JP6670586B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
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Description
本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置に関する。
従来のＣＴ（Computed Tomography）スキャナは、エネルギー積分型検出器を使用してエネルギー積分Ｘ線データを収集する。エネルギー積分型検出器では、Ｘ線ビームの持つエネルギー情報が活用されない。Ｘ線源が広域スペクトルのＸ線を曝射しても、検出器は、異なるエネルギーの光子を区別する能力がなく、読み出し間隔の間に記録された光子の総エネルギーに比例する出力信号を提供する。光子計数検出器（Photon-Counting Detector：ＰＣＤ）は、透過したＸ線データのスペクトル特性を得るために、Ｘ線ビームを成分別のエネルギー、すなわちスペクトルビンに分解し、各ビンにおける光子数を計数する。ＣＴスキャナにおけるＸ線源のスペクトル特性の利用は、スペクトルＣＴと呼ばれることが多い。スペクトルＣＴイメージングにより、新たに臨床的に適用できる潜在的可能性を持つ物質弁別機能が実現される。スペクトル画像は、通常、基本成分物質の物質密度画像、すなわち単一エネルギー画像として提供される。例えば、スペクトルＣＴは、組織間の識別、カルシウム及びヨウ素を含有する組織のような物質間の識別、或いは微細な血管の検出の向上に利用される。利点のなかでも特に、スペクトルＣＴは、ビームハードニングアーチファクトの低減、及びスキャナに依存しないＣＴ値の正確性の向上が期待される。
現在、従来の設計の多くは、高低エネルギーＸ線源併用設計及び二重検出層技術のうちいずれか一方を用いてスペクトル情報を収集するものである。物質弁別の正確性を向上させるため、良好なエネルギー分解能を得ることができるＰＣＤの技術が利用されている。光子計数によりエネルギー分解するＣＴ用直接変換型半導体検出器により、各入射光子のスペクトル情報が活用できるようになる。半導体センサと相互作用するＸ線光子は、非効率な中間的なプロセスを経ずに直接、電子正孔対に変換できるので、本来可能である優れたエネルギー分解能が確実になる。
ＣＴ画像の再構成を行う上での主要な課題の１つが、ノイズを均一化する能力である。従来のＣＴシステムでは、ノイズは、３Ｄ空間に不均一に分布する。スペクトルＣＴにおいては、単一エネルギー画像は、エネルギーを軸とする追加の次元を有する。したがって、Ｘ線源制御によるエネルギー方向のノイズ不均一の改善は、スペクトルＣＴ画像再構成における難題である。例えば、従来の管電圧（ｋＶ）切り替え技術では、２つの管電圧間で管電流（ｍＡ）レベルを調節するのが難しく、エネルギー方向での不均一なノイズが生じる。
実施形態のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管と、高電圧発生器と、光子計数検出器と、取得部と、調整部とを備える。Ｘ線管は、Ｘ線を発生させる。高電圧発生器は、前記Ｘ線管に印加される管電圧を発生させる。光子計数検出器は、前記Ｘ線の光子の入射に応じて信号を出力する。取得部は、前記信号を用いて、被検体を透過したＸ線の光子の計数値を、複数のエネルギー帯域ごとに取得する。調整部は、前記被検体のスキャンに用いられる前記管電圧の波形を取得し、取得した管電圧の波形に応じて、前記複数のエネルギー帯域を区分する閾値であって、当該スキャンにおける前記閾値のうち少なくとも一つを調整する。
ハイブリッド型幾何形状の光子計数ＣＴ（Photon-Counting CT：ＰＣＣＴ）システムが、米国特許出願第１３／４２６，９０３号明細書に記載されている。ハイブリッド型のＰＣＣＴでは、疎に配置したＰＣＤのリングが第４世代のＣＴ幾何形状におけるスペクトル情報を収集するために用いられる一方で、第３世代幾何形状を用いたエネルギー積分型検出器がデータを収集する。第４世代設計によりＰＣＤ技術が直面する課題を克服できるのに対し、第３世代のデータは再構成における空間分解能及びノイズ特性を維持するために使用することができる。
ＰＣＣＴでは、スペクトル情報は、ＰＣＤ検出器により計測される。したがって、Ｘ線源の調整を、エネルギー域全体にわたってノイズ均一化を改善するための追加的な手段として利用可能である。
一実施形態において、ＣＴイメージング装置が提供される。この装置は、（１）放射線源から曝射されるＸ線を検出し、検出したＸ線に基づき光子計数信号を生成するように構成された複数のＰＣＤと、（２）被検体のスキャン中に放射線源がＸ線を発生させるために使用する管電圧波形を取得し、取得した管電圧波形に従って光子計数信号を複数のスペクトルビンに区分する少なくとも１つのエネルギー閾値を調節する処理回路機構とを備える。
別の一実施形態において、ＣＴイメージング方法が提供される。この方法は、（１）被検体のスキャン中に放射線源がＸ線を発生させるために使用する管電圧波形を取得するステップと、（２）ＰＣＤから取得した光子計数信号を、取得した管電圧波形に従って複数のスペクトルビンに区分する、少なくとも１つのエネルギー閾値を調節するステップとを含む。
本開示の発明及びその付随する利点の多くは、添付図面とともに検討され以下の詳細な説明を参照してより良く理解されれば、より完全な理解が容易に得られるであろう。
実施形態に沿って、以下に、ＣＴイメージングシステムを引用して、医用イメージングシステムにより生成された医用画像における広域Ｘ線スペクトルを生成するための方法及びシステムを記載及び検討するが、本発明の方法及びシステムは、ＰＣＤを備える他のイメージングシステムにも応用され得ることを理解されたい。以下では、Ｘ線ＣＴ装置の一例として、ＣＴスキャナシステムについて説明する。
次に、図面を参照して説明する。図面において、同様の参照符号は、いくつかの図面にわたって同一又は対応する構成要素を示す。図１は、ＣＴスキャナシステムにおいて、所定の第３世代幾何形状を有する検出器との組み合わせで、所定の第４世代幾何形状でＰＣＤを配置する実施態様を例示する。この図は、スキャン対象である被検体ＯＢＪ、Ｘ線源１０１、Ｘ線検出器１０３、及び光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮの、実施形態における相対位置を示す。簡略化のため、図では、データの収集及び処理、ならびに収集されたデータに基づく画像の再構成に使用されるような部材や回路を省略する。一般には、各光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、各所定エネルギービンについて光子数を出力する。図１に示す実施態様では、ＣＴスキャナシステムが、第４世代の幾何形状の疎な配置の光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮとともに、Ｘ線検出器１０３のような、従来の第３世代幾何形状で配置された検出器を備える。Ｘ線検出器１０３の検出器素子は、検出器ユニットの表面に、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮよりも高い密度で配置できる。関連する特許文献１を参照。その内容は、参照することにより本明細書に組み込まれる。
