より具体的には、Ｌ−ＭＬＩＤは、シンチレータＡ３１０、シンチレータＢ３２０、シンチレータＣ３３０、およびシンチレータＤ３４０を含む。すなわち、Ｌ−ＭＬＩＤは、回転軸へ向かう方向から１層目にシンチレータＡ３１０、２層目にシンチレータＢ３２０、３層目にシンチレータＣ３３０、４層目にシンチレータＤ３４０を含む。なお、積層されたシンチレータのうち回転軸へ向かう方向のシンチレータのことを浅層側と言い、回転軸から遠ざかる方向のシンチレータのことを深層側とも言う。図３に示す例では、１層目側のシンチレータのことを浅層側と言い、４層目側のシンチレータを深層側とも言う。各シンチレータは、シンチレータの底面に位置する、光学的に接続された光センサ３５０を有する。光センサ３５０は、相互接続された複数の光センサを備え、各シンチレータと各光センサとが１対１で対応付けられる。例えば、図３に示すように、多層エネルギー積分検出器（Ｌ−ＭＬＩＤ）は、回転軸へ向かう方向においてシンチレータと光センサとが交互に配置される。言い換えると、Ｌ−ＭＬＩＤにおいてシンチレータと光センサは、層状に積み重ねられた形態で交互に配置される。なお、光センサには従来同様の積分器やＡＤＣ（Analog to Digital Converter）が接続される。これにより、多層エネルギー積分検出器（Ｌ−ＭＬＩＤ）は、複数のシンチレータそれぞれにより検出されたＸ線信号に基づく、単一の積分値を各シンチレータの出力信号として出力する。すなわち、多層エネルギー積分検出器（Ｌ−ＭＬＩＤ）は、各シンチレータに対応するエネルギー成分の積分値を出力することで、スペクトルＣＴを実現することが可能である。また、多層エネルギー積分検出器（Ｌ−ＭＬＩＤ）は、光子計数型検出器ＰＣＤに比べて低コストであり、低コストでスペクトルＣＴを実現可能である。

シンチレータＡ３１０、シンチレータＢ３２０、シンチレータＣ３３０、およびシンチレータＤ３４０はすべて異なる種類の材料であっても、すべて同じ種類の材料であっても、または一部は同じ種類の材料を有し、それ以外は異なる種類の材料を有するように組み合わせてもよい。すなわち、複数のシンチレータのうち少なくともいずれか一つのシンチレータは、他のシンチレータと異なる材料を含んでもよいし、複数のシンチレータのそれぞれは、同じ材料を含んでもよい。また、各シンチレータ層で特定の範囲の光子エネルギーを捕捉するために複数の厚さを有してもよい。すなわち、複数のシンチレータのうち少なくともいずれか一つのシンチレータは、他のシンチレータと異なる厚さを有してもよい。

図３は、４つのシンチレータを示す。しかし、４つ未満または４つを超えるシンチレータが本明細書に記載の実施形態により考えられ、各シンチレータ層は対応する光センサ層３５０を有する。また、各シンチレータの材料の厚さは同じであっても異なっていてもよい。光子３６０はＸ線源から放射され、被検体（患者等）を透過し、図示する方向でＬ−ＭＬＩＤにより受けられる。

積層された複数の光子検出器の配置を設計する際、検出器間の相互作用の適正な比率が得られるように各検出器の厚さを設定することが望ましい。したがって、同じまたはほぼ同じ量の光子を捕捉するために、放射線の入射面に近い検出器層は深部にある検出器層よりも薄いことが望ましい。さらに、広範なエネルギービームまたはエネルギー流束に有効なエネルギーレベルのスペクトルを設定する必要がある。また、好ましくは、スペクトルの低エネルギー部からの光子は照射深度における１または複数の１層目（浅層側）の検出器で検出し、高エネルギーの光子は深部にある１または複数の深層側の検出器で検出する。このように、各シンチレータの厚みを変更することで、性能を最適化することが可能になる。

