JP6580836B2

JP6580836B2 - フォトンカウンティングｃｔ装置

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Publication number: JP6580836B2
Application number: JP2015019580A
Authority: JP
Inventors: 和正荒木田
Original assignee: Canon Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2015-02-03
Filing date: 2015-02-03
Publication date: 2019-09-25
Anticipated expiration: 2035-02-03
Also published as: JP2016140621A

Description

本発明の実施形態は、フォトンカウンティングＣＴ装置に関する。

波高弁別が可能なフォトンカウンティングＣＴ（Ｐｈｏｔｏｎ＿Ｃｏｕｎｔｉｎｇ＿Ｃｏｍｐｕｔｅｄ＿Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下、ＰＣＣＴと呼ぶ）は、次世代のＣＴシステムとして各社開発を進めている。一般的なＣＴのデータ収集回路（Ｄａｔａ＿Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ＿Ｓｙｓｔｅｍ：以下、ＤＡＳと呼ぶ）は、Ｘ線検出器の各チャンネルの電流信号を電圧に変換し、この電圧信号をＸ線の曝射周期に同期して周期的に積分することより純生データ（ｐｕｒｅ＿ｒａｗ＿ｄａｔａ）を出力する。しかしながら一般的なＣＴは積分を行うため、低エネルギー情報が他のエネルギー情報に埋もれてしまうという問題がある。

一方ＰＣＣＴにおいては、放射線検出器がＸ線を検出することで生成された電気信号を複数のエネルギー帯域それぞれにおいて計数（カウント）し、このカウント値をＸ線のフォトン数として間接的に検出する。一般的なＣＴと異なり複数のエネルギー帯域それぞれに分けたデータに基づいてＸ線を検出するため、ＰＣＣＴは一般的なＣＴのような低エネルギー情報の埋もれを解消する。

しかしＰＣＣＴにおいて、その特徴的な効果を活かすためにはいくつかの課題がある。例えば、Ｋエッジイメージングが課題である。Ｋエッジイメージングは人体の体内に存在する各原子の原子核に固有のＫ殻吸収端エネルギー近傍で個別に画像を作り、特徴的な差が生じた部分を可視化することで、注目する原子核が何処に集積しているのかを強調表示する方法である。しかし、人体に含まれている成分の原子核のＫ吸収端のエネルギーは、ＰＣＣＴで用いられているＸ線管から出力されるＸ線エネルギースペクトルと同じエネルギー帯域で重なることが多い。したがって、人体に含まれる所望の原子核のＫ吸収端のエネルギーを、ＰＣＣＴで用いられているＸ線管から出力されるＸ線エネルギースペクトルから弁別することが困難である。

目的は、被検体の注目部位に関するエネルギースペクトルをＸ線管から出力されるＸ線のエネルギースペクトルから明確に弁別できるフォトンカウンティングＣＴ装置を提供することにある。

本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置は、被検体を透過したＸ線と前記被検体に投与された放射性医薬品から放出されたガンマ線とを検出する放射線検出器と、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域とガンマ線が支配的なエネルギー帯域とに区分するためのエネルギー閾値を設定するための設定部と、前記放射線検出器からの出力信号と前記設定されたエネルギー閾値とに基づいて、前記Ｘ線が支配的なエネルギー帯域に属するＸ線スペクトルデータセットと前記ガンマ線が支配的なエネルギー帯域に属するガンマ線スペクトルデータセットとを生成する生成部と、を具備する。

本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ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フォトンカウンティングＣＴ撮像の典型的な流れを示す図図１のデータ収集回路により収集されたＸ線に関するカウントデータのＸ線スペクトルデータセットを模式的に示す図図１のデータ収集回路により収集されたガンマ線に関するカウントデータのガンマ線スペクトルデータセットを模式的に示す図図１のデータ収集回路により収集されたカウントデータのスペクトルデータセットを模式的に示す図図１のエネルギー帯域区分部によってＸ線が支配的なエネルギー帯域のカウントデータとガンマ線が支配的なエネルギー帯域のカウントデータとに区分されたスペクトルデータセットを模式的に示す図図１の表示部が、合成部により合成されたＸ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像とガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像との合成画像を表示する一例を示す図応用例１に係る、Ｘ線に関するカウントデータおよびガンマ線に関するカウントデータを収集開始するタイミングを説明するための図応用例２に係るフォトンカウンティングＣＴ撮像の典型的な流れを示す図

