JP5367574B2 - Ｘ線ｃｔ装置および該方法 - Google Patents

Ｘ線ｃｔ装置および該方法 Download PDF

Info

Publication number
JP5367574B2
JP5367574B2 JP2009528104A JP2009528104A JP5367574B2 JP 5367574 B2 JP5367574 B2 JP 5367574B2 JP 2009528104 A JP2009528104 A JP 2009528104A JP 2009528104 A JP2009528104 A JP 2009528104A JP 5367574 B2 JP5367574 B2 JP 5367574B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
ray
rays
transmitted
thickness
subject
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP2009528104A
Other languages
English (en)
Other versions
JPWO2009022625A1 (ja
Inventor
郁夫 神野
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Kyoto University
Original Assignee
Kyoto University
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Kyoto University filed Critical Kyoto University
Priority to JP2009528104A priority Critical patent/JP5367574B2/ja
Publication of JPWO2009022625A1 publication Critical patent/JPWO2009022625A1/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP5367574B2 publication Critical patent/JP5367574B2/ja
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4035—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4035—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
    • A61B6/4042—K-edge filters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/405—Source units specially adapted to modify characteristics of the beam during the data acquisition process
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agents
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • A61B6/544—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure dependent on patient size
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/583—Calibration using calibration phantoms
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/06—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and measuring the absorption
    • G01N23/083—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and measuring the absorption the radiation being X-rays
    • G01N23/087—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and measuring the absorption the radiation being X-rays using polyenergetic X-rays
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Clinical applications
    • A61B6/504—Clinical applications involving diagnosis of blood vessels, e.g. by angiography

