WO2007122882A1 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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WO2007122882A1
WO2007122882A1 PCT/JP2007/054520 JP2007054520W WO2007122882A1 WO 2007122882 A1 WO2007122882 A1 WO 2007122882A1 JP 2007054520 W JP2007054520 W JP 2007054520W WO 2007122882 A1 WO2007122882 A1 WO 2007122882A1
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detector
image
energy
projection data
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PCT/JP2007/054520
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Tetsuo Nakazawa
Toru Tanimori
Takashi Shirahata
Osamu Miyazaki
Koichi Hirokawa
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Hitachi Medical Corporation
Kyoto University
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    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
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    • 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

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus, and more particularly to an X-ray CT apparatus capable of acquiring X-ray CT images according to energy.
  • Patent Document 1 discloses a two-dimensional thin film gas apparatus.
  • Patent Document 1 JP 2004-77132 A
  • Patent Document 2 Patent No. 3354551
  • the present invention has been made in view of the above-described object, and an object thereof is to provide an energy discrimination type X-ray CT apparatus that can improve image quality at a lower cost.
  • an X-ray CT apparatus discriminates X-ray energy from an X-ray source that irradiates continuous X-rays including a plurality of X-ray energies and generates X-rays.
  • a first X-ray detector for outputting first projection data capable of discriminating X-ray energy
  • Rotating means for mounting and rotating the X-ray source and the first X-ray detector, and the first projection data Image processing means for generating a first reconstructed image in which the X-ray energy is identified, and display means for displaying the image generated by the image processing means.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram showing the configuration of an X-ray CT apparatus 1
  • FIG. 3 is a block diagram for showing a flow of projection data and a reconstructed image in the X-ray CT apparatus 1 according to the first embodiment.
  • FIG. 4 (a) and (b) are schematic diagrams illustrating a pixel electrode type detector.
  • FIG.5 Schematic diagram explaining the movement of X-ray photons in a pixel electrode detector
  • FIG. 6 (a), (b) and (c) are diagrams explaining the beam hardening effect.
  • FIG.7 Schematic diagram explaining how to count and reconstruct X-ray photons for each X-ray energy
  • FIG.8] (a) and (b) are diagrams explaining the difference in images due to energy discrimination.
  • FIG. 9 is a block diagram for showing a flow of projection data and a reconstructed image in the X-ray CT apparatus 1 according to the second embodiment.
  • the first embodiment relates to an X-ray CT apparatus equipped with a two-dimensional energy discrimination detector.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram showing a configuration of an X-ray CT apparatus 1 that is effective in one embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a hardware configuration of the X-ray CT apparatus 1 in FIG.
  • An X-ray CT apparatus 1 in FIG. 1 includes a scanner rotating unit 10 that outputs projection data, an image processing apparatus 20 that performs image reconstruction processing based on the projection data, and generates a reconstructed image. And an image display device 30 for displaying a synthesized image.
  • the scanner rotating unit 10 includes an X-ray source including an X-ray tube 11 that irradiates an X-ray beam that spreads in a cone or pyramid shape, and a detector that detects transmitted X-rays. 12 and.
  • the scanner rotating unit 10 includes a rotating plate 13 that rotates around the subject 50 placed on the bed 40 with the X-ray source 11 and the detector 12 facing each other.
  • the detector 12 detects transmitted X-rays that have passed through the subject 50, and outputs projection data via a data acquisition device (hereinafter referred to as “DA S”) 14.
  • DAS 14 is connected to preamplifier 15.
  • the preamplifier 15 amplifies the projection data received from the DAS 14 and transfers the amplified projection data to the image processing device 20.
  • the rotation per turn of the turntable 13 equipped with the X-ray tube 11 and the detector 12 is increased to less than 0.5 seconds.
  • a multi-slice detector having a structure in which multiple rows are arranged in the body axis direction is widely used so that a plurality of tomographic images can be obtained by one scan.
  • the image processing device 20 includes a CPU 21, a main memory 22 for storing control programs and image processing programs for the image processing device 20, a magnetic disk 23 for storing projection data, an image processing program, and the like, and parameters such as an effective visual field range.
  • a keyboard 24 for making settings, a pointing device such as a mouse 25, a trackball, a joystick, and its controller 26, a display memory 27 for temporarily storing image data to be displayed on the image display device 30, and a scanner Input / output interface that acquires projection data from the rotating unit 10 28.