以下、図面を参照しながら本実施形態に係るフォトンカウンティング装置を説明する。

本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置には、Ｘ線管とＸ線検出器とが１体となって被検体の周囲を回転する回転／回転型（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）や、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線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転型（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）等様々なタイプが考えられるが、いずれのタイプでも本実施形態は適用可能である。しかしながら、以下の説明においてフォトンカウンティングＣＴ装置は、回転／回転型であるものとして説明する。

フォトンカウンティングＣＴ装置におけるデータ収集方式としては、ビュー毎のＸ線フォトンのカウント数を計数するサイノグラムモードと、Ｘ線フォトン毎のエネルギー値を時系列で記録するリストモードとが知られている。本実施形態は、いずれのタイプでも適用可能である。以下、サイノグラムモードのフォトンカウンティングＣＴ装置を例に挙げて説明する。

図１は、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す図である。図１に示すように、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置は、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線発生部１３と放射線検出部１５とが取り付けられている。回転フレーム１１の開口部（ｂｏｒｅ）にはＦＯＶ（ｆｉｅｌｄ＿ｏｆ＿ｖｉｅｗ）が設定される。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からの制御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線発生部１３は、架台制御部２１からの制御信号に従ってＸ線を発生する。具体的には、Ｘ線発生部１３は、Ｘ線管１３１と高電圧発生器１３３とを有する。Ｘ線管１３１は、高電圧発生器１３３からの高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１３３は、架台制御部２１からの制御信号に従う高電圧をＸ線管１３１に印加し、架台制御部２１からの制御信号に従うフィラメント電流をＸ線管１３１に供給する。

放射線検出部１５は、Ｘ線発生部１３から発生され被検体Ｓを透過したＸ線を検出し、検出されたＸ線のカウント数を表現するカウントデータを複数のエネルギー帯域について収集する。放射線検出部１５は、被検体Ｓに投与された放射線医薬品から放出されたガンマ線を検出し、検出されたガンマ線のカウント数を表現するカウントデータを複数のエネルギー帯域について収集する。具体的には、放射線検出部１５は、放射線検出器１５１とデータ収集回路１５３とを有する。

放射線検出器１５１は、Ｘ線管１３１から発生され被検体Ｓを透過したＸ線を検出する。放射線検出器１５１は、被検体Ｓに投与された放射線医薬品から放出されたガンマ線を検出する。ここで放射線検出器１５１は、２次元状に配列された複数の放射線検出素子を搭載する。具体的には、放射線検出器１５１は、間接検出型の検出器であるとする。この場合、各Ｘ線検出素子は、Ｘ線を蛍光に変換する蛍光体（シンチレータ）と、蛍光をアナログの電気信号に変換する光検出器とを有する。本実施形態においてシンチレータは、Ｘ線管１３１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個数の蛍光光子を発生する。同様にシンチレータは、被検体Ｓに投与された放射線医薬品から放出されたガンマ線を検出し、検出されたガンマ線フォトンのエネルギーに応じた個数の蛍光光子を発生する。複数の蛍光光子は光検出器により検出される。光検出器は、検出された複数の蛍光光子を光電変換により電流信号に変換し増幅する。光検出器からの電流信号（電気信号）はデータ収集回路１５３に供給される。電気信号は、入射放射線フォトンのエネルギーに応じた波高値を有する。ここで放射線フォトンとは、具体的にはＸ線フォトンとガンマ線フォトンとを示す。本実施形態に係るシンチレータとしてはＬａＢｒ３等の既存の如何なる物質も材料に含んで良い。なお、本実施形態に係る放射線検出器１５１としては間接検出型の検出器に限定されず、直接検出型の検出器であっても良い。直接検出型の放射線検出器１５１としては、例えば、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を含むタイプが適用可能である。半導体に入射した放射線フォトンは、電子・正孔対に変換される。１つの放射線フォトンの入射により生成される電子・正孔対の数は、入射放射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、入射放射線フォトンのエネルギーに応じた波高値を有する。