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Toxicology (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ装置およびＸ線ＣＴ方法に関し、特に、透過Ｘ線のエネルギ情報に基づいてＣＴ画像を生成するＸ線ＣＴ装置およびＸ線ＣＴ方法に関する。
Ｘ線透過撮影による画像診断やＸ線ＣＴ（Computed Tomography）撮影による画像診断は、被検体内部の例えば癌や潰瘍等の病変を発見することができることから、有効な診断方法として利用されている。これら画像診断では、被検体を透過したＸ線の線量（または被検体で吸収されたＸ線の線量）が測定され、その線量の増減を画像に表すことによってＸ線画像が生成されている。生体を構成する元素は、例えば水素、窒素、酸素およびカルシウム等の比較的軽い元素であるため、Ｘ線の吸収係数が小さい。このため、生体を被検体とした場合に鮮明なＸ線画像を生成するためには、被検体に照射するＸ線の線量を多くする必要があり、被検体の被曝が問題となる。
発明者は、被検体の被曝量を低減するＸ線撮像方法を特許文献１（Ｄ１）で提案し、この提案したＸ線撮像方法に好適な放射線検出器を特許文献２（Ｄ２）および特許文献３（Ｄ３）で提案した。
この特許文献１（Ｄ１）に開示のＸ線撮像方法は、Ｘ線を被検体に照射して被検体を透過してきた透過Ｘ線を用いた被検体内部を検査するＸ線撮像方法であって、前記透過Ｘ線のエネルギ情報の内、前記被検体内部の検査対象物に応じた特定のエネルギ範囲の情報を利用して前記検査対象物を評価する過程を有するものである。このＸ線撮像方法では、特定のエネルギ範囲における透過Ｘ線のエネルギ情報が利用されているので、被検体に照射されるＸ線の線量を少なくすることが可能であり、被検体の被曝量を低減することが可能である。
また、特許文献２（Ｄ２）に開示の放射線検出器は、透過Ｘ線が入射する方向に検出媒体が複数個並べられており、ここで、前記透過Ｘ線の入射方向から個々の前記検出媒体に１、２、３、・・・と番号を付けると、入射した透過Ｘ線から付与されたエネルギによって個々の前記検出媒体１、２、３、・・・において電荷を発生するが、前記検出媒体１、２、３、・・・のそれぞれが前記透過Ｘ線の吸収体ともなるため、前記透過Ｘ線が個々の前記検出媒体１、２、３、・・・に到達するまでに通過する前記吸収体の厚さが異なることによって、入射した透過Ｘ線が吸収される前記検出媒体１、２、３、・・・の番号が前記透過Ｘ線のエネルギに応じて異なる。すなわち、低エネルギのＸ線やガンマ線は、前記透過Ｘ線が入射する側の前記検出媒体１および検出媒体２などで吸収され易い一方で、高エネルギのＸ線やガンマ線は、大きい番号の前記検出媒体（入射端から離れた位置部分）まで到達し、そこの検出媒体で吸収される。このような現象に基づき個々の前記検出媒体１、２、３、・・・から出力される電流を計測することによって、高計数率の放射線の検出とエネルギ情報の収集とを同時に行うことが可能となる。
また、特許文献３（Ｄ３）に開示の半導体放射線検出器は、化合物半導体であるＩｎＳｂを母材とした単結晶を用いた放射線検出器であって、不純物を人工的にドープしない高純度ＩｎＳｂ単結晶が用いられ、この高純度ＩｎＳｂ単結晶にダイオード特性を持たせた半導体素子が作製され、所定の温度で動作するものである。この半導体放射線検出器では、高エネルギ分解能で放射線を検出することが可能となる。
ところで、生体を被検体とした場合に鮮明なＸ線画像を生成するために、Ｘ線の吸収係数がより大きい例えばヨウ素やバリウム等の造影剤が生体に投与される場合がある。このような場合に、生体が大きいためにＸ線の透過長が長くなると、生体によるＸ線の吸収を無視することができず、このため、造影剤の効果が小さくなってしまう。また、前記Ｘ線の線量を多くする場合では、一般にＸ線管に印加される電圧（Ｘ線管電圧）を高くすることによって行われ、生体に照射されるＸ線は、高エネルギ成分が多くなる。このため、造影剤に吸収されるＸ線が少なくなってしまう。
また、前記特許文献１（Ｄ１）には、特許文献１（Ｄ１）に開示のＸ線撮像方法をＣＴに適用可能である旨が記載されているが（［００７８］段落）、その具体的な構成の開示はなく、また、その作用効果としてＸ線の被曝量の低減しか予定されない。
特開２００４−２２３１５８号公報 特開２００７−０７１６０２号公報 特開２００４−２２８４８２号公報
本発明は、上述の事情に鑑みて為された発明であり、その目的は、被検体の大きさやＸ線管電圧（Ｘ線のエネルギ分布）に依存することなく安定的にＸ線ＣＴ画像を生成することができるＸ線ＣＴ装置およびＸ線ＣＴ方法を提供することである。
本発明にかかるＸ線ＣＴ装置およびＸ線ＣＴ方法では、Ｘ線造影剤のＫ吸収端上下に設定される特定のエネルギ範囲における透過Ｘ線の個数に基づいて検査対象物の厚さが演算され、この演算された検査対象物の厚さに基づいてＣＴ画像が再構成される。したがって、このようなＸ線ＣＴ装置およびＸ線ＣＴ方法は、被検体の大きさやＸ線管電圧（Ｘ線のエネルギ分布）に依存することなく安定的にＸ線ＣＴ画像を生成することが可能となる。
本発明の一実施形態におけるＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。 前記実施形態における一実施例の構成を示す図である。 実施例におけるヨウ素厚さとＸ線管電圧とを変化させた場合における透過Ｘ線のエネルギスペクトルを示す図である。 実施例における直径２０ｃｍの水ファントムでＸ線管電圧を変化させた場合における透過Ｘ線のカウント比Φ１／Φ２を示す図である。 実施例における直径３０ｃｍの水ファントムでＸ線管電圧を変化させた場合における透過Ｘ線のカウント比Φ１／Φ２を示す図である。 実施例における測定値に基づく水ファントムのＸ線ＣＴ画像を示す図である。 実施例における水ファントム（直径２０ｃｍ）の中心を通る径方向の直線（図６のＡＡ線）に沿ったＣＴ値を示す図である。 実施例における水ファントム（直径１０ｃｍ、３０ｃｍ）の中心を通る径方向の直線（図６のＡＡ線）に沿ったＣＴ値を示す図である。 比較例における直径２０ｃｍの水ファントムでＸ線管電圧を変化させた場合における透過Ｘ線を電流として測定した結果を示す図である。 比較例における直径３０ｃｍの水ファントムでＸ線管電圧を変化させた場合における透過Ｘ線を電流として測定した結果を示す図である。 比較例における測定値に基づく水ファントムのＸ線ＣＴ画像を示す図である。 比較例における水ファントム（直径２０ｃｍ）の中心を通る径方向の直線（図１１のＢＢ線）に沿ったＣＴ値を示す図である。 比較例における水ファントム（直径１０ｃｍ、３０ｃｍ）の中心を通る径方向の直線（図１１のＢＢ線）に沿ったＣＴ値を示す図である。
以下、本発明に係る実施の一形態を図面に基づいて説明する。なお、各図において同一の符号を付した構成は、同一の構成であることを示し、その説明を省略する。
（実施形態の構成）
図１は、本発明の一実施形態におけるＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。図１において、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線照射部１１と、Ｘ線測定部１２と、処理部１３と、画像記憶部１４と、操作部１５と、画像表示部１６とを備えて構成される。
Ｘ線照射部１１は、Ｘ線を照射する装置であり、例えば、Ｘ線を生成して放射するＸ線管１１１と、Ｘ線管１１１にＸ線を生成させるべく、商用電源等の入力電圧を所定の電圧値に昇圧してこの昇圧した電圧の電力をＸ線管１１１に供給するＸ線電源回路１１２と、Ｘ線管１１１から放射されるＸ線の放射タイミングや放射量等を制御すべく、処理部１３の制御に従ってＸ線電源回路１１２を制御する電源制御回路１１３とを備えて構成される。Ｘ線管１１１は、例えば、Ｘ線電源回路１１２から供給された電力の高電圧（Ｘ線管電圧）が陰極と陽極との間に印加され、陰極のフィラメントから放出された電子が陽極に衝突することによってＸ線を放射する装置である。
