JPWO2007122882A1 - X線ct装置 - Google Patents
X線ct装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JPWO2007122882A1 JPWO2007122882A1 JP2008512002A JP2008512002A JPWO2007122882A1 JP WO2007122882 A1 JPWO2007122882 A1 JP WO2007122882A1 JP 2008512002 A JP2008512002 A JP 2008512002A JP 2008512002 A JP2008512002 A JP 2008512002A JP WO2007122882 A1 JPWO2007122882 A1 JP WO2007122882A1
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ray
- detector
- image
- energy
- projection data
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 239000000758 substrate Substances 0.000 claims description 4
- 230000002194 synthesizing effect Effects 0.000 claims description 2
- 239000002131 composite material Substances 0.000 claims 2
- 230000003321 amplification Effects 0.000 claims 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 claims 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 14
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 11
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 10
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 10
- 238000000034 method Methods 0.000 description 9
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 7
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 5
- 239000002872 contrast media Substances 0.000 description 3
- 230000002159 abnormal effect Effects 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 2
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 2
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 2
- 230000003902 lesion Effects 0.000 description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 2
- MARUHZGHZWCEQU-UHFFFAOYSA-N 5-phenyl-2h-tetrazole Chemical compound C1=CC=CC=C1C1=NNN=N1 MARUHZGHZWCEQU-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910004613 CdTe Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 238000013170 computed tomography imaging Methods 0.000 description 1
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 1
- 230000006870 function Effects 0.000 description 1
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 230000003252 repetitive effect Effects 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 238000010186 staining Methods 0.000 description 1
- 239000010409 thin film Substances 0.000 description 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 1
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 1
- 229910052724 xenon Inorganic materials 0.000 description 1
- FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N xenon atom Chemical compound [Xe] FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
