JP6289223B2 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

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Description

本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に関する。
従来、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（Computed tomography：以下、Ｘ線ＣＴ装置ともいう）では、Ｘ線管電圧のリップルや経時変化といった要因により、Ｘ線管から照射されるＸ線の線量（以下、Ｘ線量ともいう）が時間毎に変動する場合がある。この場合、被検体を透過してＸ線検出器で検出されるＸ線量も変動するため、断層像を正確に再構成できない不具合が生じてしまう。
Ｘ線ＣＴ装置では、このような不具合を避けるため、被検体を通らず空気領域のみをＸ線が透過する位置に補正検出器（リファレンス検出器）を設置し、補正検出器の出力に基づいて、Ｘ線検出器の出力を補正している。従来のＸ線検出器が積分型出力のため、補正検出器はＸ線の全エネルギー範囲での総量（に対する検出器出力）を観測すれば良い。積分型出力とは、Ｘ線エネルギー値と該エネルギー値での検出器感度の積を全エネルギー帯域で積分した結果を示す出力を意味している。
一方、積分型とは異なるタイプのＸ線ＣＴ装置として、光子計数型のＸ線ＣＴ装置がある。光子計数型のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線エネルギー毎あるいはＸ線エネルギー帯域（エネルギービン）毎の断層像を取得することが主な目的となる。
この種のＸ線ＣＴ装置では、光子計数型の第２のＸ線検出器を用い、Ｘ線のエネルギー情報を特定する方法が知られている。この方法では、例えば、デュアルエネルギー撮影時のように、Ｘ線管電圧をビュー毎に切り替えて撮影を行う場合に、第２のＸ線検出器により、Ｘ線管から照射されるＸ線のエネルギー情報を特定可能となっている。但し、ここでいうＸ線のエネルギー情報は、特定のエネルギー範囲の平均値等を用いてビューのＸ線量を取得できる情報であるものの、Ｘ線管から照射されるＸ線のエネルギースペクトルを推定あるいは補正できる情報ではない。
しかしながら、光子計数型のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線のエネルギースペクトルが変動する場合、光子計数型のＸ線検出器を用いてＸ線量（全あるいは特定範囲のエネルギーの総和あるいは平均値）を観測できるものの、各エネルギー又は各エネルギー帯域のＸ線量の変動を補正することはできない。このため、光子計数型のＸ線ＣＴ装置では、エネルギー毎又はＸ線エネルギー帯域毎の断層像を正確に再構成できないという不都合がある。
特開２００９−２０１８８５号公報 特開２００６−１０１９２６号公報 特開２０１０−８２０３１号公報
以上説明したように、光子計数型のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管から照射されるＸ線エネルギースペクトルが変動する場合に、エネルギー毎又はエネルギー帯域毎の断層像を正確に再構成できないという不都合がある。
目的は、Ｘ線管から照射されるＸ線のエネルギースペクトルの変動を補正でき、エネルギー毎又はエネルギー帯域毎の断層像を正確に再構成し得るＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供することである。
実施形態のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管、第１のＸ線検出器、第２のＸ線検出器、計数結果収集手段、記憶手段、推定手段、補正手段及び再構成部を具備する。
前記Ｘ線管は、Ｘ線を照射する。
前記第１のＸ線検出器は、前記照射されたＸ線の第１領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。
前記第２のＸ線検出器は、前記照射されたＸ線の第２領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。
前記計数結果収集手段は、前記第１及び第２のＸ線検出器の計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを出力する。
前記記憶手段は、前記Ｘ線管からＸ線を照射するための複数の管電圧ないし管電流それぞれと対応付けられた、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶する。
前記推定手段は、前記第２の計数データと、前記複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する。
前記補正手段は、前記推定された管電流ないし管電圧に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、前記第２の計数データと共に得られた前記第１の計数データを補正する。
前記再構成部は、前記補正された第１の計数データに基づいて、医用画像データを再構成する。
第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示す模式図である。 同実施形態におけるＸ線ＣＴ装置の概略構成を示す模式図である。 同実施形態におけるＸ線エネルギースペクトルの補正方法を説明するための模式図である。 同実施形態における動作を説明するためのフローチャートである。 第２の実施形態における第２の計数データを説明するための模式図である。 第４の実施形態における複数のエネルギー帯域を説明するための模式図である。
以下、各実施形態に係るコンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置）について図面を用いて説明する。
＜第１の実施形態＞
