JP6462262B2 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングＣＴ装置に関する。

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置において、複数種類の異なる管電圧を用いたスキャン手法、すなわち、マルチエナジーＣＴスキャンが開発されている。マルチエナジーＣＴスキャンのうち、２つの管電圧を用いたスキャン手法、すなわち、デュアルエナジーＣＴスキャンがある。デュアルエナジーＣＴスキャンの応用として、低管電圧により発生されたＸ線に由来する生データと高管電圧により発生されたＸ線に由来する生データとを用いて、予め設定された２つの基準物質に関する２種類の生データ（以下、基準物質データと呼ぶ）を発生する生データ分解処理（raw data decomposition）がある。第１の基準物質データに基づいて第１の基準物質を対象とする画像（以下、基準物質画像と呼ぶ）データが発生され、第２の基準物質データに基づいて第２の基準物質画像データが発生される。

生データ分解処理においては、既知のＸ線スペクトルが使用される。理想的には、Ｘ線管から発生されるＸ線のエネルギースペクトルは同じであるべきだが、実際には、Ｘ線のスペクトルは数ｋＶ程度シフトしてしまう場合がある。理想のＸ線のエネルギースペクトルからの実際のＸ線のエネルギースペクトルの乖離により、生データ分解処理の精度が劣化してしまう。これに起因して基準物質画像や、当該基準物質に基づく単色Ｘ線画像や密度画像、実効原子番号画像の画質も劣化してしまう。

単一の管電圧を用いた通常のスキャン手法（以下、シングルエナジーＣＴスキャンと呼ぶ）における画像再構成においては、理想のＸ線のエネルギースペクトルからの実際のＸ線のエネルギースペクトルの乖離を抑制するためにスケーリング処理が行われている。シングルエナジーＣＴスキャンにおけるスケーリング処理をデュアルエナジーＣＴスキャンに適用した場合、生データ分解処理後の画像再構成時にスケーリング処理が行われることとなる。しかしながら、生データ分解処理後の生データはＣＴ値情報を有していないため、シングルエナジーＣＴスキャンにおけるスケーリング処理をデュアルエナジーＣＴスキャンに適用することができない。

特開２００９−２６１９４２号公報

実施形態の目的は、理想のＸ線エネルギースペクトルからの実際のＸ線エネルギースペクトルの乖離に起因する画質の劣化を抑制することが可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングＣＴ装置を提供することにある。

本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線を発生するＸ線管と、前記Ｘ線管に印加するための管電圧を発生する高電圧発生器と、前記Ｘ線管から発生され被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線管を回転自在に支持する支持機構と、前記Ｘ線検出器を介して前記検出されたＸ線の強度に応じた検出データを収集するデータ収集部と、前記データ収集部により収集された複数の管電圧にそれぞれ対応する複数の検出データセットに基づいて、前記被検体内に含まれる複数の基準物質をそれぞれ対象とする複数の基準物質画像データセットを発生する画像発生部と、を具備するＸ線コンピュータ断層撮影装置であって、前記画像発生部は、前記複数の管電圧の各々について、所定のＸ線のエネルギースペクトルからの前記Ｘ線検出器により検出されたＸ線の実際のエネルギースペクトルの乖離を抑制するための補正係数を前記管電圧各々に対応する検出データセットに適用して補正データセットを発生し、前記複数の管電圧にそれぞれ対応する複数の補正データセットに基づいて前記複数の基準物質画像データセットを発生し、前記複数の管電圧は、第１の管電圧と前記第１の管電圧よりも大きい第２の管電圧とを有し、前記補正係数は、前記第１の管電圧に関する第１の補正係数と前記第２の管電圧に関する第２の補正係数とを有し、前記第１の補正係数は、前記第１の管電圧に関するＸ線の理想的なエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数の、前記Ｘ線検出器により実際に検出されたＸ線のエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数に対する比により規定され、前記第２の補正係数は、前記第２の管電圧に関するＸ線の理想的なエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数の、前記Ｘ線検出器により実際に検出されたＸ線のエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数に対する比により規定され、前記スケーリング係数は、理想的なエネルギースペクトルにおける検出データのデータ値に、実際のエネルギースペクトルにおける検出データのデータ値を一致させるための倍率であり、前記複数の基準物質画像データセットは、第１の基準物質を対象とする第１の基準物質画像データセットと第２の基準物質を対象とする第２の基準物質画像データセットとを有し、前記画像発生部は、前記第１の補正係数を前記第１の検出データセットに適用して
第１の補正データセットを発生し、前記第２の補正係数を前記第２の検出データセットに適用して第２の補正データセットを発生し、前記第１の補正データセットと前記第２の補正データセットとに基づいて前記第１の基準物質画像データセットと前記第２の基準物質画像データセットとを発生する。

本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図 図１のシステム制御部の制御のもとに行われるデュアルエナジーＣＴスキャンの典型的な動作例を示す図 本実施形態の変形例２に係るシステム制御部の制御のもとに行われるフォトンカウンティングＣＴスキャンの典型的な動作例を示す図

以下、図面を参照しながら本実施形態に係わるＸ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングＣＴ装置を説明する。

図１は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１の構成を示す図である。図１に示すように、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、架台１０とコンソール３０とを備えている。架台１０は、円筒形状を有する回転フレーム１１を回転軸Ｚ回りに回転可能に支持している。回転フレーム１１には、回転軸Ｚを挟んで対向するようにＸ線管１３とＸ線検出器１５とが取り付けられている。回転フレーム１１の開口部は、ＦＯＶ（field of view）に設定される。回転フレーム１１の開口部内には、天板１７が挿入される。天板１７には被検体Ｓが載置される。天板１７に載置された被検体Ｓの撮像部位がＦＯＶ内に含まれるように天板１７が位置決めされる。回転フレーム１１は、回転駆動部１９からの動力を受けて回転軸Ｚ回りに一定の角速度で回転する。回転駆動部１９は、架台制御部２１からの駆動信号に従って回転フレーム１１を回転させるための動力を発生する。