一実施態様において、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、例えば、円形である所定の幾何形状で被検体ＯＢＪの周囲に疎に配置される。例えば、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、ガントリ１００内の所定の円形部材１１０に固定して配置される。一実施態様において、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、円形部材１１０上の等間隔の所定の位置に固定して配置される。別の実施態様において、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、円形部材１１０上の間隔が異なる所定の位置に固定して配置される。円形部材１１０は、データ収集中には被検体ＯＢＪに対して固定された状態を維持し回転しない。
光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、被検体ＯＢＪに対して固定されるが、Ｘ線源１０１及びＸ線検出器１０３は、被検体ＯＢＪの周囲を回転する。一実施態様において、Ｘ線源１０１は、ガントリ１００の環状フレームにおける第１の回転部１２０に搭載されることにより、疎に配置された光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮの内側で被検体ＯＢＪの周囲を回転しながら、被検体ＯＢＪに向けて所定の線源ファンビーム角度θＡで放射Ｘ線を投影する。言い換えると、Ｘ線管であるＸ線源１０１は、Ｘ線を発生させる。更に、第３世代幾何形状を有する追加のＸ線検出器１０３が、第２の回転部１３０に搭載される。第２の回転部１３０は、被検体ＯＢＪを挟んでＸ線源１０１と１８０度反対の位置にあるＸ線検出器１０３を搭載し、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮが所定の疎な状態で固定して配置された静止している円形部材１１０の外側を回転する。言い換えると、エネルギー積分型検出器であるＸ線検出器１０３は、Ｘ線源１０１に対向する位置でＸ線源１０１とともに回転する。
一実施態様において、第１の回転部１２０及び第２の回転部１３０は、Ｘ線源１０１及びＸ線検出器１０３が被検体ＯＢＪを中心として異なる半径で回転する際に両者間の角度（１８０度等の角度）が固定されたままになるように、単一の部材として一体的に設けられる。任意の実施態様として、第１の回転部１２０及び第２の回転部１３０は別々の部材であるが同期して回転し、Ｘ線源１０１及びＸ線検出器１０３が被検体ＯＢＪを挟んで１８０度反対の位置に固定された状態を維持する。更に、Ｘ線源１０１は、回転部１２０の回転平面に垂直な所定方向への被検体ＯＢＪの移動時に、らせん状の経路で移動してもよい。
データ収集の際に、Ｘ線源１０１及びＸ線検出器１０３が被検体ＯＢＪの周囲を回転すると、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮ及びＸ線検出器１０３のそれぞれが、透過した放射Ｘ線を検出する。光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、所定の検出器ファンビーム角度θＢで、被検体ＯＢＪを透過した放射Ｘ線を間欠的に検出し、所定のエネルギービンのそれぞれについて光子数を示す計数値を別々に出力する。言い換えると、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、Ｘ線の光子の入射に応じて信号を出力する。一方で、Ｘ線検出器１０３が回転すると、Ｘ線検出器１０３の検出器素子は、被検体ＯＢＪを透過した放射Ｘ線を連続的に検出し、検出した信号を出力する。一実施態様において、Ｘ線検出器１０３は、検出器の表面に所定のチャネル方向及びセグメント方向で密に配置された複数のエネルギー積分型検出器を有する。
一実施態様において、Ｘ線源１０１、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮ、及びＸ線検出器１０３は、半径の異なる３つの所定の円形経路を集合的に形成する。少なくとも１つのＸ線源１０１が被検体ＯＢＪの周囲で第２の円形経路に沿って回転するのに対し、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、被検体ＯＢＪの周囲で第１の円形経路に沿って疎に配置される。更に、Ｘ線検出器１０３は、第３の円形経路に沿って移動する。上記の例示的実施形態では、第３の円形経路は最大であり、被検体ＯＢＪの周囲の第１の円形経路及び第２の円形経路よりも外側に位置する。図示しないが、代替的な実施形態では、第１及び第２の円形経路の相対的な関係を変更し、Ｘ線源１０１の第２の円形経路が、被検体ＯＢＪの周囲に疎に配置された光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮの第１の円形経路よりも大きく、外側に位置するようにしてもよい。更に、別の代替的な実施形態では、Ｘ線源１０１も、Ｘ線検出器１０３と同じ第３の円形経路上を移動してもよい。更に、上記の２つの代替的な実施形態において、疎に配置された光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮの第１の円形経路の外側をＸ線源１０１が移動する際に背後から照射される光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮのそれぞれに、保護用の背面カバーを設けてもよい。
ＣＴスキャナにおいて、所定の第３世代幾何形状を有するＸ線検出器１０３と組み合わせて所定の第４世代幾何形状を有するＰＣＤを配置するには、他にもいくつか代替的な実施形態がある。ある実施形態では、所定の高レベルエネルギー及び所定の低レベルエネルギーで放射Ｘ線を曝射する管電圧切り替え機能を実行するように構成又は設計されるＸ線源１０１を備えてもよい。