図１は第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図であり、図２は同Ｘ線ＣＴ装置の概略構成を示す模式図である。このＸ線ＣＴ装置は、図１に示すように、架台（ガントリ）４及びコンソール６が電気的に接続されている。また、Ｘ線ＣＴ装置は、被検体Ｐを載置する寝台５を有している。架台４は、Ｘ線系１及び光学系２と、検出系３とのペアが収容されると共に、当該ペアを寝台５上の被検体Ｐの体軸を中心に回転させる回転支持機構（図示せず）が収容される。回転支持機構は、回転リングと、回転軸Ｚを中心として回転自在に回転リングを支持するリング支持機構と、リングの回転を駆動する駆動部とを有する。回転リングには、Ｘ線管１２と、２次元アレイ型または多列型とも称されるＸ線検出器３１が搭載される。撮影又はスキャンに際しては、架台４におけるＸ線管１２とＸ線検出器３１との間の円筒形の撮影領域内に、被検体Ｐが寝台５に載置され挿入される。
Ｘ線系１、光学系２及び検出系３は、架台４内の架台制御伝送部４１に制御される。架台制御伝送部４１は、コンソール６内のシステム制御部６１と伝送可能に接続されている。コンソール６は、システム制御部６１、補正処理部６２、再構成部６３、画像記憶部６４、表示部６５、入力部６６及び記憶部６７を備えている。
ここで、Ｘ線系１は、高電圧発生部１１及びＸ線管１２を備えている。
高電圧発生部１１は、Ｘ線管１２の陽極ターゲットと陰極フィラメントとの間に高電圧を印加するための図示していない高電圧電源と、Ｘ線管１２の陰極フィラメントにフィラメント電流を供給するための図示していないフィラメント電流発生器とを有する。
Ｘ線管１２は、高電圧発生部１１からスリップリング（図示せず）を経由して電圧の印加（以下、管電圧と呼ぶ）およびフィラメント電流の供給を受けてＸ線を発生し、Ｘ線の焦点からＸ線を放射（照射）する。Ｘ線の焦点から放射されたＸ線は、Ｘ線管１２のＸ線放射窓に取り付けられた光学系２内のウェッジ２１及びスリット２２を介して、例えばコーンビーム形（角錐形）に整形される。なお、ウェッジ２１は被曝低減用のフィルタであり、スリット２２はビーム整形用の間隙である。Ｘ線の放射範囲は、点線で示されている。Ｘ軸は、回転軸Ｚと直交し、放射されるＸ線の焦点を通る直線である。Ｙ軸は、Ｘ軸および回転軸Ｚと直交する直線である。本実施形態におけるＸ線管１２は、回転陽極型のＸ線管であるとする。なお、固定陽極型のＸ線管以外の他の型のＸ線管でも本実施形態に適用可能である。
一方、検出系３は、Ｘ線検出器３１及びデータ収集部（ＤＡＳ）３２を備えている。
Ｘ線検出器３１は、回転軸Ｚを挟んでＸ線管１２に対峙する位置およびアングルで取り付けられる。Ｘ線検出器３１は、被検体Ｐの体軸（又は回転軸Ｚ方向）に直交するチャンネル方向と被検体Ｐの体軸に沿った列方向とに格子状に配列された複数のＸ線検出素子を有する。なお、Ｘ線検出器３１のうち、第２領域（例、チャンネル方向の一方の端部領域）に位置するＸ線検出器を第２のＸ線検出器３１ｂとも呼び、第１領域（例、第２のＸ線検出器３１ｂ以外の領域）に位置するＸ線検出器を第１のＸ線検出器３１ａと呼ぶ。第１領域は、寝台５に載置される被検体Ｐに対応する領域を少なくとも含む領域としてもよい。第２領域は、第１領域とは異なる領域である。この例では、第２のＸ線検出器３１ｂは、第１のＸ線検出器３１ａの端部に連接して設けられる。チャンネル方向は、回転軸に直交し、且つ放射されるＸ線の焦点を中心として、この中心から１チャンネル分のＸ線検出素子の受光部中心までの距離を半径とする円弧方向としてもよい。列方向はスライス方向と呼んでもよい。第２のＸ線検出器３１ｂは、補正検出器又はリファレンス検出器と呼んでもよい。
なお、一例として第２のＸ線検出器３１ｂが第１のＸ線検出器３１ａの端部に連接して設けられる場合を示したが、第２のＸ線検出器３１ｂの位置はこれに限られない。第２のＸ線検出器３１ｂは、Ｘ線が被検体を透過しない位置に設けられていればよいため、必ずしも検出器３１ａと連接していることが必要ではなく、第１のＸ線検出器３１ａと空間的に離れた位置や、Ｘ線管１２の近傍、あるいは回転部内部の任意の位置に固定して設置されていても構わない。
これらの第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂは互いに同一構成である。但し、第１のＸ線検出器３１ａは、照射されたＸ線の第１領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。第２のＸ線検出器３１ｂは、照射されたＸ線の第２領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。例えば、第１のＸ線検出器３１ａは、Ｘ線管１２から照射されて被検体Ｐを透過したＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。第２のＸ線検出器３１ｂは、被検体Ｐへの照射と同時に照射されて被検体Ｐを透過しないＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。また、第２のＸ線検出器３１ｂは、Ｘ線管１２から照射されるＸ線が空気領域のみを透過する位置に設置されればよいので、例えば、Ｘ線管１２とウェッジ２１との間の端部領域に設置してもよい。Ｘ線管１２とウェッジ２１との間の端部領域は、Ｘ線管１２の近傍と呼んでもよい。
いずれにしても、Ｘ線検出器３１ａ，３１ｂ内の複数のＸ線検出素子各々には、入射するＸ線の方向性を絞るコリメータが取り付けられる。Ｘ線検出器３１ａ内の複数のＸ線検出素子各々は、Ｘ線管１２から照射されて被検体Ｐを透過したＸ線を光子に変換して検出する。同様に、Ｘ線検出器３１ｂ内の複数のＸ線検出素子各々は、Ｘ線管１２から照射されて被検体Ｐを透過していないＸ線を光子に変換して検出する。例えば、被検体Ｐを透過したＸ線は、Ｘ線検出素子に入射する。Ｘ線検出素子に入射したＸ線は、コリメータに絞られてシンチレータに入射して光子に変換される。光子は、フォトダイオードに入射し電荷を発生し、フォトダイオードにかけられたバイアス電圧によって充電された電荷を放電させる。放電された電荷は、読出スイッチとしてのＣＭＯＳスイッチによって読出ラインを通して充電され、当該Ｘ線のエネルギーに応じた波高をもつ第１の検出信号が生成される。複数のＸ線検出素子各々からの第１の検出信号は、接続切換部（図示せず）を介して計数部（図示せず）に出力（読出）される。