データ収集回路１５３は、架台制御部２１からの制御信号に従って、放射線検出器１５１により検出された放射線のカウント数を表現するカウントデータを複数のエネルギー帯域について収集する。

架台制御部２１は、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、被検体Ｓを対象としたフォトンカウンティングＣＴ撮像を実行するためにＸ線発生部１３、放射線検出部１５、及び回転駆動部１９を制御する。回転駆動部１９は、架台制御部２１による制御に従う一定の角速度で回転する。Ｘ線発生部１３の高電圧発生器１３３は、架台制御部２１による制御に従って、設定管電圧値に対応する高電圧をＸ線管１３１に印加し、フィラメント電流をＸ線管１３１に供給する。放射線検出部１５のデータ収集回路（Ｄａｔａ＿Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ＿Ｓｙｓｔｅｍ：ＤＡＳ）１５３は、架台制御部２１による制御に従って、ビューの切替えに同期してカウントデータを複数のエネルギー帯域の各々についてビュー毎に収集する。

コンソール３０は、カウントデータ記憶部３１、設定部３３、エネルギー帯域区分部３５、スペクトルデータ生成部３７、再構成部３９、合成部４０、Ｉ／Ｆ部４１、表示部４３、入力部４５、主記憶部４７、及びシステム制御部４９を備える。

カウントデータ記憶部３１は、架台１０から伝送された複数のエネルギー帯域に関するカウントデータを記憶する。

エネルギー帯域区分部３５は、エネルギー閾値によって、複数のエネルギー帯域に係るカウントデータを、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域に属するカウントデータとガンマ線が支配的なエネルギー帯域に属するカウントデータとに区分する。

設定部３３は、入力部４５を介した操作者の指示に従って、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域とガンマ線が支配的なエネルギー帯域とに区分するためのエネルギー閾値を設定する。なお、エネルギー閾値は、入力部４５を介して操作者により入力されても良い。

スペクトルデータ生成部３７は、放射線検出器１５１からの出力信号と設定されたエネルギー閾値とに基づいて、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域に属するＸ線スペクトルデータセットとガンマ線が支配的なエネルギー帯域に属するガンマ線スペクトルデータセットとを生成する。Ｘ線スペクトルデータセットは、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域に属するカウントデータのセットを表したものである。ガンマ線スペクトルデータセットは、ガンマ線が支配的なエネルギー帯域に属するカウントデータのセットを表したものである。

再構成部３９は、Ｘ線スペクトルデータセットに基づいてＸ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成する。再構成部３９は、ガンマ線スペクトルデータセットに基づいてガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成する。

合成部４０は、Ｘ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像とガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像との合成画像を発生する。

Ｉ／Ｆ部４１は、コンソール３０と架台１０との間の通信のためのインタフェースである。例えば、Ｉ／Ｆ部４１は、システム制御部４９から撮像開始信号や撮像停止信号等を供給する。

表示部４３は、フォトンカウンティングＣＴ画像等を表示機器に表示する。表示部４３は、合成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４５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。

主記憶部４７は、種々の情報を記憶する記憶装置である。例えば、主記憶部４７は、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ画像の画像発生プログラム等を記憶する。なお主記憶部４７は、複数の放射性医薬品それぞれにエネルギー閾値を関連付けて記憶しても良い。

システム制御部４９は、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置の中枢として機能する。システム制御部４９は、本実施形態に係る撮像プログラムを主記憶部４７から読み出し、当該撮像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、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ画像の発生のためのフォトンカウンティングＣＴ撮像が行われる。

