WO2014129463A1 - コンピュータ断層撮影装置、光子数決定プログラム、光子数決定装置及び校正プログラム - Google Patents

コンピュータ断層撮影装置、光子数決定プログラム、光子数決定装置及び校正プログラム Download PDF

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Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a computed tomography apparatus, a photon number determination program, a photon number determination apparatus, and a calibration program.
  • the simplest representation of X-ray tomographic imaging is a detector for the X-ray beam that traverses the subject and the total attenuation per beam.
  • the attenuation is derived by comparing the same light beam with and without the subject.
  • the finite size of the X-ray generator, the nature and shape of the filter that blocks very low energy X-rays from the generator, details of the detector geometry and characteristics, the capacity of the acquisition system, etc. are all It is an element that affects the way of composition.
  • the X-ray source at the top of the diagram shown in FIG. 1 emits a fan-shaped X-ray beam across the subject.
  • the possible values range widely, but as a typical value, the distance “C” is about 100 cm, “B” is about 60 cm, and “A” is about 40 cm.
  • the set of rays crossing each point of the subject must cover a range of at least 180 degrees.
  • the entire assembly of the X-ray generator and detector rotates around the patient.
  • Mathematical considerations show that tomographic conditions are satisfied when scanning with an angle of 180 degrees plus a fan-shaped central angle.
  • the total current generated in the radiation sensor is integrated, and the amplitude information from each photon detection event is ignored. Because the amplitude of the signal due to each event is proportional to the energy of the detected photons, this collection does not provide information on the energy of the individual photons, and therefore understands the energy dependence of the attenuation coefficient inside the subject. I can't.
  • a semiconductor X-ray detector capable of single photon counting and pulse height analysis of individual pulses may be used.
  • This X-ray detector uses a high-speed semiconductor radiation sensor material with room temperature operability and good energy resolution, and an application-specific integrated circuit (ASIC) suitable for multi-pixel parallel readout and high-speed counting. Realized by using together.
  • ASIC application-specific integrated circuit
  • a great advantage of such a photon counting detector is that, when combined with the value read from the pulse height analysis, it is possible to obtain spectral information regarding the attenuation coefficient inside the subject.
  • Conventional CT Computer Tomography
  • the system can classify incident X-ray photons into multiple energy bins based on their detected energy. This spectral information can effectively improve material identification and target contrast, but can also reduce patient exposure in exchange for all of them.
  • Photon counting detector to medical CT requires very high levels of X-ray flux in most CT operations.
  • a single detector may hit 10 8 or more photons per second.
  • Photon counting detector suffers a counting loss.
  • Photon counting loss can be caused, for example, by detector polarization or pulse pileup.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a computed tomography apparatus, a photon number determination program, a photon number determination apparatus, and a calibration program that enable a count loss calibration of a photon counting detector in spectral CT imaging.
  • the computed tomography apparatus of the embodiment includes a CT (Computed Tomography) scanner having an X-ray source, a detector having a plurality of energy discrimination detectors that capture incident X-ray photons emitted from the X-ray source, Determining the number of incident X-ray photons within a plurality of energy windows at each energy discrimination detector, and each energy discrimination detector based on a predetermined photon counting loss look-up table and the determined number of photons. And a processing device configured to adjust the determined number of photons within the energy window.
  • CT Computer Tomography
  • FIG. 1 shows a fan-shaped X-ray source that emits an X-ray beam across a subject.
  • FIG. 2 shows an example response of a photon counting detector in five energy windows.
  • FIG. 3 shows an example of the incident value versus the detected value of the counting response of a photon counting detector having a plurality of energy windows.
  • FIG. 4 shows a flowchart of the disclosed method for determining a per-window look-up table for a count rate detector.
  • FIG. 5 shows a flowchart of the disclosed method for compensating for photon counting loss during a patient scan.
  • FIG. 6 is a mechanically simplified view of the CT apparatus.
  • incident X-ray photons are captured via a plurality of energy discrimination detectors, and the number of photons within the plurality of energy windows at each energy discrimination detector of the captured incident X-ray photons is determined;
  • a computed tomography (CT) scanner comprising adjusting a determined photon number within a respective energy window of each energy discrimination detector based on a predetermined photon counting loss look-up table and the determined photon number
  • a CT scanner having an X-ray source, a detector having a plurality of energy discriminating detectors that capture incident X-ray photons emitted from the X-ray source, and a captured incident X-ray photon
  • a computed tomography apparatus comprising a processing device configured to adjust the number of photons.
  • a method for determining a photon counting loss lookup table for calibrating the number of photons detected in a plurality of energy discrimination detectors in a computed tomography apparatus.
  • the determination method for determining the photon counting loss look-up table is (1) for a phantom located in a CT apparatus, including a predetermined basis material and having a predetermined thickness, under a predetermined scan parameter, X Emitting X-ray photons from a radiation source; (2) capturing incident X-ray photons at a plurality of energy discrimination detectors; and (3) a plurality of energy windows at each energy discrimination detector for the captured incident X-ray photons.
  • a determination device for determining a photon counting loss lookup table for calibrating the number of photons detected in a computed tomography apparatus.