一般に、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、円形部材１１０に沿って疎に配置される。光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、スパースビュー（sparse-view）投影データを収集するが、収集した投影データは、少なくとも、スパースビュー再構成技法による二重エネルギー（dual-energy：ＤＥ）再構成には十分である。更に、Ｘ線検出器１０３は、別の投影データの１組を収集し、それが、画像品質を全体として改善するのに使用される。Ｘ線検出器１０３が散乱防止グリッドを備えるエネルギー積分型検出器で構成される場合、Ｘ線検出器１０３からの投影データは、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮからの投影データ上の散乱を補正するために使用される。一実施態様において、エネルギー積分型検出器は、Ｘ線が所定の円形部材１１０及び一部の光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮを透過することを考慮して較正される必要があるようにしてもよい。投影データの収集において、線源の軌道上のサンプリングは、空間分解能向上のため十分に密にしてもよい。
図２は、ＣＴ装置又はスキャナにおける、図１のＸ線撮影用ガントリ１００の実施態様である。図２に示すように、Ｘ線撮影用ガントリ２００は側面視で図示されており、Ｘ線管２０１と、環状フレーム２０２と、多列或いは２次元配置型のＸ線検出器２０３とを更に備える。Ｘ線管２０１及びＸ線検出器２０３は環状フレーム２０２上に、対象者Ｓを挟んで１８０度反対の位置に搭載され、環状フレーム２０２は、回転軸ＲＡを中心として回転可能に支持される。対象者Ｓが軸ＲＡ方向に、図示のページに出入りするように移動される間に、回転ユニット２０７は１回転あたり０．４秒等の高速で環状フレーム２０２を回転させる。
マルチスライスのＸ線ＣＴ装置は、スリップリング２０８を通じてＸ線管２０１に供給される管電圧を発生させる高電圧発生器２０９を更に備え、それによりＸ線管２０１はＸ線を発生させる。高電圧発生器２０９から発生される管電圧は、例えば、システム制御部２１０の制御のもと、電流調整器２１３により調整される。Ｘ線は、その断面が円で示される対象者Ｓに向けて曝射される。Ｘ線検出器２０３は、曝射されて対象者Ｓを透過したＸ線を検出するために、対象者Ｓを挟んでＸ線管２０１とは反対側に位置する。Ｘ線検出器２０３は、複数の個別の検出器素子又はユニットを更に備える。
引き続き図２を参照する。Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線検出器２０３からの検出信号を処理するその他の装置も備える。データ収集回路或いはデータ収集システム（Data Acquisition System：ＤＡＳ）２０４は、Ｘ線検出器２０３から各チャネルへの信号出力を電圧信号に変換し、その信号を増幅し、更に、その信号をデジタル信号に変換する。Ｘ線検出器２０３及びＤＡＳ２０４は、所定の１回転あたり総投影数（Total number of Projections Per Rotation：ＴＰＰＲ）を処理するように構成される。ＴＰＰＲの例としては、９００ＴＰＰＲ、９００〜１８００ＴＰＰＲ、及び９００〜３６００ＴＰＰＲが挙げられるが、これらに限定されない。
上述のデータは、非接触データ送信器２０５を介して、Ｘ線撮影用ガントリ２００の外部の操作卓に収容されている前処理装置２０６に送信される。前処理装置２０６は、未加工データの感度補正等、所定の補正を行う。メモリ２１２は補正結果データを格納する。このデータは、再構成処理の直前段階において、投影データとも呼ばれる。メモリ２１２は、再構成装置２１４、入力装置２１５、及びディスプレイ２１６とともに、データ／制御バス２１１を介してシステム制御部２１０に接続される。
各検出器は、様々な世代のＣＴスキャナシステムにおいて、患者に対して回転されるものや固定されるものである。上述のＣＴシステムは、第３世代幾何形状及び第４世代幾何形状の統合型システムである。第３世代システムでは、Ｘ線管２０１及びＸ線検出器２０３は、環状フレーム２０２上の１８０度反対の位置に搭載され、環状フレーム２０２が回転軸ＲＡを中心に回転すると、対象者Ｓの周囲を回転する。第４世代幾何形状のシステムでは、各光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、患者Ｓの周囲に固定して配置され、Ｘ線管２０１が患者Ｓの周囲を回転する。
代替的な実施形態において、Ｘ線撮影用ガントリ２００は、Ｃアーム及びスタンドに支持された環状フレーム２０２上に配置された複数の光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮを有する。
スペクトルＣＴでは、単一エネルギー画像のノイズ分布は、光子のエネルギー分布によって決まる。ある１つのエネルギーレベル付近で検出される光子数が多いほど、対応するエネルギーの単一エネルギー画像で観察されるノイズレベルが低くなる。この現象を説明するため、図３に、２つの線源スペクトル（すなわち、ピーク管電圧（ｋＶｐ））についての各単一エネルギー画像でのノイズ分布を示す。ｘ軸は、単一エネルギー画像の電子エネルギー（ｋｅＶ）であり、ｙ軸は、単一エネルギー画像のノイズ標準偏差である。各曲線は、Ｘ線管の管電圧が１３５ｋＶ及び８０ｋＶのスペクトルＣＴスキャンを示す。ＰＣＤが使用されそれぞれの収集データを二重エネルギービンに分割すると仮定すると、データ領域分解の結果、仮想的な単一エネルギー画像について図３に示すノイズが生じる。図３に示すように、ノイズ分布は、単一エネルギー画像間で均一ではない。各線源スペクトルについて、ノイズが最低であるｋｅＶがあるが、ノイズは、単一エネルギー画像がこの最適ノイズ点から離れるにつれて急速に増加する。また、低ノイズであるｋｅＶの範囲は非常に狭い。低ノイズのｋｅＶ範囲を広げるために、ノイズをｋｅＶ全体で均一化することが望ましい。
既存のＸ線源技術では、Ｘ線スペクトルは、主に、ピーク管電圧（ｋＶｐ）により制御される。しかがって、ピーク管電圧（ｋＶｐ）を時間の関数として変動させることにより広域Ｘ線スペクトルが得られる。理想的には、Ｘ線源が１つのビュー内で高速にピーク管電圧（ｋＶｐ）を変動させることができれば、そのビューについて広域スペクトルが得られる。図４は、ピーク管電圧８０ｋＶｐ及びピーク管電圧１３５ｋＶｐのスペクトルを直線的に統合すると、統合後のスペクトルでは、エネルギー範囲全体にわたって、ピーク管電圧８０ｋＶｐのスペクトル及びピーク管電圧１３５ｋＶｐのスペクトルのいずれの光子分布よりも均一な光子分布であることを示す。既存のＸ線管技術では、高速なピーク管電圧（ｋＶｐ）変動を行うのは困難である。ただし、低速な変動であっても、平均化された広域Ｘ線スペクトルをシステムが得ることはできる。各例示的な実施形態は、広域Ｘ線スペクトルを生成して、単一エネルギー画像におけるより均一なノイズ分布を実現するものとして提示される。
