JP7467389B2 - ファントムおよび放射線撮像装置、光子計数型検出器の較正方法 - Google Patents

Description

本発明は光子計数型検出器を備える放射線撮像装置に係り、光子計数型検出器の較正に用いられるファントムに関する。

フォトンカウンティング方式を採用する検出器である光子計数型検出器を備えるＰＣＣＴ（Photon Counting Computed Tomography）装置の開発が進められている。光子計数型検出器は入射する放射線光子のエネルギーである光子エネルギーを計測できるので、ＰＣＣＴ装置では組成の異なる物質が弁別された医用画像、例えば血管造影に用いられるヨード造影剤と血管中の石灰化プラークとが弁別された医用画像が得られる。なお物質が弁別された医用画像を得るには、組成や厚さが既知の物質である複数の基底物質の組み合わせで構成されるファントムを光子計数型検出器で計測したときの出力と光子エネルギーとの関係を較正データとして検出器素子毎に予め取得する必要がある。

非特許文献１には、２．５４ｃｍ厚さの０～４個のアクリル平板と、０．６３５ｃｍ厚さの０～４個のアルミニウム平板とで構成される階段状ファントムを用いて、２５種類の較正データを取得することが開示されている。

Taly Gilat Schmidt et al. "A Spectral CT method to directly estimate basis material maps from experimental photon-counting data", in IEEE Transactions on Medical Imaging, vol. 36, no. 6, pp. 1808-1819, September 2017

しかしながら非特許文献１は、１３ｃｍ程度の小さな照射野に用いられるファントムを開示しているに過ぎない。非特許文献１の階段状ファントムを５０ｃｍ程度の大きな照射野に拡張した場合、取り扱いが困難な重量を有するファントムとなり、光子計数型検出器の較正データの取得に時間を要する。

そこで、本発明は、大きな照射野であっても較正データの取得に要する時間を短縮可能なファントムおよび放射線撮像装置、光子計数型検出器の較正方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために本発明は、入射する放射線の光子エネルギーに対応する電気信号を出力する光子計数型検出器の較正データを取得するときに用いられるファントムであって、既知の物質である第１基底物質と第２基底物質とを含み、前記第１基底物質は、前記第２基底物質よりも前記放射線に対する減弱係数が小さく、前記放射線の照射野と直交する方向において段階的に厚さが変化し、各段では前記光子計数型検出器の検出素子が配列される方向において前記照射野の中心からの距離が長くなるに連れて厚さが薄くなることを特徴とする。

また本発明は、入射する放射線の光子エネルギーに対応する電気信号を出力する光子計数型検出器を備える放射線撮像装置であって、前記ファントムを用いて取得される較正データを記憶する記憶部を備えることを特徴とする。

また本発明は、入射する放射線の光子エネルギーに対応する電気信号を出力する光子計数型検出器の較正方法であって、既知の物質である第１基底物質と第２基底物質とを含み、前記第１基底物質は、前記第２基底物質よりも前記放射線に対する減弱係数が小さく、前記放射線の照射野と直交する方向において段階的に厚さが変化し、各段では前記光子計数型検出器の検出素子が配列される方向において前記照射野の中心からの距離が長くなるに連れて厚さが薄くなるファントムを用いて前記光子計数型検出器の較正データを取得することを特徴とする。

本発明によれば、大きな照射野であっても較正データの取得に要する時間を短縮可能なファントムおよび放射線撮像装置、光子計数型検出器の較正方法を提供することができる。

ＰＣＣＴ装置の全体構成を示す図である。 光子計数型検出器の較正について説明する図である。 従来の階段状ファントムについて説明する図である。 従来の階段状ファントムとガントリの開口部との関係を示す図である。 実施例１の楕円連結ファントムを示す斜視図である。 実施例１の楕円連結ファントムを示す側面図である。 実施例１の楕円連結ファントムとガントリの開口部との関係を示す図である。 実施例１の楕円連結ファントムの透過長をチャネル毎に示すグラフである。 照射野におけるＸ線透過長を説明する図である。 実施例２の第１分配体について説明する図である。 実施例２の第２分配体について説明する図である。 実施例２の第３分配体について説明する図である。 実施例２の分配体連結ファントムの透過長をチャネル毎に示すグラフである。 ファントムの駆動について説明する図である。 第２基底物質ファントムの配置例を示す図である。