Ｘ線測定部１２は、被検体Ｈを介してＸ線照射部１１と対向するように配置され、被検体Ｈを透過した透過Ｘ線のうちの被検体Ｈの内部の検査対象物に応じた特定のエネルギ範囲における透過Ｘ線の個数を測定する装置である。Ｘ線測定部１２には、Ｘ線照射部１１から被検体Ｈに向けて照射されたＸ線が被検体Ｈを介して入射される。すなわち、Ｘ線照射部１１から照射されたＸ線のうちの被検体Ｈを透過したＸ線（透過Ｘ線）がＸ線測定部１２に入射される。Ｘ線測定部１２は、例えば、入射するＸ線のエネルギとその数とを検出するＸ線検出器１２１と、Ｘ線検出器１２１の出力を増幅する前置増幅回路１２２と、前置増幅回路１２２の出力をさらに増幅する主増幅回路１２３と、主増幅回路１２３の出力をアナログ信号からディジタル信号へ変換するアナログディジタル変換回路（ＡＤ変換回路）１２４と、ＡＤ変換回路１２４の出力を積分する積分回路１２５とを備えて構成される。積分回路１２５は、検査対象物（例えばＸ線造影剤等）のＫ吸収端よりも小さい所定のエネルギ範囲φ１に対応するエネルギ領域のＸ線の数を積分する第１積分回路１２５−１と、検査対象物のＫ吸収端よりも大きい所定のエネルギ範囲φ２に対応するエネルギ領域のＸ線の数を積分する第２積分回路１２５−２とを備えて構成される。このように積分回路１２５は、検査対象物のＫ吸収端上下に設定される所定のエネルギ範囲におけるＸ線の個数を積分する。すなわち、積分回路１２５は、エネルギ軸において検査対象物のＫ吸収端における上側および下側にそれぞれ設定される、各所定のエネルギ範囲におけるＸ線の個数をそれぞれ積分する。
また例えば、Ｘ線測定部１２は、入射するＸ線を電流として測定するＸ線検出器１２１と、Ｘ線検出器１２１の出力を増幅する前置増幅回路１２２と、前置増幅回路１２２の出力をアナログ信号からディジタル信号へ変換するアナログディジタル変換回路（ＡＤ変換回路）１２４と、図略のエネルギ分布導出部と、前記エネルギ分布導出部の出力を積分する積分回路１２５とを備えて構成される。Ｘ線測定器１２１は、複数の検出素子がＸ線の入射方向に並べられており、各検出素子から出力された電流をそれぞれに接続された前置増幅回路１２２が増幅し、アナログディジタル変換回路１２４が数値化する。前記エネルギ分布導出部によって、これらの数値化された電流値が解析され、入射Ｘ線エネルギ分布が導出される。そして、前記エネルギ分布導出部を介して、積分回路１２５は、検査対象物のＫ吸収端上下に設定される所定のエネルギ範囲におけるＸ線の個数を積分する。
Ｘ線検出器１２１は、エネルギを測定でき、計数率が高いものが好ましい。このようなＸ線検出器１２１としては、例えば、特許文献２（Ｄ２）に開示の検出器が好ましく、例えば、入射したＸ線から付与されたエネルギによって電荷を発生する検出媒体と、前記検出媒体における前記Ｘ線の入射端からの距離が互いに異なる位置で、当該検出媒体に設置された複数の電極とを備えて構成される。より具体的には、Ｘ線検出器１２１は、Ｘ線の入射方向に沿って延設された長方形のシリコン板と、Ｘ線の入射端からＸ線の入射方向に沿ってこのシリコン板の一方主面上に形成された第１ないし第４電極と、第１ないし第４電極にそれぞれ接続された第１ないし第４ダイオードとを備え、シリコン板が接地されている。なお、電極は、４個に限定されるものではなく、複数であってよい。Ｘ線検出器１２１の材料は、シリコンに限らず、例えば、半導体、ＣｄＴｅ、ＩｎＳｂおよびシンチレータ等の放射線検出器の母材として利用されている公知の材料でよい。また、Ｘ線検出器１２１は、シリコン板と該シリコン板の表裏の主面上に形成された２つの電極により形成されたシリコン検出器をＸ線の進行方向に複数並べて構成されても良い。また、Ｘ線検出器１２１は、被検体を透過した透過Ｘ線の進行方向に並べられた複数の検出媒体から成り、前記透過Ｘ線から付与されたエネルギによって個々の前記検出媒体において電荷を発生するとともに、前記検出媒体が前記透過Ｘ線の吸収体ともなるため、個々の前記検出媒体に前記透過Ｘ線が到達するまでに透過する吸収体の厚さが異なるものである。これら構成のＸ線検出器１２１によれば、電流測定のＸ線ＣＴ装置の場合と同等の処理速度で、被検体を透過したＸ線のうち、被検体の内部の検査対象物に応じた特定のエネルギ範囲における透過Ｘ線の個数を測定することができ、ＣＴ画像を描画することが可能となる。したがって、より実用的なＸ線ＣＴ装置１が提供される。
また例えば、Ｘ線検出器１２１は、特許文献３（Ｄ３）に開示の検出器が好ましく、例えば、化合物半導体であるＩｎＳｂを母材とした単結晶を用いた放射線検出器であって、不純物を人工的にドープしない高純度ＩｎＳｂ単結晶に表面障壁層が形成されることによってダイオード特性を持ち、動作温度が２Ｋ以上５０Ｋ以下とされる。また例えば、Ｘ線検出器１２１は、化合物半導体であるＩｎＳｂを母材とした単結晶を用いた放射線検出器であって、不純物を人工的にドープしない高純度ＩｎＳｂ単結晶にｐｎ接合が形成されることによってダイオード特性を持ち、動作温度が２Ｋ以上１１５Ｋ以下とされる。また例えば、Ｘ線検出器１２１は、化合物半導体であるＩｎＳｂを母材とした単結晶を用いた放射線検出器であって、ＩｎＳｂ単結晶にＧｅをドープしたｐ型ＩｎＳｂ単結晶に、ｐｎ接合が形成されることによってダイオード特性を持ち、動作温度が４．２Ｋ以上１１５Ｋ以下とされる。
そして、Ｘ線照射部１１とＸ線測定部１２とは、被検体ＨのＣＴ画像を生成するために、所定の角度間隔で全方向の被検体Ｈの透過Ｘ線を測定すべく、図略の駆動機構によって被検体Ｈに対して回転移動するように構成されている。
処理部１３は、Ｘ線ＣＴ装置１の各部を制御することによってＸ線ＣＴ装置１全体の動作を制御する装置であり、例えば、マイクロプロセッサおよびその周辺回路を備えて構成され、機能的に、システム制御部１３１、厚さ演算部１３２および画像再構成部１３３を備えている。
システム制御部１３１は、Ｘ線照射部１１との間で制御信号を送受信することによってＸ線照射部１１のＸ線照射動作を制御すると共に、Ｘ線測定部１２との間で制御信号を送受信することによってＸ線測定部１２のＸ線測定動作を制御する。システム制御部１３１の制御によって、Ｘ線照射部１１によってＸ線が被検体Ｈに向けて照射され、被検体Ｈを透過した透過Ｘ線がＸ線測定部１２によって測定され、その測定出力が処理部１３に入力される。
厚さ演算部１３２は、Ｘ線測定部１２で測定した前記特定のエネルギ範囲における透過Ｘ線の個数に基づいて被検体Ｈ内の検査対象物の厚さを演算する。
画像再構成部１３３は、所定のＣＴ画像化法を用いて厚さ演算部１３２で演算された検査対象物の厚さに基づいて被検体ＨのＣＴ画像（ＣＴ画像データ）を再構成する。例えば、画像再構成部１３３は、厚さ演算部１３２で演算された検査対象物の厚さを投影データとして、投影データと所定の再構成関数とをコンボリューション（convolution）し（畳み込み）、この結果を逆投影（backprojection）することによって、被検体ＨのＣＴ画像（ＣＴ画像データ）を生成する。所定の再構成関数（フィルタ）は、例えば、臨床目的により各種用意され、診断目的や被検体Ｈの診断部位等により適宜に選択される。
画像記憶部１４は、処理部１３の画像再構成部１３３で生成されたＣＴ画像（ＣＴ画像データ）を記憶する装置であり、例えば、比較的大容量の記憶容量を備えるハードディスク装置である。また例えば、画像記憶部１４は、例えばＣＤ−Ｒ（Compact Disc Recordable）やＤＶＤ−Ｒ（Digital
Versatile Disc Recordable）等の記録媒体との間でデータを書き込みおよび／または読み込みを行う装置であり、例えば、ＣＤ−ＲドライブやＤＶＤ−Ｒドライブ等である。