次に、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ撮像の動作例を説明する。図２は、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撮像の典型的な流れを示す図である。本実施形態に係る図２のＣＴ撮像において、被検体には予め放射性医薬品が投与される。放射性医薬品は金属原子を含み、被検体の注目部位に金属原子が留まり放射線を放出するよう設計されている。本実施形態においては放射性医薬品の一例として、^９９ｍＴｃ（テネクチウム）を含む放射性医薬品を使用する。^９９ｍＴｃを含む放射性医薬品はその医薬品特有の分子構造に応じて、人体の様々な部位を目的とした撮像に用いられる。ある構造を有する^９９ｍＴｃを含む放射性医薬品は、被検体内部の注目部位に^９９ｍＴｃを留める。被検体内部の注目部位に留められた^９９ｍＴｃは、ガンマ線を放出する。

図２に示すように、システム制御部４９は、放射性医薬品が投与された被検体ＳにフォトンカウンティングＣＴ撮像を施して複数のエネルギー帯域に関するカウントデータを収集するために架台制御部２１を制御する（ステップＳ１１）。ステップＳ１１において架台制御部２１は、放射性医薬品が投与された被検体Ｓを対象としたフォトンカウンティングＣＴ撮像を実行するためにＸ線発生部１３、放射線検出部１５、及び回転駆動部１９を制御する。回転駆動部１９は、架台制御部２１による制御に従う一定の角速度で回転する。Ｘ線発生部１３の高電圧発生器１３３は、架台制御部２１による制御に従って、設定管電圧値に対応する高電圧をＸ線管１３１に印加し、フィラメント電流をＸ線管１３１に供給する。放射線検出部１５のデータ収集回路１５３は、架台制御部２１による制御に従って、ビューの切替に同期してカウントデータセットをビュー毎に収集する。カウントデータセットは、図示しない伝送装置により架台からコンソールに伝送される。カウントデータセットは、複数の放射線検出素子の各々について、エネルギー帯域のエネルギー値とセグメント番号とチャンネル番号とが割り当てられたデータの集合である。換言すれば、カウントデータセットは、各Ｘ線検出素子のカウント数のエネルギー分布を示す。

図３は、図１のデータ収集回路１５３により収集されたＸ線に関するカウントデータのＸ線スペクトルデータセットを模式的に示す図である。なだらかな凸形状のグラフは、右端すなわちおよそ管電圧と同等のエネルギー値をエネルギー最大値とする。なお２つのピークは、人体に含まれるある原子の原子核に固有のＫ殻吸収端（Ｋエッジ）である。

図４は、図１のデータ収集回路１５３により収集されたガンマ線に関するカウントデータのガンマ線スペクトルデータセットを模式的に示す図である。図４のグラフのうち、カウント数が最も大きくなるのは、放射性医薬品から放出されるガンマ線成分である。^９９ｍＴｃのエネルギー値のうち、カウント数が最も大きくなるエネルギー値は１４２．７ｋｅＶである。

図５は、図１のデータ収集回路１５３により収集されたカウントデータのスペクトルデータセットを模式的に示す図である。図５はおよそＸ線に関するカウントデータとガンマ線に関するカウントデータとの和に近似される。Ｘ線に関するカウントデータとガンマ線に関するカウントデータとの間にはカウント値の低いエネルギー帯域がある。これはＸ線とガンマ線とで確率密度分布のエネルギー帯域が異なるからに他ならず、本実施形態ではこのエネルギー帯域にエネルギー閾値を設定することでＸ線に関するカウントデータとガンマ線にカウントデータとをそれぞれに分けることが可能となる。なお、放射性医薬品の種類によっては、ガンマ線が支配的なエネルギー帯域が、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域に重なることがある。しかしその場合でも、Ｋ吸収帯（Ｋエッジ）にガンマ線の中心エネルギー帯域が重ならなければＫエッジイメージングにおいて問題はない。