  • An apparatus for determining a photon counting loss look-up table is (1) an X-ray for a phantom located in a CT apparatus, including a predetermined base material and having a predetermined thickness, under a predetermined scan parameter.
  • An X-ray source configured to emit X-ray photons from the source; and (2) capturing incident X-ray photons and detecting the number of photons within the plurality of energy windows of the captured incident X-ray photons.
  • a processing device configured to determine a true photon number based on a predetermined basis material, a predetermined thickness, and a predetermined scan parameter; 4) correlating the determined true photon number and detected photon number with a parameter representing a given basis material and a given thickness, and also with a given scan parameter, a photon count loss lookup And a configured storage device to store the Buru.
  • FIG. 2 shows an example response of a photon counting detector in five predefined non-overlapping energy windows.
  • the photon counting detector suffers counting loss.
  • Photon counting loss can be caused, for example, by detector polarization or pulse pileup. Therefore, the actual number of detections is a function of the incident count rate and the X-ray spectrum, since not all incident photons are accurately counted, but both polarization and pulse pileup depend on the incident count rate and spectrum. Become. If the number of detected photons is left uncalibrated, data mismatch between the calibration scan and the patient scan may occur, leading to degradation of image quality and degradation of diagnostic performance.
  • a counting loss calibration method is provided. Such a method may be used in addition to other calibration procedures available with existing CT scanners.
  • the comparison of the true value of the photon counting detector response to the detected value depends on the count rate and the spectrum.
  • the x-ray spectrum depends on the protocol (kVp), the filtering method, and patient attenuation. Basal material decomposition results may be used to parametrically describe patient attenuation.
  • the count rate depends on the spectrum and technique (mA).
  • a calibration phantom specifically designed for counting loss calibration e.g., a wedge of base material of different thickness
  • mA techniques
  • filtering methods For example, scanning is performed under a bow tie filter built in the CT scanner.
  • the base material is various materials having different properties with respect to attenuation of X-rays, such as water, calcium, and iodine.
  • the thickness / density analysis of these various base materials such as water, calcium, iodine, etc. is performed using X-ray measurements at multiple energies.
  • FIG. 3 shows an example of the comparison between the incident value and the detected value of the counting response of the photon counting detector. As shown in FIG. 3, there is a non-linear relationship between the number of incidents and the number of detections, and the relationship between the number of incidents and the number of detections is different for each window.
  • FIG. 4 illustrates the method of the present disclosure for determining a per-window lookup table for count rate detectors for various spectrum (described by ⁇ L 1 , L 2 ⁇ , kVp, and filtering methods) and mA combinations. A flowchart is shown.
  • step S601 calibration scan parameters are selected: phantom base material and base material thickness ( ⁇ L 1 , L 2 ⁇ ), protocol (kVp), technique (mA), and filtering method (eg, bowtie).
  • ⁇ L 1 , L 2 ⁇ phantom base material and base material thickness
  • kVp protocol
  • mA technique
  • filtering method eg, bowtie
  • step S603 a calibration scan is performed and the number of detected photons ⁇ I detected, k ⁇ in each energy window is measured.
  • step S605 the detection number ⁇ I detected, k ⁇ and the true number ⁇ I true, k ⁇ are recorded in the calibration lookup table in association with the calibration scan parameter.
  • step S607 it is confirmed whether or not there is a further calibration scan. If there is more calibration scan, the process proceeds to step S601. Otherwise, the process ends at step S609.
  • FIG. 5 shows a flowchart of the method of the present disclosure for compensating for photon counting loss during a patient scan.
  • counting loss is repeatedly compensated based on the number of detections and the calibration look-up table. This is done for each energy window of each energy discrimination detector in the system.
  • the method of FIG. 5 is performed independently for each detector.
  • steps S701, S705, S707, and S711 are executed for each energy window, and then the process proceeds to the next step.
  • step S701 for each energy window k, the iteration parameter ⁇ I current, k ⁇ is initialized to a value equal to the number of detections ⁇ I detected, k ⁇ .
  • step S703 basis material decomposition is performed based on ⁇ I current, k ⁇ from the total energy window, and ⁇ L 1 , L 2 ⁇ is obtained.
  • step S705 given ⁇ I detected, k ⁇ , ⁇ L 1 , L 2 ⁇ , and scan parameters such as protocols, filtering methods, techniques, etc., each calibration window is used using each calibration window. ⁇ I true, k ⁇ for k is determined.
  • step S707 it is checked whether or not a predetermined number of iterations have been executed, and whether or not the iterations have converged is checked by checking whether or not the following conditions are satisfied.
  • ⁇ is a tolerance parameter determined by the final image quality defined by the application and target. For example, when imaging a low contrast target, the tolerance is small. If the iterations have converged, that is, if a predetermined number of iterations have been executed or if the above conditions are met, the process ends in step S709. Otherwise, the process proceeds to step S711.
  • step S711 the iteration parameter I current is set to a value equal to I true, and the process moves to step S703 for the next iteration.
  • data preprocessing and image reconstruction may be executed using I true .