Ｘ線管１３は、高電圧発生器２３に接続される。Ｘ線管１３は、高電圧発生器２３からの管電圧の印加とフィラメント電流の供給とを受けてＸ線を発生する。高電圧発生器２３は、Ｘ線制御部２５による制御に応じた電圧値を有する管電圧をＸ線管１３に印加し、Ｘ線制御部２５による制御に応じた電流値にＸ線管１３内の管電流を調節する。Ｘ線制御部２５は、管電圧制御部２１からの制御に応じて高電圧発生器２３を制御する。

Ｘ線検出器１５は、Ｘ線管１３から発生され被検体Ｓを透過したＸ線を検出する。Ｘ線検出器１５は、２次元状に配列された複数のＸ線検出素子を搭載する。各Ｘ線検出素子は、Ｘ線管１３からのＸ線を検出し、検出されたＸ線のエネルギーに応じた電気信号を生成する。

データ収集回路２７は、架台制御部２１からの制御に従って、Ｘ線検出器１５を介してＸ線検出器１５により検出されたＸ線のエネルギーに応じたデジタルデータを収集する。具体的には、データ収集回路２７は、架台制御部２１からの制御に従って、各Ｘ線検出素子から電気信号をビュー毎に収集し、収集された電気信号をデジタルデータに変換する。変換後のデジタルデータは、生データ（raw data）と呼ばれている。生データは、コンソール３０に供給される。

架台制御部２１は、コンソール３０内のシステム制御部４３による指示に従って、架台１０に搭載された各種機器の制御を統括する。例えば、架台制御部２１はマルチエナジーＣＴスキャンを実行するように、回転駆動部１９、Ｘ線制御部２５、及びデータ収集回路２７を統合的に制御する。回転駆動部１９は、架台制御部２１による制御に従って一定の角速度で回転する。Ｘ線制御部２５は、架台制御部２１による制御に従って、予め設定された複数の管電圧値を有する管電圧を順番にＸ線管１３に印加するように高電圧発生器２３を制御する。データ収集回路２７は、架台制御部２１による制御に従って、Ｘ線曝射タイミングに同期して生データをビュー毎に収集する。

コンソール３０は、前処理部３１、画像発生部３３、画像処理部３５、表示部３７、入力部３９、記憶部４１、及びシステム制御部４３を備える。

前処理部３１は、架台１０からの生データに対数変換等の前処理を施す。前処理後の生データは、投影データとも呼ばれている。前処理としては、対数変換やＸ線強度補正、オフセット補正等の各種の補正処理を含む。

画像発生部３３は、複数の管電圧にそれぞれ対応する複数の生データセットに基づいて、被検体Ｓ内に含まれる複数の基準物質をそれぞれ対象とする複数の基準物質画像データセットを発生する。ここで生データセットは、再構成に必要なビュー数分の生データの集合を表すものとする。基準物質は、予め入力部３９等を介して設定されているものとする。より詳細には、画像発生部３３は、複数の管電圧の各々について、所定のＸ線のエネルギースペクトルからのＸ線検出器１５により検出されたＸ線の実際のエネルギースペクトルの乖離を抑制するための補正係数を、各管電圧に対応する生データセットに適用して補正データセットを発生する。そして画像発生部３３は、複数の管電圧にそれぞれ対応する複数の補正データセットに基づいて、複数の基準物質画像データセットを発生する。所定のＸ線のエネルギースペクトルは、例えば、予め取得された理想とするエネルギースペクトルである。所定のＸ線のエネルギースペクトルは、予めスキャンにより収集された実測のエネルギースペクトルであっても良いし、シミュレーションにより計算されたエネルギースペクトルであっても良い。

なお、理想的なエネルギースペクトルを収集するために、任意のファントムを対象としたキャリブレーションスキャンが行われても良い。この場合のファントムとしては、例えば、水を含むファントム、空気を含むファントム、または、ＣＴ値を調整するための較正用のファントムが挙げられる。キャリブレーションスキャンによりデータ収集回路２７により収集された生データに基づいてエネルギースペクトルが、例えば、前処理部３１やシステム制御部４３等により算出される。当該エネルギースペクトルのデータは、理想的なエネルギースペクトルとして記憶部４１に記憶される。

画像処理部３５は、複数の基準物質画像データセットに基づいて単色Ｘ線画像データセットや密度画像データセット、実効原子番号画像データセットを発生する。単色Ｘ線画像は、単色Ｘ線の曝射により収集されたと見做される、ＣＴ値の空間分布を表現する画像である。密度画像は、物質の電子密度の空間分布を表現する画像である。実効原子番号画像は、物質の実効原子番号の空間分布を表現する画像である。

表示部３７は、基準物質画像や単色Ｘ線画像、密度画像、実効原子番号画像等の医用画像を表示機器に表示する。表示機器としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。

入力部３９は、入力機器によるユーザからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、各種スイッチ等が利用可能である。

記憶部４１は、種々の情報を記憶するメインメモリである。例えば、記憶部４１は、生データセットや基準物質画像データセット、単色Ｘ線画像データセット、密度画像データセット、実効原子番号画像データセット等を記憶する。また、記憶部４１は、本実施形態に係るマルチエナジーＣＴスキャンプログラムを記憶する。