計数部は、第１の検出信号の個数を所定の波高範囲毎に計数し、計数結果をデータ収集部（ＤＡＳ）３２に出力する。なお、上述した被検体への照射と同時に照射されて被検体Ｐを透過していないＸ線がＸ線検出素子に入射した場合も同様にして、当該Ｘ線のエネルギーに応じた波高をもつ第２の検出信号が生成及び出力される。また同様に、計数部は、第２の検出信号の個数を所定の波高範囲毎に計数し、計数結果をデータ収集部（ＤＡＳ）３２に出力する。なお、Ｘ線検出器３１は、シンチレータを使わない直接変換型の半導体検出器を使用してもよい。また、Ｘ線を光子に変換して検出する動作は、Ｘ線光子を検出する動作としてもよい。また、Ｘ線検出器３１としては、Ｘ線光子を計数可能であればよく、ＳｉＰＭ（シリコン光電子増倍管）を用いた検出器、ＣｄＴｅ又はゲルマニウムを用いた検出器などの任意の検出器が使用可能であっても構わない。また、所定の波高範囲の設定数は任意であるが、設定数が少ない場合にはエネルギー帯域毎に検出信号の個数が計数され、設定数が多い場合にはエネルギー毎に検出信号の個数が計数される。すなわち、波高範囲の弁別の細かさがエネルギー帯域分解の細かさに対応する。
データ収集部（ＤＡＳ）３２は、計数結果収集手段を構成する複数のデータ収集回路を有する。計数結果収集手段は、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを出力する。具体的には例えば、複数のデータ収集回路は、各Ｘ線検出素子から個別に読み出された第１の検出信号の計数結果を収集し、（当該収集した計数結果からなり、）被検体Ｐを透過したＸ線のエネルギースペクトルを示す第１の計数データを架台制御伝送部４１に出力する。同様に、複数のデータ収集回路は、各Ｘ線検出素子から個別に読み出された第２の検出信号の計数結果を収集し、（当該収集した計数結果からなり、）被検体Ｐを透過していないＸ線のエネルギースペクトルを示す第２の計数データを架台制御伝送部４１に出力する。データ収集回路の個数は、一般的にはＸ線検出素子の個数よりも少ない。各データ収集回路は、図示しない接続切換部の出力端子（又はスイッチ）の個数と同数だけ設けられ、例えば、各セグメントのチャンネル(ｃｈ)毎に実装される。
架台制御伝送部４１は、データ収集部（ＤＡＳ）３２から受けた第１の計数データ及び第２の計数データをそれぞれシステム制御部６１を介して補正処理部６２に送出する。
補正処理部６２は、第２の計数データと、複数の基準データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する推定手段を構成している。また、補正処理部６２は、推定された管電圧ないし管電流に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、第２の計数データと共に得られた第１の計数データを補正する補正手段を構成している。
具体的には例えば、補正処理部６２は、データ収集部３２から架台制御伝送部４１及びシステム制御部６１を介して第１の計数データ及び第２の計数データを受けると、第２の計数データに基づいて、第１の計数データを補正する。第２の計数データに基づく補正としては、例えば、Ｘ線管１２の管電圧の変動を第２のＸ線検出器３１ｂで検出し、得られた第２の検出信号を収集してなる第２の計数データに基づいてエネルギースペクトルを推定する。しかる後、推定したエネルギースペクトルを示す第３の計数データに基づいて、エネルギー帯域毎に第１の計数データを正規化してＸ線強度の変動を補正するリファレンス処理が実行される。
具体的には、第２の計数データに基づく補正は、以下の各機能(f62-1)〜(f62-3)により実行可能となっている。
(f62-1) 第２の計数データと複数の基準計数データそれぞれとを比較し、最大の類似度をもつ基準計数データに対応する管電圧ないし管電流を、Ｘ線照射時における管電圧ないし管電流として推定する第１の推定機能。具体的には、図３に一例を示すように、記憶部６７内の各基準計数データと第２の計数データとの類似度を算出し、算出された類似度と当該各基準計数データとに基づいて、被検体Ｐへの照射時におけるＸ線管１２の管電圧（ないし管電流）を推定する第１の推定機能。なお、図３の中央列の各図が記憶部６７内の各基準計数データに対応している。図３の右列上側に示す図が第２の計数データに対応している。図３の右列下に示す図が管電圧（ないし管電流）の推定処理に対応している。
ここで、第１の推定機能(f62-1)は、当該算出された類似度のうちの最大の類似度（図３ではｂ）をもつ基準計数データの管電圧（図３右下のｂ点に対応する１００．０ｋＶ）（ないし管電流）を、被検体Ｐへの照射時における管電圧（ないし管電流）として推定してもよい。また、第１の推定機能(f62-1)に代えて、第２の計数データと複数の基準計数データそれぞれとの類似度を算出し、更に各類似度を曲線で近似し、当該曲線が最大値を示すときの類似度に関係する管電圧ないし管電流を、Ｘ線照射時における管電圧ないし管電流として推定してもよい。例えば、当該算出された類似度と当該類似度をもつ各基準計数データの管電圧（ないし管電流）との関係を曲線で近似し、当該曲線が最大値を示すときの類似度に関係する管電圧（図３右下の破線で示す９９．８ｋＶ）（ないし管電流）を、被検体Ｐへの照射時における管電圧（ないし管電流）として推定してもよい。
(f62-2) 推定された管電圧（ないし管電流）及び当該各基準計数データに基づいて、当該推定された管電圧（ないし管電流）で照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定する第２の推定機能。
なお、第２の推定機能(f62-2)は、当該推定された管電圧（ないし管電流）と、当該管電圧（ないし管電流）を挟む２つの管電圧（ないし管電流）に個別に対応する２つの各基準計数データとに基づいて、当該各基準計数データに示される２つのエネルギースペクトルの間を補間（例、線形補間）することにより、照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定してもよい。
(f62-3) 当該推定されたエネルギースペクトルに基づいて第１の計数データを補正する補正機能。