図５を参照する。フローチャート５００に、実際の管電圧の波形（以下、管電圧波形とも表記する）を追跡する機能を持たない、ハイブリッド型検出器又はハイブリッド型幾何形状のＰＣＣＴを備える第３世代ＣＴにおいて広域Ｘ線スペクトルを生成するための方法を図示する。この方法は、二重Ｘ線管を備えるＣＴシステムに適用できる。
ステップＳ５０２において、管電圧（ｋＶ）及び管電流（ｍＡ）の波形が、所与の患者についてスキャン品質を最適化するように、年齢、大きさ、性別、及び診断内容等の個人別の情報を用いて設計される。管電圧波形は、Ｘ線管に印加される入力電位（ｋＶ）として定義される。管電圧波形設計は、１つの選択肢としては、低管電圧及び高管電圧から成る矩形の波形であり、その波形は、図７Ａに示すように高管電圧／低管電圧の比及び切り替えの頻度によって特定される。低管電圧レベルは高管電圧レベルとは異なる。例えば、一実施形態において、１００ビュー毎に８０ｋＶｐと１４０ｋＶｐとの間で切り替えることができる。より高度な設計としては、患者の大きさをモデル化するのに楕円形を使用し、楕円のパラメータが、スキャン画像再構成領域（Scan Field Of View：ＳＦＯＶ）及びスキャンにおける解剖学的構造を用いて求められる。更に、プリスキャン（スキャノ像）において計測される体型の使用が、波形設計において採用されてもよい。言い換えると、管電圧の波形は、スキャン対象である被検体の線量効率が最大となるように設定される。ここで、線量効率とは、例えば、所定の線量においてどれほど高画質（低ノイズ）な画像を得られるかの指標であり、一般に、信号対雑音比の二乗を線量レベルで割った値と定義される。一例としては、被検体の体厚が大きい場合には、２つのピーク管電圧を９０ｋＶｐ及び１４５ｋＶｐに設定したり、高い方のピーク管電圧の印加時間を低い方の印加時間よりも長くしたりすることにより、線量効率が最大化される。
ステップＳ５０４において、システムキャリブレーションのなかで、処理回路機構は、使用される各ｋＶ値について最適なＰＣＤのエネルギービン閾値を確定し、各ビンにおける測定ノイズがエネルギー範囲の平均で均一化されるようにする。これは、高いエネルギー分解能によるシミュレーションか、ファントム測定のいずれかによって可能になる。換言すると、このステップでは、各ビンのエネルギー範囲が設定される。言い換えると、調整部としての処理回路機構は、管電圧の各エネルギーレベルについて、複数のエネルギー帯域におけるノイズが均一になるように閾値を確定する処理を含むシステムキャリブレーションを行う。なお、処理回路機構は、例えば、システム制御部２１０、前処理装置２０６、及び再構成装置２１４を含む。
ステップＳ５０６において、システムキャリブレーションのなかで、処理回路機構は、すべての所望のｋＶ及び遷移状態についてビームハードニング用テーブルを較正する。言い換えると、処理回路機構は、ビームハードニング用テーブルを確定する処理を含むシステムキャリブレーションを行う。
ステップＳ５０８において、処理回路機構は、エアスキャンを行うことで、設計上の管電圧（ｋＶ）及び管電流（ｍＡ）の波形との比較によって実際の管電圧及び管電流の波形を検証する。図７Ｂに示すように、実際に生成された管電圧及び管電流の波形は、波形生成器の限界とシステム内での損失により、図７Ａの設計上の波形のような完全な矩形パルスではない。このステップは、システムのハードウェアが、スキャン中にリアルタイムで管電圧波形を記録できない場合に実行される。管電圧波形の良好な再現性が要求される。管電圧波形の検証は、患者のスキャン前又は後に、プリスキャン設計で確定された特定の管電圧波形を用いて、低い管電流でエアスキャンを行うことができる。或いは、基準ＰＣＤを使用してスペクトルを計測できる。複数のＰＣＤはビュー毎のＸ線スペクトルの記録に使用される。検出器反応についての補正後、実際の管電圧波形が得られる。得られた管電圧及び管電流の波形は、処理回路機構により、設計上の管電圧及び管電流の波形との比較によって検証される。言い換えると、高電圧発生器は、管電圧として、所定の時間間隔で第１のエネルギーレベルと第２のエネルギーレベルとが切り替えられる矩形波の管電圧を発生させる。そして、調整部としての処理回路機構は、管電圧を用いたエアスキャンを行うことにより管電圧の波形を予め取得し、取得した管電圧の波形に応じて、閾値の少なくとも一つを調整する。
ステップＳ５１０において、処理回路機構は設計上の管電圧波形を用いて患者をスキャンし、サイノグラムを取得し、検証した管電圧波形に応じてＰＣＤのエネルギー閾値を調整する。それらの閾値は、所定の方法又はユーザが入力した方法に従って調整される。エネルギー閾値により、光子計数信号が、得られた管電圧波形に従って複数のスペクトルビンに区分される。エネルギー閾値は、エネルギービン内の検出光子数が等しくなるように、もしくはエネルギー区分の幅が等しくなるように、又はＫエッジイメージングにおけるエネルギーのＫエッジ位置に従って調整することができる。言い換えると、調整部としての処理回路機構は、管電圧に応じて、複数のエネルギー帯域を区分する閾値のうち少なくとも一つを調整する。一例としては、調整部としての処理回路機構は、第１のエネルギーレベルに対応する複数の閾値の組み合わせと、第２のエネルギーレベルに対応する複数の閾値の組み合わせとを切り替えることで、閾値のうち少なくとも一つを調整する。そして、取得部としての処理回路機構は、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮから出力される信号を用いて、被検体を透過したＸ線の光子の計数値を、複数のエネルギー帯域ごとに取得する。
ステップＳ５１２において、処理回路機構は、サイノグラムを散乱効果及びパイルアップ効果について補正し、区分したスペクトルビン、検証した管電圧波形、及び較正したビームハードニング用テーブルに基づいて投影領域における物質基本成分への弁別（物質弁別）を行うことにより、再構成前処理を行う。図８に示すように、すべての光線について、ＰＣＤから得たスキャンによるスペクトルデータは、散乱及びパイルアップについて補正され、ノイズバランスのために重み付けされ、基本成分の物質に弁別される。ノイズバランスは、後述する式（３）〜（５）で記載される方法に従って重み付けされる。言い換えると、前処理部としての処理回路機構は、取得された複数のエネルギー帯域ごとの計数値を用いて、物質弁別を含む前処理を行う。例えば、前処理部としての処理回路機構は、管電圧の波形に応じて設定されたビームハードニング補正用のテーブルを用いて、前処理を行う。また、前処理部としての処理回路機構は、前処理として、被検体のスキャンにおいて取得された未加工のサイノグラムデータを、散乱効果及びパイルアップ効果の補正処理を含む前処理を行う。例えば、前処理部としての処理回路機構は、未加工のサイノグラムデータ、線形検出器反応の散乱成分、非線形検出器反応の散乱成分、及び非線形検出器反応のパイルアップ成分を用いて、補正処理を行う。