  • the embodiment of the present disclosure compensates for count loss depending on the count rate and spectrum of the detector.
  • the embodiments of the present disclosure provide accurate spectral measurements that are independent of incident count rate or spectrum.
  • FIG. 6 shows the basic structure of a CT apparatus that can be equipped with a photon counting detector as described herein.
  • the CT apparatus in FIG. 6 includes an X-ray tube 1, a filter and collimator 2, and a detector 3.
  • the CT apparatus will also be provided with additional mechanical and electrical components such as a gantry motor and control device 4 for controlling the rotation of the gantry, the X-ray source, and the patient bed.
  • the CT apparatus further includes a data acquisition system (DAS) 5 and a processing device 6 that generates a CT image based on projection data acquired by the DAS 5.
  • the processor 6 utilizes a “map” of detectors that indicates which detector elements are collimated (eg, tunnels) and which are not collimated.
  • the processor 6 and DAS 5 use a storage device 7, which is configured to store, for example, data acquired by the detector, a detector map, and a reconstructed image.
  • the detector 3 is realized by using a high-speed semiconductor radiation sensor material with room temperature operability and good energy resolution in combination with an application specific integrated circuit (ASIC) suitable for multi-pixel parallel readout and high-speed counting.
  • ASIC application specific integrated circuit
  • the detector 3 may be formed by arranging a detector module having a scintillator and a photodetector.
  • the scintillator is, for example, LYSO (Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate), LSO (Lutetium Oxyorthosilicate), LGSO (Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate), or the like.
  • the photodetector is, for example, a semiconductor detector such as an APD (Avalanche Photodiode) element or SiPM (Silicon Photomultiplier), or a photomultiplier tube (PMT (Photomultiplier Tube)).
  • the processor 6 determines the number of photons within a plurality of energy windows at each energy discrimination detector of the incident incident x-ray photons and a predetermined photon count loss lookup table and determination The programmed number of photons within each energy window of each energy discrimination detector is programmed based on the number of photons determined.
  • the processing unit 6 may be a discrete logic gate, an application specific integrated circuit (ASIC), a field programmable gate array (FPGA), or other combined programmable logic circuit (Complex Programmable).
  • a CPU that can be implemented as a logic device (CPLD) may be included.
  • FPGA and CPLD implementations may be coded in VHDL, Verilog, and other hardware description languages, and the code is stored directly in electronic memory in the FPGA or CPLD, or as an independent electronic memory. May be.
  • the memory may be a non-volatile memory such as a ROM, EPROM, EEPROM, flash memory or the like.
  • the memory may be a volatile memory such as static or dynamic RAM, and a processing device 6 such as a microcontroller or a microprocessor is provided to manage the interaction between the FPGA and CPLD and the memory as well as the electronic memory. Also good.
  • the CPU in the processing unit 6 includes a series of computer readable instructions that perform the functions described herein, and any of the non-transitory electronic memory, hard disk drive, CD, DVD, flash A computer program stored in a drive or other known storage medium may be executed.
  • the computer-readable instructions include a processor 6 such as a Xenon (registered trademark) processor by Intel Corporation or an Opteron (registered trademark) processor by AMD Corporation, Microsoft Vista (registered trademark), UNIX (registered trademark).
  • Solaris registered trademark
  • LINUX registered trademark
  • Apple registered trademark
  • MAC-OS registered trademark
  • utility applications that operate in conjunction with other operating systems known to those skilled in the art
  • a background daemon an operating system component, or a combination thereof.
  • the signal processed by the DAS 5 is sent to the processing device 6, and the processing device 6 is configured to generate a CT image.
  • the images are stored in the storage device 7 and / or displayed on the display.
  • the storage device 7 may be a hard disk drive, CD-ROM drive, DVD drive, flash drive, RAM, ROM, or any other electronic storage device known to those skilled in the art.
  • the display may be implemented as an LCD display, CRT display, plasma display, OLED, LED, or any other display known to those skilled in the art.
  • the description of the storage device 7 and the display described in this specification is merely an example, and does not limit the scope of progress of the present embodiment.
  • the angular dependence of the detection efficiency of the detector is effectively incorporated into the current CT data collection model.
  • Embodiments of the present disclosure compensate for data inconsistencies due to angular dependence of detector responsiveness and residual effects that may result from count rate dependence and energy resolution dullness.
  • the photon counting loss calibration method disclosed above is applicable to all geometric forms of CT scanners, including single slice scanners and multi-slice scanners. Further, the disclosed method can be used for any CT beam type, including parallel beams, fan beams, cone beams.