システム制御部４３は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１の中枢として機能する。システム制御部４３は、本実施形態に係るマルチエナジーＣＴスキャンプログラムを記憶部４１から読み出し、読み出したプログラムに従って各種構成要素を制御する。これにより、本実施形態に係るマルチエナジーＣＴスキャンが実行される。

次に、本実施形態に係るマルチエナジーＣＴスキャンの動作例について説明する。なお、本実施形態に係るマルチエナジーＣＴスキャンとしては、２種以上の管電圧の印加のもとでＸ線管１３からＸ線を発生するスキャン方式であれば如何なる方式にも適用可能である。しかしながら、本実施形態を具体的に説明するために、以下、本実施形態に係るマルチエナジーＣＴスキャンはデュアルエナジーＣＴスキャンであるとする。デュアルエナジーＣＴスキャンは、２種の管電圧の印加のもとでＸ線管１３からＸ線を発生し、データ収集回路２７により低管電圧印加時の生データ（以下、低管電圧生データと呼ぶ）と高管電圧印加時の生データ（以下、高管電圧生データと呼ぶ）とを収集するスキャン方式である。

図２は、システム制御部４３の制御のもとに行われるデュアルエナジーＣＴスキャンの典型的な動作例を示す図である。図２に示すように、システム制御部４３は、架台制御部２１にデュアルエナジーＣＴスキャンを実行させる（ステップＳ１）。ステップＳ１において架台制御部２１は、入力部３９等を介したユーザから開始指示がなされたことを契機としてデュアルエナジーＣＴスキャンを開始する。デュアルエナジーＣＴスキャンにおいて架台制御部２１は、回転駆動部１９を制御し、一定の角速度で回転フレーム１１を回転する。また架台制御部２１は、Ｘ線制御部２５を制御し、予め設定された低管電圧と高管電圧とを交互にＸ線管１３に印加するように高電圧発生器２３を制御する。なお低管電圧と高管電圧とは、ビュー毎に交互にＸ線管１３に印加されても良いし、周回毎に交互にＸ線管１３に印加されても良い。架台制御部２１は、データ収集回路２７を制御し、低管電圧が印加されたビューにおいては低管電圧生データセットLow(ch,seg,view)を収集し、高管電圧が印加されたビューにおいては高管電圧生データセットHigh(ch,seg,view)を収集する。低管電圧生データセットLow(ch,seg,view)と高管電圧生データセットHigh(ch,seg, view)とは、チャンネル（Ｘ線検出器１５の読出しチャンネル）ch、セグメント（Ｘ線検出器１５のＸ線検出素子列）seg、及びビューviewの関数として表記される。

なお低管電圧生データと高管電圧生データとを周回毎に交互に収集する方式は、２回転方式（Slow-kV switching方式）と呼ばれている。低管電圧生データと高管電圧生データとをビュー毎に交互に収集する方式は、高速スイッチング方式（Fast-kV switching方式）と呼ばれている。本実施形態においては、上記の通り、２回転方式（Slow-kV switching方式）と高速スイッチング方式（Fast-kV switching方式）との両方に適用可能である。

ステップＳ１が行われるとシステム制御部４３は、前処理部３１に前処理を行わせる（ステップＳ２）。ステップＳ２−１において前処理部３１は、データ収集回路２７からの低管電圧生データセットに前処理を施し、前処理後の低管電圧生データセットinLow(ch,seg,view）を出力する。同様に、ステップＳ２−２において前処理部３１は、データ収集回路２７からの高管電圧生データセットに前処理を施し、前処理後の高管電圧生データセットinHigh(ch,seg,view)を出力する。

ステップＳ２が行われるとシステム制御部４３は、画像発生部３３にスケーリング処理を行わせる（ステップＳ３）。ステップＳ３−１において画像発生部３３は、前処理後の低管電圧生データセットinLow(ch,seg,view)に補正係数を乗じ、スケーリング処理後の低管電圧生データセットoutLow(ch,seg,view)を出力する。同様に、ステップＳ３−２において画像発生部３３は、前処理後の高管電圧生データセットinHigh(ch,seg,view)に補正係数を乗じ、スケーリング処理後の高管電圧生データセットoutHigh(ch,seg,view)を出力する。

補正係数は、Ｘ線管３１に印加される管電圧の電圧値毎に画像発生部３３により決定される。補正係数は、管電圧各々について、Ｘ線の理想的なエネルギースペクトルからの実際のエネルギースペクトルのエネルギー差に起因するノイズ成分を抑制するための係数である。補正係数は、各管電圧のＸ線の理想的なエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数の、Ｘ線検出器１５により実際に検出されたＸ線のエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数に対する比により規定される。スケーリング係数は、データ収集回路２７によるデータ収集段階から画像発生部３３による再構成段階までの如何なる段階での係数であっても良い。例えば、データ収集段階の場合、スケーリング係数は、理想的なエネルギースペクトルにおける生データのデータ値に、実際のエネルギースペクトルにおける生データのデータ値を一致させるための倍率に規定される。また、例えば、再構成段階の場合、スケーリング係数は、理想的なエネルギースペクトルにおける生データのＣＴ値に、実際のエネルギースペクトルにおける生データのＣＴ値を一致させるための倍率に規定される。これは、逆投影倍率とも呼ばれている。

低管電圧のための補正係数RawScaleLowは、下記の（１）式により規定され、高管電圧のための補正係数RawScaleHighは、下記の（２）式により規定される。

（１）式に示すように、低管電圧のための補正係数RawScaleLowは、低管電圧に関する理想のスケーリング係数IdealBpScaleLowの低管電圧に関する実際のスケーリング係数MeasuredBpScaleLowに対する比により規定される。（２）式に示すように、補正係数RawScaleHighは、高管電圧に関する理想のスケーリング係数IdealBpScaleHighの高管電圧に関する実際のスケーリング係数MeasuredBpScaleHighに対する比により規定される。