  • the above components are connected to each other by a common bus 29.
  • the image processing device 20 may include a power storage device including a main memory 22 and a magnetic disk 23 as a storage device, and other storage devices such as an FDD, a CD-RW drive, an M0 (optical disk) drive, and a ZIP drive.
  • a power storage device including a main memory 22 and a magnetic disk 23 as a storage device
  • other storage devices such as an FDD, a CD-RW drive, an M0 (optical disk) drive, and a ZIP drive.
  • the image processing apparatus 20 of the X-ray CT apparatus 1 is installed with an image processing program for reconstructing projection data and generating a reconstructed image.
  • the CPU 21 appropriately loads an image processing program onto the main memory 22 and executes it, thereby constituting a reconstruction processing unit for reconstructing the projection data output from the detector 12.
  • the image display device 30 includes a CRT device, a liquid crystal display device, and the like.
  • FIG. 3 is a block diagram for showing the flow of projection data and a reconstructed image in the X-ray CT apparatus 1.
  • the detector 12 is configured as a photon counting detector 122 that discriminates and detects continuous X-rays including a plurality of X-ray energies irradiated by the X-ray source for each X-ray energy.
  • the photon counting detector 122 includes a drift electrode 122a, an MSGC (Micro Strip Gas Chamber) 122b provided at a predetermined distance, and a gas between the drift electrode 122a and the MSGC 122b. And a drift region 122c configured by encapsulating.
  • MSGC Micro Strip Gas Chamber
  • gas is sealed in the drift region 122c between the drift electrode 122a and the MSGC 122b, and an electric field is further applied.
  • the principle of this detector is that the recoil electrons bounced by the X-ray photons incident on the drift region 122c are drifted and captured by the MSGC 122b.
  • Fig. 4 (b) only MSGC122b is shown, and the relationship between the anode and the power sword is also shown.
  • Fig. 5 shows a side view of Fig. 4 (a), showing the relationship between the incidence of X-ray photons and recoil electrons.
  • the X-ray photon incident from the right direction repels electrons inside the drift region 122c, and the recoil electrons reach the MSGC.
  • the MSGC 122b is sequentially connected to a DAS 14, a preamplifier 15, and a discrimination circuit 162 for discriminating into projection data for each X-ray energy.
  • the discrimination circuit 162 is a circuit that discriminates the energy of incident X-rays using a comparator, and is connected to a plurality of reconstruction processing units 402 and 403 that execute a reconstruction algorithm according to the identified X-ray energy. It is done.
  • two reconstruction processing units 402 and 403 are connected to the discrimination circuit 162, but the number of connected reconstruction processing units is not limited to two, and projection data to be discriminated. It may be provided according to the number of types.
  • the discrimination circuit 162 may be provided closer to the photon counting detector 122 than the DAS 14. In this case, the projection data output from the photon counting detector 122 is discriminated for each X-ray energy by the discrimination circuit 162, and the projection data for each discriminated X-ray energy is collected by the DAS 14. And amplified by the preamplifier 15.
  • FIG. Fig. 6 shows an example of CT imaging of an ideal cylinder of uniform density (Fig. 6 (a)) with single energy X-rays.
  • the projection data obtained at this time is directly proportional to the thickness of the material along the direction of the X-ray beam.
  • the projection data has a single energy. It becomes smaller than the case of.
  • Figure 6 (c) shows the relationship between ln (Io / l) (logarithmic ratio of incident X-ray and transmitted X-ray) and the thickness of the object.
  • the X-ray becomes stiff, so draw a line that bends below the straight line, such as the dotted line.
  • FIG. 7 is a schematic diagram for explaining a method of counting and reconstructing X-ray photons for each X-ray energy
  • FIG. 7 (a) is a phototon when X-ray energy discrimination is performed.
  • Fig. 7 (b) shows the image reconstructed according to the photon energy and energy intensity shown in Fig. 7 (a).
  • an image with clear contrast (CT value difference) between bone and contrast tissue can be obtained.
  • the contrast density (staining degree) of organs changes not only from moment to moment (change over time) but also from subject to subject (individual difference).
  • the tendency is different from when the organ is imaged with 13 mgl.
  • Fig. 8 (b) when the projection data taken at 140 kv is discriminated into projection data of about 80 kv or less and reconstructed, there is almost no difference in CT values between the bone and the contrasted organ.