図４は、一例示的実施形態に係る、第３世代ＣＴ装置と複数のＬ−ＭＬＩＤを組み合わせた第４世代ＣＴ装置の断面図である。図４では、図１のＰＣＤをＬ−ＭＬＩＤに置き換えたハイブリッド型ＣＴスキャナ４００を示す。図４に示すように、Ｘ線源１０１、Ｘ線検出器１０３及びＬ−ＭＬＩＤは、ガントリ１００に取り付けられる。例えば、Ｘ線源１０１が円周１２０を、Ｘ線検出器１０３が円周１３０を共に回転する一方で、Ｌ−ＭＬＩＤは、静止したままの円周１１０に低密度に位置している。しかし、Ｌ−ＭＬＩＤが円周１１０を回転する、Ｘ線検出器１０３が円周１３０で静止しているといった他の構成が、本明細書に記載の実施形態により考えられる。また、円周１１０、１２０、および１３０ではそれぞれ、ガントリが円形回転または螺旋回転してもよい。

検出した光子のエネルギーをコード化する１つの方法は、高エネルギー識別プロセスにおいて、材料中での光子の相互作用の影響を測定することである。直接または間接型の検出器を用いることができる。間接型検出器では、光子の相互作用により光が生成され、この光が光センサで測定される。直接変換方式の検出器では、光子が直接、材料中で電荷を発生させ、その電荷は収集され、特別に設計された電気回路に送られる。

エネルギー情報を取得する別の方法は、低エネルギー識別プロセスを通じて行うものである。光子と材料との相互作用は性質上、確率的であり、相互作用のパラメータは、電子の密度や有効原子番号等、光子のエネルギーおよび材料の性質に左右される。２つ以上の検出器を積層する配置では、その重なった各検出器における光子の相互作用に関する情報を抽出することができる。光子検出器を積層する配置により、エネルギーに依存するＸ線光子の相互作用の深さが得られる。

図３に示すシンチレータＡ３１０、シンチレータＢ３２０、シンチレータＣ３３０、およびシンチレータＤ３４０はそれぞれ、直接変換方式の材料を含む。シンチレータ材料は、Ｘ線源１０１からの入射Ｘ線の衝突に応じて信号を生成するために選ばれる。生成された信号は、光学的に接続された光センサ層３５０内の回路により検出され、電圧または電流出力信号が生成される。複数の光センサ層３５０はＬ−ＭＬＩＤ毎に相互接続され、単一の電気出力チャネルが与えられる。光センサの例として、フォトダイオードおよびシリコン光電子増倍管（Silicon PhotoMultiplier：ＳｉＰＭ）が挙げられるが、これに限定されない。シンチレータ層であるシンチレータＡ３１０、シンチレータＢ３２０、シンチレータＣ３３０、およびシンチレータＤ３４０は、入射Ｘ線からエネルギーの広範なスペクトルを捕捉するように設計および構成される。さらに、積層されたシンチレータ層は、低いＺ値を持つ低密度材料から高いＺ値を持つ高密度材料まで、広範囲の材料を含む。また、シンチレータの厚さを変更して、各シンチレータ層で捕捉されるＸ線エネルギーの特定の範囲をさらに限定することもできる。

図５は、一例示的実施形態に係る、側面読み出し配置の多層エネルギー積分検出器（Ｓ−ＭＬＩＤ）を示す図である。Ｓ−ＭＬＩＤは、回転軸を中心とした円周上に固定配置された検出器であって、回転軸へ向かう方向に積層された複数のシンチレータと、各シンチレータにより検出されたＸ線信号に基づいて出力信号を生成する光センサとを備える。より具体的には、Ｓ−ＭＬＩＤは、積層された配置のシンチレータＡ５１０、シンチレータＢ５２０、シンチレータＣ５３０、およびシンチレータＤ５４０を含む。すなわち、Ｓ−ＭＬＩＤは、回転軸へ向かう方向から１層目にシンチレータＡ５１０、２層目にシンチレータＢ５２０、３層目にシンチレータＣ５３０、４層目にシンチレータＤ５４０を含む。なお、積層されたシンチレータのうち回転軸へ向かう方向のシンチレータのことを浅層側と言い、回転軸から遠ざかる方向のシンチレータのことを深層側とも言う。図５に示す例では、１層目側のシンチレータのことを浅層側と言い、４層目側のシンチレータを深層側とも言う。図５は、４つのシンチレータ層を示す。しかし、４つ未満または４つを超えるシンチレータ層が本明細書に記載の実施形態により考えられる。シンチレータＡ５１０、シンチレータＢ５２０、シンチレータＣ５３０、およびシンチレータＤ５４０はすべて異なる種類の材料であっても、すべて同じ種類の材料であっても、または一部は同じ種類の材料を有し、それ以外は異なる種類の材料を有するように組み合わせてもよい。すなわち、複数のシンチレータのうち少なくともいずれか一つのシンチレータは、他のシンチレータと異なる材料を含んでもよいし、複数のシンチレータのそれぞれは、同じ材料を含んでもよい。また、各シンチレータ層で特定の範囲の光子エネルギーを捕捉するために複数の厚さを有してもよい。すなわち、複数のシンチレータのうち少なくともいずれか一つのシンチレータは、他のシンチレータと異なる厚さを有してもよい。各シンチレータの厚みを変更することで、性能を最適化することが可能になる。