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Abstract

　実施形態のコンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線源を有するＣＴ（Computed　Tomography）スキャナと、Ｘ線源から放射される入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー弁別検出器を有する検出器と、捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における決定された光子数を調整するよう構成された処理装置とを含む。

Description

コンピュータ断層撮影装置、光子数決定プログラム、光子数決定装置及び校正プログラム
　本発明の実施形態は、コンピュータ断層撮影装置、光子数決定プログラム、光子数決定装置及び校正プログラムに関する。
　Ｘ線断層イメージングを最も簡単に表現すると、被検体を横切るＸ線ビームと、一光線当りの総合減衰量に関する検出器ということになる。減衰量は、同一の光線を、被検体がある場合とない場合で比較することによって導出される。画像を適切に作成するためには、この概念的定義からさらにいくつかのステップを経る必要がある。例えば、Ｘ線発生装置の有限サイズ、発生装置からの極低エネルギーＸ線を遮断するフィルタの性質および形状、検出器の幾何学的形状および特性の詳細、収集システムの容量などは、すべて、再構成の仕方に影響を与える要素である。
　考えられる多くの幾何学的形態の一つとして、図１に示す図の上部のＸ線源は、扇形状の、被検体を横切るＸ線ビームを放射している。取り得る値は広範囲におよぶが、代表的な値として、距離“Ｃ”は約１００ｃｍ、“Ｂ”は約６０ｃｍ、“Ａ”は約４０ｃｍである。断層撮影法の原理では、被検体の各点を横切る光線の集合は、少なくとも１８０度の範囲をカバーする必要がある。よって、Ｘ線発生装置と検出器の全アッセンブリーは患者の周りを回転することになる。１８０度に扇形の中心角を加えた角度のスキャンを行ったときに断層撮影条件が満足されることが、数学的考察によって示されている。
　従来のＸ線検出器においては、放射線センサー内に発生する全電流が積分され、個々の光子検出事象からの振幅情報は無視される。各事象による信号の振幅は検出された光子のエネルギーに比例するため、この収集からは個々の光子のエネルギーに関する情報は提供されず、したがって、被検体内部の減衰係数のエネルギー依存性を把握することはできない。
　一方、単光子計数および個々のパルスの波高分析が可能な半導体Ｘ線検出器を使用してもよい。このＸ線検出器は、室温動作性と良好なエネルギー分解能を備えた高速半導体放射線センサー材料と、マルチピクセル並列読み出しおよび高速計数に適した特定用途向け集積回路（Application-Specific　Integrated　Circuit：ＡＳＩＣ）を併用することによって実現される。
　そのような光子計数検出器の大きな利点として、パルス波高分析から読み出された値と組み合わせた場合、被検体内部の減衰係数に関するスペクトル情報を得ることができるということがある。従来のＣＴ（Computed　Tomography）は一つの平均エネルギーのみにおける減衰を測定するが、実際には、減衰係数は光子エネルギーに強く依存する。それに対して、パルス波高分析によれば、システムは、入射Ｘ線光子を、その検出されたエネルギーに基づき、複数のエネルギービンに分類することができる。このスペクトル情報によって、材料識別およびターゲットコントラストを効果的に向上させることができるが、それらのすべてと引き換えに患者の被爆を低減することもできる。
　そのような光子計数検出器を医療用ＣＴに適用するには、ほとんどのＣＴ業務において、非常に高レベルのＸ線束を必要とする。定型的なＣＴスキャンにおいては、１個の検出器に対して毎秒１０８個またはそれを超える光子が当たることがある。それによって、例えば、臨床ＣＴスキャンの場合のような、高いＸ線照射率の下では、光子計数検出器は計数損失をこうむる。光子の計数損失は、例えば、検出器のポラリゼーションやパルスパイルアップによって生じる可能性がある。
特開２０１２－１８７１４３号公報
　本発明が解決しようとする課題は、スペクトルＣＴイメージングにおける光子計数検出器の計数損失校正を可能とするコンピュータ断層撮影装置、光子数決定プログラム、光子数決定装置及び校正プログラムを提供することである。
　実施形態のコンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線源を有するＣＴ（Computed　Tomography）スキャナと、Ｘ線源から放射される入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー弁別検出器を有する検出器と、捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における決定された光子数を調整するよう構成された処理装置とを含む。
図１は、扇形状の、被検体を横切るＸ線ビームを放射するＸ線源を示す。 図２は、５個のエネルギーウインドウにおける光子計数検出器の応答例を示す。 図３は、複数のエネルギーウインドウを持つ光子計数検出器の計数応答の入射値対検出値対比の一例を示す。 図４は、計数率検出器に対するウインドウ毎のルックアップテーブルを決定する本開示の方法のフローチャートを示す。 図５は、患者スキャン時の光子の計数損失を補償する本開示の方法のフローチャートを示す。 図６は、機構的に単純化されたＣＴ装置の図である。
　本開示の実施形態のより完全な理解およびそれに付随する利点の多くは、添付図面と合わせて、以下の詳細な説明を参照することにより、よりよく理解されるにしたがって容易に得られることになる。