低管電圧に関する理想のスケーリング係数IdealBpScaleLowは、Ｘ線管１３への低管電圧の印加により発生されるＸ線の理想的なエネルギースペクトルを対象とするスケーリング係数である。同様に、高管電圧に関する理想のスケーリング係数IdealBpScaleHighは、Ｘ線管１３への高管電圧の印加により発生されるＸ線の理想的なエネルギースペクトルを対象とするスケーリング係数である。理想的なエネルギースペクトルとは、具体的には、Ｘ線管１３から発生された直接Ｘ線のエネルギースペクトルを意味する。低管電圧に関する理想のスケーリング係数IdealBpScaleLowと高管電圧に関する理想のスケーリング係数IdealBpScaleHighとは、シミュレーションにより画像発生部３３により予め決定されると良い。

低管電圧に関する実際のスケーリング係数MeasuredBpScaleLowは、Ｘ線管１３への低管電圧の印加によりＸ線管１３から発生されＸ線検出器１５により検出されたＸ線に由来する低管電圧生データを対象とするスケーリング係数である。実際に検出されたＸ線に由来する低管電圧生データが表現するエネルギースペクトルは、理想的な低管電圧のエネルギースペクトルに対してエネルギーが数ｋＶ程度シフトする。スケーリング係数MeasuredBpScaleLowは、データ収集回路２７により収集されたオリジナルの低管電圧生データセットや前処理部３１による前処理後の低管電圧生データセットに基づいて既知の算出方法により算出される。また、スケーリング係数MeasuredBpScaleLowは、これら低管電圧生データセットの他に、管電圧値や再構成関数等を加味して決定されても良い。

同様に、高管電圧に関する実際のスケーリング係数MeasuredBpScaleHighは、Ｘ線管１３への高管電圧の印加により得られる実際のエネルギースペクトルのＸ線に由来する高管電圧生データを対象とするスケーリング係数である。実際に検出されたＸ線に由来する高管電圧生データが表現するエネルギースペクトルは、理想的な高管電圧のエネルギースペクトルに対してエネルギーがシフトしている。スケーリング係数MeasuredBpScaleHighは、データ収集回路２７により収集されたオリジナルの高管電圧生データや前処理部３１による前処理後の高管電圧生データに基づいて既知の算出方法により算出される。また、スケーリング係数MeasuredBpScaleHighは、これら高管電圧生データセットの他に、管電圧値や再構成関数等を加味して決定されても良い。

このようにして補正係数RawScaleLowが決定されると画像発生部３３は、下記の（３）式のように、前処理後の低管電圧生データinLow(ch,seg,view）に補正係数RawScaleLowを適用し、スケーリング処理後の低管電圧生データoutLow(ch,seg,view)を出力する。スケーリング処理後の低管電圧生データoutLow(ch,seg,view)は、前処理後の低管電圧生データinLow(ch,seg,view）に含まれる、理想のエネルギースペクトルと実際のエネルギースペクトルとのエネルギー差に起因するノイズ成分が抑制されている。同様に、画像発生部３３は、下記の（４）式のように、前処理後の高管電圧生データinHigh(ch,seg,view）に補正係数RawScaleHighを適用し、スケーリング処理後の高管電圧生データoutHigh(ch,seg,view)を出力する。スケーリング処理後の高管電圧生データoutHigh(ch,seg,view)は、前処理後の高管電圧生データinHigh(ch,seg,view）に含まれる、理想のエネルギースペクトルと実際のエネルギースペクトルとのエネルギー差に起因するノイズ成分が抑制されている。

なお上記の（１）式及び（２）式において低管電圧のための補正係数RawScaleLowと高管電圧のための補正係数RawScaleHighとは、定数であるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。例えば、補正係数RawScaleLowと補正係数RawScaleHighとは、チャンネル、Ｘ線検出素子列、及びビュー毎に決定されても良い。これにより、補正係数RawScaleLowと補正係数RawScaleHighとの補正精度がさらに向上する。

ステップＳ３が行われるとシステム制御部４３は、画像発生部３３により生データ分解処理（raw data decomposition）を行わせる（ステップＳ４）。ステップＳ４において画像発生部３３は、スケーリング処理後の低管電圧生データoutLow(ch,seg,view)とスケーリング処理後の高管電圧生データoutHigh(ch,seg,view)とに生データ分解処理を施し、第１の基準物質に対応する第１のデータセット（以下、第１基準物質生データセットと呼ぶ）と第２の基準物質に対応する第２のデータセット（以下、第２基準物質生データセットと呼ぶ）とを発生する。基準物質としては、ユーザによる入力部３９を介して、被検体Ｓ内に存在する如何なる物質でも適用可能である。例えば、第１の基準物質と第２の基準物質とは、水、脂肪、骨（カルシウム）、及びヨウ素等の中から適宜選択可能である。生データ分解処理は、既知の方法が用いられれば良い。従って生データ分解処理の詳細な説明については省略する。

上述のように、生データ分解処理は、Ｘ線の理想的なエネルギースペクトルからの実際のエネルギースペクトルのエネルギー差に起因するノイズ成分を抑制するための補正係数が乗じられた低管電圧生データセットと高管電圧生データセットとを対象とする。すなわち、Ｘ線の理想的なエネルギースペクトルからの実際のエネルギースペクトルの乖離が抑制された生データセットを生データ分解処理の前段において得ることができる。