以下、図面を参照して、本発明の実施形態を説明する。本発明は、放射線源と光子計数型検出器とを備える放射線撮像装置に適用される。以降の説明では、放射線がＸ線であり、放射線撮像装置がＸ線ＣＴ装置である例について述べる。

図１に本実施例のＸ線ＣＴ装置１０１の全体構成図を示す。なお、紙面の横方向をＸ軸、縦方向をＹ軸、ＸＹ面に直交する方向をＺ軸とする。Ｘ線ＣＴ装置１０１は、ガントリ１０２、Ｘ線管１０３、ボウタイフィルタ１０４、寝台１０５、検出器パネル１０７、演算装置１０８、入力装置１０９、表示装置１１０を備える。

被検体１０６は寝台１０５に載せられ、ガントリ１０２に設けられる開口部１１２の中に配置される。Ｘ線管１０３から放射されたＸ線１１１は、ボウタイフィルタ１０４により被検体１０６の大きさに適したビーム形状に成形されて被検体１０６に照射され、被検体１０６を透過したのち検出器パネル１０７に検出される。Ｘ線管１０３と検出器パネル１０７は、被検体１０６を挟んで対向配置されるようにガントリ１０２に取り付けられ、ガントリ１０２の回転駆動部により被検体１０６の周りを回転させられる。Ｘ線管１０３からのＸ線照射と検出器パネル１０７でのＸ線計測が両者の回転とともに繰り返されることにより、様々な投影角度での投影データが取得される。

取得された投影データが演算装置１０８にて画像再構成処理されることにより、被検体１０６の断層画像が生成され、表示装置１１０に表示される。また被検体１０６を載せた寝台１０５とガントリ１０２とがＺ軸方向に相対的に移動しながら投影データが取得されると、被検体１０６のボリューム画像が生成される。なお、Ｘ線管１０３から照射されるＸ線量や、ガントリ１０２の回転速度、ガントリ１０２と寝台１０５との相対移動速度は、入力装置１０９を介して操作者が入力するスキャン条件に基づいて設定される。また演算装置１０８は一般的なコンピュータ装置と同様のハードウェア構成であり、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やメモリ、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）等を備え、投影データ等に対する補正処理や各部の制御を行う。

検出器パネル１０７は、複数の検出素子ＰがＸ線管１０３のＸ線焦点を中心とした円弧形状に配置されることより構成される。検出素子Ｐは、入射するＸ線光子のエネルギーである光子エネルギーを計測する光子計数型検出器であり、光子エネルギーに応じた出力をする。

光子計数型検出器を備えるＸ線ＣＴ装置１０１では、被検体１０６の投影データに関する光子エネルギースペクトルが取得できるので、組成の異なる物質が弁別された医用画像や複数のエネルギー成分に分けられた医用画像を生成できる。なお組成の異なる物質が弁別された医用画像等を得るには、組成や厚さが既知の物質である複数の基底物質の組み合わせを光子計数型検出器で計測したときの出力と光子エネルギーとの関係を検出器素子毎に予め較正する必要がある。

図２を用いて、光子計数型検出器の較正について説明する。光子計数型検出器の較正には、組成や厚さが既知の複数の基底物質、例えば第１基底物質２０２と第２基底物質２０３との二つの基底物質の組み合わせ２０１が用いられる。基底物質の組み合わせ２０１には、基底物質毎に複数の異なる厚さの板が用いられても良い。例えば第１基底物質２０２の厚さがＪ種類、第２基底物質２０３の厚さがＫ種類であれば、Ｊ×Ｋ種類の基底物質の組み合わせ２０１が用いられ、各組み合わせについて光子エネルギースペクトルが検出器素子毎に取得される。図２ではＪ＝３、Ｋ＝３であるので、９種類の光子エネルギースペクトルが較正データ２０４として示される。取得された較正データ２０４は、演算装置１０８の記憶部に記憶され、被検体１０６の投影データの較正に用いられる。