- A61B6/4241—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2921—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras
- G01T1/2935—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras using ionisation detectors
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Public Health (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
Abstract
フォトン計数型検出器122は、ドリフト電極122aと、所定の距離を開けて設けられるMSGC122bと、ドリフト電極122a及びMSGC122bの間にガスを封入して構成されるドリフト領域122cとにより構成される。このフォトン計数型検出器122から出力された投影データを弁別回路162によりエネルギー弁別し、弁別後の投影データに基づいてCT像を再構成することにより、より安価にかつ画質の向上を図れるエネルギー弁別型のX線CT装置を提供することができる。
Description
本発明はX線CT装置に係り、特にエネルギー別のX線CT画像の取得ができるX線CT装置に関する。
従来、エネルギー弁別X線CT装置の研究がなされており、例えば、ゼノン使用X線CT装置や、半導体素子を用いてフォトンエネルギーを識別することによりX線エネルギーを識別可能なX線CT装置(特許文献1参照)がある。また、特許文献2には、2次元薄膜型ガス装置が開示されている。
特開2004−77132号公報
特許第3354551号
上記特許文献1のように、半導体素子を用いた検出器によりエネルギー弁別を行うX線CT装置では、半導体素子の単価が高額なため、装置全体が高額になるという問題があった。
また、エネルギー弁別により再構成された画像の場合、撮影条件等によってはぼやけた画像となり、再構成された画像を用いて画像診断を行う場合に効率が悪くなる場合があるという問題があった。
本発明は、上記目的に鑑みてなされてものであり、より安価にかつ画質の向上を図れるエネルギー弁別型のX線CT装置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、本発明に係るX線CT装置は、複数のX線エネルギーを含む連続X線を照射するX線源と、前記X線エネルギーを弁別してX線を検出し、X線エネルギーを識別可能な第一投影データを出力する第一X線検出器と、前記X線源及び前記第一X線検出器を搭載して回転する回転手段と、前記第一投影データを再構成し、前記X線エネルギーが識別された第一再構成像を生成する画像処理手段と、前記画像処理手段により生成された画像を表示する表示手段と、を備えたことを特徴とする。
本発明によれば、2次元検出器を用いてエネルギーを識別した再構成画像を生成することができる。特に、ピクセル型電極を使用したガス検出器を用いた場合には、半導体素子を用いた検出器に比べて安価に製造することができる。更に、ピクセル型電極を使用したガス検出器の特性により、画像ノイズを低減することができる。
1…X線CT装置
10…スキャナ回転部
20…画像処理装置
30…画像表示装置
10…スキャナ回転部
20…画像処理装置
30…画像表示装置
以下、本発明の最良の実施形態を添付図面に基づいて説明する。なお、発明の実施の形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
<第一実施形態>
第一実施形態は、2次元のエネルギー弁別検出器を搭載したX線CT装置に関する実施形態である。
<第一実施形態>
第一実施形態は、2次元のエネルギー弁別検出器を搭載したX線CT装置に関する実施形態である。
図1は、本発明の一実施の形態にかかるX線CT装置1の構成を示す概念図である。図2は、図1のX線CT装置1のハードウェア構成を示すブロック図である。
図1のX線CT装置1は、投影データを出力するスキャナ回転部10と、投影データに基づいて画像再構成処理を行い、再構成画像を生成する画像処理装置20と、再構成画像を表示する画像表示装置30とを備える。
スキャナ回転部10は、図2に示すように、円錐又は角錐状に広がるX線ビームを照射するX線管球11を備えたX線源と、透過X線を検出する検出器12とを備える。またスキャナ回転部10は、X線源11と検出器12とを対向させた状態で寝台40に載置した被検体50の周囲を回転させる回転盤13を備える。
検出器12は、被検体50を透過した透過X線を検出し、データ収集装置(以下「DAS」という。)14を介して投影データを出力する。DAS14はプリアンプ15に接続される。プリアンプ15は、DAS14から受信した投影データを増幅し、画像処理装置20に増幅後の投影データを転送する。現在、X線管球11や検出器12を搭載した回転盤13の1周当たりの回転は0.5秒以下まで高速化されている。また検出器12は一度のスキャンで複数断層像を得られるよう、体軸方向に複数列配置された構造をもつマルチスライス検出器が多く普及している