ここで、第１及び第２の推定機能(f62-1),(f62-2)は、推定手段の一例である。補正機能(f62-3)は、補正手段の一例である。
再構成部６３は、補正処理部６２で補正された第１の計数データに基づいて、被検体Ｐの医用画像データを再構成する。例えば、再構成部６３は、補正された第１の計数データに基づいて、投影データを発生する。具体的には、再構成部６３は、補正された第１の計数データ内の複数の計数結果を相互に加算して投影データを発生する。
投影データとは、再構成処理直前のデータであり、被検体Ｐを透過したＸ線の強度に応じたデータ値の集合である。投影データは、データ収集したときにビューアングルを表すデータと関連付けられて、磁気ディスク、光磁気ディスク、又は半導体メモリを備えた図示していない記憶部に記憶される。ここでは説明の便宜上、ワンショットで略同時に収集したビューアングルが同一である全チャンネルにわたる一揃いの投影データを、投影データセットと称する。なお、投影データセットの各チャンネルに対する投影データは、ビューアングル、コーン角、チャンネル番号によって識別される。ビューアングルは、Ｘ線管１２が回転軸Ｚを中心として周回する円軌道の各位置を、回転軸Ｚから鉛直上向きにおける円軌道の最上部を０°として３６０°の範囲の角度で表したものである。
また、再構成部６３は、ビューアングルが３６０°又は１８０°＋ファン角度の範囲内の投影データセットに基づいて、被検体Ｐの断層像を示す医用画像データを再構成する。ここで、再構成方法については、例えば特許文献２に記載の方法を、所望のエネルギー帯域について適用することが可能である。
画像記憶部６４は、再構成部６３により再構成された医用画像データを記憶する。
表示部６５は、画像記憶部６４に記憶された医用画像データや、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために設定される条件などを表示する。
入力部６６は、操作者が所望するＸ線コンピュータ断層撮影の撮影条件、および被検体の情報などを入力する。具体的には、入力部６６は、操作者からの各種指示・命令・情報・選択・設定をＸ線ＣＴ装置に取り込む。入力部６６は、図示しないが、関心領域の設定などを行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。入力部６６は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標をシステム制御部６１に出力する。なお、入力部６６は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、入力部６６は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標をシステム制御部６１に出力する。
記憶部（記憶手段）６７は、Ｘ線管１２からＸ線を照射するための複数の管電圧あるいは管電流それぞれと対応付けられた、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶している。例えば、記憶部６７は、予め設定した複数の管電圧（ないし管電流）でＸ線管１２からＸ線を照射し、第２のＸ線検出器３１ｂ及びデータ収集部（ＤＡＳ）３２により得られたＸ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶している。
システム制御部６１は、Ｘ線ＣＴ装置の中枢として機能する。システム制御部６１は、図示していないＣＰＵとメモリとを備える。システム制御部６１は、図示していない記憶部に記憶された検査スケジュールデータと制御プログラムとに基づいて、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために寝台５及び架台４と、高電圧発生部１１を制御する。具体的には、システム制御部６１は、入力部６６から送られてくる操作者の指示や画像処理の条件などの情報を、一時的に図示していないメモリに記憶する。システム制御部６１は、メモリに一時的に記憶されたこれらの情報に基づいて、寝台５及び架台４と、高電圧発生部１１を制御する。システム制御部６１は、所定の画像発生・表示等を実行するための制御プログラムを、図示していない記憶部から読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・処理等を実行する。
次に、以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置の動作について図４のフローチャートを用いて説明する。また、ステップＳＴ３〜ＳＴ４の説明は、管電圧ないし管電流のうち、管電圧を例に挙げて述べている。すなわち、ステップＳＴ３〜ＳＴ４の説明は、管電圧を管電流と読み替えてもよい。
始めに、Ｘ線ＣＴ装置においては、被検体Ｐを用いずに、予め設定した複数の管電圧でＸ線管１２からＸ線を照射する。このとき、第２のＸ線検出器３１ｂ及びデータ収集部（ＤＡＳ）３２により、当該各管電圧におけるＸ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを得る。複数の基準計数データは、架台制御伝送部４１及びシステム制御部６１を介して記憶部６７に記憶される（ＳＴ１）。これにより、記憶部６７は、Ｘ線管１２からＸ線を照射するための複数の管電圧（あるいは管電流）それぞれと対応付けられた、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶する。
ステップＳＴ１について補足的に説明する。Ｘ線管１２の管電圧が変動すると、図３左側に示すようにＸ線管１２から照射されるＸ線のエネルギースペクトル、つまりエネルギー毎のＸ線強度の分布が変動する。
そこで、被検体Ｐの撮影を開始する前に、予め管電圧を所定の範囲（例、９９．５ｋＶ〜１００．５ｋＶ）で変動させ、第２のＸ線検出器で測定されたＸ線のエネルギースペクトルを取得しておく（図３中央列）。第２のＸ線検出器３１ｂでは、検出器のエネルギー分解能により、Ｘ線管１２から放射したＸ線のエネルギースペクトル（図３左側）を精密に測定できず、図３中央の実線に示すように、エネルギーが鈍ったスペクトルが測定される。この測定結果を予め記憶部６７に記憶しておく。