　一実施形態においては、複数のエネルギー弁別検出器を介して入射Ｘ線光子を捕捉し、捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における決定された光子数を調整することを含む、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナにおける光子計数損失の校正を行う校正方法を提供する。
　一実施形態においては、Ｘ線源を有するＣＴスキャナと、Ｘ線源から放射される入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー弁別検出器を有する検出器と、捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における決定された光子数を調整するよう構成された処理装置とを備えるコンピュータ断層撮影装置を提供する。
　一実施形態においては、コンピュータ断層撮影装置内の複数のエネルギー弁別検出器において検出された光子数を校正するための光子計数損失ルックアップテーブルを決定する方法を提供する。光子計数損失ルックアップテーブルを決定する決定方法は、（１）ＣＴ装置内に配置され、所定の基底物質を含み、所定の厚さを有するファントムに対して、所定のスキャンパラメータの下で、Ｘ線源からＸ線光子を放射し、（２）複数のエネルギー弁別検出器において入射Ｘ線光子を捕捉し、（３）捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を検出し、（４）所定の基底物質、所定の厚さ、所定のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定し、（５）決定された真の光子数および検出された光子数を、所定の基底物質および所定の厚さを表すパラメータと関連させ、また、所定のスキャンパラメータと関連させて、光子計数損失ルックアップテーブルに格納することを含む。
　別の実施形態においては、コンピュータ断層撮影装置内において検出された光子数を校正するための光子計数損失ルックアップテーブルを決定する決定装置を提供する。光子計数損失ルックアップテーブルを決定する装置は、（１）ＣＴ装置内に配置され、所定の基底物質を含み、所定の厚さを有するファントムに対して、所定のスキャンパラメータの下で、Ｘ線源からＸ線光子を放射するように構成されたＸ線源と、（２）入射Ｘ線光子を捕捉し、捕捉された入射Ｘ線光子の、複数のエネルギーウインドウ内の光子数を検出するように構成された複数のエネルギー弁別検出器と、（３）所定の基底物質、所定の厚さ、所定のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定するように構成された処理装置と、（４）決定された真の光子数および検出された光子数を、所定の基底物質および所定の厚さを表すパラメータと関連させ、また、所定のスキャンパラメータと関連させて、光子計数損失ルックアップテーブルに格納するように構成された記憶装置とを備える。
　図面を参照すると、図２は、５個の予め定義された非オーバーラップエネルギーウインドウにおける光子計数検出器の応答例を示す。例えば、臨床ＣＴスキャンの場合のような、高いＸ線照射率の下では、光子計数検出器は計数損失をこうむる。光子の計数損失は、例えば、検出器のポラリゼーションやパルスパイルアップによって生じる可能性がある。したがって、全入射光子が精密に計数されるのではなく、ポラリゼーションとパルスパイルアップが両方とも入射計数率とスペクトルに依存するため、実際の検出数は入射計数率とＸ線スペクトルの関数となる。光子の検出数を未校正のままにした場合、校正スキャンと患者スキャンのデータ不一致が発生し、画質の劣化や診断性能の低下につながる可能性がある。
　一実施形態によれば、計数損失の校正方法が提供される。そのような方法を、既存のＣＴスキャナで利用できる他の校正手順に加えて使用してもよい。光子計数検出器の応答の真値対検出値の対比は計数率とスペクトルに依存する。Ｘ線スペクトルは、プロトコル（ｋＶｐ）、フィルタリング法、および患者減衰によって決まる。患者減衰をパラメトリックに記述するために、基底物質分解の結果を使用してもよい。計数率はスペクトルおよび技法（ｍＡ）によって決まる。一実施形態によれば、計数損失校正のために、特別に設計された校正ファントム（例えば、厚さの異なる基底物質から成るウェッジ）を、異なるプロトコル（ｋＶｐ）、技法（ｍＡ）、フィルタリング法（例えば、ＣＴスキャナに内蔵されたボウタイフィルタ）の下で、スキャンする。そこで、計数値の真値対検出値の関係を校正して格納し、それを患者スキャンに使用して、校正結果に基づき、係数損失を繰り返し補正する。例えば、基底物質は、Ｘ線の減衰についての性質が異なる種々の物質であり、水、カルシウム、ヨウ素などがある。例えば、基底物質分解では、これらの水、カルシウム、ヨウ素などの種々の基底物質の厚さ／密度の分析を、複数のエネルギーにおけるＸ線測定を使用して行う。
　図３は、光子計数検出器の計数応答の入射値対検出値対比の一例を示す。図３に示すように、入射数と検出数の間には非線形関係があり、入射数と検出数の関係はウインドウ毎に異なっている。
　図４は、様々なスペクトル（｛Ｌ１，Ｌ２｝、ｋＶｐ、およびフィルタリング法によって記述される）およびｍＡの組合せに対する計数率検出器に関するウインドウ毎のルックアップテーブルを決定する本開示の方法のフローチャートを示す。
　ステップＳ６０１において、校正スキャンパラメータ、すなわち、ファントムの基底物質と基底物質厚さ（｛Ｌ１，Ｌ２｝）、プロトコル（ｋＶｐ）、技法（ｍＡ）、およびフィルタリング法（例えば、ボウタイ）が選択される。この情報に基づいて、｛Ｉｔｒｕｅ，ｋ｝値が算出される。これらのスキャンパラメータに基づいて｛Ｉｔｒｕｅ，ｋ｝を正確に計算する方法が最近開発されている。様々な供給業者がこのために確立した実証済みのソフトウェアを提供しているが、それらのソフトウェアは所有権の対象であることが多い。