画像処理装置20は、CPU21と、画像処理装置20等の制御プログラムや画像処理プログラムを格納する主メモリ22と、投影データや画像処理プログラム等を格納する磁気ディスク23と、有効視野範囲等のパラメータの設定を行うためのキーボード24と、マウス25やトラックボール、ジョイスティック等からなるポインティングデバイス及びそのコントローラ26と、画像表示装置30に表示させる画像データを一時的に格納する表示メモリ27と、スキャナ回転部10から投影データを取得する入出力インターフェース28と、を備える。上記各構成要素は、共通バス29により互いに接続される。画像処理装置20は、記憶装置として主メモリ22及び磁気ディスク23を備えるが、その他の記憶装置、例えばFDD、CD−RWドライブ、MO(光ディスク)ドライブ、ZIPドライブを備えてもよい。
画像処理装置20は、CPU21と、画像処理装置20等の制御プログラムや画像処理プログラムを格納する主メモリ22と、投影データや画像処理プログラム等を格納する磁気ディスク23と、有効視野範囲等のパラメータの設定を行うためのキーボード24と、マウス25やトラックボール、ジョイスティック等からなるポインティングデバイス及びそのコントローラ26と、画像表示装置30に表示させる画像データを一時的に格納する表示メモリ27と、スキャナ回転部10から投影データを取得する入出力インターフェース28と、を備える。上記各構成要素は、共通バス29により互いに接続される。画像処理装置20は、記憶装置として主メモリ22及び磁気ディスク23を備えるが、その他の記憶装置、例えばFDD、CD−RWドライブ、MO(光ディスク)ドライブ、ZIPドライブを備えてもよい。
X線CT装置1の画像処理装置20には投影データを再構成して再構成画像を生成する画像処理プログラムがインストールされている。CPU21が適宜画像処理プログラムを主メモリ22上にロードして実行することにより、検出器12から出力された投影データを再構成する再構成処理部が構成される。
画像表示装置30は、CRT装置や液晶ディスプレイ装置等により構成される。
図3は、X線CT装置1における投影データ及び再構成画像の流れを示すためのブロック図である。
検出器12は、X線源が照射される複数のX線エネルギーを含んだ連続X線をX線エネルギー毎に弁別して検出するフォトン計数型検出器122として構成する。
フォトン計数型検出器122は、ドリフト電極122aと、所定の距離を開けて設けられるMSGC(Micro Strip Gas Chamber、マイクロストリップガスチャンバー)122bと、ドリフト電極122a及びMSGC122bの間にガスを封入して構成されるドリフト領域122cとにより構成される。
X線フォトンを検出するためX線フォトン計数型検出器は様々な技術が提案されているが、本実施形態では、特許文献2記載のピクセル電極型検出器を用いて説明する。図4、図5は、ピクセル電極型検出器を説明する模式図である。
図4(a)に示すように、ドリフト電極122aとMSGC122bとの間のドリフト領域122cには、ガスが密閉されており、さらに電場が掛けられている。この検出器の原理は、ドリフト領域122cに入射するX線フォトンが弾く反跳電子をドリフトさせて、MSGC122bで捕らえるものである。図4(b)にはMSGC122bのみを図示し、アノード・カソードの関係も示した。
図5では図4(a)を側面から見た様子を図示しており、X線フォトンの入射と反跳電子の関係を示した。図5では、右方向より入射するX線フォトンがドリフト領域122cの内部で電子を弾き、この反跳電子がMSGCに到達する様子を示している。
MSGC122bは、DAS14、プリアンプ15、及び各X線エネルギー毎の投影データに弁別するための弁別回路162に順次接続される。弁別回路162は、コンパレータを用いて、入射したX線のエネルギー弁別を行う回路であり、弁別されたX線エネルギーに応じた再構成アルゴリズムを実行する再構成処理部402、403に複数接続される。
図3では、弁別回路162に、二つの再構成処理部402、403を接続しているが、接続される再構成処理部の数は、二つに限らず、弁別される投影データの種類の数に応じて設けてもよい。
また、弁別回路162は、DAS14よりもフォトン計数型検出器122寄りに備えてもよい。この場合、フォトン計数型検出器122から出力された投影データは、弁別回路162にて各X線エネルギーごとに弁別され、弁別された各X線エネルギー毎の投影データがDAS14で収集され、プリアンプ15で増幅される。
画像処理プログラムの再構成アルゴリズムは単一エネルギーを仮定している。このため連続X線を用いるX線CT装置ではビームハードニング効果によりアーチファクトが発生する。一般に連続X線が物体を透過すると、低エネルギー(軟らかい)X線のほうがより多く吸収され、エネルギー分布は高い側にシフトする。これがX線が硬く(hardening)なる理由である。
このビームハードニング効果を図7に基づいて説明する。図6は、均一な密度の物質の理想的な円筒(図6(a))を単一エネルギーX線でCT撮影する場合を例に説明する。この時得られる投影データは、X線ビームの方向に沿った物質の厚さに正比例することになる。しかし、連続X線を用いている場合には、物質の厚さが大になる程低エネルギー側が吸収され、透通し難くなるため、図6(b)に示すように、投影データは単一エネルギーの場合に比較して小さくなる。ln(Io/I)(入射X線と透過X線の対数比)と物体の厚さの関係は図6(c)のようになる。理想的には実線で示す直線になるはずであるが、実際にはX線が硬くなるため、点線のように直線より下側で曲がる線を描く。
ビームハードニング効果を補正する方法としては、人体形状に合わせ人体中心部より周辺をあらかじめX線を減弱させる効果をもつ補償フィルターを用いたハードウェアによるものと、図6(c)の点線で示された非直線性を数学的に補正するソフトウェアに依存する方法がある。いずれの方法も原理的に解決しているわけではなく、ビームハードニング効果によるアーチフアクトを低減する技術である。