次に、Ｘ線ＣＴ装置では、被検体Ｐの撮影を行う。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置において、回転軸Ｚを中心に回転するＸ線管１２とＸ線検出器３１との間の円筒形の撮影領域内に、被検体Ｐが寝台５に載置され挿入される。この状態でＸ線管１２は、Ｘ線を照射する。第１のＸ線検出器３１ａは、照射されたＸ線の第１領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。例えば、第１のＸ線検出器３１ａは、照射されて被検体Ｐを透過したＸ線を光子に変換して検出し、当該Ｘ線のエネルギーに応じた波高をもつ第１の検出信号の個数を所定の波高範囲毎に計数する。
データ収集部（ＤＡＳ）３２は、第１のＸ線検出器３１ａの計数結果を収集し、被検体Ｐを透過したＸ線のエネルギースペクトルを示す第１の計数データを出力する。
一方、第２のＸ線検出器３１ｂは、照射されたＸ線の第２領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。例えば、第２のＸ線検出器３１ｂは、被検体Ｐへの照射と同時に照射されて当該被検体Ｐを透過していないＸ線を光子に変換して検出し、当該Ｘ線のエネルギーに応じた波高をもつ第２の検出信号の個数を所定の波高範囲毎に計数する。
同様に、データ収集部（ＤＡＳ）３２は、第２のＸ線検出器３１ｂの計数結果を収集し、被検体Ｐを透過していないＸ線のエネルギースペクトルを示す第２の計数データを出力する。
すなわち、データ収集部（ＤＡＳ）３２は、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを出力する。
これら第１及び第２の計数データは、架台制御伝送部４１及びシステム制御部６１を介して補正処理部６２に送出される。
補正処理部６２は、第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する（ＳＴ２〜ＳＴ３）。
例えば、補正処理部６２は、記憶部６７内の各基準計数データと当該第２の計数データとの類似度を算出する（ＳＴ２）。類似度としては、正規化相関値等、多次元データ間の距離を表す任意の統計量が使用可能となっている。
次に、補正処理部６２は、算出された類似度と当該各基準計数データの管電圧とに基づいて、被検体Ｐへの照射時におけるＸ線管１２の管電圧を推定する（ＳＴ３）。ここで、管電圧の推定は、最大の類似度をもつ基準計数データの管電圧としてもよい。すなわち、補正処理部６２は、当該算出された類似度のうちの最大の類似度（図３ではｂ）をもつ基準計数データの管電圧（図３右下のｂ点に対応する１００．０ｋＶ）を、被検体Ｐへの照射時における管電圧として推定してもよい。あるいは、管電圧の推定は、算出した類似度を内挿してもよい。すなわち、補正処理部６２は、当該算出された類似度と当該類似度をもつ各基準計数データの管電圧との関係を曲線で近似し、当該曲線が最大値を示すときの類似度に関係する管電圧（図３右下の破線で示す９９．８ｋＶ）を、被検体Ｐへの照射時における管電圧として推定してもよい。算出した類似度を曲線近似で内挿した場合、最大の類似度から推定した場合に比べ、管電圧を精密に推定することができる。
次に、補正処理部６２は、推定された管電圧（ないし管電流）に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、第２の計数データと共に得られた第１の計数データを補正する（ＳＴ４〜ＳＴ５）。
例えば、補正処理部６２は、ステップＳＴ３で推定された管電圧及び記憶部６７内の各基準計数データに基づいて、当該推定された管電圧で照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定する（ＳＴ４）。エネルギースペクトルの推定は、近傍電圧のスペクトルの補間（線形補間等）により実行してもよい。すなわち、補正処理部６２は、当該推定された管電圧と、当該管電圧を挟む２つの管電圧に個別に対応する２つの各基準計数データとに基づいて、当該各基準計数データに示される２つのエネルギースペクトルの間を線形補間することにより、当該推定された管電圧で照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定してもよい。
補正処理部６２は、ステップＳＴ４で推定されたエネルギースペクトルに基づいて第１の計数データを補正する（ＳＴ５）。
具体的には例えば、補正処理部６２は、エネルギー（帯域）毎に、第１の計数データを、推定されたエネルギースペクトルを示す第３の計数データで除算して正規化するリファレンス補正を用い、ステップＳＴ５を実行してもよい。すなわち、補正処理部６２は、特許文献２に記載の方法を用い、ステップＳＴ５を実行してもよい。この場合、Ｘ線のエネルギーフルエンスをΨ（Ｅ）’とし、Ｘ線のエネルギースペクトルをφ（Ｅ）とし、エネルギー加重関数をｗ（Ｅ）とし、これらの関係式をΨ（Ｅ）’＝φ（Ｅ）・ｗ（Ｅ）としたとする。なお、エネルギーフルエンスΨ（Ｅ）’は、補正後の第１の計数データにおける波高範囲毎の計数結果に相当する。エネルギースペクトルφ（Ｅ）は、補正前の第１の計数データにおける波高範囲毎の計数結果に相当する。エネルギー加重関数ｗ（Ｅ）は、ステップＳＴ４で推定されたエネルギースペクトルにおけるエネルギー（帯域）Ｅ毎の重み付け係数に対応する。重み付け係数は、ステップＳＴ４で推定したエネルギースペクトルφ（Ｅ）’におけるエネルギー（帯域）Ｅ毎のＸ線強度（＝第２の検出信号の波高範囲毎の計数結果）の逆数が用いられる。
再構成部６３は、いずれにしてもステップＳＴ５で補正された第１の計数データに基づいて、被検体Ｐの医用画像データを再構成する。再構成された医用画像データは、画像記憶部６４に書き込まれる。画像記憶部６４内の医用画像データは、表示部６５により表示される。