光子５６０はＸ線源から放射され、被検体を透過し、図示する方向でＳ−ＭＬＩＤにより受けられる。また、図５に示す各シンチレータ層間には、光を通さない或いは反射する物質が挟み込まれる。これにより、各シンチレータは、シンチレータごとに分離された光センサで光電変換することになる。すなわち、光センサ層５５０は、相互接続された複数の光センサを備え、各シンチレータと各光センサとが１対１で対応付けられる。そして、光センサ層５５０は、積み重ねられたシンチレータ層の側面に沿って配置される。例えば、図５に示すように、多層エネルギー積分検出器（Ｓ−ＭＬＩＤ）は、回転軸へ向かう方向に対して各シンチレータの側面に各光センサが配置される。なお、光センサには従来同様の積分器やＡＤＣ（Analog to Digital Converter）が接続される。これにより、多層エネルギー積分検出器（Ｓ−ＭＬＩＤ）は、複数のシンチレータそれぞれにより検出されたＸ線信号に基づく、単一の積分値を各シンチレータの出力信号として出力する。すなわち、多層エネルギー積分検出器（Ｓ−ＭＬＩＤ）は、各シンチレータに対応するエネルギー成分の積分値を出力することで、スペクトルＣＴを実現することが可能である。また、多層エネルギー積分検出器（Ｓ−ＭＬＩＤ）は、光子計数型検出器ＰＣＤに比べて低コストであり、低コストでスペクトルＣＴを実現可能である。また、各光センサは、例えば、フォトダイオードおよびシリコン光電子増倍管（Silicon PhotoMultiplier：ＳｉＰＭ）である。

図６は、一例示的実施形態に係る、第３世代ＣＴ装置と複数のＳ−ＭＬＩＤを組み合わせた第４世代ＣＴ装置の断面図である。図６では、図１のＰＣＤをＳ−ＭＬＩＤに置き換えたハイブリッド型ＣＴスキャナ６００を示す。図６に示すように、Ｘ線源１０１、Ｘ線検出器１０３及びＳ−ＭＬＩＤは、ガントリ１００に取り付けられる。例えば、Ｘ線源１０１が円周１２０を、Ｘ線検出器１０３が円周１３０を共に回転する一方で、Ｓ−ＭＬＩＤは、静止したままの円周１１０に低密度に位置している。しかし、Ｓ−ＭＬＩＤが円周１１０を回転する、Ｘ線検出器１０３が円周１３０で静止しているといった他の構成が、本明細書に記載の実施形態により考えられる。また、円周１１０、１２０、および１３０ではそれぞれ、ガントリが円形回転または螺旋回転してもよい。

低密度に間隔をおいて配置されたＳ−ＭＬＩＤの利点の１つは、積み重ねられた多層のシンチレータの側面に突出する光センサにとって適切な間隔がとられることである。光センサの側面読み出し配置により、低密度に間隔をおいて配置された各Ｓ−ＭＬＩＤ間に十分な間隔が与えられる。