ステップＳ４においてシステム制御部４３は、画像発生部３３により画像再構成処理を行わせる（ステップＳ５）。ステップＳ５−１において画像発生部３３は、第１基準物質生データセットに画像再構成処理を施して第１基準物質画像データセットを発生する。第１基準物質画像は、第２基準物質に対する第１基準物質の存在比率の空間分布を示す画像である。同様に、画像発生部３３は、第２基準物質生データセットに画像再構成処理を施して第２基準物質画像データセットを発生する。第２基準物質画像は、第１基準物質に対する第２基準物質の存在比率の空間分布を示す画像である。画像再構成処理は、スケーリング係数が乗じられた生データセットに対して適用可能な画像再構成法であれば、如何なる再構成法であっても良い。このような画像再構成法としては、フィルタ補正逆投影法（ＦＢＰ：filtered back projection）法や畳み込み逆投影法（ＣＢＰ：convolution back projection）法が望ましい。

第１及び第２基準物質画像データセットは、低管電圧に関する補正係数が乗じられた低管電圧生データセットと高管電圧に関する補正係数が乗じられた高管電圧生データセットとに基づいて行われる。従って第１及び第２基準物質画像データセットは、本実施形態に係る補正係数が乗じられていない生データセットに基づく画像再構成を実行する従来例に比して、Ｘ線の理想的なエネルギースペクトルからの実際のエネルギースペクトルのエネルギー差に起因するノイズが低減されている。

第１基準物質画像と第２基準物質画像とは、表示部３７により表示される。また、表示部３７は、第１基準物質画像と第２基準物質画像とに基づいて画像発生部３３により発生された単色Ｘ線画像や密度画像、実効原子番号画像を表示しても良い。

以上で本実施形態に係るデュアルエナジーＣＴスキャンの動作例の説明を終了する。

なお、上記の実施形態においては、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、一対のＸ線管１３とＸ線検出器１５を有するものとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。すなわち、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、２系統のＸ線管とＸ線検出器とを装備するとしても良い。この場合、デュアルエナジーＣＴスキャンにおいてＸ線制御部２５は、一方のＸ線管に低管電圧を印加するように高電圧発生器を制御し、他方のＸ線管に高管電圧を印加するように高電圧発生器を制御する。これによりデータ収集回路２７により、低管電圧生データセットと高管電圧生データセットとを収集することができる。

なお上記の説明においてＸ線コンピュータ断層撮影装置は、いわゆる第３世代であるとした。すなわち、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管１３とＸ線検出器１５とが１体となって被検体Ｓの周囲を回転する回転／回転型（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）であるとした。しかしながら、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、それのみに限定されない。例えば、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、リング状に配列された多数のＸ線検出素子が固定され、Ｘ線管１３のみが被検体Ｓの周囲を回転する固定／回転型（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）でも良い。

上記の説明の通り、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管１３、高電圧発生器２３、Ｘ線検出器１５、回転フレーム１１、データ収集回路２７、及び画像発生部３３を有している。Ｘ線管１３は、Ｘ線を発生する。高電圧発生器２３は、Ｘ線管１３に印加するための管電圧を発生する。Ｘ線検出器１５は、Ｘ線管１３から発生され被検体Ｓを透過したＸ線を検出する。回転フレーム１１は、Ｘ線管１３とＸ線検出器１５とを回転自在に支持する。データ収集回路２７は、Ｘ線検出器１５を介してＸ線の強度に応じた生データを収集する。画像発生部３３は、データ収集回路２７により収集された複数の管電圧にそれぞれ対応する複数の生データセットに基づいて、被検体Ｓ内に含まれる複数の基準物質をそれぞれ対象とする複数の基準物質画像データセットを発生する。より詳細には、画像発生部３３は、複数の管電圧の各々について、理想のＸ線のエネルギースペクトルからのＸ線検出器１５により検出されたＸ線の実際のエネルギースペクトルの乖離を抑制するための補正係数を当該管電圧各々に対応する生データセットに適用してスケーリング処理後の生データセットを発生し、当該複数の管電圧にそれぞれ対応する複数の補正データセットに基づいて複数の基準物質画像データセットを発生する。

上記の構成の通り、本実施形態に係るシステム制御部４３は、生データベースのデュアルエナジー処理を実行する。すなわち、デュアルエナジーＣＴスキャンにより収集された２種の生データセット（低管電圧生データ及び高管電圧生データ）に生データ分解処理を施すことにより第１基準物質生データセットと第２基準物質生データセットとを発生する。本実施形態に係る画像発生部３３は、生データベースのデュアルエナジー処理において、上記の通り、スケーリング処理後に生データ分解処理を行うことが可能となる。従って本実施形態によれば、マルチエナジーＣＴスキャンにおいて、理想のＸ線エネルギースペクトルからの実際のＸ線エネルギースペクトルの乖離に起因する生データ分解処理の精度の低減を抑制することが可能となる。

かくして本実施形態によれば、理想のＸ線エネルギースペクトルからの実際のＸ線エネルギースペクトルの乖離に起因する画質の劣化の抑制することが可能となる。

（変形例１）
上記の実施形態においては管電圧値を切り替えることにより、複数の管電圧値に対応する複数の生データセットを収集するとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。変形例１に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、多層構造のＸ線検出器により複数のエネルギー値に対応する複数の生データセットを収集する。以下、変形例１に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置について説明する。なお以下の説明において、上記の実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

変形例１に係るＸ線検出器は、複数層の検出器を有している。層数に応じて検出Ｘ線のエネルギーを弁別すること可能である。例えば２層構造（浅い層の検出器、深い層の検出器）のＸ線検出器を用いる場合、浅い層の検出器で低エネルギーのＸ線が検出され、浅い層の検出器を通過した深い層の検出器で高エネルギーのＸ線が検出される。