上述したように本実施形態によれば、Ｘ線管１２からＸ線を照射するための複数の管電圧（あるいは管電流）それぞれと対応付けられた、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶する。続いて、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを出力する。また、第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する。また、推定された管電圧ないし管電流に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、第２の計数データと共に得られた第１の計数データを補正する。さらに、補正された第１の計数データに基づいて、医用画像データを再構成する。これにより、Ｘ線管１２から照射されるＸ線のエネルギースペクトルの変動を補正でき、エネルギー毎又はエネルギー帯域毎の断層像を正確に再構成することができる。
また、ステップＳＴ３において、算出された類似度のうちの最大の類似度をもつ基準計数データの管電圧を、被検体Ｐへの照射時における管電圧として推定する場合、簡易迅速に管電圧を推定することができる。
また、ステップＳＴ３において、算出された類似度と当該類似度をもつ各基準計数データの管電圧との関係を曲線で近似し、当該曲線が最大値を示すときの類似度に関係する管電圧を、被検体Ｐへの照射時における管電圧として推定する場合、高い精度で管電圧を推定することができる。
また、ステップＳＴ４において、推定された管電圧と、当該管電圧を挟む２つの管電圧に個別に対応する２つの各基準計数データとに基づいて、当該各基準計数データに示される２つのエネルギースペクトルの間を補間することにより、当該推定された管電圧で照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定する場合、高い精度で推定された管電圧に対応するエネルギースペクトルを推定することができる。
また、ステップＳＴ５において、補正処理部６２は第1の計数データを補正する代わりに照射時の管電圧を補正してもよい。先に述べたように、照射すべき管電圧が１００．０ｋＶであるにも関わらず、推定された（実際に照射されたと思われる）管電圧が変動し、例えば９９．８ｋＶのような低い値になってしまう場合が考えられる。この様な場合に補正処理部６２は照射する管電圧の電圧を高くする。具体的には、管電圧の値を徐々に上昇させながら管電圧の推定処理を続け、推定された管電圧が１００．０ｋＶとなった時点の管電圧を採用して撮像を行う。推定された管電圧が照射すべき管電圧より高い場合には、逆に管電圧の電圧を徐々に下げながら管電圧の調整を行う。
＜第２の実施形態＞
次に、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図１を参照しながら説明する。
第２の実施形態は、第１の実施形態の変形例であり、撮影中に管電圧を高電圧（例、１３５ｋＶ）と低電圧（例、８０ｋＶ）とに１ビュー毎に切り替えるｋＶスイッチング方式を用いている。
これに伴い、Ｘ線管１２としては、管電圧を時間的に変調しながら駆動されるものを用いている。
また、補正処理部６２は、第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、時間的に変調された管電圧を推定する機能をもっている。
ここで、比較対象の第２の計数データとしては、図５に一例を示すように、管電圧の目標値（例、１３５ｋＶ）が同一である１ビュー（view）内の複数時点（例、ｔ１〜ｔ５）で取得した複数の第２の計数データを平均化して得られた結果を用いている。すなわち、比較対象の第２の計数データは、図５の下段に示す如き、Ｘ線のエネルギースペクトルを有する。図５の上段中、縦軸は管電圧を示し、横軸は時刻を示している。また、図５の上段中、一点鎖線の矩形波が「管電圧の目標値」を示し、実線の鈍った矩形波が管電圧の実測値を示している。なお、撮影中に管電圧を切り替えない場合（管電圧の実測値が一定の場合）には、任意の複数時点で取得した複数の第２の計数データを平均化して得られた結果を、比較対象の第２の計数データとすればよい。この場合、時間的に変調された管電圧の平均値が推定結果として得られる。
他の構成は、第１の実施形態と同一である。
次に、以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置の動作を図４のフローチャートを参照しながら説明する。
いま、前述した通り、ステップＳＴ１が実行されたとする。
ステップＳＴ１の後、Ｘ線ＣＴ装置では、管電圧を時間的に変調しながらＸ線管１２を駆動し、被検体Ｐの撮影を行う。
データ収集部（ＤＡＳ）３２は、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを補正処理部６２に出力する。
補正処理部６２は、第１及び第２の計数データを受けると、管電圧の目標値が同一である１ビュー内の複数時点で取得された複数の第２の計数データを平均化し、比較対象の第２の計数データを得る。
しかる後、補正処理部６２は、比較対象の第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、時間的に変調された管電圧を推定する。具体的には、補正処理部６２は、比較対象の第２の計数データを用い、前述同様に、ステップＳＴ２〜ＳＴ３を実行する。
以下、Ｘ線ＣＴ装置は、前述同様に、ステップＳＴ４〜ＳＴ５を実行し、被検体Ｐの医用画像データを再構成する。但し、再構成のための演算は、ｋＶスイッチング方式に応じて適宜、変更する。
上述したように本実施形態によれば、管電圧を時間的に変調してＸ線管１２を駆動した場合でも、第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、時間的に変調された管電圧を推定する。これにより、ｋＶスイッチング方式を用いた場合でも、第１の実施形態と同様の効果を得ることができる。
なお、本実施形態は、複数時点の第２の計数データを平均化し、得られた第２の計数データに基づいて管電圧を推定している。但し、本実施形態は、複数時点の第２の計数データに基づいて複数時点の管電圧を推定し、得られた結果を平均化して管電圧を推定するように変形してもよい。
＜第３の実施形態＞
次に、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図１を参照しながら説明する。
第３の実施形態は、第１又は第２の実施形態の変形例であり、例えば被検体Ｐの体型などにより、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの領域を変更可能としている。