ステップＳ１１が行われるとシステム制御部４９は、エネルギー帯域区分部３５に、カウントデータをエネルギー閾値に基づいて区分させる（ステップＳ１２）。ステップＳ１２においてエネルギー帯域区分部３５は、複数のエネルギー帯域に亘るカウントデータを、エネルギー閾値に基づいて区分する。ここでエネルギー閾値は、設定部３３により設定される。図６は、図１のエネルギー帯域区分部３５によってＸ線が支配的なエネルギー帯域のカウントデータとガンマ線が支配的なエネルギー帯域のカウントデータとに区分されたスペクトルデータセットを模式的に示す図である。

ステップＳ１２が行われるとシステム制御部４９は、再構成部３９に、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成させる（ステップＳ１３）。ステップＳ１３において再構成部３９は、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域におけるカウントデータから、Ｘ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成させる。なお、画像再構成アルゴリズムとしては、ＦＢＰ（filtered back projection）法やＣＢＰ（convolution back projection）法等に基づく解析学的画像再構成法や、ＭＬ−ＥＭ（maximum likelihood expectation maximization）法やＯＳ−ＥＭ（ordered subset expectation maximization）法、ＯＳ−ＳＡＲＴ（ordered subset simultaneous algebraic reconstruction techniques）法等に基づく統計学的画像再構成法等の既存の画像再構成アルゴリズムが用いられれば良い。また、画像再構成アルゴリズムにＫエッジイメージングの手法が組み込まれても良い。Ｋエッジイメージングは、端的には、画像化対象物質のＫ吸収端が属するエネルギー帯域を挟む両側のエネルギー帯域に関するカウントデータに基づいて、当該画像化対象物質の空間分布を表現するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成する手法である。本実施形態において、ガンマ線が支配的なエネルギー帯域は、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域におけるＫ吸収端（Ｋエッジ）とエネルギー帯域区分部３５により区分されている。したがって、再構成部３９は、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域におけるＫ吸収端（Ｋエッジ）を考慮せずにガンマ線が支配的なエネルギー帯域に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成できる。

ステップＳ１３が行われるとシステム制御部４９は、再構成部３９に、ガンマ線が支配的なエネルギー帯域に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成させる（ステップＳ１４）。ステップＳ１４において再構成部３９は、ガンマ線が支配的なエネルギー帯域におけるカウントデータから、ガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成させる。なお、画像再構成アルゴリズムはステップＳ１３と同様のものが用いられれば良い。

ステップＳ１４が行われるとシステム制御部４９は、合成部４０に、Ｘ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像とガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像との合成画像を発生させる（ステップＳ１５）。ステップＳ１５において表示部４３は、合成画像を表示する。

図７は、図１の表示部４３が、合成部４０により合成されたＸ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像とガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像との合成画像を表示する一例を示す図である。図７の画像は、ベースはＸ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像であるが、ガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を合成することにより被検体における注目部位が強調表示される。例えば表示部４３は、Ｘ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像が白黒の濃淡で表示する。一方表示部４３は、ガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像は任意の色の濃淡で表示する。したがって表示部４３は、Ｘ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像とガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像との合成画像を、白黒の濃淡で表示されたＸ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像に被検体の注目部位（例えば肝臓）が任意の色の濃淡で位置整合して重ね合わされた画像として表示する。

上記のとおり、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置によれば、注目部位に関するフォトンカウンティングＣＴ画像は単一光子放射断層撮影（Ｓｉｎｇｌｅ＿Ｐｈｏｔｏｎ＿Ｅｍｉｓｓｉｏｉｎ＿Ｃｏｍｐｕｔｅｄ＿Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＳＰＥＣＴ）画像と同様に、被検体のうち注目部位に留まった放射性医薬品から放出されたガンマ線に基づいて発生される。すなわち、ガンマ線に基づいて発生されたフォトンカウンティングＣＴ画像は、被検体の注目部位を示すものである。ここで、再構成された注目部位に関するフォトンカウンティングＣＴ画像には、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域のカウントデータが混入しない。したがって、被検体の注目部位に関するエネルギースペクトルをＸ線管から出力されるＸ線のエネルギースペクトルから明確に弁別できる。