データ収集回路２７は、複数の層の検出器からの電気信号に基づいて複数のエネルギーにそれぞれ対応する複数の生データセットを収集する。例えば、データ収集回路２７は、浅い層の検出器からの電気信号に基づいて低エネルギーに対応する生データセットを収集し、深い層の検出器からの電気信号に基づいて高エネルギーに対応する生データセットを収集する。

画像発生部３３は、複数のエネルギーにそれぞれ対応する複数の生データセットに基づいて、被検体Ｓ内に含まれる複数の基準物質をそれぞれ対象とする複数の基準物質画像データセットを発生する。より詳細には、画像発生部３３は、複数のエネルギーの各々について、理想のＸ線のエネルギースペクトルからのＸ線検出器１５により検出されたＸ線の実際のエネルギースペクトルの乖離を抑制するための補正係数を、各管電圧に対応する生データセットに適用して補正データセットを発生する。そして画像発生部３３は、複数の管電圧にそれぞれ対応する複数の補正データセットに基づいて、複数の基準物質画像データセットを発生する。補正係数の算出方法や基準物質画像データセットの発生方法は、上記の実施形態と同様なので説明を省略する。

上記の構成により、変形例１に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、多層構造のＸ線検出器を利用してマルチエナジーＣＴスキャンを実行し、理想のＸ線エネルギースペクトルからの実際のＸ線エネルギースペクトルの乖離に起因する生データ分解処理の精度の低減を抑制することが可能となる。

かくして変形例１によれば、理想のＸ線エネルギースペクトルからの実際のＸ線エネルギースペクトルの乖離に起因する画質の劣化の抑制することが可能となる。

（変形例２）
上記の実施形態においてモダリティはＸ線コンピュータ断層撮影装置であるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。変形例２に係るモダリティはフォトンカウンティングＣＴ装置であるとする。以下、変形例２に係るフォトンカウンティングＣＴ装置について説明する。なお以下の説明において、実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

Ｘ線検出器１５は、Ｘ線管１３から発生されたＸ線フォトンを検出する。Ｘ線検出器１５は、２次元状に配列された複数のＸ線検出素子を搭載する。Ｘ線検出器１５は、典型的には、直接検出型の化合物半導体検出器により実現される。各Ｘ線検出素子は、Ｘ線管１３からのＸ線フォトンを検出し、検出されたＸ線フォトンのエネルギーに応じた電気パルス（電気信号）を生成する。具体的には、Ｘ線検出素子は、半導体の両端に電極が取り付けられてなる半導体ダイオードにより構成される。半導体に入射したＸ線フォトンは、電子・正孔対に変換される。１つのＸ線フォトンの入射により生成される電子・正孔対の数は、入射Ｘ線フォトンのエネルギーに依存する。電子と正孔とは、半導体の両端に形成された一対の電極に互いに引き寄せられる。一対の電極は、電子・正孔対の電荷に応じた波高値を有する電気パルスを発生する。一個の電気パルスは、入射Ｘ線フォトンのエネルギーに応じた波高値を有する。本実施形態に係る半導体材料としては、Ｘ線フォトンを効率良く正孔・電子対に変換可能な比較的原子番号が大きい物質が用いられると良い。フォトンカウンティングＣＴに好適な半導体材料としては、例えば、ＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅ等が知られている。なお、本実施形態に係るＸ線検出器１５としては直接検出型の化合物半導体検出器に限定されず、間接検出型の検出器であっても良い。間接検出型のＸ線検出器１５としては、シンチレータと光センサとを組み合わせたタイプが適用可能である。

データ収集回路２７は、架台制御部２１からの制御信号に従って、Ｘ線検出器１５により検出されたＸ線フォトン数のカウント数を表現するデジタルデータ（以下、計数データと呼ぶ）を複数のエネルギー帯域について収集する。

前処理部３１は、架台１０からの計数データに対数変換等の前処理を施す。前処理後の生データは、投影データとも呼ばれている。前処理としては、対数変換やＸ線強度補正、オフセット補正等の各種の補正処理を含む。

画像発生部３３は、複数のエネルギー帯域にそれぞれ対応する複数の計数データセットに基づいて、前記被検体内に含まれる複数の基準物質をそれぞれ対象とする複数の基準物質画像データセットを発生する。より詳細には、画像発生部３３は、複数のエネルギー帯域の各々について、理想のＸ線のエネルギースペクトルからのＸ線検出器１５により検出されたＸ線の実際のエネルギースペクトルの乖離を抑制するための補正係数を、各エネルギー帯域に対応する計数データセットに適用して補正データセットを発生する。そして画像発生部３３は、複数のエネルギー帯域にそれぞれ対応する複数の補正データセットに基づいて、複数の基準物質画像データセットを発生する。

以下、変形例２に係るシステム制御部４３の制御のもとに行われるフォトンカウンティングＣＴスキャンの動作例について説明する。図３は、システム制御部４３の制御のもとに行われるフォトンカウンティングＣＴスキャンの典型的な動作例を示す図である。

図３に示すように、システム制御部４３は、架台制御部２１にフォトンカウンティングＣＴスキャンを実行させる（ステップＳ１１）。ステップＳ１１において架台制御部２１は、入力部３９等を介したユーザから開始指示がなされたことを契機としてフォトンカウンティングＣＴスキャンを開始する。フォトンカウンティングＣＴスキャンにおいて架台制御部２１は、回転駆動部１９を制御し、一定の角速度で回転フレーム１１を回転する。また架台制御部２１は、Ｘ線制御部２５を制御し所定の高電圧をＸ線管１３に印加するように高電圧発生器２３を制御する。架台制御部２１は、データ収集回路２７を制御し、ビュー毎に複数のエネルギー帯域の各々に関する計数データを収集する。エネルギー帯域の数は、２以上の如何なる数であっても良いが、以下、説明の簡単のため２つであるとする。ここで、低エネルギー側のエネルギー帯域に関する計数データを低エネルギー計数データLow(ch,seg,view)と呼び、高エネルギー側のエネルギー帯域に関する計数データを高エネルギー計数データHigh(ch,seg,view)と呼ぶことにする。低エネルギー計数データセットLow(ch,seg,view)と高エネルギー計数データセットHigh(ch,seg, view)とは、チャンネルch、セグメントseg、及びビューviewの関数として表記される。