  • a CT value difference of about 50 is attached to the bone and contrasted organ.
  • a desired reconstructed image can be efficiently obtained by photographing at a higher tube voltage and creating an image in an arbitrary energy range as necessary.
  • X-ray color CT based on energy discrimination of X-ray quanta is a CT device that improves the image quality by removing the body tongue LX rays, identifies lesions based on differences in different energy images, and improves the sensitivity of contrast agents.
  • This is a basic technology that will be a next-generation X-ray CT system.
  • MSGC has a very high counting rate and can withstand the high-intensity X-rays required for human CT systems.
  • the present invention by replacing the charge collecting plate electrode of the currently used X-ray CT apparatus with the above-mentioned MSGC, it is possible to use conventional Zenon with a slight change from the conventional X-ray CT technology. It is possible to obtain a quantum image that measures the number of X-ray quanta that can be achieved by improving the image quality of the X-ray CT device, and to suppress the image noise to the quantum noise limit, and at the same time to realize an X-ray color CT device by energy discrimination. it can.
  • the second embodiment is an X-ray CT apparatus in which an energy discrimination detector (first X-ray detector) and an energy non-discrimination detector (second X-ray detector) are stacked.
  • the X-ray CT apparatus according to the present embodiment is displayed using the projection data output from the points where the two types of X-ray detectors are stacked and the projection data output from each X-ray detector.
  • First implementation with images Although different from the form, the other configurations are the same as those of the first embodiment.
  • FIG. 9 is a block diagram for showing the flow of projection data and a reconstructed image in the X-ray CT apparatus according to the present embodiment.
  • the detector 12 detects continuous X-rays including a plurality of X-ray energies irradiated by the X-ray source in a state where X-ray energies are mixed without discrimination for each X-ray energy.
  • a photon counting detector is used as the first X-ray detector
  • a photon non-counting detector is used as the second X-ray detector.
  • a plurality of DASs 14 and preamplifiers 15 are provided for each of the first X-ray detector and the second X-ray detector.
  • the detector 12 is configured by laminating a photon counting detector 122 on a photon non-counting detector 121.
  • the photon non-counting detector 121 includes an ionization chamber detector that uses the ionizing action of X-rays and a solid-state detector that uses the fluorescence characteristics of X-rays. In this embodiment, a solid-state detector is used.
  • the solid state detector 121 includes a separator 121a, a scintillator 121b, and a photodiode 121c. Separator 121a is provided between each channel to remove scattered X-rays. When X-rays enter the scintillation evening 121b, it emits light called scintillation evening light, and the photodiode 121c detects the scintillation evening light and converts it into an electrical signal. The DAS 141 converts this electrical signal into a digital value and detects the intensity of the incident X-ray.
  • the projection data output from the DAS 1 41 is amplified by the preamplifier 151 and input to the reconstruction processing unit 401 in the image processing apparatus 20.
  • the photon counting detector 122 includes a drift electrode 122a, an MSGC 122b provided at a predetermined distance, and a drift region 122c configured by enclosing a gas between the drift electrode 122a and the MSGC 122b.
  • the MSGC 122b is sequentially connected to a DAS 142, a preamplifier 152, and a discrimination circuit 162 for discriminating into projection data for each X-ray energy.
  • a plurality of discrimination circuits 162 are connected to reconstruction processing units 402 and 403 that execute a reconstruction algorithm according to the X-ray energy to be discriminated.
  • two reconstruction processing units 402 and 403 are connected to the discrimination circuit 162.
  • the number of connected reconstruction processing units is not limited to two, and the projection data to be discriminated is distinguished. Depending on the number of different types of data,
  • the discrimination circuit 162 may be provided closer to the photon counting detector 122 than the DAS 142. In this case, the projection data output from the photon counting detector 122 is discriminated for each X-ray energy by the discrimination circuit 162, and the projection data for each discriminated X-ray energy is collected by the DAS 142. And amplified by the preamplifier 152.
  • Reconstructed images generated by the reconstruction processing units 401, 402, and 403 may be individually displayed on the image display device 30.
  • the reconstruction processing unit 401 Any combination of the reconstructed images generated in 402 and 403 may be combined, and the combined reconstructed image may be displayed on the image display device 30.