操作部１５は、Ｘ線ＣＴ装置１を操作するための各種操作指示を入力するための装置である。
画像表示部１６は、処理部１３の画像再構成部１３３で生成されたＣＴ画像を表示する装置であり、例えばＣＲＴディスプレイ、ＬＣＤ、有機ＥＬディスプレイまたはプラズマディスプレイ等の表示装置である。
次に、本実施形態の動作について説明する。
（実施形態の動作）
例えば、ヨウ素造影剤、バリウム造影剤および金造影剤等のＸ線造影剤のうちの例えば診断目的や診断部位に応じた適宜な造影剤が被検体Ｈに投与される。そして、ユーザによって操作部１５から撮影開始の指示が入力されると、処理部１３のシステム制御部１３１の制御によって、Ｘ線照射部１１が制御され、Ｘ線照射部１１からＸ線が被検体Ｈに向けて照射され、そして、Ｘ線測定部１２が制御され、被検体Ｈを透過した透過Ｘ線がＸ線測定部１２で測定される。すなわち、Ｘ線照射部１１では、システム制御部１３から制御信号が入力されると、電源制御回路１１３がＸ線電源回路１１２を制御することによって所定のタイミングで所定の電圧の電力がＸ線電源回路１１２からＸ線管１１１へ供給され、Ｘ線管１１１が被検体Ｈに向けてＸ線を照射する。被検体Ｈに向けて照射されたＸ線は、被検体Ｈを通過してＸ線測定部１２に入射される。Ｘ線測定部１２では、被検体Ｈを透過した透過Ｘ線がＸ線検出器１２１に入射され、透過Ｘ線がＸ線検出器１２１で検出される。Ｘ線検出器１２１からの検出出力は、前置増幅回路１２２および主増幅回路１２３で増幅され、ＡＤ変換回路１２４でＡＤ変換される。ＡＤ変換回路１２４でＡＤ変換されたディジタル出力は、積分回路１２５の第１および第２積分回路１２５−１、１２５−２にそれぞれ入力され、第１および第２積分回路１２５−１、１２５−２でそれぞれ積分され、処理部１３に入力される。
被検体Ｈに対してＸ線照射部１１およびＸ線測定部１２を所定の角度ずつずらしながらこのような上記動作が実行され、所定の角度間隔で全方向における被検体Ｈの透過Ｘ線のデータが処理部１３に入力される。
ここで、被検体Ｈに照射されるＸ線は、被検体Ｈの被曝量を低減するために、例えばランタン等で構成されたフィルタを透過したフィルタＸ線であることが好ましい。フィルタを透過することによって白色Ｘ線に比べて所定のエネルギ成分（例えばランタンフィルタでは高エネルギ成分）のＸ線の強度が減衰するため、被検体Ｈの被曝量が低減される。
そして、処理部１３の厚さ演算部１３２は、これら透過Ｘ線のデータから被検体Ｈ内におけるＸ線造影剤等の検出対象物の厚さを演算する。この演算は、前記特許文献１（Ｄ１）や前記特許文献２（Ｄ２）等に開示されており、大略、次のように行われる。
まず、Ｘ線管から発生しｎ種類の物質を透過した後におけるＸ線スペクトルψ（Ｅ）は、Ｘ線管のターゲットの原子番号をＺ、Ｘ線管電圧をＥ０（ｋＶ）、物質ｉの減衰係数をμｉ、物質ｉの密度をρｉ、物質ｉの厚さをｘｉ、定数をｃとすると、式１によって与えられる。
ψ（Ｅ）＝ｃ×Ｚ×（（Ｅ０−Ｅ）／Ｅ）×ｅｘｐ（−Σ（μｉ（Ｅ）／ρｉ）ρｉ×ｘｉ）（ただし、Σは、ｉ＝１からｉ＝ｎまでの和を求める。） ・・・（式１）
所定のエネルギ範囲におけるＸ線のカウント数の積分値Φは、式１に基づいて数値積分を行うと、式２によって与えられる。
Φ＝Φ０×ｅｘｐ（−Σａｉ×ｘｉ）（ただし、Σは、ｉ＝１からｉ＝ｎまでの和を求める。） ・・・（式２）
ここで、Φ０は、透過する物質ｉの厚さが全て０の場合の値、すなわち、白色Ｘ線のカウント数のこの積分範囲における積分値であり、ａｉは、積分範囲および物質ｉに依存する定数である。
また、積分範囲をｎ個、被検体Ｈ中の物質をｍ種類とすると、ｎ個の連立方程式が得られるが、被検体ＨにＸ線造影剤が投与され、被検体Ｈが生体である場合では、被検体Ｈを通過するＸ線は、生体に多量に存在する水とこのＸ線造影剤とによって主に吸収され、被検体Ｈを通過するに従って減衰する。したがって、被検体Ｈに投与されたＸ線造影剤が存在する部分（Ｘ線造影剤の厚さ）は、未知の物質が水とＸ線造影剤だけであるから、積分範囲を２個とって式２から得られる連立方程式を解くことによって求められる。ここで、２個の積分範囲は、Ｘ線造影剤のＫ吸収端の上／下（前／後）のエネルギにおいてＸ線の吸収が増大／減少するため、Ｋ吸収端を挟んだ上下のエネルギ領域が選択され、Ｘ線造影剤のＫ吸収端の上下に所定のエネルギ範囲でそれぞれ設定される。例えば、ヨウ素造影剤の場合では、ヨウ素のＫ吸収端が３３．２ｋｅＶであることから、２個の積分範囲は、３３．２ＫｅＶよりも小さい所定のエネルギ範囲φ１および３３．２ＫｅＶよりも大きい所定のエネルギ範囲φ２にそれぞれ設定される。所定のエネルギ範囲は、任意でよいが、エネルギ範囲が広過ぎるとＸ線造影剤の有無に敏感ではなくなる一方、エネルギ範囲が狭過ぎるとそのエネルギ範囲にあるＸ線の数が少なくなって統計精度が好ましくない。
このように厚さ演算部１３２は、検査対象物のＫ吸収端よりも小さい所定のエネルギ範囲φ１における透過Ｘ線の個数と、検査対象物のＫ吸収端よりも大きい所定のエネルギ範囲φ２における透過Ｘ線の個数との比Φ１／Φ２から検査対象物の厚さを求めることができる。より具体的には、厚さ演算部１３２は、検査対象物のＫ吸収端よりも小さい所定のエネルギ範囲φ１に対応するエネルギ領域におけるＸ線の数の積分値と、検査対象物のＫ吸収端よりも大きい所定のエネルギ範囲φ２に対応するエネルギ領域におけるＸ線の数の積分値との比から検査対象物の厚さを求めることができる。
一例を挙げると、フィルタＸ線エネルギ差分法によるＣＴ測定の場合では、比Φ１／Φ２は、式３のように与えられ、これを検査対象物以外の領域である空気の結果について規格化すると、比Φ１／Φ２は、式４のように与えられる。
Figure 0005367574
Figure 0005367574
ここで、ψ（Ｅｎ）は、エネルギＥｎのＸ線スペクトルであり、上バー付きのμＩ（Ｅｎ）および上バー付きのμＷ（Ｅｎ）は、それぞれ、エネルギ範囲ＥｎのＸ線に対するヨウ素および水の平均減衰係数であり、ｔＩおよびｔｗは、それぞれ、ヨウ素および水の厚さである。
そして、処理部１３の画像再構成部１３３は、所定のＣＴ画像化法を用いて厚さ演算部１３２で演算された検査対象物の厚さに基づいて被検体ＨのＣＴ画像（ＣＴ画像データ）を再構成する。例えば、画像再構成部１３３は、厚さ演算部１３２で演算された検査対象物の厚さを投影データとして、投影データと所定の再構成関数とをコンボリューションし（畳み込み）、この結果を逆投影することによって、被検体ＨのＣＴ画像（ＣＴ画像データ）を生成する。より具体的には、従来の測定法である透過Ｘ線を電流として測定する場合では、その電流値を投影データとしてＣＴ画像を生成するが、本実施形態では、この電流値の代わりに、検査対象物のＫ吸収端よりも小さい所定のエネルギ範囲φ１における透過Ｘ線の個数と、検査対象物のＫ吸収端よりも大きい所定のエネルギ範囲φ２における透過Ｘ線の個数との比Φ１／Φ２を投影データとしてＣＴ画像を生成する。
被検体ＨのＣＴ画像（ＣＴ画像データ）が生成されると、処理部１３は、必要に応じて被検体ＨのＣＴ画像を画像表示部１６に表示する。また、処理部１３は、必要に応じて被検体ＨのＣＴ画像データを画像記憶部１４に記憶する。
このようにＸ線ＣＴ装置１では、特定のエネルギ範囲φ１、φ２における透過Ｘ線の個数に基づいて検査対象物（例えばＸ線造影剤等）の厚さが演算され、この演算された検査対象物の厚さに基づいて被検体ＨのＣＴ画像が再構成される。このため、本実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置１は、被検体Ｈの大きさやＸ線管電圧（Ｘ線のエネルギ分布）に依存することなく、検査対象物の厚さに対して一定のＣＴ値を得ることができ、安定的に被検体ＨのＸ線ＣＴ画像を生成することができる。そして、Ｘ線のビームハードニングに対して略不感であり、Ｘ線の吸収係数が比較的高い物質のＣＴ画像を生成する場合でもアーチファクトが軽減される。