図３を用いて、非特許文献１に例示される従来の階段状ファントム３０１について説明する。階段状ファントム３０１は第１基底物質２０２と第２基底物質２０３とを含み、第１基底物質２０２にはアクリルが、第２基底物質２０３にはＸ線に対する減弱係数がアクリルよりも大きいアルミニウムが用いられる。また第１基底物質２０２は４段の階段を形成し、第１基底物質２０２の各段には４段の階段を形成する第２基底物質２０３が載せられる。すなわち、厚さゼロを含む５種類の厚さの第１基底物質２０２と第２基底物質２０３とがＺ軸方向に並ぶ階段状ファントム３０１により、２５種類の基底物質の組み合わせが形成される。なお検出器パネル１０７に入射するＸ線１１１が同じ厚さの基底物質を透過するように、第２基底物質２０３の各段のＺ軸方向の長さは、検出器パネル１０７に入射するＸ線１１１のＺ軸方向の長さよりも長く設定される。

階段状ファントム３０１は、駆動部４０２を介して台車４０１に搭載され、駆動部４０２によってＺ軸方向に移動させられる。階段状ファントム３０１のＺ軸方向への移動により、所定の基底物質の組み合わせがＸ線１１１の照射野４０４に配置される。一般的な被検者の断層画像を生成するために、照射野４０４は５０ｃｍ程度の径を有するので、第１基底物質２０２も同程度の最大厚さを要する。また第２基底物質２０３は、最大厚さの第１基底物質２０２と同程度にＸ線を減弱させる厚さを要する。最大厚さ５０ｃｍ程度の第１基底物質２０２を含む階段状ファントム３０１は、１００ｋｇを超える重量となり取り扱いが困難になり、較正データの取得に時間を要する。

図４を用いて、階段状ファントム３０１とガントリ１０２の開口部１１２との関係について説明する。階段状ファントム３０１を照射野４０４に合わせて拡げると、階段状ファントム３０１は開口部１１２よりも大きくなり、開口部１１２を通過できない。すなわち階段状ファントム３０１は、重量だけでなく、大きさの面でも取り扱いが困難である。そこで実施例１では、ファントムを軽量化したり、小型化したりすることにより、較正データの取得に要する時間を短縮する。

図５Ａ～図５Ｃを用いて、実施例１のファントムである楕円連結ファントム５０１について説明する。なお図５Ａは楕円連結ファントム５０１の斜視図であり、図５Ｂは側面図、図５Ｃは正面図であって楕円連結ファントム５０１と開口部１１２との関係を説明する図である。

楕円連結ファントム５０１は、第２基底物質２０３よりもＸ線に対する減弱係数が小さい第１基底物質２０２で形成され、照射野４０４と直交する方向、すなわちＺ軸方向において段階的に厚さが変化する。またＺ軸方向における楕円連結ファントム５０１の各段では、検出器パネル１０７の検出素子Ｐが配列される方向において、照射野４０４の中心からの距離が長くなるに連れて厚さが薄くなる。

より具体的には、楕円連結ファントム５０１は、長軸の長さが等しく、短軸の長さが異なる複数の楕円柱がＺ軸方向に連結して形成される。なお複数の楕円柱のうちの一つは短軸と長軸の長さが等しい円柱であることが好ましい。図５Ｃに例示されるように楕円連結ファントム５０１は照射野４０４に納まる大きさであるので、取り扱いが困難な重量を有しておらず、較正データの取得に要する時間を短縮できる。また楕円柱は被検体１０６の形状に類似するため、被検体１０６で生じる散乱線の影響が較正データに含まれる。