このビームハードニング効果によるアーチフアクト等を解消する手段としてX線エネルギー毎にX線フォトンを計数し再構成する方法が挙げられる。
以下、X線エネルギー別にX線フォトンを計数し再構成する場合について説明する。
図7は、X線エネルギー毎にX線フォトンを計数し再構成する方法について説明する模式図であり、図7(a)は、X線のエネルギー弁別を行った場合のフォトンエネルギーとエネルギー強度との関係を示し、図7(b)は、図7(a)に示すフォトンエネルギーとエネルギー強度とに応じて再構成された画像を表示している。
エネルギーを弁別することで、例えば骨と造影組織のコントラスト(CT値差)が明瞭な画像を得ることができる。
まず、臓器(例えば心臓)が13mgIで造影されている場合について説明する。図8(a)に示すように、140kvで撮影し、そのまま再構成処理した場合には、骨と造影された臓器のCT値差はほとんどないため、コントラストが小さく、骨と造影された臓器との識別が困難である。ところが、この140kvで撮影した投影データを80kv以下程度の投影データに弁別して再構成した場合には、骨と造影臓器とに100程度のCT値差がつくため、コントラストが大きく、骨と造影された臓器との識別が容易となる。
また、臓器の造影濃度(染まり具合)は時々刻々に変化する(経時変化)のみでなく、被検体による差(個体差)もある。臓器が10mgIで造影されている場合には、臓器が13mgIで造影されている場合とは違った傾向が見られる。図8(b)に示すように、140kvで撮影した投影データを80kv以下程度の投影データに弁別して再構成した場合には、骨と造影された臓器のCT値差はほとんどない。しかし、140kvで撮影し、そのまま再構成処理した場合には、骨と造影臓器とに50程度のCT値差が付く。
つまり、高めの管電圧で撮影しておいて、必要に応じて任意のエネルギー範囲の画像を作ることにより、効率的に目的とする再構成画像を得ることができる。
このように、エネルギー別の再構成画像を取得することにより、造影された臓器のみの画像作成を容易に行うことができる。逆に言えば、再構成された画像上で簡単に骨領域を削除することも可能となる。もちろん、造影剤濃度を高くすることにより、通常の再構成でコントラストをつけることは可能であるが、造影剤が少ないほうが被検者の身体的負担が小さくなるというメリットがある。
また、被検体や物質を透過したX線を各エネルギー毎にX線フォトンを計数し、エネルギー別に再構成画像を得ることにより、ビームハードニング効果は無視できる。また、エネルギー毎に再構成した画像を合成することで、アーチフアクトの無い画像を作成することも可能となる。また、エネルギー別の再構成画像を複数枚作成し、その差分画像を作成することにより、異常部位の特定などに有用な画像を得ることができる。
本実施形態によれば、個々のX線量子を計測することで、電気ノイズの影響を完全に除去し、統計で決定される理論限界の画質にまで画質を向上させることができる。また、吸収の大きな病巣の画質を大きく向上させることができる。
更に、X線量子のエネルギー弁別によるX線カラーCTは、体内散乱X線を除去による高画質化、異なるエネルギー像の差分による病巣の特定、造影剤の感度向上などCT装置の画期的な進歩が予想でき、次世代X線CT装置となる基礎技術である。更に、MSGCは計数率に大変優れ、人体用CT装置に必要な大強度X線に対しても耐えられる性能を持つ。
また、本発明によれば、現在使用されているX線CT装置の電荷収集板電極を上記MSGCに置き換えることで、従来のX線CT技術からのわずかな変更で、従来のゼノン使用X線CT装置の画質向上ばかりでなく、X線量子の個数を計測する量子画像が得られ、画像ノイズを量子ノイズ限界まで抑え、同時にエネルギー弁別によるX線カラーCT装置を実現することができる。
<第二実施形態>
第二実施形態は、エネルギー弁別検出器(第一X線検出器)とエネルギー非弁別検出器(第二X線検出器)とを積層させたX線CT装置である。本実施の形態のX線CT装置は、上記2種類のX線検出器を積層させた点及び各X線検出器から出力される投影データの処理の流れとこの投影データを用いて表示される画像とが第一実施形態と異なるが、その他の構成は第一実施形態と同様である。
<第二実施形態>
第二実施形態は、エネルギー弁別検出器(第一X線検出器)とエネルギー非弁別検出器(第二X線検出器)とを積層させたX線CT装置である。本実施の形態のX線CT装置は、上記2種類のX線検出器を積層させた点及び各X線検出器から出力される投影データの処理の流れとこの投影データを用いて表示される画像とが第一実施形態と異なるが、その他の構成は第一実施形態と同様である。
図9は、本実施の形態に係るX線CT装置における投影データ及び再構成画像の流れを示すためのブロック図である。
検出器12は、X線源が照射される複数のX線エネルギーを含んだ連続X線を、X線エネルギー毎に弁別することなくX線エネルギーが混在した状態で検出して投影データを出力する第二検出器と、前記連続X線をX線エネルギー毎に弁別して検出する第一X線検出器とを備える。本実施形態では、第一X線検出器としてフォトン計数型検出器を、第二X線検出器としてフォトン非計数型検出器を用いる。DAS14、プリアンプ15は、第一X線検出器及び第二X線検出器毎に各々複数備える。
検出器12は、フォトン非計数型検出器121上にフォトン計数型検出器122を積層させて構成する。フォトン非計数型検出器121は、X線の電離作用を用いた電離箱検出器やX線による蛍光特性を利用した固体検出器があり、本実施形態では、固体検出器を用いる。