（実施例および比較例）
次に、本発明の実施例およびその比較例について説明する。
図２は、前記実施形態における一実施例の構成を示す図である。実施例は、シミュレーション計算によって行われた。実施例の構成は、図２に示すように、Ｘ線を照射するＸ線照射部２１と、Ｘ線を測定するＸ線測定部２２と、生体を模した水ファントム２３とを備えて構成される。水ファントム２３は、所定長の直径を持つ円柱状であり、その中心に直径１ｃｍのヨウ素領域２３１が形成されている。このヨウ素領域２３１内に造影剤として様々な濃度のヨウ素が充填される。そして、水ファントム２３は、Ｘ線照射部２１とＸ線測定部２２とを結ぶ直線と直交する直線上を移動する。このＸ線照射部２１とＸ線測定部２２とを結ぶ直線と直交する直線は、ｘ軸とされる。Ｘ線照射部２１は、薬事法によって規定されている厚さ２ｍｍのアルミニウムフィルタ２１１を通過した後に、厚さ１００μｍのランタンフィルタ２１２を通過したＸ線（フィルタＸ線）を照射する。
図３は、実施例におけるヨウ素厚さとＸ線管電圧とを変化させた場合における透過Ｘ線のエネルギスペクトルを示す図である。図３の横軸は、ｋｅＶ単位で表すフォトンエネルギであり、その縦軸は、Ｘ線測定部で検出されるＸ線のカウント数である。図３の実線は、ヨウ素厚さが０μｍである場合（水である場合）を示し、破線は、ヨウ素厚さが３０μｍである場合を示し、そして、一点鎖線は、ヨウ素厚さが６０μｍである場合を示す。ヨウ素厚さは、水に混入したヨウ素の濃度から、Ｘ線進行方向について水１ｃｍ当たりに存在するヨウ素の量を計算した値である。図３（Ａ）、（Ｂ）および（Ｃ）は、Ｘ線照射部２１におけるＸ線管（不図示）のＸ線管電圧がそれぞれ５０ｋＶ、６５ｋＶおよび８０ｋＶである場合を示す。したがって、Ｘ線照射部２１から水ファントム２３に照射されるＸ線は、図３（Ａ）、（Ｂ）、（Ｃ）の順で高エネルギ成分の含有率が高くなる。
図３（Ａ）、（Ｂ）および（Ｃ）を見ると分かるように、ヨウ素厚さが０μｍである場合ではもちろんヨウ素の略Ｋ吸収端でカウント数の落ち込みはなく、ヨウ素厚みが３０μｍである場合およびヨウ素厚みが６０μｍである場合ではヨウ素の略Ｋ吸収端でカウント数の落ち込みが見られ、そして、その落ち込みは、ヨウ素厚み６０μｍの場合の方がヨウ素厚み３０μｍの場合よりも大きい。
図４および図５は、実施例におけるＸ線管電圧を変化させた場合における透過Ｘ線のカウント比Φ１／Φ２の変化を示す図である。Φ１は、ヨウ素のＫ吸収端３３．２ｋｅＶよりも小さいエネルギ範囲２７．４ｋｅＶ〜３３．２ｋｅＶにおけるカウント数であり、Φ２は、ヨウ素のＫ吸収端３３．２ｋｅＶよりも大きいエネルギ範囲３３．２ｋｅＶ〜３８．９ｋｅＶにおけるカウント数である。図４および図５の横軸は、ｍｍ単位で表すｘ軸上の位置であり、その縦軸は、対数表示のカウント比Φ１／Φ２である。Ｘ線照射部２１とＸ線測定部２２とを結ぶ直線とｘ軸との交点とをｘ軸の座標原点として、水ファントム２３の中心をｘ軸の座標原点に一致させている。図４は、水ファントム２３の直径が２０ｃｍである場合を示し、図５は、水ファントムの直径が３０ｃｍである場合を示す。図４（Ａ）および図５（Ａ）は、Ｘ線照射部２１のＸ線管電圧が５０ｋＶである場合を示し、図４（Ｂ）および図５（Ｂ）は、Ｘ線照射部２１のＸ線管電圧が６５ｋＶである場合を示し、そして、図４（Ｃ）および図５（Ｃ）は、Ｘ線照射部２１のＸ線管電圧が８０ｋＶである場合を示す。
上述したようにカウント比（計数比）Φ１／Φ２に基づいて水ファントム２３内のヨウ素領域２３１のヨウ素厚さが計算され、ヨウ素領域２３１のＸ線ＣＴ画像が生成される。
図４の（Ａ）ないし（Ｃ）をそれぞれ比較すると分かるように、カウント比Φ１／Φ２がＸ線照射部２１のＸ線管電圧に依存していないことが理解される。すなわち、カウント比Φ１／Φ２は、Ｘ線照射部２１から水ファントム２３に向けて照射されるＸ線のエネルギ分布に依存していない。そして、ヨウ素（ヨウ素造影剤）による吸収が対数表示においてヨウ素厚さに比例していることも理解される。すなわち、ヨウ素厚さ６０μｍの場合におけるヨウ素による吸収効果は、対数表示において、ヨウ素厚さ３０μｍの場合におけるヨウ素による吸収の約２倍となっている。また、このことは、図５の（Ａ）ないし（Ｃ）をそれぞれ比較することによっても理解される。
そして、図４と図５とを比較すると分かるように、カウント比Φ１／Φ２の対数表示の変化がヨウ素厚さの変化に比例していることが理解される。
図６は、実施例における測定値に基づく水ファントムのＸ線ＣＴ画像を示す図である。図６では、白色から黒色になるに従ってヨウ素厚さが高いことを示している。図７および図８は、実施例における水ファントムの中心を通る径方向の直線（図６のＡＡ線）に沿ったＣＴ値を示す図である。図７および図８の横軸は、ｍｍ単位で表すｘ軸上の位置であり、その縦軸は、ＣＴ値である。図７（Ａ）、（Ｂ）および（Ｃ）は、Ｘ線照射部２１のＸ線管電圧がそれぞれ５０ｋＶ、６５ｋＶおよび８０ｋＶである場合を示す。そして、図７は、水ファントム２３の直径が２０ｃｍである場合を示し、図８（Ａ）および（Ｂ）は、Ｘ線管電圧が６５ｋＶであって、水ファントム２３の直径がそれぞれ１０ｃｍおよび３０ｃｍである場合を示す。
図６ないし図８を見ると分かるように、ＣＴ値がＸ線照射部２１のＸ線管電圧に依存しないことおよび水ファントム２３の大きさに依存しないことが理解される。したがって、カウント比Φ１／Φ２に基づいて生成されるＸ線ＣＴ画像は、Ｘ線のビームハードニングに無関係であり、造影剤の撮影が可能である。
一方、後述の比較例の図９および図１０で示すように、従来の測定法である透過Ｘ線を電流として測定しその電流の増減によってＸ線ＣＴ画像を形成する場合では、電流値がＸ線照射部２１のＸ線管電圧に依存すると共に水ファントム２３の大きさに依存しており、一方、透過Ｘ線の個数に基づいてＸ線ＣＴ画像を形成する場合では、上述したように、カウント比Φ１／Φ２がＸ線照射部２１のＸ線管電圧に依存することなく、水ファントム２３の大きさにも依存することがない。そして、後述の比較例の図１１ないし図１３で示すように、透過Ｘ線の線量の増減によってＸ線ＣＴ画像を形成する場合では、ＣＴ値がＸ線照射部２１のＸ線管電圧に依存すると共に水ファントム２３の大きさに依存しており、一方、透過Ｘ線の個数によってＸ線ＣＴ画像を形成する場合では、上述したように、ＣＴ値がＸ線照射部２１のＸ線管電圧に依存することなく、水ファントム２３の大きさにも依存することがない。したがって、Ｘ線ＣＴ画像を形成する上で、透過Ｘ線の個数に基づいてＸ線ＣＴ画像を形成する場合の方が透過Ｘ線の線量、すなわち電流値、の増減によってＸ線ＣＴ画像を形成する場合よりも優れている。
なお、上述の実施例では、造影剤としてヨウ素を用いた場合の結果について説明したが、他の造影剤、例えば、バリウム造影剤や金造影剤等についても同様の結果が得られる。ここで、バリウムのＫ吸収端は、３７．４ｋｅＶであり、そして、金のＫ吸収端は、８０．７ｋｅＶである。金造影剤については、例えば、「J F HAINFELD,D N SLATKIN,T M FOCELLA and H M SMILOWITZ,”Gold nanoparticles:a new
X-ray contrast agent”,The British Journal of Radiology,79(2006),248-253」等に開示されている。
比較例として図２に示す構成で透過Ｘ線の線量の増減によってＸ線ＣＴ画像を形成する場合について以下に説明する。