なおＮが楕円柱の数、すなわちＺ軸方向における段の数であるとき、Ｚ軸方向の一方の端部からｉ番目の楕円柱の短軸の長さは長軸の長さのｉ／Ｎ倍であることが好ましい。ｉ番目の楕円柱の短軸と長軸との比がｉ／Ｎであることにより、Ｚ軸方向に隣接する楕円柱の間でのＸ線透過長の差異が略均等になるので、取得される較正データの扱いが容易になる。

図６は、検出器パネル１０７の各チャネルにおける楕円連結ファントム５０１のＸ線透過長を示すグラフの一例である。図６に例示されるグラフは縦軸が規格化されたＸ線透過長であり、横軸が検出器パネル１０７のチャネルである。なお、楕円連結ファントム５０１は４つの楕円柱が連結して形成され、各楕円柱の短径と長径との比は、１／４、２／４、３／４、４／４である。また検出器パネル１０７は左右対称であるので横軸の左端を照射野４０４の中心に対応させ、縦軸は短径と長径との比が４／４である円柱の最大厚さである直径によって規格化される。図６に示されるように、Ｚ軸方向に隣接する楕円柱の間でのＸ線透過長の差異は、検出器パネル１０７のほとんどのチャネルにおいて略均等であるので、楕円連結ファントム５０１を用いて取得される較正データは容易に扱うことができる。

以上説明したように実施例１の楕円連結ファントム５０１は、取り扱いが困難な重量を有しておらず、較正データの取得に要する時間を短縮できる。またＺ軸方向の一方の端部からｉ番目の楕円柱の短軸の長さが長軸の長さのｉ／Ｎ倍であると、取得される較正データの扱いが容易になる。なお楕円連結ファントム５０１を用いて取得される較正データは演算装置１０８の記憶部に記憶され、被検体１０６の投影データの較正に用いられる。

実施例1では、複数の楕円柱がＺ軸方向に連結して形成される楕円連結ファントム５０１について説明した。実施例２では、照射野４０４におけるＸ線透過長が分配された厚さ、すなわち１以下の係数が乗じられた厚さを有する分配体がＺ軸方向に連結して形成される分配体連結ファントムについて説明する。

分配体連結ファントムは、楕円連結ファントム５０１と同様に、第１基底物質２０２で形成され、照射野４０４と直交する方向、すなわちＺ軸方向において段階的に厚さが変化する。またＺ軸方向における分配体連結ファントムの各段では、検出器パネル１０７の検出素子Ｐが配列される方向において、照射野４０４の中心からの距離が長くなるに連れて厚さが薄くなる。

図７Ａ～図７Ｄを用いて、分配体連結ファントムについて説明する。なお図７Ａは照射野４０４におけるＸ線透過長を説明する図であり、図７Ｂは分配体連結ファントムの一部である第１分配体７０１を、図７Ｃは第２分配体７０２を、図７Ｄは第３分配体７０３をそれぞれ説明する図である。

図７Ａに示されるように、照射野４０４におけるＸ線透過長は、検出器パネル１０７の検出素子毎に異なり、照射野４０４の中心を通るＬ０が最も長く、Ｌ１、Ｌ２のように中心から離れるに連れて短くなる。図７Ｂ～図７Ｄに示される第１分配体７０１、第２分配体７０２、第３分配体７０３は、照射野４０４におけるＸ線透過長に１以下の係数が乗じられた厚さを有する。すなわち分配体連結ファントムは、楕円連結ファントム５０１と同様に、照射野４０４に納まる大きさであるので、取り扱いが困難な重量を有しておらず、較正データの取得に要する時間を短縮できる。また各分配体は被検体１０６の形状に類似するため、被検体１０６で生じる散乱線の影響が較正データに含まれる。