次に本実施形態の種々の応用例について説明する。なお以下の説明において、本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。

（応用例１）
上記実施形態において、Ｘ線のカウントデータとガンマ線のカウントデータとは、図２のステップＳ１１において、被検体のＣＴスキャン中に同時に収集した。しかし、放射性薬剤からのガンマ線はＸ線ＣＴと比して、信号値が統計的に不足する可能性がある。この不足は、ガンマ線の立体角によるグリッドでの減衰、検出器によるガンマ線の検出効率及び検出器サイズ等に依る。この不足を回避するため、応用例１に係る実施形態に係る放射線検出器１５１は、Ｘ線を検出しない時間にもガンマ線を検出する。

応用例１に係るフォトンカウンティングＣＴ装置は、架台制御部２１の制御によりＸ線管１３１によるＸ線の放射に並行して放射線検出器１５１にＸ線とガンマ線とを検出させる同時モードと、Ｘ線管１３１からＸ線を放射せずして放射線検出器１５１にガンマ線を検出させるガンマモードとを切り替える切替部５１をさらに有する。

また応用例１に係る架台制御部２１は、切替部５１により同時モードが選択されている場合、Ｘ線管１３１によるＸ線の放射に並行して放射線検出器１５１にＸ線とガンマ線とを検出させる。架台制御部２１は、切替部５１によりガンマモードが選択されている場合、Ｘ線管１３１からＸ線を放射させずして放射線検出器１５１にガンマ線を検出させる。なお架台制御部２１は、この動作にとらわれずに同時モードとガンマモードとを切り替えても良い。

図８は、Ｘ線に関するカウントデータおよびガンマ線に関するカウントデータを収集開始するタイミングを説明するための図である。図８の流れ図は、図２のステップＳ１１に対応するカウントデータ収集のうち、カウントデータ収集を開始するまでのステップに相当する。

図８に示すように、システム制御部４９は、スキャンが開始されるのを待機する（ステップＳ２１）。ここでスキャンとは、フォトンカウンティングＣＴ撮像を示す。スキャンは例えば、入力部４５を介して操作者によるフォトンカウンティングＣＴ撮像を開始するための入力信号をシステム制御部４９が受信したことを契機に開始される。

ステップＳ２１でスキャンが開始されたと判断されると、システム制御部４９は、データ収集回路１５３に、ガンマ線に関するカウントデータの収集を開始させる（ステップＳ２２）。ステップＳ２２において架台制御部２１は、放射性医薬品が投与された被検体Ｓを対象としたフォトンカウンティングＣＴ撮像を実行するために放射線検出部１５及び回転駆動部１９を制御する。回転駆動部１９は、架台制御部２１による制御に従って、低角速度から回転を開始する。

ステップＳ２２が行われると、システム制御部４９は、回転駆動部１９の回転速度が一定になるのを待機する（ステップＳ２３）。ステップＳ２３において架台制御部２１は、放射性医薬品が投与された被検体Ｓを対象としたフォトンカウンティングＣＴ撮像を実行するために放射線検出部１５及び回転駆動部１９を制御する。システム制御部４９は、ステップＳ２２で低速度から回転を開始した回転駆動部１９が、架台制御部２１による制御に従って一定の角速度になるのを待機する。

ステップＳ２３でＸ線管１３１の回転速度が所定値以上になったと判断されると、システム制御部４９は、データ収集回路１５３に、Ｘ線に関するカウントデータを収集開始させる（ステップＳ２４）。ステップＳ２３において回転駆動部１９の回転速度が一定になったと判定されると、架台制御部２１はＸ線発生部１３を制御し、Ｘ線の照射を開始する。具体的には、Ｘ線発生部１３の高電圧発生器１３３は、架台制御部２１による制御に従って、設定管電圧値に対応する高電圧をＸ線管１３１に印加し、フィラメント電流をＸ線管１３１に供給する。放射線検出部１５のデータ収集回路１５３は、架台制御部２１による制御に従って、ビューの切替に同期してカウントデータセットをビュー毎に収集する。カウントデータセットは、図示しない伝送装置により架台からコンソールに伝送される。ステップＳ２４においてデータ収集回路１５３は、Ｘ線に関するカウントデータとガンマ線に関するカウントデータとを収集する。