　ステップＳ６０３において、校正スキャンが実行され、各エネルギーウインドウ内の検出された光子数｛Ｉｄｅｔｅｃｔｅｄ，ｋ｝が測定される。
　ステップＳ６０５において、検出数｛Ｉｄｅｔｅｃｔｅｄ，ｋ｝および真の数｛Ｉｔｒｕｅ，ｋ｝が、校正スキャンパラメータと関連付けて、校正ルックアップテーブルに記録される。
　ステップＳ６０７において、さらに校正スキャンがあるか否か確認され、さらに校正スキャンがある場合、処理はステップＳ６０１に移行する。それ以外の場合、処理はステップＳ６０９で終了する。
　図５は、患者スキャン時の光子の計数損失を補償する本開示の方法のフローチャートを示す。患者スキャン時、検出数と校正ルックアップテーブルに基づいて、計数損失が繰り返し補償される。システム内の各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウに対して、これが実行される。図５の方法は各検出器に対して独立に実行される。
　図５において、ステップＳ７０１、Ｓ７０５、Ｓ７０７、およびＳ７１１は、それぞれのエネルギーウインドウに対して実行されてから、次ステップに移行する。
　ステップＳ７０１において、各エネルギーウインドウｋに対して、反復パラメータ｛Ｉｃｕｒｒｅｎｔ，ｋ｝が、検出数｛Ｉｄｅｔｅｃｔｅｄ，ｋ｝と等しい値に初期化される。
　ステップＳ７０３において、全エネルギーウインドウからの｛Ｉｃｕｒｒｅｎｔ，ｋ｝に基づいて、基底物質分解が実行され、｛Ｌ１，Ｌ２｝が求められる。一実施形態においては、複数のエネルギーにおけるＸ線測定を使用して、基底物質分解によって基底物質の厚さ／密度が算出され、基底物質の厚さ／密度が被検体のＸ線減衰特性とそのエネルギー依存性を定量的に説明する。そのような分解は複数エネルギーでのみ実現可能であり、したがって、スペクトルＣＴイメージングにおいて唯一用いられる。｛Ｉｃｕｒｒｅｎｔ，ｋ｝（エネルギーウインドウ番号ｋ　＝　１，…）が与えられると、｛Ｌ１，Ｌ２｝を数学的に計算することができる。厳密な解釈は、多くの場合、供給業者特有で、供給業者に所有されており、基底物質の種類および被検体に入射するＸ線スペクトルの正確な知識を必要とする。
　ステップＳ７０５において、｛Ｉｄｅｔｅｃｔｅｄ，ｋ｝と、｛Ｌ１，Ｌ２｝と、例えばプロトコル、フィルタリング法、技法等のスキャンパラメータとが与えられると、校正ルックアップテーブルを使用して、各エネルギーウインドウｋに対する｛Ｉｔｒｕｅ，ｋ｝が求められる。
　ステップＳ７０７において、所定数の繰り返しが実行されたか否かをチェックし、以下の条件が満たされているか否かをチェックすることによって、反復が収束したか否かが確認される。
Σｋ｜Ｉｔｒｕｅ，ｋ－Ｉｃｕｒｒｅｎｔ，ｋ｜＜ε
　ただし、εは、用途およびターゲットによって規定される最終的な画質によって決まる許容差パラメータである。例えば、低コントラストのターゲットを撮像する場合、許容誤差は小さい。反復が収束した場合、すなわち、所定数の繰り返しが実行されたか、または、上記条件が満たされた場合、処理はステップＳ７０９で終了する。それ以外の場合、処理はステップＳ７１１に進む。
　ステップＳ７１１において、反復パラメータＩｃｕｒｒｅｎｔがＩｔｒｕｅと等しい値に設定され、処理は次回繰り返しのためにステップＳ７０３に移行する。
　図５の処理完了後、Ｉｔｒｕｅを用いて、データ前処理と画像再構成を実行してもよい。
　エネルギーウインドウの設定が変更された場合（例えば、用途やスキャン条件が変化した際に必要となる、一部または全部のエネルギーウインドウの位置と幅の変更が発生した場合）、図５の処理は繰り返される。
　本開示の実施形態によって、検出器の、計数率とスペクトルに依存する計数損失が補償される。
　本開示の実施形態によって、入射計数率やスペクトルに依存しない正確なスペクトル測定値が得られる。
　図６は、本明細書に記載の光子計数検出器を備えることができるＣＴ装置の基本構造を示す。図６のＣＴ装置は、Ｘ線管１、フィルタおよびコリメータ２、および検出器３を有している。また、ＣＴ装置は、架台の回転の制御、Ｘ線源の制御、および患者ベッドの制御を行う架台モータおよび制御装置４等の付加的な機械的および電気的部品を備えることになる。ＣＴ装置は、さらに、データ収集システム（Data　Acquisition　System：ＤＡＳ）５と、ＤＡＳ５が取得したプロジェクションデータに基づいてＣＴ画像を生成する処理装置６を有している。一実施形態においては、処理装置６は、どの検出器要素がコリメートされ（例えば、トンネル）どれがコリメートされていないかを示す、検出器の“マップ”を利用する。処理装置６とＤＡＳ５は記憶装置７を使用し、記憶装置７は、例えば、検出器が取得したデータ、検出器のマップ、および再構成された画像を格納するように構成されている。検出器３は、室温動作性と良好なエネルギー分解能を備えた高速半導体放射線センサー材料と、マルチピクセル並列読み出しおよび高速計数に適した特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）を併用することによって実現される。また、検出器３は、シンチレータと光検出器とを有する検出器モジュールを配置することで形成されてもよい。ここで、シンチレータは、例えば、ＬＹＳＯ（Lutetium　Yttrium　Oxyorthosilicate）、ＬＳＯ（Lutetium　Oxyorthosilicate）、ＬＧＳＯ（Lutetium　Gadolinium　Oxyorthosilicate）などである。また、光検出器は、例えば、ＡＰＤ（Avalanche　Photodiode）素子やＳｉＰＭ（Silicon　Photomultiplier）などの半導体検出器や、光電子増倍管（ＰＭＴ（Photomultiplier　Tube））である。
　一実施形態においては、処理装置６は、捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、そして、所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における決定された光子数を調整するようにプログラムされている。