散乱及びパイルアップの補正では、管電圧波形からの入射スペクトル情報を使用する。スキャンデータの補正は、次の式（１）によって実施される。
ここで、Ｓｒａｗ（Ｅ）は、未加工のＰＣＤスキャンデータであり、Ｓ０，ｓｃｔ（Ｅ）は、線形な検出器反応の散乱成分であり、Ｓ１，ｐ，ｓｃｔ（Ｅ）は、パイルアップ及び散乱の成分の非線形な検出器反応であり、Ｅは、エネルギー変数である。
スキャン補正の完了後、投影データは、次の式（２）により、補正スキャンデータに基づき計算される。
ここで、Ｓｃｏｒｒ（Ｅ）は、イメージング対象である被検体のスキャン補正されたデータであり、Ｓａｉｒ ｃｏｒｒ（Ｅ）は、空気の基準データ（又は、水等の任意の既知の被検体から得た基準データ）である。
式（３）及び式（４）に従ってｇＥを、ノイズバランス用の重み付け係数で重み付けすることにより、経路ｌに沿った低又は高スペクトルの投影データが計算される。
ここで、ｗＥ Ｈは、高スペクトルについてのノイズバランス用重みであり、ｗＥ Ｌは、低スペクトルについてのノイズバランス用重みである。
重み値ｗは、ノイズ除去を実施するように定義され、対応する物質基本成分ｎ及びエネルギースペクトルｍのそれぞれについて確定される。これらの重みｗは、下記の式（５）によって定義される。
ここで、Ｋｎは、特定の物質基本成分についての正規化係数であり、μｍｎ（上線付き）は、基本成分物質ｎ及びエネルギーｍについての平均減衰係数であり、σ２ ｍは、測定された投影ｇｍのノイズである。正規化係数Ｋｎは、次の式（６）により定義される。
基本成分物質への弁別は、次の式（７）及び式（８）を用いて実施される。
ここで、ｇＨは、経路ｌに沿った高スペクトルの投影データであり、ｇＬは、経路ｌに沿った低スペクトルの投影データであり、ｃ１，２（ｘ，ｙ）は、ボクセルｘ，ｙにおける組織の基本成分物質１又は２への類似度、μ１ Ｈ（μは上線付き）は、高（Ｈ）スペクトル上で平均した基本成分物質１の線形減衰係数であり、μ１ Ｌ（μは上線付き）は、低（Ｌ）スペクトル上で平均した基本成分物質１の線形減衰係数であり、μ２ Ｈ（μは上線付き）は、高（Ｈ）スペクトル上で平均した基本成分物質２の線形減衰係数であり、μ２ Ｌ（μは上線付き）は、低（Ｌ）スペクトル上で平均した基本成分物質２の線形減衰係数であり、ｇ（ＢＨ） Ｈ，Ｌは、高（Ｈ）又は低（Ｌ）スペクトルにおけるビームハードニング摂動であり、管電圧波形の情報から得た摂動である。
ステップＳ５１４において、処理回路機構は、以下に記載するように再構成を行う。
図１及び図２に示すハイブリッド型ＰＣＣＴシステムでは、第３世代データでエネルギー積分による減衰を正確に測定する一方で、疎な第４世代データで各エネルギービンについての減衰を反映する。コスト関数の一実施形態を式（８）に示す。第３世代によるデータの忠実性の項では、ビームハードニング補正項が、測定で使用される管電圧に対応するビームハードニング効果の補正に使用される。
ここで、式（９）右辺の第１項は第４世代ＰＣＤ項であり、第２項は第３世代エネルギー被積分項であり、第３項は正則化項である。また、ａｊｉは極座標表示の第４世代ＣＴについてのシステム行列であり、ｃｎ（ｉ）は各基本成分画像であり、Ｖ（ｃ）は正則化項であり、ｇＭ（ｊ）は測定された第３世代データであり、ｇ（ＢＨ） Ｍ（ｊ）はビームハードニング補正であり、Ｌ（Ｍ） ｎ（ｊ）はｎ番目の基本成分物質についての弁別後の第４世代データであり、σｊ及びσｊｎはそれぞれ第３世代データ及び第４世代データの推定ノイズ標準偏差であり、ｗは正則化についてのハイパーパラメータであり、μｎＭ（μは上線付き）はｎ番目の基本成分物質についての平均減衰係数であり、Ｍは測定に関連する標識子であり、ｊはサイノグラム線についてのインデックスであり、ｉは基本成分物質画像のボクセルについてのインデックスであり、ｎは基本成分物質についてのインデックスである。
コスト関数は、正値性の制約のもとで、スペクトル画像を求めるために反復的な手順で最小化される。
図６を参照する。実際の管電圧波形を追跡する機能を持つ、第３世代ＣＴスキャナ又はハイブリッド型幾何形状のＰＣＣＴスキャナにおいて広域Ｘ線スペクトルを生成するための方法を説明するフローチャート６００を示す。
ステップＳ６０２において、管電圧（ｋＶ）及び管電流（ｍＡ）の波形は、所与の患者についてスキャン品質を最適化するように、年齢、大きさ、性別、及び診断内容等の個人別の情報を用いて設計される。この設計ステップは、ステップＳ５０２と同様である。
ステップＳ６０４において、システムキャリブレーションのなかで、処理回路機構は、使用される各ｋＶ値について最適なＰＣＤのエネルギービン閾値を確定し、各ビンにおける測定ノイズが平均で均一化されるようにする。これは、シミュレーションか、ファントム測定のいずれかによって可能になる。換言すると、このステップでは、各ビンのエネルギー範囲が設定される。
ステップＳ６０６において、システムキャリブレーションのなかで、処理回路機構は、すべての所望のｋＶ及び遷移状態についてビームハードニング用テーブルを較正する。
ステップＳ６０８において、処理回路機構は、設計上の管電圧波形で患者をスキャンし、スキャン中に実際の管電圧波形を追跡し、実際の管電圧波形に応じてＰＣＤエネルギー閾値を調整することでサイノグラムを取得する。ステップＳ５１０とは異なり、ステップＳ６０８では、スキャン中に実際の管電圧波形を追跡して、その後に、検証した管電圧波形を使用するのではなく、追跡された実際の管電圧波形に応じてＰＣＤエネルギー閾値を調整する。特に、基準検出器は、Ｘ線管の付近に配置され、線源線束を直接測定する。複数のさらなるＰＣＤを、線源線束及びスペクトルを測定するために参照用として追加することもできる。或いは、高電圧発生器の出力からの電圧波形を直接測定することができる。言い換えると、調整部としての処理回路機構は、被検体のスキャンに用いられる管電圧の波形を取得し、取得した管電圧の波形に応じて、スキャンにおける閾値の少なくとも一つを調整する。
ステップＳ６１０において、処理回路機構は、サイノグラムを散乱効果及びパイルアップ効果について補正し、記録した実際の管電圧波形及び較正したビームハードニング用テーブルに基づいて投影領域における物質基本成分への弁別を行うことにより、再構成前処理を行う。このステップは、検証した管電圧波形ではなく記録した実際の管電圧波形を再構成前処理に使用することを除いては、ステップＳ５１２と同様である。
ステップＳ６１２において、処理回路機構は再構成を行う。このステップはステップＳ５１４と同様である。