なおＮが分配体の数、すなわちＺ軸方向における段の数であるとき、Ｚ軸方向の一方の端部からｉ番目の分配体のＸ線透過長は照射野４０４におけるＸ線透過長のｉ／Ｎ倍であることが好ましい。例えば４つの分配体のうちの第1分配体７０１では照射野４０４の１／４倍のＸ線透過長、第２分配体７０２では２／４倍、第２分配体７０２では３／４倍が設定される。ｉ番目の分配体のＸ線透過長と照射野４０４におけるＸ線透過長との比がｉ／Ｎであることにより、Ｚ軸方向に隣接する分配体の間でのＸ線透過長の差異が検出器パネル１０７の全チャネルにおいて均等になるので、取得される較正データの扱いが容易になる。

また各分配体のＸ線透過長は、Ｘ線の焦点７１０を通る照射野４０４の接線と照射野４０４との接点７１１を通る、Ｘ線の焦点７１０を中心とする円弧７１２を基準として設定されることが好ましい。より具体的には、円弧７１２の焦点７１０の側とその反対の側とのそれぞれに各分配体のＸ線透過長の半分の長さが設定されることが好ましい。各分配体のＸ線透過長が円弧７１２を基準として設定されることにより、各分配体のＸ線透過長がゼロになるチャネルが揃えられる。

図８は、検出器パネル１０７の各チャネルにおける分配体連結ファントムのＸ線透過長を示すグラフの一例である。図８に例示されるグラフは、図６と同様に、縦軸が規格化されたＸ線透過長であり、横軸が検出器パネル１０７のチャネルである。なお、分配体連結ファントムは、第1分配体７０１、第２分配体７０２、第３分配体７０３と円柱が連結して形成され、各分配体のＸ線透過長は、照射野４０４の直径に等しい外径を有する円柱のＸ線透過長の１／４倍、２／４倍、３／４倍である。また検出器パネル１０７は左右対称であるので横軸の左端を照射野４０４の中心に対応させ、縦軸は円柱の最大厚さである直径によって規格化される。図８に示されるように、Ｚ軸方向に隣接する各分配体の間でのＸ線透過長の差異は、検出器パネル１０７の全チャネルにおいて均等であり、Ｘ線透過長がゼロになるチャネルも揃えられる。その結果、分配体連結ファントムを用いて取得される較正データは容易に扱うことができる。

以上説明したように実施例２の分配体連結ファントムは、取り扱いが困難な重量を有しておらず、較正データの取得に要する時間を短縮できる。またＺ軸方向の一方の端部からｉ番目の分配体のＸ線透過長が照射野４０４のＸ線透過長のｉ／Ｎ倍であると、取得される較正データの扱いが容易になる。なお分配体連結ファントムを用いて取得される較正データは演算装置１０８の記憶部に記憶され、被検体１０６の投影データの較正に用いられる。

実施例１の楕円連結ファントム５０１と実施例２の分配体連結ファントムは第１基底物質２０２で形成されるので、第２基底物質２０３で形成される第２基底物質ファントムと組み合わせられて、較正データの取得に用いられる。第１基底物質２０２と第２基底物質２０３が組み合わせて用いられるとき、両者は個別に駆動させられることが好ましい。

図９を用いて、ファントムの駆動について説明する。図９では、第１基底物質２０２で形成される楕円連結ファントム５０１が支持部９０１を介して寝台１０５に取り付けられ、第２基底物質２０３で形成される第２基底物質ファントム９０２は駆動部４０２に取り付けられる。すなわち楕円連結ファントム５０１は寝台１０５の駆動により、また第２基底物質ファントム９０２は駆動部４０２の駆動により、個別にガントリ１０２の開口部１１２の中に移動させられて照射野４０４に配置される。楕円連結ファントム５０１と第２基底物質ファントム９０２が個別に移動させられることにより、階段状ファントム３０１に比べてＺ軸方向の移動距離を短縮できる。

図１０を用いて、第２基底物質ファントム９０２の配置について説明する。第２基底物質２０３はＸ線に対する減弱係数が第１基底物質２０２よりも小さいので、楕円連結ファントム５０１よりも薄い厚さとなる。なお第２基底物質ファントム９０２は円柱を含まない分配体連結ファントムの形状であっても良い。第２基底物質ファントム９０２がＸ線管１０３により近づけられて配置される場合、Ｘ軸方向における第２基底物質ファントム９０２の大きさをより小さくすることができる。