補足すると、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂは、Ｘ線検出器３１を２つの領域に区分して用いられる。しかしながら、この区分は、被検体Ｐの体型などによっては不適切な可能性がある。例えば、被検体Ｐの体型などによっては、第２のＸ線検出器３１ｂに対応する第２領域を被検体Ｐの一部が覆ってしまう可能性がある。
従って、本実施形態は、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの領域を変更可能としている。例えば、第２のＸ線検出器３１ｂの領域を、Ｘ線検出器３１の左側の端部領域から右側の端部領域に変更してもよい。または、第２のＸ線検出器３１ｂの領域としてＸ線検出器３１の左側の端部領域を用いたまま、当該端部領域の列数を変更してもよい。
これに伴い、入力部（入力装置）６６は、操作者の操作に応じて、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂとして用いられる領域を切り替えるための入力信号を受け付ける。また、入力部６６は、受け付けた入力信号をシステム制御部６１及び架台制御伝送部４１を介してデータ収集部（ＤＡＳ）３２に送出する。
データ収集部（ＤＡＳ）３２は、入力部６６が受け付けた入力信号に基づいて、Ｘ線検出器３１のうち、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂとして用いられる領域を切り替える制御機能（制御部）をもっている。
以上のような構成によれば、予め入力部６６が入力信号を受け付ける。データ収集部（ＤＡＳ）３２は、入力部６６が受け付けた入力信号に基づいて、Ｘ線検出器３１のうち、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂとして用いられる領域を切り替える。
本実施形態は、予め第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂとして用いられる領域を切り替えた後、第１又は第２の実施形態と同様に動作するので、第１又は第２の実施形態と同様の効果を得ることができる。
＜第４の実施形態＞
次に、第４の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図１を参照しながら説明する。
第４の実施形態は、第１乃至第３のいずれかの実施形態の変形例であり、エネルギースペクトルの一部の領域から類似度を算出している。
これに伴い、補正処理部６２は、第２の計数データと複数の基準計数データそれぞれを複数のエネルギー帯域に区分し、当該各エネルギー帯域のうちの少なくとも１つのエネルギー帯域同士を比較することにより、類似度を求めている。
例えば図６に示すように、第２の計数データ（実線）と複数の基準計数データ（破線）それぞれを４つのエネルギー帯域Ｂ１〜Ｂ４に区分したとする。この区分は、例えば、操作者が、エネルギー帯域の閾値を設定すればよい。また、この区分は一例であり、適宜、他の区分に変更してもよい。
ここで、第１のエネルギー帯域Ｂ１は、最も低エネルギー側で傾きが大きい帯域である。なお、傾きの大小は、他のエネルギー帯域の傾きと比較した場合の大小である。
第２のエネルギー帯域Ｂ２は、第１のエネルギー帯域Ｂ１に隣接し、当該帯域Ｂ１より高エネルギー側で傾きが小さい帯域である。
第３のエネルギー帯域Ｂ３は、第２のエネルギー帯域Ｂ２に隣接し、当該帯域Ｂ２より高エネルギー側で傾きが大きく変化する帯域である。
第４のエネルギー帯域Ｂ４は、第３のエネルギー帯域Ｂ３に隣接し、当該帯域Ｂ３より高エネルギー側で傾きが小さい帯域である。
これら４つのエネルギー帯域Ｂ１〜Ｂ４は、管電圧に応じて上下に変化する。ここで図６に示すように、第２及び第４のエネルギー帯域Ｂ２，Ｂ４は傾きが小さいため、管電圧（99.5kV〜100.5kV）に応じた変化の前後で曲線が重ならず、差が出やすい。
このため、補正処理部６２は、区分した各エネルギー帯域Ｂ１〜Ｂ４のうちの少なくとも１つのエネルギー帯域Ｂ２同士又はＢ４同士を比較することにより、類似度を求める。
他の構成は、第１乃至第３のいずれかの実施形態と同一である。
次に、以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置の動作を図４のフローチャートを参照しながら説明する。
いま、前述した通り、ステップＳＴ１が実行されたとする。
ステップＳＴ１の後、Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線管１２を駆動し、被検体Ｐの撮影を行う。
データ収集部（ＤＡＳ）３２は、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを補正処理部６２に出力する。
補正処理部６２は、第１及び第２の計数データを受けると、第２の計数データと複数の基準計数データそれぞれを複数のエネルギー帯域に区分し、当該各エネルギー帯域のうちの少なくとも１つのエネルギー帯域同士を比較することにより、類似度を求める（ＳＴ２）。
以下、Ｘ線ＣＴ装置は、前述同様に、ステップＳＴ３〜ＳＴ５を実行し、被検体Ｐの医用画像データを再構成する。
上述したように本実施形態によれば、第２の計数データと複数の基準計数データそれぞれを複数のエネルギー帯域Ｂ１〜Ｂ４に区分する。また、当該各エネルギー帯域Ｂ１〜Ｂ４のうちの少なくとも１つのエネルギー帯域Ｂ２同士又はＢ４同士を比較することにより、類似度を求める。
これにより、本実施形態は、第１乃至第３の実施形態と同様の効果に加え、エネルギー帯域の全域を比較する場合に比べ、類似度を求めるための演算の負荷を低減させることができる。
以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する。また、推定された管電圧ないし管電流に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、第２の計数データと共に得られた第１の計数データを補正する。さらに、補正された第１の計数データに基づいて、医用画像データを再構成する。これにより、Ｘ線管１２から照射されるＸ線のエネルギースペクトルの変動を補正でき、エネルギー毎又はエネルギー帯域毎の断層像を正確に再構成することができる。