図９Ａは、ハイブリッド型検出器９００を備える第３世代ＣＴを示す。図１に示すＣＴシステムとは異なり、検出器３がハイブリッド型検出器とともに実装される。図９Ｂは、ＣＴスキャナシステムにおける基本的なハイブリッド型検出器の一実施形態を示す。ハイブリッド検出器の一実施形態において、検出器アレイ９０２は、所定の交互配列パターンで配置した複数の光子計数検出器（ＰＣＤ）と積分型検出器（ＩＮＴＤ）とを備える。検出器素子は、それぞれ検出器アレイ９０２において矢印で示されるセグメント方向及びチャネル方向に配置される。本発明の一実施形態によれば、ＰＣＤは、チャネル方向に沿って、固定された位置に疎に、かつ、等間隔に配置される。図示の実施形態において、積分型検出器（ＩＮＴＤ）ユニット又は積分型検出器（ＩＮＴＤ）は、最初の検出器ユニットＩＮＴＤ１以外は、隣り合う２つのＰＣＤ間に配置される。上記のチャネル方向の大きさの違いのため、ＰＣＤは積分型検出器（ＩＮＴＤ）に比べてチャネル方向に沿って疎に位置する。言い換えると、積分型検出器（エネルギー積分型検出器）は、線源（Ｘ線管）に対向する位置で線源とともに回転する。また、光子計数検出器は、複数備えられ、積分型検出器に疎に分散して配置される。
ハイブリッド型検出器は、図９Ａに示す第３世代幾何形状である検出器で使用される。検出器アレイ９０２は、その中央部が、第３世代ＣＴ幾何形状である所定のＸ線源に対応する弧を形成する。
本開示の方法は、図２に示す第３世代と第４世代とのハイブリッド型ＰＣＣＴシステム及び図９Ａに示すハイブリッド検出器を備える第３世代ＣＴにおいて実施することができる。これらの方法は、特に、第３世代と第４世代とのハイブリッド型ＰＣＣＴシステム及びハイブリッド型検出器を備える第３世代ＣＴシステムにおいて、従来のシステムに比べて単一エネルギー画像におけるノイズの均一性を向上することが意図されている。また、本開示の方法は、例えば、ＰＣＤを備える第３世代ＣＴシステムにおいて実現されても良い。この場合、光子計数検出器は、線源（Ｘ線管）に対向する位置で線源とともに回転する。
図１０は、ハイブリッド型ＰＣＣＴに対し管電圧切り替え方式を用いたノイズ性能の改善を示す。横軸は仮想的な単一エネルギー画像のエネルギー、縦軸は画像のノイズ標準偏差を示す。異なる４つの線源スペクトルが使用されている。ピーク管電圧８０ｋＶｐ及び１３５ｋＶｐは従来のＸ線スペクトルである。一方で、１：１及び１２０：１２０は、それぞれ１ビュー毎及び１２０ビュー毎の頻度で、矩形の管電圧波形を８０ｋＶｐと１３５ｋＶｐとの間で切り替えることを利用した本開示の広域スペクトルである。１：１の広域スペクトルのノイズ標準偏差は、８０ｋＶｐ及び１３５ｋＶｐにおける従来のＸ線スペクトルに比べて、著しく低い。
なお、上記の実施形態では、矩形波の管電圧、つまり２つの異なる管電圧を用いて撮像を行うデュアルエナジーＣＴスキャンにおいてＰＣＤのノイズバランシングを行う場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、開示のＸ線ＣＴ装置は、複数の異なる管電圧を用いるマルチエナジーＣＴスキャンにおいてもＰＣＤのノイズバランシングを実行可能である。また、例えば、開示のＸ線ＣＴ装置は、矩形波の管電圧に限らず、例えば、正弦波の管電圧を用いるＣＴスキャンにおいてもＰＣＤのノイズバランシングを実行可能である。この場合、例えば、高電圧発生器は、管電圧として、エネルギーレベルが所定の周期で変化する正弦波の管電圧を発生させる。そして、調整部としての処理回路機構は、正弦波のエネルギーレベルに応じて、複数のエネルギー帯域を区分する閾値のうち少なくとも一つを調整する。
例示的な処理システムを図１１に示すが、これは図１及び２に示すシステムの例示的な実施態様である。システム制御部２１０及び再構成装置２１４はそれぞれ、ハードウェアデバイス、例えば、図５及び６のフローチャートに示す機能をＣＰＵに実行させる１つ以上のコンピュータプログラムを実行するように具体的に構成されるＣＰＵであってよい。特に、この例示的な処理システムは、中央演算処理装置（Central Processing Unit：ＣＰＵ）等の１つ以上のマイクロプロセッサもしくは等価物や、少なくとも１つの特定用途向けプロセッサ（Application-Specific Processor：ＡＳＰ）（図示せず）を用いて実施することができる。マイクロプロセッサは、本開示のプロセス及びシステムの実行や制御を行うようにマイクロプロセッサを制御するように構成され、本明細書に記載されるアルゴリズムを実行するように構成されるメモリ回路（例えば、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＥＰＲＯＭ（Erasable Programmable Read Only Memory）、ＥＥＰＲＯＭ（Electrically Erasable Programmable Read Only Memory）、フラッシュメモリ、スタティックメモリ、ＤＲＡＭ（Dynamic Random Access Memory）、ＳＤＲＡＭ（Static Random Access Memory）、及びこれらの等価物）等のコンピュータ可読記憶媒体を利用する回路又は回路機構である。その他の記憶媒体は、ハードディスクドライブ又は光ディスクドライブを制御できる、ディスク制御部等のコントローラを介して制御され得る。
別の実施態様では、マイクロプロセッサ又はその態様は、本開示の態様を拡張する、又は完全に実施するための論理回路を含むこと、又は排他的に含むことができる。このような論理回路としては、特定用途向け集積回路（Application-Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）、ジェネリックアレイロジック（Generic-Array of Logic：ＧＡＬ）、及びこれらの等価物が挙げられるが、これらに限定されない。マイクロプロセッサは別個の素子又は単一の処理機構であることができる。また、本開示はマルチコアＣＰＵ及びグラフィックスプロセッシングユニット（Graphics Processing Unit：ＧＰＵ）の並行処理能力の利益を享受して、計算効率の改善を達成できる。多重処理構成における１つ以上のプロセッサを更に利用して、メモリに含まれる一連の命令を実行してもよい。或いは、ハードワイヤード回路をソフトウェア命令に代えて、又はソフトウェア命令と組み合わせて使用してもよい。したがって、本明細書で述べられる例示的実施態様は任意の特定のハードウェア回路及びソフトウェアの組み合わせに限定されない。