以上、本発明のファントムおよび放射線撮像装置、光子計数型検出器の較正方法の実施例について説明した。なお、本発明のファントムおよび放射線撮像装置、光子計数型検出器の較正方法は上記実施例に限定されるものではなく、発明の要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施例に開示されている複数の構成要素を適宜組み合わせても良い。さらに、上記実施例に示される全構成要素からいくつかの構成要素を削除しても良い。

１０１：Ｘ線ＣＴ装置、１０２：ガントリ、１０３：Ｘ線管、１０４：ボウタイフィルタ、１０５：寝台、１０６：被検体、１０７：検出器パネル、１０８：演算装置、１０９：入力装置、１１０：表示装置、１１１：Ｘ線、１１２：開口部、２０１：基底物質の組み合わせ、２０２：第１基底物質、２０３：第２基底物質、２０４：較正データ、３０１：階段状ファントム、４０１：台車、４０２：駆動部、４０４：照射野、５０１：楕円連結ファントム、７０１：第１分配体、７０２：第２分配体、７０３：第３分配体、７1０：焦点、７１１：接点、７１２：円弧、９０１：支持部、９０２：第２基底物質ファントム

Claims (5)

1. 入射する放射線の光子エネルギーに対応する電気信号を出力する光子計数型検出器の較正データを取得するときに用いられるファントムであって、
   既知の物質である第１基底物質と第２基底物質とを含み、
   前記第１基底物質は、前記第２基底物質よりも前記放射線に対する減弱係数が小さく、前記放射線の照射野の断面と直交する方向において段階的に厚さが変化し、各段では前記光子計数型検出器の検出素子が配列される方向において前記照射野の中心からの距離が長くなるに連れて厚さが薄くなり、
   前記照射野での前記第１基底物質の断面形状は、前記照射野の中心を通る放射線に沿う短軸を有する楕円であり、
   前記短軸の長さは、前記照射野の断面と直交する方向における段毎に異なり、
   前記楕円の長軸の長さは、前記照射野の断面と直交する方向における全ての段において等しいことを特徴とするファントム。
2. 請求項１に記載のファントムであって、
   Ｎが前記照射野の断面と直交する方向における段の数であるとき、前記照射野の断面と直交する方向の一方の端部からｉ番目の楕円の短軸の長さが長軸の長さのｉ／Ｎ倍であることを特徴とするファントム。
3. 請求項１に記載のファントムであって、
   前記第１基底物質と前記第２基底物質とは、前記照射野の断面と直交する方向に個別に移動させられることを特徴とするファントム。
4. 入射する放射線の光子エネルギーに対応する電気信号を出力する光子計数型検出器を備える放射線撮像装置であって、
   請求項１に記載のファントムを用いて取得される較正データを記憶する記憶部を備えることを特徴とする放射線撮像装置。
5. 入射する放射線の光子エネルギーに対応する電気信号を出力する光子計数型検出器の較正方法であって、
   既知の物質である第１基底物質と第２基底物質とを含み、
   前記第１基底物質は、前記第２基底物質よりも前記放射線に対する減弱係数が小さく、前記放射線の照射野の断面と直交する方向において段階的に厚さが変化し、各段では前記光子計数型検出器の検出素子が配列される方向において前記照射野の中心からの距離が長くなるに連れて厚さが薄くなるファントムを用いて前記光子計数型検出器の較正データを取得し、
   前記照射野での前記第１基底物質の断面形状は、前記照射野の中心を通る放射線に沿う短軸を有する楕円であり、
   前記短軸の長さは、前記照射野の断面と直交する方向における段毎に異なり、
   前記楕円の長軸の長さは、前記照射野の断面と直交する方向における全ての段において等しいことを特徴とする較正方法。

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