　当業者には分かるように、処理装置６は、離散論理ゲート、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field　Programmable　Gate　Array：ＦＰＧＡ）や、その他の結合プログラム可能論理回路（Complex　Programmable　Logic　Device：ＣＰＬＤ）として実装され得るＣＰＵを含んでもよい。ＦＰＧＡやＣＰＬＤの実装では、ＶＨＤＬ、Ｖｅｒｉｌｏｇ、その他のハードウェア記述言語でコード化されてもよく、また、コードは直接ＦＰＧＡやＣＰＬＤ内の電子メモリ、または、独立した電子メモリとしての電子メモリに記憶されてもよい。さらに、メモリは、ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュメモリ等の不揮発性メモリであってもよい。また、メモリは、スタティックまたはダイナミックＲＡＭなどの揮発性のものでもよく、マイクロコントローラやマイクロプロセッサ等の処理装置６を設けて、電子メモリだけでなくＦＰＧＡやＣＰＬＤとメモリとの相互作用を管理してもよい。
　あるいは、処理装置６内のＣＰＵは、本明細書に記載の各機能を実行する一連のコンピュータ読取可能な命令を含み、いずれかの上記非一時的電子メモリや、ハードディスクドライブ、ＣＤ、ＤＶＤ、フラッシュドライブ、その他の公知の記憶媒体に格納されているコンピュータプログラムを実行してもよい。さらに、そのコンピュータ読取可能な命令は、米国インテル社によるＸｅｎｏｎ（登録商標）プロセッサや米国ＡＭＤ社によるＯｐｔｅｒｏｎ（登録商標）プロセッサ等の処理装置６や、Ｍｉｃｒｏｓｏｆｔ　ＶＩＳＴＡ（登録商標）、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ（登録商標）、ＬＩＮＵＸ（登録商標）、Ａｐｐｌｅ（登録商標）、ＭＡＣ－ＯＳ（登録商標）や当業者に公知の他のオペレーティングシステム等のオペレーティングシステムと、連動して動作する、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、オペレーティングシステムの構成要素、またはそれらの組み合わせとして提供されてもよい。
　ＤＡＳ５によって処理された信号は処理装置６に送られ、処理装置６はＣＴ画像を生成するように構成されている。画像は記憶装置７への格納またはディスプレイへの表示、もしくは、その両方に供される。当業者には分かるように、記憶装置７は、ハードディスクドライブ、ＣＤ－ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、フラッシュドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、あるいは、その他の当業者に公知の電子記憶装置のいずれであってもよい。ディスプレイはＬＣＤディスプレイ、ＣＲＴディスプレイ、プラズマディスプレイ、ＯＬＥＤ、ＬＥＤ、あるいは、その他の当業者に公知のいずれのディスプレイとして実装してもよい。このように、本明細書に記載の記憶装置７およびディスプレイの説明は単に例として述べたものに過ぎず、本実施形態の進歩の範囲を制限するものではない。
　本開示の実施形態においては、検出器の検出効率の角度依存性が、現行のＣＴデータ収集モデルの中に効果的に組み込まれている。
　本開示の実施形態においては、検出器の応答性の角度依存性、および計数率依存性とエネルギー分解能の鈍化から生じる可能性のある残留効果に起因する、データの非一貫性が補償される。
　当業者には自明であるが、上記に開示の光子計数損失校正方法は、ＣＴスキャナの、シングルスライススキャナおよびマルチスライススキャナを含む、あらゆる幾何学的形態に適用可能である。さらに、本開示の方法は、平行ビーム、扇形ビーム、円錐形ビームを含む、あらゆるＣＴビームタイプに対して使用することができる。
　ある特定の実施形態を説明してきたが、これらの実施形態は、単なる事例として提示したものであって、本発明の範囲を限定するものではない。実際、本明細書で説明した新規の方法およびシステムは、様々な別の態様で具体化されてもよい。さらには、本発明の趣旨を逸脱することなく、本明細書で説明した方法およびシステムにおいて様々な省略、置換、および変更がなされてもよい。添付の特許請求の範囲およびそれらの均等物は、本発明の範囲と趣旨に収まると考えられる態様または変更を有効範囲に含むためのものである。
　以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、スペクトルＣＴイメージングにおける光子計数検出器の計数損失校正を行うことができる。
　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、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。

Claims (8)

  1. 　Ｘ線源を有するＣＴ（Computed　Tomography）スキャナと、
    　前記Ｘ線源から放射される入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー弁別検出器を有する検出器と、
    　前記捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、
    　所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび前記決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における前記決定された光子数を調整するよう構成された処理装置と、
    　を含むコンピュータ断層撮影装置。