固体検出器121は、セパレータ121a、シンチレ一夕121b、フォトダィオード121cから構成される。セパレータ121aは散乱X線を除去するために各チャンネル間に備えられている。シンチレ一夕121bはX線が入射すると,シンチレ一夕光と呼ばれる光を発し、フォトダィオード121cはシンチレ一夕光を検出し電気信号に変換する。この電気信号をDAS141がディジタル値に変換し、入射X線の強度を検出する。DAS141から出力された投影データは、プリアンプ151で増幅され、画像処理装置20内の再構成処理部401に入力される。
フォトン計数型検出器122は、ドリフト電極122aと、所定の距離を開けて設けられるMSGC122bと、ドリフト電極122a及びMSGC122bの間にガスを封入して構成されるドリフト領域122cとにより構成される。
MSGC122bは、DAS142、プリアンプ152、及び各X線エネルギー毎の投影データに弁別するための弁別回路162に順次接続される。弁別回路162は、弁別するX線エネルギーに応じた再構成アルゴリズムを実行する再構成処理部402、403に複数接続される。図9では、弁別回路162に、二つの再構成処理部402、403を接続しているが、接続される再構成処理部の数は、二つに限らず、弁別される投影データの種類の数に応じて設けてもよい。
また、弁別回路162は、DAS142よりもフォトン計数型検出器122寄りに備えてもよい。この場合、フォトン計数型検出器122から出力された投影データは、弁別回路162にて各X線エネルギーごとに弁別され、弁別された各X線エネルギー毎の投影データがDAS142で収集され、プリアンプ152で増幅される。
再構成処理部401、402、403で生成された各再構成画像は、画像表示装置30に其々単独で表示してもよいし、画像処理部404において、再構成処理部401、402、403で生成された各再構成画像の任意の組み合わせを合成し、合成された再構成画像を画像表示装置30に表示してもよい。
再構成処理部402、403で生成されたエネルギー弁別された再構成画像は、撮影条件等によりぼやけた画像となる場合がある。そのため、再構成処理部402、403で生成された再構成画像のみを用いて画像診断を行う場合に効率が悪くなる場合がある。そのような場合には、再構成処理部402、403で生成されたエネルギー弁別された再構成画像と再構成処理部401で生成された再構成画像とを合成することにより、異常部位の特定などに有用というエネルギー弁別された再構成画像のメリットを生かしつつ、臓器等の識別が容易な画像を得ることができる。
本実施形態によれば、図8の示すように、固体検出器121の上部にMSGCを用いたフォトン計数型検出器122を搭載した。これにより、人体等を透過したX線フォトンは、前段部のフォトン計数型検出器で、フォトン検出が実行されこのデータをもとに再構成処理部402、403においてエネルギー毎の画像再構成等が実施される。
後段の固体検出器121では前段のフォトン計数型検出器122で検出されないX線フォトンを計測し、通常の再構成画像を得るために利用する。
前段部のフォトン計数型検出器122において人体等を透過したX線のフォトンと大部分を検出してしまうと、後段の固体検出器121に検出するX線が少なくなり臨床的に有効が再構成画像を得ることができなくなる。これを解消するためには、前段のフォトン検出器では、各エネルギーで画像を再構成できる程度のフォトンのみを検出すれば良い。逆の表現をすれば、MSGCの単位時間におけるフォトン検出能を制御し、透過X線の大部分は固体検出器121で検出するような構成をとれば実現できる。
MSGCの性能、例えば反跳電子の検出効率向上等は、ドラフト領域122cに封入するガス圧等を変更することにより可能である。
上記実施形態では、固体検出器121とフォトン計数型検出器の多段構成を示した。フォトン計数型検出器122のドリフト電極基板とMSGCを固体検出器121のセパレータとして代用してもよく、この場合、固体検出器121のセパレータの実装が必要なくなる。
また本実施形態では固体検出器121とMSGCを用いたフォトン計数型検出器122とを用いて説明したが、これ以外のX線フォトン非計数型検出器とX線フォトン計数型検出器の組み合わせでも本発明の効果は変わらない。
例えば電離箱検出器とCdTe(テルル化カドミニウム)等の半導体検出器でも本発明の効果を発揮できる。
このように、X線フォトン計数型検出器であるMSGCを用いたX線検出器とX線フォトン非計数型検出器の多段構成である検出器を実装したX線CT装置を用いれば、エネルギー分解したCT像や通常のCT像の両方が得られ、臨床上有効な情報を医療従事者等に提供することができる。
Claims (9)
- 複数のX線エネルギーを含む連続X線を照射するX線源と、
前記X線エネルギーを弁別してX線を検出し、X線エネルギーを識別可能な第一投影データを出力する第一X線検出器と、
前記X線源及び前記第一X線検出器を搭載して回転する回転手段と、
前記第一投影データを再構成し、前記X線エネルギーが識別された第一再構成像を生成する画像処理手段と、
前記画像処理手段により生成された画像を表示する表示手段と、
を備えたことを特徴とするX線CT装置。 - 前記画像処理手段で生成された前記X線エネルギー毎の前記第一再構成像を合成する第一再構成像合成手段を備え、
前記表示手段は、前記画像処理手段により生成された画像及び/又は前記第一再構成像合成手段で合成された画像を表示することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。 - 前記画像処理手段で生成された複数枚の前記X線エネルギー毎の前記第一再構成像の差分画像を作成する差分画像作成手段を備え、
前記表示手段は、前記画像処理手段により生成された画像及び/又は前記差分画像作成手段で作成された差分画像を表示することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。 - 前記第一X線検出器で検出されないX線を検出し、前記第一X線検出器で検出されないX線に基づく第二投影データを出力する第二X線検出器を更に備え、