図９および図１０は、比較例におけるＸ線管電圧を変化させた場合における透過Ｘ線を電流として測定した結果を示す図である。図９および図１０の横軸は、ｍｍ単位で表すｘ軸上の位置であり、その縦軸は、対数表示の電流値である。Ｘ線照射部２１とＸ線測定部２２とを結ぶ直線とｘ軸との交点とをｘ軸の座標原点として、水ファントム２３の中心をｘ軸の座標原点に一致させている。図９は、水ファントム２３の直径が２０ｃｍである場合を示し、図１０は、水ファントムの直径が３０ｃｍである場合を示す。図９（Ａ）および図１０（Ａ）は、Ｘ線照射部２１のＸ線管電圧が５０ｋＶである場合を示し、図９（Ｂ）および図１０（Ｂ）は、Ｘ線照射部２１のＸ線管電圧が６５ｋＶである場合を示し、そして、図９（Ｃ）および図１０（Ｃ）は、Ｘ線照射部２１のＸ線管電圧が８０ｋＶである場合を示す。
図９および図１０は、それぞれ図４および図５に対応している。図９の（Ａ）ないし（Ｃ）をそれぞれ比較すると分かるように、Ｘ線照射部２１のＸ線管電圧が高くなるに従って電流値の変化が小さくなっており、電流値がＸ線照射部２１のＸ線管電圧に依存していることが理解される。すなわち、電流値は、Ｘ線照射部２１から水ファントム２３に向けて照射されるＸ線のエネルギ分布に依存している。また、このことは、図１０の（Ａ）ないし（Ｃ）をそれぞれ比較することによっても理解される。
そして、図９と図１０とを比較すると分かるように、水ファントム２３の大きさが大きくなるに従って電流値の変化が小さくなっており、電流値が水ファントム２３の大きさに依存していることが理解される。
図１１は、比較例における測定値に基づく水ファントムのＸ線ＣＴ画像を示す図である。図１１では、黒色から白色になるに従ってヨウ素厚さが厚いことを示している。図１２および図１３は、比較例における水ファントムの中心を通る径方向の直線（図１１のＢＢ線）に沿ったＣＴ値を示す図である。図１２および図１３の横軸は、ｍｍ単位で表すｘ軸上の位置であり、その縦軸は、ＣＴ値である。図１２（Ａ）、（Ｂ）および（Ｃ）は、Ｘ線照射部２１のＸ線管電圧がそれぞれ５０ｋＶ、６５ｋＶおよび８０ｋＶである場合を示す。そして、図１２は、水ファントム２３の直径が２０ｃｍである場合を示し、図１３（Ａ）および（Ｂ）は、Ｘ線管電圧が６５ｋＶであって、水ファントム２３の直径がそれぞれ１０ｃｍおよび３０ｃｍである場合を示す。
図１１ないし図１３を見ると分かるように、ＣＴ値がＸ線照射部２１のＸ線管電圧に依存することおよび水ファントム２３の大きさに依存することが理解される。
本明細書は、上記のように様々な態様の技術を開示しているが、そのうち主な技術を以下に纏める。
一態様におけるＸ線ＣＴ装置は、被検体にＸ線を照射するＸ線照射部と、前記被検体を介して前記Ｘ線照射部と対向し、前記被検体を透過した透過Ｘ線のうちの前記被検体の内部の検査対象物に応じた特定のエネルギ範囲における前記透過Ｘ線の個数を測定するＸ線測定部と、前記Ｘ線測定部で測定した前記透過Ｘ線の個数に基づいて前記検査対象物の厚さを演算する厚さ演算部と、前記厚さ演算部で演算された前記検査対象物の厚さに基づいてＣＴ画像を再構成する画像再構成部とを備える。そして、他の一態様にかかるＸ線ＣＴ方法は、被検体にＸ線を照射するＸ線照射工程と、前記被検体を透過した透過Ｘ線のうちの前記被検体の内部の検査対象物に応じた特定のエネルギ範囲における前記透過Ｘ線の個数を測定するＸ線測定工程と、前記Ｘ線測定部で測定した前記透過Ｘ線の個数に基づいて前記検査対象物の厚さを演算する厚さ演算工程と、前記厚さ演算工程で演算された前記検査対象物の厚さに基づいてＣＴ画像を再構成する画像再構成工程とを備える。
このような構成のＸ線ＣＴ装置およびＸ線ＣＴ方法では、前記特定のエネルギ範囲における透過Ｘ線の個数に基づいて検査対象物の厚さが演算され、この演算された検査対象物の厚さに基づいてＣＴ画像が再構成される。このため、本発明にかかるＸ線ＣＴ装置およびＸ線ＣＴ方法は、被検体の大きさやＸ線管電圧（Ｘ線のエネルギ分布）に依存することなく安定的にＸ線ＣＴ画像を生成することができる。なお、Ｘ線造影剤には、将来、開発される造影剤も含む。
また、他の一態様では、上述のＸ線ＣＴ装置において、好ましくは、前記検査対象物は、Ｘ線造影剤であり、前記特定のエネルギ範囲は、前記Ｘ線造影剤のＫ吸収端上下に設定されることである。
この構成によれば、特定のエネルギ範囲がＸ線造影剤のＫ吸収端上下（Ｋ吸収端前後）に設定されるので、被検体内のＸ線造影剤が定量的に分析され、より鮮明なＸ線ＣＴ画像を生成することが可能である。
また、他の一態様では、これら上述のＸ線ＣＴ装置において、好ましくは、前記厚さ演算部は、前記検査対象物のＫ吸収端よりも小さい所定のエネルギ範囲における透過Ｘ線の個数と、前記検査対象物のＫ吸収端よりも大きい所定のエネルギ範囲における透過Ｘ線の個数との比に基づいて前記検査対象物の厚さを演算することである。
この構成によれば、検査対象物の厚さをより適切に演算することが可能となる。
また、他の一態様では、これら上述のＸ線ＣＴ装置において、好ましくは、前記Ｘ線測定部は、前記被検体を透過した透過Ｘ線から付与されたエネルギによって電荷を発生する検出媒体と、前記検出媒体における前記透過Ｘ線の入射端からの距離が互いに異なる位置で、前記検出媒体に設置された複数の電極とを備えることである。
また、他の一態様では、これら上述のＸ線ＣＴ装置において、好ましくは、前記Ｘ線測定部は、前記被検体を透過した透過Ｘ線の進行方向に並べられた複数の検出媒体から成り、前記透過Ｘ線から付与されたエネルギによって個々の前記検出媒体において電荷を発生するとともに、前記検出媒体が前記透過Ｘ線の吸収体ともなるため、個々の前記検出媒体に前記透過Ｘ線が到達するまでに透過する吸収体の厚さが異なることである。ここで、前記複数の検出媒体は、同じ材質の材料から構成されても良く、また、異なる材質の材料から構成されても良い。特に、異なる材質の材料の検出媒体を用いることによって、Ｘ線測定部は、好適な結果をもたらす。
これらの構成によれば、電流測定のＸ線ＣＴ装置の場合と同等の処理速度で、被検体を透過したＸ線のうち、被検体の内部の検査対象物に応じた特定のエネルギ範囲における透過Ｘ線の個数を測定することができ、ＣＴ画像を描画することが可能となる。したがって、実用的なＸ線ＣＴ装置が提供される。
また、他の一態様では、これら上述のＸ線ＣＴ装置において、好ましくは、前記Ｘ線造影剤は、ヨウ素造影剤、バリウム造影剤および金造影剤のうちのいずれかであることである。
この構成によれば、Ｘ線造影剤がヨウ素造影剤である場合では、被検体の血管が造影され、被検体の血管を造影したＣＴ画像が生成される。ヨウ素造影剤は、例えば、血流の観察に好適である。また例えば、ヨウ素造影剤は、血管の比較的豊富な組織を強調するので、例えば癌などの腫瘍の有無の診断に好適である。Ｘ線造影剤がバリウム造影剤である場合では、被検体の消化器系を造影することができ、被検体の消化器を造影したＣＴ画像が生成される。Ｘ線造影剤が金造影剤である場合では、金造影剤が癌組織に集まる結果、被検体の癌組織を造影することができ、被検体の癌組織を造影したＣＴ画像が生成される。
また、他の一態様では、これら上述のＸ線ＣＴ装置において、好ましくは、前記Ｘ線照射部は、Ｘ線をフィルタに透過させたフィルタＸ線を被検体に照射することである。
この構成によれば、フィルタによってＸ線の一部がカットされるので、被検体の被曝量が軽減される。
この出願は、２００７年８月１５日に出願された日本国出願特願２００７−２１１９４８を基礎とするものであり、その内容は、本願に含まれるものである。
本発明を表現するために、上述において図面を参照しながら実施形態を通して本発明を適切且つ十分に説明したが、当業者であれば上述の実施形態を変更及び/又は改良することは容易に為し得ることであると認識すべきである。従って、当業者が実施する変更形態又は改良形態が、請求の範囲に記載された請求項の権利範囲を離脱するレベルのものでない限り、当該変更形態又は当該改良形態は、当該請求項の権利範囲に包括されると解釈される。