ステップＳ１１が行われるとシステム制御部４３は、前処理部３１に前処理を行わせる（ステップＳ１２）。ステップＳ１２−１において前処理部３１は、データ収集回路２７からの低エネルギー計数データセットに前処理を施し、前処理後の低エネルギー計数データセットinLow(ch,seg,view）を出力する。同様に、ステップＳ１２−２において前処理部３１は、データ収集回路２７からの高エネルギー計数データセットに前処理を施し、前処理後の高エネルギー計数データセットinHigh(ch,seg,view)を出力する。

ステップＳ１２が行われるとシステム制御部４３は、画像発生部３３にスケーリング処理を行わせる（ステップＳ１３）。ステップＳ１３−１において画像発生部３３は、前処理後の低エネルギー計数データセットinLow(ch,seg,view)に補正係数を乗じ、スケーリング処理後の低エネルギー計数データセットoutLow(ch,seg,view)を出力する。同様に、ステップＳ１３−２において画像発生部３３は、前処理後の高エネルギー計数データセットinHigh(ch,seg,view)に補正係数を乗じ、スケーリング処理後の高エネルギー計数データセットoutHigh(ch,seg,view)を出力する。

補正係数は、エネルギー帯域毎に画像発生部３３により決定される。補正係数は、エネルギー帯域各々について、Ｘ線の理想的なエネルギースペクトルからの実際のエネルギースペクトルのエネルギー差に起因するノイズ成分を抑制するための係数である。フォトンカウンティングＣＴスキャンに係る補正係数は、マルチエネルギーＣＴスキャンに係る補正係数と同様の算出可能であるので、フォトンカウンティングＣＴスキャンに係る補正係数についての詳細は省略する。

ステップＳ１３が行われるとシステム制御部４３は、画像発生部３３により生データ分解処理（raw data decomposition）を行わせる（ステップＳ１４）。ステップＳ１４において画像発生部３３は、スケーリング処理後の低エネルギー計数データoutLow(ch,seg,view)とスケーリング処理後の高エネルギー計数データoutHigh(ch,seg,view)とに生データ分解処理を施し、第１の基準物質に対応する第１のデータセット（以下、第１基準物質生データセットと呼ぶ）と第２の基準物質に対応する第２のデータセット（以下、第２基準物質生データセットと呼ぶ）とを発生する。

上述のように、生データ分解処理は、Ｘ線の理想的なエネルギースペクトルからの実際のエネルギースペクトルのエネルギー差に起因するノイズ成分を抑制するための補正係数が乗じられた低エネルギー計数データセットと高エネルギー計数データセットとを対象とする。すなわち、Ｘ線の理想的なエネルギースペクトルからの実際のエネルギースペクトルの乖離が抑制された生データセットを生データ分解処理の前段において得ることができる。

ステップＳ１４においてシステム制御部４３は、画像発生部３３により画像再構成処理を行わせる（ステップＳ１５）。ステップＳ１５−１において画像発生部３３は、第１基準物質生データセットに画像再構成処理を施して第１基準物質画像データセットを発生する。同様に、画像発生部３３は、第２基準物質生データセットに画像再構成処理を施して第２基準物質画像データセットを発生する。

以上で変形例２に係るフォトンカウンティングＣＴスキャンの動作例の説明を終了する。

上記の構成により、変形例２に係るフォトンカウンティングＣＴ装置は、フォトンカウンティングＣＴスキャンをマルチエナジーＣＴスキャンと見做し、理想のＸ線エネルギースペクトルからの実際のＸ線エネルギースペクトルの乖離に起因する生データ分解処理の精度の低減を抑制することが可能となる。

かくして変形例２によれば、理想のＸ線エネルギースペクトルからの実際のＸ線エネルギースペクトルの乖離に起因する画質の劣化の抑制することが可能となる。

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ものである。

１０…架台、１１…回転フレーム、１３…Ｘ線管、１５…Ｘ線検出器、１７…天板、１９…回転駆動部、２１…架台制御部、２３…高電圧発生器、２５…Ｘ線制御部、２７…データ収集回路、３０…コンソール、３１…前処理部、３３…画像発生部、３５…画像処理部、３７…表示部、３９…入力部、４１…記憶部、４３…システム制御部

Claims (8)