なお、放射線検出器１５１がガンマ線をより多く検出するためにグリッドを除去しても良い。なおその場合、放射線検出器１５１に入り込む散乱線が増えるため、散乱線補正などの画像処理が必要となる。

上記のとおり、応用例１に係るフォトンカウンティングＣＴ装置によれば、ガンマモードに切り替えることにより、放射性薬剤からのガンマ線に関するカウントデータを、Ｘ線管からのＸ線に関するカウントデータよりも長い間取得することができる。すなわち、統計的に不足しがちな放射性薬剤からのガンマ線に関するカウントデータを多く取得できる。したがって、ガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像における被検体の注目部位を、同時モードに比してより明確に描出できる。

（応用例２）
上記実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ撮像の典型的な流れを示す図（図２）において、ステップＳ１１でカウントデータを収集した後に、ステップＳ１２でカウントデータをエネルギー閾値に基づいて、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域とガンマ線が支配的なエネルギー帯域とに区分した。ここで、区分の順番は逆でも良い。すなわち、複数のエネルギー帯域は予めＸ線が支配的なエネルギー帯域とガンマ線が支配的なエネルギー帯域とに区分されていても良い。

応用例２に係るエネルギー帯域区分部３５は、エネルギー閾値によって、エネルギースペクトル上の複数のエネルギー帯域をＸ線が支配的なエネルギー帯域とガンマ線が支配的なエネルギー帯域とに区分する。

図９は、応用例２に係るフォトンカウンティングＣＴ撮像の典型的な流れを示す図である。図９に示すように、システム制御部４９はエネルギー帯域区分部３５に、複数のエネルギー帯域をＸ線が支配的なエネルギー帯域とガンマ線が支配的なエネルギー帯域とに区分させる（ステップＳ３１）。ステップＳ３１においてエネルギー帯域区分部３５は、設定部３３が設定したエネルギー閾値によって、複数のエネルギー帯域をＸ線が支配的なエネルギー帯域とガンマ線が支配的なエネルギー帯域とに区分する。

ステップＳ３１が行われると、システム制御部４９は放射性医薬品が投与された被検体にフォトンカウンティングＣＴ撮像を施して複数のエネルギー帯域に関するカウントデータを収集するために架台制御部２１を制御する（ステップＳ３２）。ステップＳ３２においてデータ収集回路１５３は、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域とガンマ線が支配的なエネルギー帯域とそれぞれにおいてカウントデータを収集する。

ステップＳ３２が行われると、システム制御部４９は再構成部３９に、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成させる（ステップＳ３３）。ステップＳ３２において再構成部３９は、Ｘ線が支配的なエネルギー帯域におけるカウントデータから、Ｘ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成させる。

ステップＳ３３が行われると、システム制御部４９は再構成部３９に、ガンマ線が支配的なエネルギー帯域に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成させる（ステップＳ３４）。ステップＳ３４において再構成部３９は、ガンマ線が支配的なエネルギー帯域におけるカウントデータから、ガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成させる。

ステップＳ３４が行われると、システム制御部４９は合成部４０に、Ｘ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像とガンマ線に関するフォトンカウンティングＣＴ画像との合成画像を発生させる（ステップＳ３５）。ステップＳ３５において表示部４３は、合成画像を表示する。

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線発生部、１５…放射線検出部、１７…天板、１９…回転駆動部、２１…架台制御部、３０…コンソール、３１…カウントデータ記憶部、３３…設定部、３５…エネルギー帯域区分部、３７…スペクトルデータ生成部、３９…再構成部、４０…合成部、４１…Ｉ／Ｆ部、４３…表示部、４５…入力部、４７…主記憶部、４９…システム制御部、５１…切替部