本明細書に記載の実施形態の別の利点として、名目モード（nominal mode）での、積層された複数の検出器の分光測定値から、単一層の同じまたは同様の検出器よりも多くの情報を得られることが挙げられる。積層された複数の検出器のシステムでは、入射Ｘ線ビームの複数の実現値から統計見本を得る。

積層された複数の光子検出器のさらに別の利点は、入射光子ビームに実質的に全く影響しない非常に薄い電極を使用できることである。加えて、第１の検出器がシリコンベースである場合、Ｚ軸方向に密度が低くなるため、エネルギースペクトルの低エネルギーを選択的に検出でき、全体的な最適化のための厚さの範囲がより広くなる。

一実施形態では、光子の第１のグループは第１のシンチレータで受けられ、第１のシンチレータは第１の光センサの上に積み重ねられる。光子の第２のグループは第２のシンチレータで受けられ、第２のシンチレータは第２の光センサの上に積み重ねられる。このように、シンチレータと光センサは交互に、層読み出し配置において積み重ねられる。別の実施形態では、光子の第１のグループは第１のシンチレータで受けられ、第１のシンチレータは第２のシンチレータの上に積み重ねられる。光子の第２のグループは第２のシンチレータで受けられる。光子の第１のグループおよび光子の第２のグループは、対応する１つの光センサによって検出される。この光センサは、側面読み出し配置において積層された第１および第２のシンチレータの側壁に隣接している。

さらに、代替実施形態では、第１の（回転する）Ｘ線検出器は省略され、回転するＸ線源および複数の固定されたＭＬＩＤによってスキャンが実行される。別の代替実施形態では、第１の（回転する）Ｘ線検出器は省略され、ＭＬＩＤが第３世代ジオメトリで配置され、Ｘ線源と同期して回転する。

上述したように、第１の実施形態によれば、低コストでスペクトルＣＴを実現することができる。

（その他の実施形態）
実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。

上記の実施形態の説明において、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。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該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。

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、低コストでスペクトルＣＴを実現することができる。

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。

Ｌ−ＭＬＩＤ１〜Ｌ−ＭＬＩＤｎ，Ｓ−ＭＬＩＤ１〜Ｓ−ＭＬＩＤｎ 多層エネルギー積分検出器
１０１ Ｘ線源
１０３ Ｘ線検出器
３１０，５１０ シンチレータＡ
３２０，５２０ シンチレータＢ
３３０，５３０ シンチレータＣ
３４０，５４０ シンチレータＤ
３５０，５５０ 光センサ

Claims (10)

1. Ｘ線を照射するＸ線源と、
   前記Ｘ線源と対向して回転軸周りに回転可能であり、前記Ｘ線源から照射されて被検体を透過したＸ線を検出する第１のＸ線検出器と、
   前記回転軸を中心とした円周上に固定配置された検出器であって、前記回転軸へ向かう方向に積層された複数のシンチレータと、各シンチレータにより検出されたＸ線信号に基づいて出力信号を生成する光センサとを備える第２のＸ線検出器と
   を備える、Ｘ線ＣＴ装置。
2. 前記第２のＸ線検出器は、前記複数のシンチレータそれぞれにより検出されたＸ線信号に基づく、単一の積分値を前記各シンチレータの前記出力信号として出力する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記光センサは、相互接続された複数の光センサを備え、各シンチレータと各光センサとが１対１で対応付けられる、請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記第２のＸ線検出器は、前記回転軸へ向かう方向に対して各シンチレータの側面に各光センサが配置される、請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記第２のＸ線検出器は、前記回転軸へ向かう方向においてシンチレータと光センサとが交互に配置される、請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記各光センサは、シリコン光電子増倍管である、請求項３〜５のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記複数のシンチレータのうち少なくともいずれか一つのシンチレータは、他のシンチレータと異なる材料を含む、請求項１〜６のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記複数のシンチレータのそれぞれは、同じ材料を含む、請求項１〜６のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 前記複数のシンチレータのうち少なくともいずれか一つのシンチレータは、他のシンチレータと異なる厚さを有する、請求項１〜８のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
10. 前記Ｘ線源、前記第１のＸ線検出器及び前記第２のＸ線検出器は、架台に取り付けられる、請求項１〜９のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。

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