  2. 　前記決定された光子数を調整する際において、前記処理装置は、
    　特定のエネルギー弁別検出器の特定のエネルギーウインドウに対して、現在の光子数を、前記決定された光子数のうち前記特定のエネルギー弁別検出器の前記特定のエネルギーウインドウに対応する光子数と等しい値に定め、
    　前記現在の光子数に基づいて、基底物質分解を達成し、
    　前記所定の光子計数損失ルックアップテーブルと前記達成された基底物質分解、前記特定のエネルギーウインドウ、および複数のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定し、
    　前記現在の光子数を前記真の光子数と等しい値に変更するよう構成された、
    　請求項１に記載のコンピュータ断層撮影装置。
  3. 　前記処理装置は、
    　前記真の光子数と前記現在の光子数の差を計算し、
    　前記計算された差の絶対値が所定の閾値より大きい場合、前記基底物質分解の達成、前記真の光子数の決定、前記差の計算、および前記現在の光子数の変更を繰り返すようさらに構成された、
    　請求項２に記載のコンピュータ断層撮影装置。
  4. 　コンピュータ断層撮影（Computed　Tomography：ＣＴ）装置内の複数のエネルギー弁別検出器において検出された光子数を校正するための光子計数損失ルックアップテーブルを決定する光子数決定プログラムであって、
    　前記ＣＴ装置内に配置され、所定の基底物質を含み、所定の厚さを有するファントムに対して、所定のスキャンパラメータの下で、Ｘ線源からＸ線光子を放射するステップと、
    　前記複数のエネルギー弁別検出器において入射Ｘ線光子を捕捉するステップと、
    　前記捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の前記光子数を検出するステップと、
    　前記所定の基底物質、前記所定の厚さ、および前記所定のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定するステップと、
    　前記決定された真の光子数および前記検出された光子数を、前記所定の基底物質および前記所定の厚さを表すパラメータと関連させ、また、前記所定のスキャンパラメータと関連させて、前記光子計数損失ルックアップテーブルに格納するステップと、を含む光子数決定プログラム。
  5. 　コンピュータ断層撮影（Computed　Tomography：ＣＴ）装置内において検出された光子数を校正するための光子計数損失ルックアップテーブルを決定する光子数決定装置であって、
    　前記ＣＴ装置内に配置され、所定の基底物質を含み、所定の厚さを有するファントムに対して、所定のスキャンパラメータの下で、Ｘ線源からＸ線光子を放射するように構成されたＸ線源と、
    　入射Ｘ線光子を捕捉し、前記捕捉された入射Ｘ線光子の、複数のエネルギーウインドウ内の前記光子数を検出するように構成された複数のエネルギー弁別検出器と、
    　前記所定の基底物質、前記所定の厚さ、および前記所定のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定するように構成された処理装置と、
    　前記決定された真の光子数および前記検出された光子数を、前記所定の基底物質および前記所定の厚さを表すパラメータと関連させ、また、前記所定のスキャンパラメータと関連させて、前記光子計数損失ルックアップテーブルに格納するように構成された記憶装置と、を含む光子数決定装置。
  6. 　コンピュータ断層撮影（Computed　Tomography：ＣＴ）スキャナにおける光子計数損失の校正を行うコンピュータ断層撮影装置の校正プログラムであって、
    　複数のエネルギー弁別検出器を介して入射Ｘ線光子を捕捉するステップと、
    　前記捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定するステップと、
    　所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび前記決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における前記決定された光子数を調整する調整ステップと、を含むコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
  7. 　前記調整ステップは、
    　特定のエネルギー弁別検出器の特定のエネルギーウインドウに対して、現在の光子数を、前記決定された光子数のうち前記特定のエネルギー弁別検出器の前記特定のエネルギーウインドウに対応する光子数と等しい値に定めるステップと、
    　前記現在の光子数に基づいて、基底物質分解を達成する達成ステップと、
    　前記所定の光子計数損失ルックアップテーブルと前記達成された基底物質分解、前記特定のエネルギーウインドウ、および複数のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定する決定ステップと、
    　前記現在の光子数を前記真の光子数と等しい値に変更する変更ステップと、を含む、請求項６に記載のコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
  8. 　前記調整ステップは、
    　前記真の光子数と前記現在の光子数の差を計算する計算ステップと、
    　前記計算された差の絶対値が所定の閾値より大きい場合、前記達成ステップ、前記決定ステップ、前記計算ステップ、および前記変更ステップを繰り返すステップと、を含む、請求項７に記載のコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
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