  • the energy-reconstructed reconstructed image generated by the reconstructing processing units 402 and 403 may be a blurred image depending on shooting conditions or the like. Therefore, the efficiency may be deteriorated when image diagnosis is performed using only the reconstructed images generated by the reconstruction processing units 402 and 403. In such a case, by identifying the energy-reconstructed reconstructed image generated by the reconstruction processing units 402 and 403 and the reconstructed image generated by the reconstruction processing unit 401, it is possible to identify abnormal sites, etc. It is possible to obtain an image that can easily identify an organ or the like while taking advantage of the reconstructed image that is useful for energy discrimination.
  • the photon counting detector 122 using the MSGC is mounted on the solid detector 121.
  • X-ray photons that have passed through the human body, etc. are detected by photon counting detectors at the front stage, and photon detection is performed based on this data, and image reconstruction for each energy is performed in the reconstruction processing units 402 and 403. Is implemented.
  • the subsequent solid-state detector 121 measures X-ray photons that are not detected by the front-stage photon counting detector 122, and uses them to obtain a normal reconstructed image.
  • the photon counting detector 122 in the front stage detects most of the X-ray photons that have passed through the human body etc.
  • the X-ray detected by the solid detector 121 in the rear stage will be reduced and clinically effective.
  • a reconstructed image cannot be obtained.
  • the photon detector in the previous stage need only detect photons that can reconstruct an image with each energy. In other words, it can be realized by controlling the photon detection ability of MSGC in unit time and detecting most of the transmitted X-rays with the solid state detector 121.
  • the performance of the MSGC for example, the detection efficiency of recoil electrons can be improved by changing the gas pressure enclosed in the draft region 122c.
  • the multistage configuration of the solid state detector 121 and the photon counting type detector is shown.
  • the drift electrode substrate of the photon counting type detector 122 and the MSGC may be substituted for the separator of the solid state detector 121. In this case, it is not necessary to mount the separator of the solid state detector 121.
  • the solid state detector 121 and the photon counting detector 122 using the MSGC have been described.
  • other X-ray photon non-counting detectors and X-ray photon counting detectors are used.
  • the effect of the present invention is not changed even by the combination.
  • an ionization chamber detector and a semiconductor detector such as CdTe (ternole power Dominium) can also exert the effect of the present invention.
  • an X-ray CT apparatus equipped with an X-ray detector using MSGC, which is an X-ray photon counting detector, and a detector having a multi-stage configuration of an X-ray photon non-counting detector is used.
  • MSGC which is an X-ray photon counting detector
  • a detector having a multi-stage configuration of an X-ray photon non-counting detector is used.
  • both energy-resolved CT images and normal CT images can be obtained, and clinically effective information can be provided to medical staff.

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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

明 細 書
X線 CT装置
技術分野
[0001] 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。
背景技術
[0002] 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オ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。
特許文献 1 :特開 2004— 77132号公報
特許文献 2 :特許第 3354551号
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0003] 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。
[0004] 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。
[0005] 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。
課題を解決するための手段
[0006] 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 一を含む連続 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。
発明の効果
[0007] 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 成すること力 s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。 図面の簡単な説明
[0008] [図 1]X線 CT装置 1の構成を示す概念図
[図 2]X線 CT装置 1のハードウェア構成を示すブロック図
[図 3]第一実施形態に係る 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
[図 4] (a)および (b)はピクセル電極型検出器を説明する模式図
[図 5]ピクセル電極型検出器における X線フオトンの動きを説明する模式図
[図 6] (a)、 （b)および (c)はビームハードニング効果を説明する図
[図 7]X線エネルギー毎に X線フオトンを計数し再構成する方法について説明する模 式図
[図 8] (a)および (b)はエネルギー弁別による画像の差異を説明する図
[図 9]第二実施形態に係る 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
符号の説明
[0009] ：!… 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
発明を実施するための最良の形態 [0010] 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。
ぐ第一実施形態 >
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。
[0011] 図 1は、本発明の一実施の形態に力、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。
[0012] 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。
[0013] 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。
[0014] 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「DA S」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エ一 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を備える力 その他の 記憶装置、例えば FDD、 CD— RWドライブ、 M〇（光ディスク）ドライブ、 ZIPドライブ を備えてもよい。
[0015] 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ダラ 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。
[0016] 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。
[0017] 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。
[0018] 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オトン計数型検出器 122として構成する。