別の態様では、本開示による処理の結果はディスプレイ制御部を介してモニタに表示できる。ディスプレイ制御部は好ましくは、計算効率を改善するために、複数のグラフィックス処理コアによって提供できる少なくとも１つのグラフィックス処理装置を含む。加えて、周辺機器としてＩ／Ｏ（入力／出力）インタフェースに接続することができるマイクロフォン、スピーカ、カメラ、マウス、キーボード、タッチ方式のディスプレイ、又はパッドインタフェース等からの信号やデータを入力するために、Ｉ／Ｏインタフェースを提供する。例えば、本開示の種々のプロセス又はアルゴリズムのパラメータを制御する、キーボード又はポインティングデバイスをＩ／Ｏインタフェースに接続して、さらなる機能性及び構成オプションをもたらすか、又はディスプレイ特性を制御することができる。また、モニタは、コマンド／命令インタフェースを提供するために触覚インタフェースを備えてもよい。
上記の構成要素を、制御可能なパラメータを含むデータの送受信のためにネットワークインタフェースを介して、インターネット又はローカルイントラネット等のネットワークに接続できる。中央バスが上記のハードウェア構成要素を接続するために提供され、それらの間のデジタル通信のための少なくとも１つの経路を提供する。
また、一実施態様において、処理システムはネットワーク又はその他のデータ通信接続によって互いに接続され得る。１つ以上の処理システムは、対応するアクチュエータに接続されて、ガントリ、Ｘ線源、及び患者寝台のいずれか１つ又は複数の動作を駆動及び制御することができる。
好適なソフトウェアは、メモリ及び記憶装置を含む、処理システムのコンピュータ可読媒体に有形なものとして格納することができる。コンピュータ可読媒体のその他の例は、コンパクトディスク、ハードディスク、フロッピー（登録商標）ディスク、テープ、光磁気ディスク、ＰＲＯＭ（Programmable Read Only Memory）（ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュＥＰＲＯＭ）、ＤＲＡＭ、ＳＲＡＭ、ＳＤＲＡＭ（Synchronous Dynamic Random Access Memory）、もしくは任意の他の磁気媒体、コンパクトディスク（例えば、ＣＤ−ＲＯＭ（Compact Disc-Read Only Memory））、又はコンピュータが読み取り可能な任意の他の媒体である。ソフトウェアとしては、デバイスドライバ、オペレーティングシステム、開発ツール、アプリケーションソフトウェアや、グラフィカルユーザインタフェースが挙げられるが、これらに限定されない。
上記の媒体におけるコンピュータコード要素は、スクリプト、解釈可能なプログラム、ダイナミックリンクライブラリ（Dynamic Link Library：ＤＬＬ）、Ｊａｖａ（登録商標）クラス、及び完全実行可能プログラムを含むがこれらに限定されない、任意の解釈可能な又は実行可能なコードメカニズムであってよい。また、本開示の態様の処理部分は、より良好な性能、信頼性、コストなどのために分散されてもよい。
処理システムのデータ入力部では、例えば対応する有線接続により、検出器又は検出器アレイからの入力信号を受信する。データ入力部を形成するものとして、又はデータ入力部への入力を提供するものとして、複数のＡＳＩＣ又は他のデータ処理コンポーネントを設けることができる。ＡＳＩＣはそれぞれ、離散的な複数の検出器アレイ又はそのセグメント（離散的な部分）からの信号を受信できる。検出器からの出力信号がアナログ信号である場合、データ記録及び処理の用途のために、フィルタ回路をアナログ−デジタル変換器とともに設けることができる。フィルタリングを、アナログ信号用の個別のフィルタ回路なしで、デジタルフィルタリングによって提供することもできる。或いは、検出器がデジタル信号を出力する場合、デジタルフィルタリングやデータ処理は検出器の出力から直接行うことができる。
特定の実施態様が説明されたが、これらの実施態様は例示のためのみに提示されており、かつ本開示の範囲を限定することを意図するものではない。本明細書に記載される新規のデバイス、システム、及び方法は種々の他の形態で実施されることができ、更に、本開示の趣旨を逸脱することなく、本明細書に記載されるデバイス、システム、及び方法の形態において種々の省略、置換、及び変更が可能である。添付の請求の範囲及びそれらの等価物を包含することが意図される。
以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、ノイズを均一化することができる。
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
２０１ Ｘ線管
２０６ 前処理装置
２０９ 高電圧発生器
２１０ システム制御部
２１４ 再構成装置
ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮ 光子計数検出器
２０６ 前処理装置
２０９ 高電圧発生器
２１０ システム制御部
２１４ 再構成装置
ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮ 光子計数検出器
Claims (20)
- Ｘ線を発生させるＸ線管と、
前記Ｘ線管に印加される管電圧を発生させる高電圧発生器と、
前記Ｘ線の光子の入射に応じて信号を出力する光子計数検出器と、
前記信号を用いて、被検体を透過したＸ線の光子の計数値を、複数のエネルギー帯域ごとに取得する取得部と、
前記被検体のスキャンに用いられる前記管電圧の波形を取得し、取得した管電圧の波形に応じて、前記複数のエネルギー帯域を区分する閾値であって、当該スキャンにおける前記閾値のうち少なくとも一つを調整する調整部と、
を備える、Ｘ線ＣＴ装置。 - 前記高電圧発生器は、前記管電圧として、所定の時間間隔で第１のエネルギーレベルと第２のエネルギーレベルとが切り替えられる矩形波の管電圧を発生させ、
前記調整部は、前記第１のエネルギーレベルに対応する複数の前記閾値の組み合わせと、前記第２のエネルギーレベルに対応する複数の前記閾値の組み合わせとを切り替えることで、前記閾値のうち少なくとも一つを調整する、
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記高電圧発生器は、前記管電圧として、エネルギーレベルが所定の周期で変化する正弦波の管電圧を発生させ、
前記調整部は、前記正弦波のエネルギーレベルに応じて、前記閾値のうち少なくとも一つを調整する、
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記調整部は、前記管電圧の各エネルギーレベルについて、前記複数のエネルギー帯域におけるノイズが均一になるように前記閾値を確定する処理を含むシステムキャリブレーションを行う、
請求項１〜３のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記管電圧の波形は、スキャン対象である被検体の線量効率が最大となるように設定される、