Claims (6)

  1. 被検体にＸ線を照射するＸ線照射部と、
    前記被検体を介して前記Ｘ線照射部と対向し、前記被検体を透過した透過Ｘ線のうちの前記被検体の内部の検査対象物に応じた特定のエネルギ範囲における前記透過Ｘ線の個数を測定するＸ線測定部と、
    前記Ｘ線測定部で測定した前記透過Ｘ線の個数に基づいて前記検査対象物の厚さを演算する厚さ演算部と、
    前記厚さ演算部で演算された前記検査対象物の厚さに基づいてＣＴ画像を再構成する画像再構成部とを備え、
    前記検査対象物は、Ｘ線造影剤であり、
    前記特定のエネルギ範囲は、前記Ｘ線造影剤のＫ吸収端上下に設定され、
    前記厚さ演算部は、前記検査対象物のＫ吸収端よりも小さい所定のエネルギ範囲Φ１における透過Ｘ線の個数と、前記検査対象物のＫ吸収端よりも大きい所定のエネルギ範囲Φ２における透過Ｘ線の個数との比Φ１／Φ２から前記検査対象物の厚さｔＩを求め、
    前記画像再構成部は、前記厚さ演算部で演算された前記検査対象物の厚さを投影データとして、前記投影データと所定の再構成関数とをコンボリューションし、この結果を逆投影することによって、前記被検体のＣＴ画像を生成し、
    比Φ１／Φ２は、エネルギ範囲Ｅｎ（ｎ＝１、２）のＸ線に対する前記検査対象物および水の平均減衰係数をそれぞれ上バー付きのμＩ（Ｅｎ）および上バー付きのμＷ（Ｅｎ）とし、前記検査対象物および水の厚さをｔＩおよびｔｗとする場合に、下記式であること
    を特徴とするＸ線ＣＴ装置。
    Figure 0005367574
  2. 前記Ｘ線測定部は、前記被検体を透過した透過Ｘ線から付与されたエネルギによって電荷を発生する検出媒体と、前記検出媒体における前記透過Ｘ線の入射端からの距離が互いに異なる位置で、前記検出媒体に設置された複数の電極とを備えること
    を特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
  3. 前記Ｘ線測定部は、前記被検体を透過した透過Ｘ線の進行方向に並べられた複数の検出媒体から成り、前記透過Ｘ線から付与されたエネルギによって個々の前記検出媒体において電荷を発生するとともに、前記検出媒体が前記透過Ｘ線の吸収体ともなるため、個々の前記検出媒体に前記透過Ｘ線が到達するまでに透過する吸収体の厚さが異なること
    を特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
  4. 前記Ｘ線造影剤は、ヨウ素造影剤、バリウム造影剤および金造影剤のうちのいずれかであること
    を特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  5. 前記Ｘ線照射部は、Ｘ線をフィルタに透過させたフィルタＸ線を被検体に照射すること
    を特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  6. 生体を除く被検体にＸ線を照射するＸ線照射工程と、
    前記被検体を透過した透過Ｘ線のうちの前記被検体の内部の検査対象物に応じた特定のエネルギ範囲における前記透過Ｘ線の個数を測定するＸ線測定工程と、
    前記Ｘ線測定工程で測定した前記透過Ｘ線の個数に基づいて前記検査対象物の厚さを演算する厚さ演算工程と、
    前記厚さ演算工程で演算された前記検査対象物の厚さに基づいてＣＴ画像を再構成する画像再構成工程とを備え、
    前記検査対象物は、Ｘ線造影剤であり、
    前記特定のエネルギ範囲は、前記Ｘ線造影剤のＫ吸収端上下に設定され、
    前記厚さ演算工程は、前記検査対象物のＫ吸収端よりも小さい所定のエネルギ範囲Φ１における透過Ｘ線の個数と、前記検査対象物のＫ吸収端よりも大きい所定のエネルギ範囲Φ２における透過Ｘ線の個数との比Φ１／Φ２から前記検査対象物の厚さｔＩを求め、
    前記画像再構成工程は、前記厚さ演算工程で演算された前記検査対象物の厚さを投影データとして、前記投影データと所定の再構成関数とをコンボリューションし、この結果を逆投影することによって、前記被検体のＣＴ画像を生成し、
    比Φ１／Φ２は、エネルギ範囲Ｅｎ（ｎ＝１、２）のＸ線に対する前記検査対象物および水の平均減衰係数をそれぞれ上バー付きのμＩ（Ｅｎ）および上バー付きのμＷ（Ｅｎ）とし、前記検査対象物および水の厚さをｔＩおよびｔｗとする場合に、下記式であること
    を特徴とするＸ線ＣＴ方法。
    Figure 0005367574
JP2009528104A 2007-08-15 2008-08-07 Ｘ線ｃｔ装置および該方法 Expired - Fee Related JP5367574B2 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2009528104A JP5367574B2 (ja) 2007-08-15 2008-08-07 Ｘ線ｃｔ装置および該方法