前記回転手段は、前記X線源と前記第一X線検出器及び前記第二X線検出器とを搭載して回転し、
前記画像処理手段は、前記第二投影データに基づいて第二再構成像を再構成し、
前記表示手段は、前記第一再構成像及び前記第二再構成像のうちの少なくとも一つを表示する、
ことを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。 - 前記第一再構成像と前記第二再構成像とを合成して合成画像を生成する合成手段を更に備え、
前記表示手段は、前記合成画像を更に表示する、
ことを特徴とする請求項4に記載のX線CT装置。 - 前記第一X線検出器は、X線フォトン計数型検出器であり、
前記第二X線検出器は、X線フォトン非計数型検出器であり、
前記X線フォトン非計数型検出器は、前記X線フォトン計数型検出器下に前記連続X線の入射方向に沿って積層させる、
ことを特徴とする請求項4又は5に記載のX線CT装置。 - 前記第一X線検出器は、
(a)両面基板の裏面に形成される陽極ストリップと、
(b)該陽極ストリップに植設されるとともに、その上端面が前記両面基板の表面に露出する円柱状陽極電極と、
(c)該円柱状陽極電極の上端面の周りに穴が形成されるストリップ状陰極電極とを具備するピクセル型電極によるガス増幅を用いたX線検出器である、
ことを特徴とする請求項1乃至6のいずれかに記載のX線CT装置。 - 前記第二X線検出器は固体検出器であり、前記第一X線検出器のドリフト電極基板とMSGCを固体検出器のセパレータと共用にすることを特徴とする請求項6又は7に記載のX線CT装置。
- 前記第二X線検出器は、前記第一X線検出器のドリフト領域を通過した前記連続X線を検出する、
ことを特徴とする請求項7又は8に記載のX線CT装置。
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2006119398 | 2006-04-24 | ||
JP2006119398 | 2006-04-24 | ||
PCT/JP2007/054520 WO2007122882A1 (ja) | 2006-04-24 | 2007-03-08 | X線ct装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPWO2007122882A1 true JPWO2007122882A1 (ja) | 2009-09-03 |
Family
ID=38624796
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2008512002A Pending JPWO2007122882A1 (ja) | 2006-04-24 | 2007-03-08 | X線ct装置 |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US20090304141A1 (ja) |
JP (1) | JPWO2007122882A1 (ja) |
WO (1) | WO2007122882A1 (ja) |
Families Citing this family (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP5582514B2 (ja) * | 2008-02-29 | 2014-09-03 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | X線ct装置 |
JP2013007585A (ja) * | 2011-06-22 | 2013-01-10 | Toshiba Corp | 陽電子放出コンピュータ断層撮影装置及びX線CT(ComputedTomography)装置 |
US10176603B2 (en) * | 2013-08-07 | 2019-01-08 | The University Of Chicago | Sinogram (data) domain pansharpening method and system for spectral CT |
US10413267B2 (en) * | 2016-05-02 | 2019-09-17 | Daniel Gagnon | Method and apparatus for performing co-planar and simultaneous spectral CT and PET imaging |
US10973473B2 (en) * | 2017-06-27 | 2021-04-13 | Canon Medical Systems Corporation | X-ray diagnostic apparatus |
Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6195268A (ja) * | 1984-10-17 | 1986-05-14 | Hitachi Medical Corp | X線ct装置 |
JPH04263842A (ja) * | 1991-02-19 | 1992-09-18 | Hitachi Medical Corp | Dexa機能を持つct装置 |
-
2007
- 2007-03-08 WO PCT/JP2007/054520 patent/WO2007122882A1/ja active Application Filing
- 2007-03-08 US US12/298,115 patent/US20090304141A1/en not_active Abandoned