請求項１〜４のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記調整部は、前記管電圧を用いたエアスキャンを行うことにより当該管電圧の波形を予め取得し、取得した管電圧の波形に応じて、前記閾値の少なくとも一つを調整する、
請求項１〜５のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記取得部によって取得された複数のエネルギー帯域ごとの計数値を用いて、物質弁別を含む前処理を行う前処理部を更に備える、
請求項１〜６のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記前処理部は、前記管電圧の波形に応じて設定されたビームハードニング補正用のテーブルを用いて、前記前処理を行う、
請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記テーブルを確定する処理を含むシステムキャリブレーションを行う、
請求項８に記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記前処理部は、更に、前記前処理として、被検体のスキャンにおいて取得された未加工のサイノグラムデータに対し、散乱効果及びパイルアップ効果の補正処理を含む前処理を行う、
請求項７〜９のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記前処理部は、更に、前記未加工のサイノグラムデータ、線形検出器反応の散乱成分、非線形検出器反応の散乱成分、及び非線形検出器反応のパイルアップ成分を用いて、前記補正処理を行う、
請求項１０に記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記Ｘ線管に対向する位置で当該Ｘ線管とともに回転するエネルギー積分型検出器を更に備え、
前記光子計数検出器は、複数備えられ、所定の位置に疎に分散して配置される、
請求項１〜１１のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記Ｘ線管に対向する位置で当該Ｘ線管とともに回転するエネルギー積分型検出器を更に備え、
前記光子計数検出器は、複数備えられ、前記エネルギー積分型検出器に疎に分散して配置される、
請求項１〜１１のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。 - 前記光子計数検出器は、前記Ｘ線管に対向する位置で当該Ｘ線管とともに回転する、
請求項１〜１１のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。 - Ｘ線を発生させるＸ線管と、
前記Ｘ線管に印加される管電圧を発生させる高電圧発生器と、
前記Ｘ線の光子の入射に応じて信号を出力する光子計数検出器と、
前記信号を用いて、被検体を透過したＸ線の光子の計数値を、複数のエネルギー帯域ごとに取得する取得部と、
前記管電圧に応じて、前記複数のエネルギー帯域を区分する閾値のうち少なくとも一つを調整する調整部と、
を備え、
前記高電圧発生器は、前記管電圧として、エネルギーレベルが所定の周期で変化する正弦波の管電圧を発生させ、
前記調整部は、前記正弦波のエネルギーレベルに応じて、前記閾値のうち少なくとも一つを調整する、
Ｘ線ＣＴ装置。 - Ｘ線を発生させるＸ線管と、
前記Ｘ線管に印加される管電圧を発生させる高電圧発生器と、
前記Ｘ線の光子の入射に応じて信号を出力する光子計数検出器と、
前記信号を用いて、被検体を透過したＸ線の光子の計数値を、複数のエネルギー帯域ごとに取得する取得部と、
前記管電圧に応じて、前記複数のエネルギー帯域を区分する閾値のうち少なくとも一つを調整する調整部と、
を備え、
前記調整部は、前記管電圧の各エネルギーレベルについて、前記複数のエネルギー帯域におけるノイズが均一になるように前記閾値を確定する処理を含むシステムキャリブレーションを行う、
Ｘ線ＣＴ装置。 - Ｘ線を発生させるＸ線管と、
前記Ｘ線管に印加される管電圧を発生させる高電圧発生器と、
前記Ｘ線の光子の入射に応じて信号を出力する光子計数検出器と、
前記信号を用いて、被検体を透過したＸ線の光子の計数値を、複数のエネルギー帯域ごとに取得する取得部と、
前記管電圧に応じて、前記複数のエネルギー帯域を区分する閾値のうち少なくとも一つを調整する調整部と、
を備え、
前記管電圧の波形は、スキャン対象である被検体の線量効率が最大となるように設定される、
Ｘ線ＣＴ装置。 - Ｘ線を発生させるＸ線管と、
前記Ｘ線管に印加される管電圧を発生させる高電圧発生器と、
前記Ｘ線の光子の入射に応じて信号を出力する光子計数検出器と、
前記信号を用いて、被検体を透過したＸ線の光子の計数値を、複数のエネルギー帯域ごとに取得する取得部と、
前記管電圧に応じて、前記複数のエネルギー帯域を区分する閾値のうち少なくとも一つを調整する調整部と、
を備え、
前記調整部は、前記管電圧を用いたエアスキャンを行うことにより当該管電圧の波形を予め取得し、取得した管電圧の波形に応じて、前記閾値の少なくとも一つを調整する、
Ｘ線ＣＴ装置。 - Ｘ線を発生させるＸ線管と、
前記Ｘ線管に印加される管電圧を発生させる高電圧発生器と、
前記Ｘ線の光子の入射に応じて信号を出力する光子計数検出器と、
前記信号を用いて、被検体を透過したＸ線の光子の計数値を、複数のエネルギー帯域ごとに取得する取得部と、
前記管電圧に応じて、前記複数のエネルギー帯域を区分する閾値のうち少なくとも一つを調整する調整部と、
前記取得部によって取得された複数のエネルギー帯域ごとの計数値を用いて、物質弁別を含む前処理を行う前処理部と、
を備え、
前記前処理部は、前記管電圧の波形に応じて設定されたビームハードニング補正用のテーブルを用いて、前記前処理を行う、
Ｘ線ＣＴ装置。 - Ｘ線を発生させるＸ線管と、
前記Ｘ線管に印加される管電圧を発生させる高電圧発生器と、
前記Ｘ線の光子の入射に応じて信号を出力する光子計数検出器と、
前記信号を用いて、被検体を透過したＸ線の光子の計数値を、複数のエネルギー帯域ごとに取得する取得部と、
前記管電圧に応じて、前記複数のエネルギー帯域を区分する閾値のうち少なくとも一つを調整する調整部と、
前記取得部によって取得された複数のエネルギー帯域ごとの計数値を用いて、物質弁別を含む前処理を行う前処理部と、
を備え、
前記前処理部は、更に、前記前処理として、被検体のスキャンにおいて取得された未加工のサイノグラムデータに対し、散乱効果及びパイルアップ効果の補正処理を含む前処理を行う、
Ｘ線ＣＴ装置。
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