[0019] フオトン計数型検出器 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一） 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。
[0020] X線フオトンを検出するため X線フオトン計数型検出器は様々な技術が提案されて いる力 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。
[0021] 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線フオトンが弾く反跳電子をドリフトさせて、 MSGC122 b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 '力ソード の関係も示した。
[0022] 図 5では図 4 (a)を側面から見た様子を図示しており、 X線フオ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線フオ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。 [0023] 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線ェネル ギ一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。
[0024] 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。
[0025] また、弁別回路 162は、 DAS14よりもフオトン計数型検出器 122寄りに備えてもよ レ、。この場合、フオトン計数型検出器 122から出力された投影データは、弁別回路 1 62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 DAS 14で収集され、プリアンプ 15で増幅される。
[0026] 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線を用レ、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（軟らカ 、) 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（ha rdening)なる理由である。
[0027] 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/l) (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 はずである力 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。
[0028] ビームハードユ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 より周辺をあら力、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ゥエ ァによるものと、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ぐビーム ハードニング効果によるアーチファクトを低減する技術である。
[0029] このビームハードユング効果によるアーチファクト等を解消する手段として X線エネ ルギー毎に X線フオトンを計数し再構成する方法が挙げられる。
[0030] 以下、 X線エネルギー別に X線フオトンを計数し再構成する場合について説明する
[0031] 図 7は、 X線エネルギー毎に X線フオ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オトンエネルギ 一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。
[0032] 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。
[0033] まず、臓器 (例えば心臓）が 13mgl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ぐ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 C¾ 差がつくため、コントラストが大きぐ骨と造影された臓器との識別が容易となる。
[0034] 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 ぐ被検体による差 (個体差)もある。臓器が lOmglで造影されている場合には、臓器 が 13mgl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、 1 40kv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値差はほとんどなレ、。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。
[0035] 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。
[0036] 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。
[0037] 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線フオトンを計数し、ェ ネルギ一別に再構成画像を得ることにより、ビームハードユ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、アーチファクトの無い画像を 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。
[0038] 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。
[0039] 更に、 X線量子のエネルギー弁別による X線カラー CTは、体内散舌 LX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。
[0040] 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装置の画質向上ば力りでなぐ 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。
ぐ第二実施形態 >
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 C T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。
[0041] 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。
[0042] 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。
[0043] 検出器 12は、フオ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。フオ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。
[0044] 固体検出器 121は、セパレータ 121a、シンチレ一夕 121b、フォトダイオード 121c 力 構成される。セパレータ 121 a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、フォトダイオード 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 DAS 141がディジタル値に変換し、入射 X線の強度を検出する。 DAS1 41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。
[0045] フオトン計数型検出器 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。
[0046] 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ょレ、。
[0047] また、弁別回路 162は、 DAS142よりもフオトン計数型検出器 122寄りに備えてもよ レ、。この場合、フオトン計数型検出器 122から出力された投影データは、弁別回路 1 62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 DAS 142で収集され、プリアンプ 152で増幅される。
[0048] 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、 40 2、 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。
[0049] 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。
[0050] 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 レ、たフオトン計数型検出器 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、フオ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。
[0051] 後段の固体検出器 121では前段のフオトン計数型検出器 122で検出されない X線 フオトンを計測し、通常の再構成画像を得るために利用する。
[0052] 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 オトン検出器では、各エネルギーで画像を再構成できる程度のフオトンのみを検出す れば良い。逆の表現をすれば、 MSGCの単位時間におけるフオ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。 [0053] 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。
[0054] 上記実施形態では、固体検出器 121とフオトン計数型検出器の多段構成を示し た。フオトン計数型検出器 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。
[0055] また本実施形態では固体検出器 121と MSGCを用いたフオトン計数型検出器 122 とを用いて説明したが、これ以外の X線フオトン非計数型検出器と X線フオトン計数型 検出器の組み合わせでも本発明の効果は変わらない。
[0056] 例えば電離箱検出器と CdTe (テルノレ化力ドミニゥム）等の半導体検出器でも本発 明の効果を発揮できる。
[0057] このように、 X線フオ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

請求の範囲
[1] 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。
[2] 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。
[3] 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 Z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。
[4] 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。
[5] 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。
[6] 前記第一 X線検出器は、 X線フオトン計数型検出器であり、
前記第二 X線検出器は、 X線フオトン非計数型検出器であり、
前記 X線フオトン非計数型検出器は、前記 X線フオ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。
[7] 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。
[8] 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。
[9] 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。
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