- 2007-03-08 JP JP2008512002A patent/JPWO2007122882A1/ja active Pending
Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6195268A (ja) * | 1984-10-17 | 1986-05-14 | Hitachi Medical Corp | X線ct装置 |
JPH04263842A (ja) * | 1991-02-19 | 1992-09-18 | Hitachi Medical Corp | Dexa機能を持つct装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
WO2007122882A1 (ja) | 2007-11-01 |
US20090304141A1 (en) | 2009-12-10 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US7263167B2 (en) | Direct conversion X-ray detector with over-range and pile-up correction | |
Shikhaliev et al. | Photon counting computed tomography: concept and initial results | |
US7212604B2 (en) | Multi-layer direct conversion computed tomography detector module | |
US6448545B1 (en) | Precision endoscopic imaging system | |
US6069362A (en) | Multi-density and multi-atomic number detector media for applications | |
Kappler et al. | Multi-energy performance of a research prototype CT scanner with small-pixel counting detector | |
JP2020507753A (ja) | 一致を可能にする光子計数検出器 | |
US7466793B2 (en) | Distinct incident energy spectra detection | |
JP2006101926A (ja) | 放射線検出装置、放射線画像診断装置、及び放射線画像の生成方法 | |
JP2011252855A (ja) | 核医学イメージング装置 | |
Bech et al. | X-ray imaging with the PILATUS 100k detector | |
JPWO2007122882A1 (ja) | X線ct装置 | |
RU2248013C2 (ru) | Детектор на основе множества плотностей и множества атомных чисел с газовым электронным умножителем для формирования изображения | |
KR20060036081A (ko) | 토모신디사이즈를 위한 스캐닝 기반의 전리 방사선 검출 | |
Atharifard et al. | Per-pixel energy calibration of photon counting detectors | |
EP1687616B1 (en) | Examination method and apparatus | |
Zhao et al. | Optimization of detector operation and imaging geometry for breast tomosynthesis | |
JP2006284472A (ja) | 放射線診断装置及び放射線検出装置 | |
Zhao et al. | Characterization of a direct full-field flat-panel digital mammography detector | |
US11178346B2 (en) | Charge sharing calibration method and system | |
KR101129369B1 (ko) | 엑스선 촬영장치 | |
CN113841069A (zh) | 使用单个辐射探测器的x射线和伽马成像 | |
JP2016137097A (ja) | 放射線検出器及び放射線断層撮影装置 | |
Cheung et al. | Image performance of a new amorphous selenium flat panel x-ray detector designed for digital breast tomosynthesis | |
Zhao | Breast tomosynthesis with amorphous selenium digital flat panel detector |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20100305 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20120425 |
|
A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20120904 |