1. Ｘ線を発生するＸ線管と、
   前記Ｘ線管に印加するための管電圧を発生する高電圧発生器と、
   前記Ｘ線管から発生され被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
   前記Ｘ線管を回転自在に支持する支持機構と、
   前記Ｘ線検出器を介して前記検出されたＸ線の強度に応じた検出データを収集するデータ収集部と、
   前記データ収集部により収集された複数の管電圧にそれぞれ対応する複数の検出データセットに基づいて、前記被検体内に含まれる複数の基準物質をそれぞれ対象とする複数の基準物質画像データセットを発生する画像発生部と、
   を具備するＸ線コンピュータ断層撮影装置であって、
   前記画像発生部は、前記複数の管電圧の各々について、所定のＸ線のエネルギースペクトルからの前記Ｘ線検出器により検出されたＸ線の実際のエネルギースペクトルの乖離を抑制するための補正係数を前記管電圧各々に対応する検出データセットに適用して補正データセットを発生し、前記複数の管電圧にそれぞれ対応する複数の補正データセットに基づいて前記複数の基準物質画像データセットを発生し、
   前記複数の管電圧は、第１の管電圧と前記第１の管電圧よりも大きい第２の管電圧とを有し、
   前記補正係数は、前記第１の管電圧に関する第１の補正係数と前記第２の管電圧に関する第２の補正係数とを有し、
   前記第１の補正係数は、前記第１の管電圧に関するＸ線の理想的なエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数の、前記Ｘ線検出器により実際に検出されたＸ線のエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数に対する比により規定され、
   前記第２の補正係数は、前記第２の管電圧に関するＸ線の理想的なエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数の、前記Ｘ線検出器により実際に検出されたＸ線のエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数に対する比により規定され、
   前記スケーリング係数は、理想的なエネルギースペクトルにおける検出データのデータ値に、実際のエネルギースペクトルにおける検出データのデータ値を一致させるための倍率であり、
   前記複数の基準物質画像データセットは、第１の基準物質を対象とする第１の基準物質画像データセットと第２の基準物質を対象とする第２の基準物質画像データセットとを有し、
   前記画像発生部は、前記第１の補正係数を前記第１の検出データセットに適用して第１の補正データセットを発生し、前記第２の補正係数を前記第２の検出データセットに適用して第２の補正データセットを発生し、前記第１の補正データセットと前記第２の補正データセットとに基づいて前記第１の基準物質画像データセットと前記第２の基準物質画像データセットとを発生する、
   Ｘ線コンピュータ断層撮影装置。
2. 前記画像発生部は、前記第１の補正データセットと前記第２の補正データセットとにデータ分解処理を施して前記第１の基準物質に対応する第１のデータセットと前記第２の基準物質に対応する第２のデータセットとを発生し、前記第１のデータセットに画像再構成処理を施して前記第１の基準物質画像データセットを発生し、前記第２のデータセットに画像再構成処理を施して前記第２の基準物質画像データセットを発生する、請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
3. 前記画像再構成処理は、フィルタ補正逆投影法である、請求項２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
4. 前記複数の基準物質画像データセットにそれぞれ対応する複数の基準物質画像を表示する表示部、をさらに備える請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
5. Ｘ線を発生するＸ線管と、
   前記Ｘ線管に印加するための管電圧を発生する高電圧発生器と、
   前記Ｘ線管から発生され被検体を透過したＸ線フォトンを検出するＸ線検出器と、
   前記Ｘ線管を回転自在に支持する支持機構と、
   前記Ｘ線検出器を介して前記検出されたＸ線フォトンのカウント数に応じた計数データを複数のエネルギー帯域の各々について収集するデータ収集部と、
   前記データ収集部により収集された複数のエネルギー帯域にそれぞれ対応する複数の計数データセットに基づいて、前記被検体内に含まれる複数の基準物質をそれぞれ対象とする複数の基準物質画像データセットを発生する画像発生部と、
   を具備するフォトンカウンティングＣＴ装置であって、
   前記画像発生部は、前記複数のエネルギー帯域の各々について、所定のＸ線のエネルギースペクトルからの前記Ｘ線検出器により検出されたＸ線の実際のエネルギースペクトルの乖離を抑制するための補正係数を前記エネルギー帯域各々に対応するカウントデータセットに適用して補正データセットを発生し、前記複数のエネルギー帯域にそれぞれ対応する複数の補正データセットに基づいて前記複数の基準物質画像データセットを発生し、
   前記複数のエネルギー帯域は、第１のエネルギー帯域と前記第１のエネルギー帯域よりも大きい第２のエネルギー帯域とを有し、
   前記補正係数は、前記第１のエネルギー帯域に関する第１の補正係数と前記第２のエネルギー帯域に関する第２の補正係数とを有し、
   前記第１の補正係数は、前記第１のエネルギー帯域に関するＸ線の理想的なエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数の、前記Ｘ線検出器により実際に検出されたＸ線のエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数に対する比により規定され、
   前記第２の補正係数は、前記第２のエネルギー帯域に関するＸ線の理想的なエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数の、前記Ｘ線検出器により実際に検出されたＸ線のエネルギースペクトルを対象としたスケーリング係数に対する比により規定され、
   前記スケーリング係数は、理想的なエネルギースペクトルにおける計数データのデータ値に、実際のエネルギースペクトルにおける計数データのデータ値を一致させるための倍率であり、
   前記複数の基準物質画像データセットは、第１の基準物質を対象とする第１の基準物質画像データセットと第２の基準物質を対象とする第２の基準物質画像データセットとを有し、
   前記画像発生部は、前記第１の補正係数を前記第１の計数データセットに適用して第１の補正データセットを発生し、前記第２の補正係数を前記第２の計数データセットに適用して第２の補正データセットを発生し、前記第１の補正データセットと前記第２の補正データセットとに基づいて前記第１の基準物質画像データセットと前記第２の基準物質画像データセットとを発生する、
   フォトンカウンティングＣＴ装置。
6. 前記画像発生部は、前記第１の補正データセットと前記第２の補正データセットとにデータ分解処理を施して前記第１の基準物質に対応する第１のデータセットと前記第２の基準物質に対応する第２のデータセットとを発生し、前記第１のデータセットに画像再構成処理を施して前記第１の基準物質画像データセットを発生し、前記第２のデータセットに画像再構成処理を施して前記第２の基準物質画像データセットを発生する、請求項５記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
7. 前記画像再構成処理は、フィルタ補正逆投影法である、請求項６記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
8. 前記複数の基準物質画像データセットにそれぞれ対応する複数の基準物質画像を表示する表示部、をさらに備える請求項５記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。

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