Claims

被検体を透過したＸ線と前記被検体に投与された放射性医薬品から放出されたガンマ線とを検出する放射線検出器と、
Ｘ線が支配的なエネルギー帯域とガンマ線が支配的なエネルギー帯域とに区分するためのエネルギー閾値を設定するための設定部と、
前記放射線検出器からの出力信号と前記設定されたエネルギー閾値とに基づいて、前記Ｘ線が支配的なエネルギー帯域に属するＸ線スペクトルデータセットと前記ガンマ線が支配的なエネルギー帯域に属するガンマ線スペクトルデータセットとを生成する生成部と、
Ｘ線管によるＸ線の放射に並行して前記放射線検出器に前記Ｘ線と前記ガンマ線とを検出させる同時モードと、前記Ｘ線管からＸ線を放射させずして前記放射線検出器に前記ガンマ線を検出させるガンマモードとを切り替える切替部と、
前記切替部により前記同時モードが選択されている場合、前記Ｘ線管によるＸ線の放射に並行して前記放射線検出器に前記Ｘ線と前記ガンマ線とを検出させ、前記切替部により前記ガンマモードが選択されている場合、前記Ｘ線管からＸ線を放射させずして前記放射線検出器に前記ガンマ線を検出させる架台制御部と、
を具備し、
前記切替部により前記ガンマモードが選択されている場合、前記架台制御部は、前記Ｘ線管および前記放射線検出器の回転速度が目標の回転速度に達するまでの時間に前記放射線検出器に前記ガンマ線を検出させるフォトンカウンティングＣＴ装置。
前記放射線検出器からの出力信号に基づいて、前記放射線検出器への入射フォトンのカウント数を表現する計数データを所定の複数のエネルギー帯域について収集するデータ収集回路と、
前記エネルギー閾値によって、前記複数のエネルギー帯域に係る計数データを前記Ｘ線が支配的なエネルギー帯域に属する計数データと前記ガンマ線が支配的なエネルギー帯域に属する計数データとに区分する区分部と、をさらに備え、
前記生成部は、前記Ｘ線が支配的なエネルギー帯域に属する計数データからＸ線スペクトルデータセットを生成し、前記ガンマ線が支配的なエネルギー帯域に属する計数データからガンマ線スペクトルデータセットを生成する、請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
前記エネルギー閾値によって、エネルギースペクトル上の複数のエネルギー帯域を前記Ｘ線が支配的なエネルギー帯域と前記ガンマ線が支配的なエネルギー帯域とに区分する区分部と、
前記放射線検出器からの出力信号に基づいて、前記放射線検出器への入射フォトンのカウント数を表現する計数データを前記Ｘ線が支配的なエネルギー帯域と前記ガンマ線が支配的なエネルギー帯域とのそれぞれについて収集するデータ収集回路と、をさらに備え、
前記生成部は、前記Ｘ線が支配的なエネルギー帯域に属する計数データからＸ線スペクトルデータセットを生成し、前記ガンマ線が支配的なエネルギー帯域に属する計数データからガンマ線スペクトルデータセットを生成する、請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
前記Ｘ線管および前記放射線検出器の回転速度が目標の回転速度に達した場合、前記切替部はガンマモードから同時モードに切り替える、請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
前記Ｘ線スペクトルデータセットに基づいてＸ線画像を再構成し、前記ガンマ線スペクトルデータセットに基づいてガンマ線画像を再構成する再構成部と、
前記Ｘ線画像と前記ガンマ線画像との合成画像を発生する合成部と、
を具備する請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
操作者が値を入力するための入力部をさらに備え、
前記設定部は、前記入力された値を前記エネルギー閾値として設定する、請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
複数の放射性医薬品それぞれにエネルギー閾値を関連付けて記憶する記憶部をさらに備え、
前記入力部は、操作者による放射性医薬品の選択に関する入力を受け付け、
前記設定部は、前記関連付けに基づいて、前記入力部を介して操作者が選択した放射性医薬品から前記エネルギー閾値を設定する、請求項６記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。