なお、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。これら新規な実施形態は、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ともに、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。
１…Ｘ線系、２…光学系、３…検出系、４…架台、５…寝台、６…コンソール、１１…高電圧発生部、１２…Ｘ線管、２１…ウェッジ、２２…スリット、３１，３１ａ，３１ｂ…Ｘ線検出器、３２…データ収集部（ＤＡＳ）、４１…架台制御伝送部、６１…システム制御部、６２…補正処理部、６３…再構成部、６４…画像記憶部、６５…表示部、６６…入力部、６７…記憶部。

Claims (10)

  1. Ｘ線を照射するＸ線管と、
    前記照射されたＸ線の第１領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する第１のＸ線検出器と、
    前記照射されたＸ線の第２領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する第２のＸ線検出器と、
    前記第１及び第２のＸ線検出器の計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを出力する計数結果収集手段と、
    前記Ｘ線管からＸ線を照射するための複数の管電圧ないし管電流それぞれと対応付けられた、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶する記憶手段と、
    前記第２の計数データと、前記複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する推定手段と、
    前記推定された管電圧ないし管電流に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、前記第２の計数データと共に得られた前記第１の計数データを補正する補正手段と、
    前記補正された第１の計数データに基づいて、医用画像データを再構成する再構成部と、
    を具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  2. 前記推定手段は、前記第２の計数データと前記複数の基準計数データそれぞれとを比較し、最大の類似度をもつ基準計数データに対応する管電圧ないし管電流を、前記Ｘ線照射時における管電圧ないし管電流として推定する
    請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  3. 前記推定手段は、前記第２の計数データと前記複数の基準計数データそれぞれとの類似度を算出し、更に各類似度を曲線で近似し、前記曲線が最大値を示すときの類似度に関係する管電圧ないし管電流を、前記Ｘ線照射時における管電圧ないし管電流として推定する
    請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  4. 前記推定手段は、前記推定された管電圧ないし管電流と、当該管電圧ないし管電流を挟む２つの管電圧ないし管電流に個別に対応する２つの前記各基準計数データとの間を補間することにより、前記照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定する
    請求項２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  5. 前記記憶手段は、予め設定した複数の管電圧ないし管電流で前記Ｘ線管からＸ線を照射し、前記第２のＸ線検出器及び前記計数結果収集手段により得られたＸ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶する
    請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  6. 被検体を載置する寝台とを更に有し、
    前記第１領域は、前記寝台に載置される被検体に対応する領域を少なくとも含み、
    前記第２領域は、前記第１領域とは異なる領域である
    請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  7. 前記第２のＸ線検出器は、前記第１のＸ線検出器の端部に連接されて設けられる
    請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  8. 前記推定手段は、前記第２の計数データと前記複数の基準計数データそれぞれを複数のエネルギー帯域に区分し、当該各エネルギー帯域のうちの少なくとも１つのエネルギー帯域同士を比較することにより、前記類似度を求める
    請求項２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  9. 前記第１及び第２のＸ線検出器は、Ｘ線検出器を２つの領域に区分して用いられるものであって、
    入力信号を受け付ける入力装置と、
    前記入力信号に基づいて、前記Ｘ線検出器のうち前記第１及び第２のＸ線検出器として用いられる領域を切り替える制御部とを更に有する
    請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  10. 前記Ｘ線管は、管電圧を時間的に変調しながら駆動されるものであって、
    前記推定手段は、前記第２の計数データと、前記複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、前記時間的に変調された管電圧を推定する
    請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
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