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2007211948 2007-08-15
JP2007211948 2007-08-15
PCT/JP2008/064229 WO2009022625A1 (ja) 2007-08-15 2008-08-07 Ｘ線ｃｔ装置および該方法
JP2009528104A JP5367574B2 (ja) 2007-08-15 2008-08-07 Ｘ線ｃｔ装置および該方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPWO2009022625A1 JPWO2009022625A1 (ja) 2010-11-11
JP5367574B2 true JP5367574B2 (ja) 2013-12-11

Family

ID=40350678

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2009528104A Expired - Fee Related JP5367574B2 (ja) 2007-08-15 2008-08-07 Ｘ線ｃｔ装置および該方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US8180016B2 (ja)
EP (2) EP2189115A4 (ja)
JP (1) JP5367574B2 (ja)
CN (1) CN102215754B (ja)
WO (1) WO2009022625A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10451568B2 (en) 2014-08-22 2019-10-22 Canon Medical Systems Corporation Photon counting X-ray CT apparatus

Families Citing this family (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20140072108A1 (en) * 2010-07-16 2014-03-13 David P. Rohler Methods and apparatus for extended low contrast detectability for radiographic imaging systems
GB201004121D0 (en) 2010-03-12 2010-04-28 Durham Scient Crystals Ltd Detector device, inspection apparatus and method
US9224240B2 (en) * 2010-11-23 2015-12-29 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Depth-based information layering in medical diagnostic ultrasound
US20120215095A1 (en) * 2011-02-22 2012-08-23 Amit Mordechai Av-Shalom X-Ray radiation reduction system
US20120236995A1 (en) * 2011-03-17 2012-09-20 Christian Eusemann Automated Imaging Contrast Agent Determination System
CN105142526A (zh) * 2013-04-16 2015-12-09 株式会社东芝 X射线ct装置
JP6234708B2 (ja) * 2013-05-28 2017-11-22 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線診断装置、医用画像処理装置及び医用画像処理プログラム
JP6305692B2 (ja) 2013-05-28 2018-04-04 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線診断装置
US8965095B2 (en) * 2013-05-30 2015-02-24 Kabushiki Kaisha Toshiba Noise balance pre-reconstruction data decomposition in spectral CT
JP6595154B2 (ja) * 2013-06-12 2019-10-23 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔを用いた画像診断装置
KR20170129842A (ko) * 2015-03-18 2017-11-27 프리스매틱 센서즈 에이비 광자-계수 멀티 빈 검출기로부터의 에너지 분해 영상 데이터에 기반한 영상 재구성 (image reconstruction based on energy-resolved image data from a photon-counting multi bin detector)
JP7202302B2 (ja) * 2017-01-05 2023-01-11 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 断層撮影再構成に使用するためのデータのディープラーニングに基づく推定
EP3547254A1 (de) 2018-03-29 2019-10-02 Siemens Healthcare GmbH Analyse-verfahren und analyseeinheit zur ermittlung radiologischer ergebnisdaten
CN112666194B (zh) * 2020-12-22 2022-12-20 上海培云教育科技有限公司 一种虚拟数字dr图像的生成方法及dr虚拟仿真仪器
KR102593937B1 (ko) * 2021-08-23 2023-10-25 (주)에이트마진 방사선 저감 필터의 제조 방법

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004223158A (ja) * 2003-01-27 2004-08-12 Reitekku:Kk Ｘ線撮像方法
JP2007071602A (ja) * 2005-09-05 2007-03-22 Kyoto Univ 放射線検出器

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3854049A (en) * 1973-12-10 1974-12-10 Wisconsin Alumni Res Found Compensation for patient thickness variations in differential x-ray transmission imaging
US4686695A (en) * 1979-02-05 1987-08-11 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Scanned x-ray selective imaging system
US5485492A (en) 1992-03-31 1996-01-16 Lunar Corporation Reduced field-of-view CT system for imaging compact embedded structures
JP3449561B2 (ja) * 1993-04-19 2003-09-22 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 Ｘ線ｃｔ装置
US5953444A (en) * 1997-10-22 1999-09-14 University Of Pennsylvania Method for improved correction of spectrum hardening artifacts in computed tomography images
US6507633B1 (en) * 2001-02-15 2003-01-14 The Regents Of The University Of Michigan Method for statistically reconstructing a polyenergetic X-ray computed tomography image and image reconstructor apparatus utilizing the method
JP4131934B2 (ja) 2003-01-27 2008-08-13 独立行政法人 日本原子力研究開発機構 化合物半導体ＩｎＳｂ単結晶を用いた半導体放射線検出器
US7391844B2 (en) * 2005-01-14 2008-06-24 General Electric Company Method and apparatus for correcting for beam hardening in CT images
WO2007122770A1 (ja) * 2006-04-13 2007-11-01 Shimadzu Corporation 透過ｘ線を用いた三次元定量方法

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004223158A (ja) * 2003-01-27 2004-08-12 Reitekku:Kk Ｘ線撮像方法
JP2007071602A (ja) * 2005-09-05 2007-03-22 Kyoto Univ 放射線検出器

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10451568B2 (en) 2014-08-22 2019-10-22 Canon Medical Systems Corporation Photon counting X-ray CT apparatus
US11327031B2 (en) 2014-08-22 2022-05-10 Canon Medical Systems Corporation Photon counting X-ray CT apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
US20110194668A1 (en) 2011-08-11
CN102215754B (zh) 2013-06-05
CN102215754A (zh) 2011-10-12
WO2009022625A1 (ja) 2009-02-19
EP2189115A1 (en) 2010-05-26
EP2189115A4 (en) 2010-08-18
EP3090686A1 (en) 2016-11-09
US8180016B2 (en) 2012-05-15
JPWO2009022625A1 (ja) 2010-11-11

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5367574B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置および該方法
US11201000B2 (en) X-ray imaging with a detector capable of resolving photon energy
US11327031B2 (en) Photon counting X-ray CT apparatus
Taguchi et al. Vision 20/20: single photon counting x‐ray detectors in medical imaging
US8000434B2 (en) Energy spectrum reconstruction
US9579075B2 (en) Detector array comprising energy integrating and photon counting cells
JP5268499B2 (ja) 計算機式断層写真法（ｃｔ）イメージング・システム
US20100012845A1 (en) Energy-resolving detection system and imaging system
EP2731504B1 (en) Imaging system detector calibration
JP2009502227A (ja) 多色スペクトルによるｘ線検出器イメージング
JP5248083B2 (ja) 別個の入射エネルギ・スペクトルによる検出
JP5779819B2 (ja) 放射線検出器
JP2008510132A (ja) 放射線検出器用の抗散乱グリッド
JP2016131884A (ja) Ｘ線ｃｔ装置、光子計数型検出装置及び二重積層光子計数型検出器
JP2015504521A (ja) 放射線を検出する検出装置
JP4114717B2 (ja) Ｃｔ装置
JP2016061655A (ja) シンチレータ、放射線検出装置および放射線検査装置
JP2010243395A (ja) Ｘ線・ガンマ線撮像装置
JP2020030097A (ja) 感度補正方法及び光子計数型検出器
JP2007071602A (ja) 放射線検出器
JP2015031683A (ja) 放射線検出装置、放射線分析装置及び放射線検出方法
JP2017086901A (ja) データ収集装置、ｘ線ｃｔ装置及び核医学診断装置
JP2015152356A (ja) ダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステム
Arrigoni et al. X-Ray Sensors in Computed Tomography
JP2022103615A (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、陽極劣化推定方法、および陽極劣化推定プログラム

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20110801

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20110809

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20121030

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20121221

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20130903

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20130911

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5367574

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313115

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees