WO2014163187A1 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2014163187A1
WO2014163187A1 PCT/JP2014/059978 JP2014059978W WO2014163187A1 WO 2014163187 A1 WO2014163187 A1 WO 2014163187A1 JP 2014059978 W JP2014059978 W JP 2014059978W WO 2014163187 A1 WO2014163187 A1 WO 2014163187A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
ray
tube
count data
energy
tube voltage
Prior art date
Application number
PCT/JP2014/059978
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
中井　宏章
大造 及川
Original Assignee
株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社 東芝, 東芝メディカルシステムズ株式会社 filed Critical 株式会社 東芝
Priority to CN201480019935.2A priority Critical patent/CN105073010B/zh
Publication of WO2014163187A1 publication Critical patent/WO2014163187A1/ja
Priority to US14/873,710 priority patent/US10182775B2/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with 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 for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/04—Positioning of patients; Tiltable beds or the like
    • A61B6/0407—Supports, e.g. tables or beds, for the body or parts of the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/06—Diaphragms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4035—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4035—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
    • A61B6/4042—K-edge filters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4064—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis specially adapted for producing a particular type of beam
    • A61B6/4085—Cone-beams
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/46—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B6/461—Displaying means of special interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/483—Diagnostic techniques involving scattered radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating apparatus or devices for radiation diagnosis

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to an X-ray computed tomography apparatus.
  • an X-ray computed tomography apparatus (hereinafter also referred to as an X-ray CT apparatus)
  • a dose of X-rays (hereinafter referred to as an X-ray tube) radiated from the X-ray tube due to factors such as ripples in the X-ray tube voltage and changes over time.
  • X-ray dose may vary from time to time.
  • the X-ray dose that passes through the subject and is detected by the X-ray detector also fluctuates, there arises a problem that the tomographic image cannot be accurately reconstructed.
  • a correction detector (reference detector) is installed at a position where X-rays pass only through the air region without passing through the subject, and based on the output of the correction detector.
  • the output of the X-ray detector is corrected. Since the conventional X-ray detector is an integral type output, the correction detector only has to observe the total amount (with respect to the detector output) in the entire energy range of X-rays.
  • the integral type output means an output indicating a result obtained by integrating the product of the X-ray energy value and the detector sensitivity at the energy value in the entire energy band.
  • a photon counting X-ray CT apparatus as an X-ray CT apparatus of a type different from the integral type.
  • the main purpose is to obtain a tomographic image for each X-ray energy or for each X-ray energy band (energy bin).
  • a method of specifying energy information of X-rays using a photon counting type second X-ray detector is known.
  • this method for example, when imaging is performed by switching the X-ray tube voltage for each view as in dual energy imaging, the energy of X-rays emitted from the X-ray tube by the second X-ray detector.
  • Information can be specified.
  • the X-ray energy information here is information that can acquire the X-ray dose of the view using the average value of a specific energy range, etc., the X-ray energy spectrum irradiated from the X-ray tube is estimated or It is not information that can be corrected.
  • the photon counting X-ray CT apparatus uses a photon counting X-ray detector to observe the X-ray dose (the total or average value of the energy in the entire or specific range). Although possible, it is not possible to correct for variations in X-ray dose for each energy or energy band. For this reason, the photon counting type X-ray CT apparatus has a disadvantage that a tomographic image for each energy or each X-ray energy band cannot be accurately reconstructed.
  • An object is to provide an X-ray computed tomography apparatus capable of correcting fluctuations in the energy spectrum of X-rays irradiated from an X-ray tube and accurately reconstructing tomographic images for each energy or energy band.
  • the X-ray computed tomography apparatus includes an X-ray tube, a first X-ray detector, a second X-ray detector, a counting result collection unit, a storage unit, an estimation unit, a correction unit, and a reconstruction unit. To do.
  • the X-ray tube emits X-rays.
  • the first X-ray detector counts X-ray photons in the first region of the irradiated X-ray, and acquires energy of the X-ray photon.
  • the second X-ray detector counts X-ray photons in the second region of the irradiated X-rays and acquires the energy of the X-ray photons.
  • the counting result collecting means collects the counting results of the first and second X-ray detectors and outputs first and second counting data indicating an X-ray energy spectrum.
  • the storage means stores a plurality of reference count data indicating an X-ray energy spectrum associated with a plurality of tube voltages or tube currents for irradiating X-rays from the X-ray tube.
  • the estimation means estimates a tube voltage or a tube current at the time of X-ray irradiation based on a comparison of energy spectra between the second count data and each of the plurality of reference count data.
  • the correction means corrects the first count data obtained together with the second count data by using an energy spectrum obtained based on the estimated tube current or tube voltage.
  • the reconstruction unit reconstructs medical image data based on the corrected first count data.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment
  • FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of the X-ray CT apparatus.
  • a gantry 4 and a console 6 are electrically connected.
  • the X-ray CT apparatus has a bed 5 on which the subject P is placed.
  • the gantry 4 accommodates a pair of the X-ray system 1, the optical system 2, and the detection system 3, and a rotation support mechanism (not shown) that rotates the pair around the body axis of the subject P on the bed 5. Is housed.
  • the rotation support mechanism includes a rotation ring, a ring support mechanism that supports the rotation ring so as to be rotatable about the rotation axis Z, and a drive unit that drives rotation of the ring.
  • An X-ray tube 12 and an X-ray detector 31 also called a two-dimensional array type or a multi-row type are mounted on the rotating ring. In imaging or scanning, the subject P is placed on the bed 5 and inserted into a cylindrical imaging area between the X-ray tube 12 and the X-ray detector 31 in the gantry 4.
  • the X-ray system 1, the optical system 2, and the detection system 3 are controlled by a gantry control transmission unit 41 in the gantry 4.
  • the gantry control transmission unit 41 is connected to the system control unit 61 in the console 6 so that transmission is possible.
  • the console 6 includes a system control unit 61, a correction processing unit 62, a reconstruction unit 63, an image storage unit 64, a display unit 65, an input unit 66, and a storage unit 67.
  • the X-ray system 1 includes a high voltage generator 11 and an X-ray tube 12.
  • the high voltage generator 11 supplies a filament current to the cathode filament of the X-ray tube 12 and a high-voltage power source (not shown) for applying a high voltage between the anode target and the cathode filament of the X-ray tube 12. And a filament current generator (not shown).
  • the X-ray tube 12 receives an applied voltage (hereinafter referred to as tube voltage) and a filament current from a high voltage generator 11 via a slip ring (not shown) and generates an X-ray.
  • X-rays are emitted (irradiated) from the focal point.
  • X-rays emitted from the X-ray focal point are shaped into, for example, a cone beam shape (pyramidal shape) via a wedge 21 and a slit 22 in the optical system 2 attached to the X-ray emission window of the X-ray tube 12.
  • the wedge 21 is a filter for reducing exposure
  • the slit 22 is a gap for beam shaping.
  • the X-ray radiation range is indicated by a dotted line.
  • the X axis is a straight line that is orthogonal to the rotation axis Z and passes through the focal point of the emitted X-ray.
  • the Y axis is a straight line orthogonal to the X axis and the rotation axis Z.
  • the X-ray tube 12 in this embodiment is assumed to be a rotary anode type X-ray tube. It should be noted that other types of X-ray tubes other than the fixed anode type X-ray tube can be applied to the present embodiment.
  • the detection system 3 includes an X-ray detector 31 and a data collection unit (DAS) 32.
  • DAS data collection unit
  • the X-ray detector 31 is attached at a position and an angle facing the X-ray tube 12 across the rotation axis Z.
  • the X-ray detector 31 detects a plurality of X-rays arranged in a lattice pattern in a channel direction orthogonal to the body axis (or rotation axis Z direction) of the subject P and in a column direction along the body axis of the subject P. It has an element.
  • an X-ray detector located in the second region is also referred to as a second X-ray detector 31 b
  • the first region eg, An X-ray detector located in an area other than the second X-ray detector 31b is referred to as a first X-ray detector 31a.
  • the first region may be a region including at least a region corresponding to the subject P placed on the bed 5.
  • the second area is an area different from the first area.
  • the second X-ray detector 31b is connected to the end of the first X-ray detector 31a.
  • the channel direction may be an arc direction that is orthogonal to the rotation axis and has a radius from the center to the center of the light receiving portion of the X-ray detection element for one channel, with the focus of the emitted X-rays as the center.
  • the column direction may be called the slice direction.
  • the second X-ray detector 31b may be called a correction detector or a reference detector.
  • the second X-ray detector 31b is connected to the end of the first X-ray detector 31a, but the position of the second X-ray detector 31b is not limited to this. I can't.
  • the second X-ray detector 31b only needs to be provided at a position where the X-rays do not pass through the subject. Therefore, the second X-ray detector 31b is not necessarily connected to the detector 31a.
  • the first X-ray detector It may be fixedly installed at a position spatially separated from 31a, in the vicinity of the X-ray tube 12, or at an arbitrary position inside the rotating portion.
  • the first and second X-ray detectors 31a and 31b have the same configuration. However, the first X-ray detector 31a counts X-ray photons in the first region of the irradiated X-rays, and acquires the energy of the X-ray photons. The second X-ray detector 31b counts the X-ray photons in the second region of the irradiated X-rays, and acquires the energy of the X-ray photons. For example, the first X-ray detector 31a counts X-ray photons irradiated from the X-ray tube 12 and transmitted through the subject P, and acquires energy of the X-ray photons.
  • the second X-ray detector 31b counts X-ray photons that are irradiated simultaneously with the irradiation of the subject P and do not pass through the subject P, and acquire the energy of the X-ray photons. Further, the second X-ray detector 31b only needs to be installed at a position where the X-rays irradiated from the X-ray tube 12 pass only through the air region, and for example, between the X-ray tube 12 and the wedge 21. You may install in the edge area. The end region between the X-ray tube 12 and the wedge 21 may be referred to as the vicinity of the X-ray tube 12.
  • each of the plurality of X-ray detection elements in the X-ray detectors 31a and 31b is provided with a collimator for reducing the directionality of incident X-rays.
  • Each of the plurality of X-ray detection elements in the X-ray detector 31a converts the X-rays irradiated from the X-ray tube 12 and transmitted through the subject P into photons and detects them.
  • each of the plurality of X-ray detection elements in the X-ray detector 31b converts the X-rays irradiated from the X-ray tube 12 and not passing through the subject P into photons and detects them.
  • X-rays that have passed through the subject P enter the X-ray detection element.
  • X-rays that have entered the X-ray detection element are focused by the collimator, enter the scintillator, and are converted into photons.
  • the photon is incident on the photodiode to generate electric charge, and discharges the electric charge charged by the bias voltage applied to the photodiode.
  • the discharged electric charge is charged through a read line by a CMOS switch as a read switch, and a first detection signal having a wave height corresponding to the energy of the X-ray is generated.
  • the first detection signal from each of the plurality of X-ray detection elements is output (read) to a counting unit (not shown) via a connection switching unit (not shown).
  • the counting unit counts the number of first detection signals for each predetermined wave height range, and outputs the counting result to the data collecting unit (DAS) 32.
  • DAS data collecting unit
  • the counting unit counts the number of second detection signals for each predetermined wave height range, and outputs the counting result to the data collecting unit (DAS) 32.
  • the X-ray detector 31 may be a direct conversion type semiconductor detector that does not use a scintillator.
  • the operation of detecting X-rays by converting them into photons may be an operation of detecting X-ray photons.
  • the X-ray detector 31 may be any detector such as a detector using SiPM (silicon photomultiplier tube) or a detector using CdTe or germanium as long as it can count X-ray photons. It may be usable.
  • the number of settings in the predetermined wave height range is arbitrary, but when the number of settings is small, the number of detection signals is counted for each energy band, and when the number of settings is large, the number of detection signals is counted for each energy. Is done. That is, the fineness of discrimination in the wave height range corresponds to the fineness of energy band decomposition.
  • the data collection unit (DAS) 32 has a plurality of data collection circuits that constitute counting result collection means.
  • the counting result collecting means collects the counting results of the first and second X-ray detectors 31a and 31b and outputs first and second counting data indicating the energy spectrum of the X-ray.
  • the plurality of data collection circuits collect the count results of the first detection signals individually read from the respective X-ray detection elements, and consist of the subject P (consisting of the collected count results).
  • the first count data indicating the energy spectrum of the X-rays transmitted through is output to the gantry control transmission unit 41.
  • the plurality of data collection circuits collect the count results of the second detection signals individually read from the respective X-ray detection elements, and pass through the subject P (consisting of the collected count results).
  • the second count data indicating the X-ray energy spectrum that has not been output is output to the gantry control transmission unit 41.
  • the number of data acquisition circuits is generally smaller than the number of X-ray detection elements.
  • Each data collection circuit is provided in the same number as the number of output terminals (or switches) of a connection switching unit (not shown), and is mounted for each channel (ch) of each segment, for example.
  • the gantry control transmission unit 41 sends the first count data and the second count data received from the data collection unit (DAS) 32 to the correction processing unit 62 via the system control unit 61, respectively.
  • DAS data collection unit
  • the correction processing unit 62 constitutes an estimation means for estimating a tube voltage or a tube current at the time of X-ray irradiation based on comparison of energy spectra between the second count data and each of a plurality of reference data. Further, the correction processing unit 62 constitutes a correcting unit that corrects the first count data obtained together with the second count data, using the energy spectrum obtained based on the estimated tube voltage or tube current. Yes.
  • the correction processing unit 62 receives the first count data and the second count data from the data collection unit 32 via the gantry control transmission unit 41 and the system control unit 61, the second count data Based on the above, the first count data is corrected.
  • the second X-ray detector 31b detects fluctuations in the tube voltage of the X-ray tube 12 and collects the obtained second detection signals.
  • the energy spectrum is estimated based on the counted data.
  • a reference process is performed to normalize the first count data for each energy band and correct the fluctuation of the X-ray intensity.
  • the correction based on the second count data can be executed by the following functions (f62-1) to (f62-3).
  • the second count data and each of the plurality of reference count data are compared, and the tube voltage or tube current corresponding to the reference count data having the maximum similarity is determined as the tube voltage or tube at the time of X-ray irradiation.
  • a first estimation function that estimates current. Specifically, as shown in an example in FIG. 3, the similarity between each reference count data in the storage unit 67 and the second count data is calculated, and the calculated similarity and each reference count data are calculated.
  • a first estimation function for estimating the tube voltage (or tube current) of the X-ray tube 12 when the subject P is irradiated. 3 corresponds to the reference count data in the storage unit 67.
  • the figure shown on the upper right side of FIG. 3 corresponds to the second count data.
  • the figure shown in the lower right column of FIG. 3 corresponds to the estimation process of the tube voltage (or tube current).
  • the first estimation function (f62-1) is the tube voltage (point b in the lower right of FIG. 3) of the reference count data having the maximum similarity (b in FIG. 3) among the calculated similarities.
  • 100.0 kV (or tube current) may be estimated as the tube voltage (or tube current) when the subject P is irradiated.
  • the similarity between the second count data and each of the plurality of reference count data is calculated, and each similarity is approximated by a curve.
  • the tube voltage or tube current related to the similarity when indicating a value may be estimated as the tube voltage or tube current at the time of X-ray irradiation.
  • the relationship between the calculated similarity and the tube voltage (or tube current) of each reference count data having the similarity is approximated by a curve, and the tube related to the similarity when the curve shows the maximum value.
  • the voltage (99.8 kV indicated by the broken line in the lower right of FIG. 3) (or tube current) may be estimated as the tube voltage (or tube current) when the subject P is irradiated.
  • the second is to estimate the energy spectrum of X-rays irradiated with the estimated tube voltage (or tube current). Estimation function.
  • the second estimation function (f62-2) individually corresponds to the estimated tube voltage (or tube current) and two tube voltages (or tube currents) sandwiching the tube voltage (or tube current). Based on the two reference count data, the energy spectrum of the irradiated X-ray is estimated by interpolating between the two energy spectra indicated by the reference count data (eg, linear interpolation). Also good.
  • the first and second estimation functions (f62-1) and (f62-2) are examples of estimation means.
  • the correction function (f62-3) is an example of a correction unit.
  • the reconstruction unit 63 reconstructs medical image data of the subject P based on the first count data corrected by the correction processing unit 62. For example, the reconstruction unit 63 generates projection data based on the corrected first count data. Specifically, the reconstruction unit 63 generates projection data by adding a plurality of count results in the corrected first count data to each other.
  • Projection data is data immediately before reconstruction processing, and is a set of data values corresponding to the intensity of X-rays transmitted through the subject P.
  • the projection data is stored in a storage unit (not shown) including a magnetic disk, a magneto-optical disk, or a semiconductor memory in association with data representing a view angle when data is collected.
  • a storage unit not shown
  • a set of projection data over all channels having the same view angle collected almost simultaneously in one shot is referred to as a projection data set.
  • the projection data for each channel in the projection data set is identified by the view angle, cone angle, and channel number.
  • the view angle represents each position of the circular orbit around which the X-ray tube 12 circulates about the rotation axis Z as an angle in a range of 360 ° with the uppermost portion of the circular orbit vertically upward from the rotation axis Z as 0 °. It is.
  • the reconstruction unit 63 reconstructs medical image data indicating a tomographic image of the subject P based on a projection data set having a view angle of 360 ° or 180 ° + fan angle.
  • a reconstruction method for example, the method described in Patent Document 2 can be applied to a desired energy band.
  • the image storage unit 64 stores medical image data reconstructed by the reconstruction unit 63.
  • the display unit 65 displays medical image data stored in the image storage unit 64, conditions set for X-ray computed tomography, and the like.
  • the input unit 66 inputs X-ray computed tomography imaging conditions desired by the operator, subject information, and the like. Specifically, the input unit 66 captures various instructions / commands / information / selections / settings from the operator into the X-ray CT apparatus. Although not shown, the input unit 66 includes a trackball, a switch button, a mouse, a keyboard, and the like for setting a region of interest. The input unit 66 detects the coordinates of the cursor displayed on the display screen, and outputs the detected coordinates to the system control unit 61. Note that the input unit 66 may be a touch panel provided so as to cover the display screen. In this case, the input unit 66 detects coordinates instructed by a touch reading principle such as an electromagnetic induction type, an electromagnetic distortion type, or a pressure sensitive type, and outputs the detected coordinates to the system control unit 61.
  • a touch reading principle such as an electromagnetic induction type, an electromagnetic distortion type, or a pressure sensitive type
  • the storage unit (storage means) 67 stores a plurality of reference count data indicating an X-ray energy spectrum associated with a plurality of tube voltages or tube currents for irradiating X-rays from the X-ray tube 12. ing.
  • the storage unit 67 emits X-rays from the X-ray tube 12 at a plurality of preset tube voltages (or tube currents), and is obtained by the second X-ray detector 31b and the data collection unit (DAS) 32.
  • a plurality of reference count data indicating the energy spectrum of X-rays is stored.
  • the system control unit 61 functions as the center of the X-ray CT apparatus.
  • the system control unit 61 includes a CPU and a memory (not shown).
  • the system control unit 61 controls the bed 5 and the gantry 4 and the high voltage generation unit 11 for X-ray computed tomography based on examination schedule data and a control program stored in a storage unit (not shown). .
  • the system control unit 61 temporarily stores information such as operator instructions and image processing conditions sent from the input unit 66 in a memory (not shown).
  • the system control unit 61 controls the bed 5 and the gantry 4 and the high voltage generation unit 11 based on these pieces of information temporarily stored in the memory.
  • the system control unit 61 reads a control program for executing predetermined image generation / display, etc., from a storage unit (not shown), expands it on its own memory, and executes computations / processes and the like regarding various processes. .
  • steps ST3 to ST4 is given taking the tube voltage as an example of the tube voltage or tube current. That is, in the description of steps ST3 to ST4, the tube voltage may be read as a tube current.
  • the second X-ray detector 31b and the data acquisition unit (DAS) 32 obtain a plurality of reference count data indicating the X-ray energy spectrum at each tube voltage.
  • the plurality of reference count data is stored in the storage unit 67 via the gantry control transmission unit 41 and the system control unit 61 (ST1). Thereby, the storage unit 67 stores a plurality of reference count data indicating an X-ray energy spectrum associated with each of a plurality of tube voltages (or tube currents) for irradiating X-rays from the X-ray tube 12. To do.
  • Step ST1 will be supplementarily described.
  • the tube voltage of the X-ray tube 12 fluctuates, as shown on the left side of FIG.
  • the tube voltage is changed in a predetermined range (eg, 99.5 kV to 100.5 kV) in advance, and the X-ray energy measured by the second X-ray detector is used.
  • a spectrum is acquired (FIG. 3 middle row).
  • the energy spectrum of the X-ray radiated from the X-ray tube 12 (left side in FIG. 3) cannot be measured accurately due to the energy resolution of the detector, as shown by the solid line in the center of FIG. The spectrum with dull energy is measured.
  • the measurement result is stored in the storage unit 67 in advance.
  • the subject P is imaged. That is, in the X-ray CT apparatus, the subject P is placed on the bed 5 and inserted into the cylindrical imaging region between the X-ray tube 12 rotating around the rotation axis Z and the X-ray detector 31. The In this state, the X-ray tube 12 emits X-rays. The first X-ray detector 31a counts the X-ray photons in the first region of the irradiated X-rays, and acquires the energy of the X-ray photons.
  • the first X-ray detector 31a detects X-rays irradiated and transmitted through the subject P by converting them into photons, and the number of first detection signals having a wave height corresponding to the energy of the X-rays. Is counted for each predetermined wave height range.
  • the data collection unit (DAS) 32 collects the count results of the first X-ray detector 31a and outputs first count data indicating the energy spectrum of the X-rays transmitted through the subject P.
  • the second X-ray detector 31b counts X-ray photons in the second region of the irradiated X-rays, and acquires the energy of the X-ray photons.
  • the second X-ray detector 31b detects X-rays that are irradiated simultaneously with the irradiation of the subject P and are not transmitted through the subject P by converting them into photons, and according to the energy of the X-rays.
  • the number of second detection signals having a certain wave height is counted for each predetermined wave height range.
  • the data collection unit (DAS) 32 collects the count results of the second X-ray detector 31b and outputs second count data indicating the energy spectrum of the X-rays that are not transmitted through the subject P. .
  • the data collection unit (DAS) 32 collects the count results of the first and second X-ray detectors 31a and 31b and outputs first and second count data indicating the X-ray energy spectrum.
  • the first and second count data are sent to the correction processing unit 62 via the gantry control transmission unit 41 and the system control unit 61.
  • the correction processing unit 62 estimates the tube voltage or tube current at the time of X-ray irradiation based on the comparison of the energy spectrum between the second count data and each of the plurality of reference count data (ST2 to ST3).
  • the correction processing unit 62 calculates the similarity between each reference count data in the storage unit 67 and the second count data (ST2).
  • the similarity an arbitrary statistic representing a distance between multidimensional data such as a normalized correlation value can be used.
  • the correction processing unit 62 estimates the tube voltage of the X-ray tube 12 when irradiating the subject P based on the calculated similarity and the tube voltage of each reference count data (ST3).
  • the estimation of the tube voltage may be the tube voltage of the reference count data having the maximum similarity. That is, the correction processing unit 62 uses the tube voltage of the reference count data having the maximum similarity (b in FIG. 3) among the calculated similarities (100.0 kV corresponding to point b on the lower right in FIG. 3). May be estimated as the tube voltage when the subject P is irradiated.
  • tube voltage may be estimated by interpolating the calculated similarity.
  • the correction processing unit 62 approximates the relationship between the calculated similarity and the tube voltage of each reference count data having the similarity with a curve, and relates to the similarity when the curve shows a maximum value.
  • the tube voltage (99.8 kV indicated by the broken line at the lower right in FIG. 3) may be estimated as the tube voltage when the subject P is irradiated.
  • the tube voltage can be estimated more accurately than when estimated from the maximum similarity.
  • the correction processing unit 62 corrects the first count data obtained together with the second count data by using the energy spectrum obtained based on the estimated tube voltage (or tube current) (ST4 to ST4). ST5).
  • the correction processing unit 62 estimates the energy spectrum of X-rays irradiated with the estimated tube voltage based on the tube voltage estimated in step ST3 and each reference count data in the storage unit 67 (ST4). ).
  • the estimation of the energy spectrum may be executed by interpolation (such as linear interpolation) of the spectrum of the nearby voltage. That is, the correction processing unit 62 indicates 2 based on the estimated tube voltage and the two reference count data individually corresponding to the two tube voltages sandwiching the tube voltage.
  • the energy spectrum of X-rays irradiated with the estimated tube voltage may be estimated by linearly interpolating between the two energy spectra.
  • the correction processing unit 62 corrects the first count data based on the energy spectrum estimated in step ST4 (ST5).
  • the correction processing unit 62 uses, for each energy (band), a reference correction that normalizes by dividing the first count data by the third count data indicating the estimated energy spectrum, Step ST5 may be executed. That is, the correction processing unit 62 may execute Step ST5 using the method described in Patent Document 2.
  • the X-ray energy fluence is ⁇ (E) ′
  • the X-ray energy spectrum is ⁇ (E)
  • the energy weighting function is w (E)
  • the energy fluence ⁇ (E) ′ corresponds to the count result for each wave height range in the corrected first count data.
  • the energy spectrum ⁇ (E) corresponds to a count result for each wave height range in the first count data before correction.
  • the energy weighting function w (E) corresponds to the weighting coefficient for each energy (band) E in the energy spectrum estimated in step ST4.
  • the reconstruction unit 63 reconstructs the medical image data of the subject P based on the first count data corrected in step ST5.
  • the reconstructed medical image data is written in the image storage unit 64.
  • the medical image data in the image storage unit 64 is displayed by the display unit 65.
  • the count results of the first and second X-ray detectors 31a and 31b are collected, and first and second count data indicating the energy spectrum of the X-ray are output.
  • the tube voltage or tube current at the time of X-ray irradiation is estimated based on the comparison of the energy spectrum between the second count data and each of the plurality of reference count data.
  • the first count data obtained together with the second count data is corrected using the energy spectrum obtained based on the estimated tube voltage or tube current. Further, medical image data is reconstructed based on the corrected first count data. Thereby, the fluctuation
  • step ST3 when the tube voltage of the reference count data having the maximum similarity among the calculated similarities is estimated as the tube voltage at the time of irradiating the subject P, the tube voltage is simply and quickly estimated. can do.
  • step ST3 the relationship between the calculated similarity and the tube voltage of each reference count data having the similarity is approximated by a curve, and the tube voltage related to the similarity when the curve shows the maximum value is calculated.
  • the tube voltage can be estimated with high accuracy.
  • step ST4 based on the estimated tube voltage and the two reference count data individually corresponding to the two tube voltages sandwiching the tube voltage, the two energy spectra indicated in the reference count data
  • the energy spectrum corresponding to the estimated tube voltage can be estimated with high accuracy.
  • the correction processing unit 62 may correct the tube voltage at the time of irradiation instead of correcting the first count data.
  • the tube voltage to be irradiated is 100.0 kV
  • the estimated tube voltage (which is supposed to be actually irradiated) fluctuates, for example, a low value such as 99.8 kV. The case where it becomes will be considered.
  • the correction processing unit 62 increases the voltage of the tube voltage to be irradiated. Specifically, tube voltage estimation processing is continued while gradually increasing the value of the tube voltage, and imaging is performed using the tube voltage at the time when the estimated tube voltage reaches 100.0 kV. If the estimated tube voltage is higher than the tube voltage to be irradiated, the tube voltage is adjusted while gradually decreasing the tube voltage.
  • the second embodiment is a modification of the first embodiment, and a kV switching method is employed in which the tube voltage is switched between a high voltage (eg, 135 kV) and a low voltage (eg, 80 kV) for each view during shooting. Used.
  • a high voltage eg, 135 kV
  • a low voltage eg, 80 kV
  • correction processing unit 62 has a function of estimating a temporally modulated tube voltage based on comparison of energy spectra between the second count data and each of the plurality of reference count data.
  • the second count data to be compared as shown in an example in FIG. 5, a plurality of time points (for example, t1) in one view where the target value (for example, 135 kV) of the tube voltage is the same.
  • the result obtained by averaging a plurality of second count data acquired in t5) is used. That is, the second count data to be compared has an X-ray energy spectrum as shown in the lower part of FIG.
  • the vertical axis represents the tube voltage
  • the horizontal axis represents the time.
  • a dashed-dotted rectangular wave indicates a “tube voltage target value”
  • a solid wave with a dull solid line indicates an actually measured value of the tube voltage.
  • the tube voltage is not switched during imaging (when the measured value of the tube voltage is constant)
  • the results obtained by averaging a plurality of second count data acquired at any plurality of time points are compared. What is necessary is just to make it 2nd count data of object. In this case, an average value of the time-modulated tube voltage is obtained as an estimation result.
  • step ST1 is executed.
  • the X-ray CT apparatus drives the X-ray tube 12 while temporally modulating the tube voltage, and images the subject P.
  • the data collection unit (DAS) 32 collects the count results of the first and second X-ray detectors 31a and 31b, and supplies the first and second count data indicating the X-ray energy spectrum to the correction processing unit 62. Output.
  • the correction processing unit 62 When the correction processing unit 62 receives the first and second count data, the correction processing unit 62 averages a plurality of second count data acquired at a plurality of time points in one view in which the tube voltage target value is the same, and is to be compared. To obtain the second count data.
  • the correction processing unit 62 estimates the temporally modulated tube voltage based on the comparison of the energy spectrum between the second count data to be compared and each of the plurality of reference count data. Specifically, the correction processing unit 62 uses the second count data to be compared and executes steps ST2 to ST3 as described above.
  • the X-ray CT apparatus performs steps ST4 to ST5 as described above to reconstruct the medical image data of the subject P.
  • the computation for reconfiguration is changed as appropriate according to the kV switching method.
  • the energy spectrum of the second count data and each of the plurality of reference count data are compared. Based on this, the time-modulated tube voltage is estimated. Thereby, even when the kV switching method is used, the same effect as that of the first embodiment can be obtained.
  • the second count data at a plurality of time points are averaged, and the tube voltage is estimated based on the obtained second count data.
  • this embodiment may be modified such that the tube voltage at a plurality of time points is estimated based on the second count data at a plurality of time points, and the obtained result is averaged to estimate the tube voltage.
  • the third embodiment is a modification of the first or second embodiment.
  • the regions of the first and second X-ray detectors 31a and 31b can be changed depending on the body shape of the subject P or the like. .
  • the first and second X-ray detectors 31a and 31b are used by dividing the X-ray detector 31 into two regions.
  • this classification may be inappropriate depending on the body shape of the subject P.
  • a part of the subject P may cover the second region corresponding to the second X-ray detector 31b.
  • the areas of the first and second X-ray detectors 31a and 31b can be changed.
  • the region of the second X-ray detector 31b may be changed from the left end region of the X-ray detector 31 to the right end region.
  • the number of columns in the end region may be changed while the left end region of the X-ray detector 31 is used as the region of the second X-ray detector 31b.
  • the input unit (input device) 66 receives an input signal for switching regions used as the first and second X-ray detectors 31a and 31b according to the operation of the operator.
  • the input unit 66 sends the received input signal to the data collection unit (DAS) 32 via the system control unit 61 and the gantry control transmission unit 41.
  • DAS data collection unit
  • the data collection unit (DAS) 32 is a control function for switching the regions used as the first and second X-ray detectors 31a and 31b in the X-ray detector 31 based on the input signal received by the input unit 66. (Control part).
  • the input unit 66 receives an input signal in advance.
  • the data collection unit (DAS) 32 switches regions used as the first and second X-ray detectors 31 a and 31 b in the X-ray detector 31 based on the input signal received by the input unit 66.
  • this embodiment operates in the same manner as the first or second embodiment after switching the regions used as the first and second X-ray detectors 31a and 31b in advance, the first or second embodiment is performed. The same effect as the form can be obtained.
  • the fourth embodiment is a modification of any of the first to third embodiments, and the similarity is calculated from a partial region of the energy spectrum.
  • the correction processing unit 62 divides each of the second count data and the plurality of reference count data into a plurality of energy bands, and compares at least one energy band among the energy bands, Seeking similarity.
  • the second count data (solid line) and a plurality of reference count data (broken lines) are divided into four energy bands B1 to B4.
  • the operator may set a threshold value of the energy band.
  • this division is an example, and may be changed to another division as appropriate.
  • the first energy band B1 is a band having a large inclination on the lowest energy side.
  • the magnitude of the inclination is the magnitude when compared with the inclination of other energy bands.
  • the second energy band B2 is a band adjacent to the first energy band B1 and having a smaller inclination on the higher energy side than the band B1.
  • the third energy band B3 is a band that is adjacent to the second energy band B2 and in which the slope greatly changes on the higher energy side than the band B2.
  • the fourth energy band B4 is a band adjacent to the third energy band B3 and having a smaller inclination on the higher energy side than the band B3.
  • the correction processing unit 62 obtains the similarity by comparing at least one energy band B2 or B4 among the divided energy bands B1 to B4.
  • step ST1 is executed.
  • step ST1 the X-ray CT apparatus drives the X-ray tube 12 and images the subject P.
  • the data collection unit (DAS) 32 collects the count results of the first and second X-ray detectors 31a and 31b, and supplies the first and second count data indicating the X-ray energy spectrum to the correction processing unit 62. Output.
  • the correction processing unit 62 When the correction processing unit 62 receives the first and second count data, the correction processing unit 62 divides each of the second count data and the plurality of reference count data into a plurality of energy bands, and at least one energy among the energy bands. The similarity is obtained by comparing the bands (ST2).
  • the X-ray CT apparatus performs steps ST3 to ST5 as described above to reconstruct the medical image data of the subject P.
  • each of the second count data and the plurality of reference count data is divided into a plurality of energy bands B1 to B4. Further, the similarity is obtained by comparing at least one energy band B2 or B4 among the energy bands B1 to B4.
  • this embodiment can reduce the calculation load for obtaining the similarity compared to the case of comparing the entire energy bands.
  • the tube voltage or tube current at the time of X-ray irradiation is estimated based on the comparison of the energy spectra of the second count data and each of the plurality of reference count data.
  • the first count data obtained together with the second count data is corrected using the energy spectrum obtained based on the estimated tube voltage or tube current.
  • medical image data is reconstructed based on the corrected first count data.

Abstract

　実施形態のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、複数の管電圧ないし管電流それぞれと対応付けられた、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶する。推定手段は、第２の係数データと、前記複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する。補正手段は、推定された管電圧ないし管電流に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、第２の計数データと共に得られた第１の計数データを補正する。再構成部は、補正された第１の計数データに基づいて、医用画像データを再構成する。

Description

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
　本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に関する。
　従来、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（Computed tomography：以下、Ｘ線ＣＴ装置ともいう）では、Ｘ線管電圧のリップルや経時変化といった要因により、Ｘ線管から照射されるＸ線の線量（以下、Ｘ線量ともいう）が時間毎に変動する場合がある。この場合、被検体を透過してＸ線検出器で検出されるＸ線量も変動するため、断層像を正確に再構成できない不具合が生じてしまう。
　Ｘ線ＣＴ装置では、このような不具合を避けるため、被検体を通らず空気領域のみをＸ線が透過する位置に補正検出器（リファレンス検出器）を設置し、補正検出器の出力に基づいて、Ｘ線検出器の出力を補正している。従来のＸ線検出器が積分型出力のため、補正検出器はＸ線の全エネルギー範囲での総量（に対する検出器出力）を観測すれば良い。積分型出力とは、Ｘ線エネルギー値と該エネルギー値での検出器感度の積を全エネルギー帯域で積分した結果を示す出力を意味している。
　一方、積分型とは異なるタイプのＸ線ＣＴ装置として、光子計数型のＸ線ＣＴ装置がある。光子計数型のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線エネルギー毎あるいはＸ線エネルギー帯域（エネルギービン）毎の断層像を取得することが主な目的となる。
　この種のＸ線ＣＴ装置では、光子計数型の第２のＸ線検出器を用い、Ｘ線のエネルギー情報を特定する方法が知られている。この方法では、例えば、デュアルエネルギー撮影時のように、Ｘ線管電圧をビュー毎に切り替えて撮影を行う場合に、第２のＸ線検出器により、Ｘ線管から照射されるＸ線のエネルギー情報を特定可能となっている。但し、ここでいうＸ線のエネルギー情報は、特定のエネルギー範囲の平均値等を用いてビューのＸ線量を取得できる情報であるものの、Ｘ線管から照射されるＸ線のエネルギースペクトルを推定あるいは補正できる情報ではない。
　しかしながら、光子計数型のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線のエネルギースペクトルが変動する場合、光子計数型のＸ線検出器を用いてＸ線量（全あるいは特定範囲のエネルギーの総和あるいは平均値）を観測できるものの、各エネルギー又は各エネルギー帯域のＸ線量の変動を補正することはできない。このため、光子計数型のＸ線ＣＴ装置では、エネルギー毎又はＸ線エネルギー帯域毎の断層像を正確に再構成できないという不都合がある。
特開２００９－２０１８８５号公報 特開２００６－１０１９２６号公報 特開２０１０－８２０３１号公報
　以上説明したように、光子計数型のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管から照射されるＸ線エネルギースペクトルが変動する場合に、エネルギー毎又はエネルギー帯域毎の断層像を正確に再構成できないという不都合がある。
　目的は、Ｘ線管から照射されるＸ線のエネルギースペクトルの変動を補正でき、エネルギー毎又はエネルギー帯域毎の断層像を正確に再構成し得るＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供することである。
　実施形態のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管、第１のＸ線検出器、第２のＸ線検出器、計数結果収集手段、記憶手段、推定手段、補正手段及び再構成部を具備する。
　前記Ｘ線管は、Ｘ線を照射する。
　前記第１のＸ線検出器は、前記照射されたＸ線の第１領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。
　前記第２のＸ線検出器は、前記照射されたＸ線の第２領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。
　前記計数結果収集手段は、前記第１及び第２のＸ線検出器の計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを出力する。
　前記記憶手段は、前記Ｘ線管からＸ線を照射するための複数の管電圧ないし管電流それぞれと対応付けられた、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶する。
　前記推定手段は、前記第２の計数データと、前記複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する。
　前記補正手段は、前記推定された管電流ないし管電圧に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、前記第２の計数データと共に得られた前記第１の計数データを補正する。
　前記再構成部は、前記補正された第１の計数データに基づいて、医用画像データを再構成する。
第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示す模式図である。 同実施形態におけるＸ線ＣＴ装置の概略構成を示す模式図である。 同実施形態におけるＸ線エネルギースペクトルの補正方法を説明するための模式図である。 同実施形態における動作を説明するためのフローチャートである。 第２の実施形態における第２の計数データを説明するための模式図である。 第４の実施形態における複数のエネルギー帯域を説明するための模式図である。
　以下、各実施形態に係るコンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置）について図面を用いて説明する。
　＜第１の実施形態＞
　図１は第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図であり、図２は同Ｘ線ＣＴ装置の概略構成を示す模式図である。このＸ線ＣＴ装置は、図１に示すように、架台（ガントリ）４及びコンソール６が電気的に接続されている。また、Ｘ線ＣＴ装置は、被検体Ｐを載置する寝台５を有している。架台４は、Ｘ線系１及び光学系２と、検出系３とのペアが収容されると共に、当該ペアを寝台５上の被検体Ｐの体軸を中心に回転させる回転支持機構（図示せず）が収容される。回転支持機構は、回転リングと、回転軸Ｚを中心として回転自在に回転リングを支持するリング支持機構と、リングの回転を駆動する駆動部とを有する。回転リングには、Ｘ線管１２と、２次元アレイ型または多列型とも称されるＸ線検出器３１が搭載される。撮影又はスキャンに際しては、架台４におけるＸ線管１２とＸ線検出器３１との間の円筒形の撮影領域内に、被検体Ｐが寝台５に載置され挿入される。
　Ｘ線系１、光学系２及び検出系３は、架台４内の架台制御伝送部４１に制御される。架台制御伝送部４１は、コンソール６内のシステム制御部６１と伝送可能に接続されている。コンソール６は、システム制御部６１、補正処理部６２、再構成部６３、画像記憶部６４、表示部６５、入力部６６及び記憶部６７を備えている。
　ここで、Ｘ線系１は、高電圧発生部１１及びＸ線管１２を備えている。
　高電圧発生部１１は、Ｘ線管１２の陽極ターゲットと陰極フィラメントとの間に高電圧を印加するための図示していない高電圧電源と、Ｘ線管１２の陰極フィラメントにフィラメント電流を供給するための図示していないフィラメント電流発生器とを有する。
　Ｘ線管１２は、高電圧発生部１１からスリップリング（図示せず）を経由して電圧の印加（以下、管電圧と呼ぶ）およびフィラメント電流の供給を受けてＸ線を発生し、Ｘ線の焦点からＸ線を放射（照射）する。Ｘ線の焦点から放射されたＸ線は、Ｘ線管１２のＸ線放射窓に取り付けられた光学系２内のウェッジ２１及びスリット２２を介して、例えばコーンビーム形（角錐形）に整形される。なお、ウェッジ２１は被曝低減用のフィルタであり、スリット２２はビーム整形用の間隙である。Ｘ線の放射範囲は、点線で示されている。Ｘ軸は、回転軸Ｚと直交し、放射されるＸ線の焦点を通る直線である。Ｙ軸は、Ｘ軸および回転軸Ｚと直交する直線である。本実施形態におけるＸ線管１２は、回転陽極型のＸ線管であるとする。なお、固定陽極型のＸ線管以外の他の型のＸ線管でも本実施形態に適用可能である。
　一方、検出系３は、Ｘ線検出器３１及びデータ収集部（ＤＡＳ）３２を備えている。
　Ｘ線検出器３１は、回転軸Ｚを挟んでＸ線管１２に対峙する位置およびアングルで取り付けられる。Ｘ線検出器３１は、被検体Ｐの体軸（又は回転軸Ｚ方向）に直交するチャンネル方向と被検体Ｐの体軸に沿った列方向とに格子状に配列された複数のＸ線検出素子を有する。なお、Ｘ線検出器３１のうち、第２領域（例、チャンネル方向の一方の端部領域）に位置するＸ線検出器を第２のＸ線検出器３１ｂとも呼び、第１領域（例、第２のＸ線検出器３１ｂ以外の領域）に位置するＸ線検出器を第１のＸ線検出器３１ａと呼ぶ。第１領域は、寝台５に載置される被検体Ｐに対応する領域を少なくとも含む領域としてもよい。第２領域は、第１領域とは異なる領域である。この例では、第２のＸ線検出器３１ｂは、第１のＸ線検出器３１ａの端部に連接して設けられる。チャンネル方向は、回転軸に直交し、且つ放射されるＸ線の焦点を中心として、この中心から１チャンネル分のＸ線検出素子の受光部中心までの距離を半径とする円弧方向としてもよい。列方向はスライス方向と呼んでもよい。第２のＸ線検出器３１ｂは、補正検出器又はリファレンス検出器と呼んでもよい。
　なお、一例として第２のＸ線検出器３１ｂが第１のＸ線検出器３１ａの端部に連接して設けられる場合を示したが、第２のＸ線検出器３１ｂの位置はこれに限られない。第２のＸ線検出器３１ｂは、Ｘ線が被検体を透過しない位置に設けられていればよいため、必ずしも検出器３１ａと連接していることが必要ではなく、第１のＸ線検出器３１ａと空間的に離れた位置や、Ｘ線管１２の近傍、あるいは回転部内部の任意の位置に固定して設置されていても構わない。
　これらの第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂは互いに同一構成である。但し、第１のＸ線検出器３１ａは、照射されたＸ線の第１領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。第２のＸ線検出器３１ｂは、照射されたＸ線の第２領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。例えば、第１のＸ線検出器３１ａは、Ｘ線管１２から照射されて被検体Ｐを透過したＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。第２のＸ線検出器３１ｂは、被検体Ｐへの照射と同時に照射されて被検体Ｐを透過しないＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。また、第２のＸ線検出器３１ｂは、Ｘ線管１２から照射されるＸ線が空気領域のみを透過する位置に設置されればよいので、例えば、Ｘ線管１２とウェッジ２１との間の端部領域に設置してもよい。Ｘ線管１２とウェッジ２１との間の端部領域は、Ｘ線管１２の近傍と呼んでもよい。
　いずれにしても、Ｘ線検出器３１ａ，３１ｂ内の複数のＸ線検出素子各々には、入射するＸ線の方向性を絞るコリメータが取り付けられる。Ｘ線検出器３１ａ内の複数のＸ線検出素子各々は、Ｘ線管１２から照射されて被検体Ｐを透過したＸ線を光子に変換して検出する。同様に、Ｘ線検出器３１ｂ内の複数のＸ線検出素子各々は、Ｘ線管１２から照射されて被検体Ｐを透過していないＸ線を光子に変換して検出する。例えば、被検体Ｐを透過したＸ線は、Ｘ線検出素子に入射する。Ｘ線検出素子に入射したＸ線は、コリメータに絞られてシンチレータに入射して光子に変換される。光子は、フォトダイオードに入射し電荷を発生し、フォトダイオードにかけられたバイアス電圧によって充電された電荷を放電させる。放電された電荷は、読出スイッチとしてのＣＭＯＳスイッチによって読出ラインを通して充電され、当該Ｘ線のエネルギーに応じた波高をもつ第１の検出信号が生成される。複数のＸ線検出素子各々からの第１の検出信号は、接続切換部（図示せず）を介して計数部（図示せず）に出力（読出）される。計数部は、第１の検出信号の個数を所定の波高範囲毎に計数し、計数結果をデータ収集部（ＤＡＳ）３２に出力する。なお、上述した被検体への照射と同時に照射されて被検体Ｐを透過していないＸ線がＸ線検出素子に入射した場合も同様にして、当該Ｘ線のエネルギーに応じた波高をもつ第２の検出信号が生成及び出力される。また同様に、計数部は、第２の検出信号の個数を所定の波高範囲毎に計数し、計数結果をデータ収集部（ＤＡＳ）３２に出力する。なお、Ｘ線検出器３１は、シンチレータを使わない直接変換型の半導体検出器を使用してもよい。また、Ｘ線を光子に変換して検出する動作は、Ｘ線光子を検出する動作としてもよい。また、Ｘ線検出器３１としては、Ｘ線光子を計数可能であればよく、ＳｉＰＭ（シリコン光電子増倍管）を用いた検出器、ＣｄＴｅ又はゲルマニウムを用いた検出器などの任意の検出器が使用可能であっても構わない。また、所定の波高範囲の設定数は任意であるが、設定数が少ない場合にはエネルギー帯域毎に検出信号の個数が計数され、設定数が多い場合にはエネルギー毎に検出信号の個数が計数される。すなわち、波高範囲の弁別の細かさがエネルギー帯域分解の細かさに対応する。
　データ収集部（ＤＡＳ）３２は、計数結果収集手段を構成する複数のデータ収集回路を有する。計数結果収集手段は、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを出力する。具体的には例えば、複数のデータ収集回路は、各Ｘ線検出素子から個別に読み出された第１の検出信号の計数結果を収集し、（当該収集した計数結果からなり、）被検体Ｐを透過したＸ線のエネルギースペクトルを示す第１の計数データを架台制御伝送部４１に出力する。同様に、複数のデータ収集回路は、各Ｘ線検出素子から個別に読み出された第２の検出信号の計数結果を収集し、（当該収集した計数結果からなり、）被検体Ｐを透過していないＸ線のエネルギースペクトルを示す第２の計数データを架台制御伝送部４１に出力する。データ収集回路の個数は、一般的にはＸ線検出素子の個数よりも少ない。各データ収集回路は、図示しない接続切換部の出力端子（又はスイッチ）の個数と同数だけ設けられ、例えば、各セグメントのチャンネル(ｃｈ)毎に実装される。
　架台制御伝送部４１は、データ収集部（ＤＡＳ）３２から受けた第１の計数データ及び第２の計数データをそれぞれシステム制御部６１を介して補正処理部６２に送出する。
　補正処理部６２は、第２の計数データと、複数の基準データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する推定手段を構成している。また、補正処理部６２は、推定された管電圧ないし管電流に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、第２の計数データと共に得られた第１の計数データを補正する補正手段を構成している。
　具体的には例えば、補正処理部６２は、データ収集部３２から架台制御伝送部４１及びシステム制御部６１を介して第１の計数データ及び第２の計数データを受けると、第２の計数データに基づいて、第１の計数データを補正する。第２の計数データに基づく補正としては、例えば、Ｘ線管１２の管電圧の変動を第２のＸ線検出器３１ｂで検出し、得られた第２の検出信号を収集してなる第２の計数データに基づいてエネルギースペクトルを推定する。しかる後、推定したエネルギースペクトルを示す第３の計数データに基づいて、エネルギー帯域毎に第１の計数データを正規化してＸ線強度の変動を補正するリファレンス処理が実行される。
　具体的には、第２の計数データに基づく補正は、以下の各機能(f62-1)～(f62-3)により実行可能となっている。
　(f62-1)　第２の計数データと複数の基準計数データそれぞれとを比較し、最大の類似度をもつ基準計数データに対応する管電圧ないし管電流を、Ｘ線照射時における管電圧ないし管電流として推定する第１の推定機能。具体的には、図３に一例を示すように、記憶部６７内の各基準計数データと第２の計数データとの類似度を算出し、算出された類似度と当該各基準計数データとに基づいて、被検体Ｐへの照射時におけるＸ線管１２の管電圧（ないし管電流）を推定する第１の推定機能。なお、図３の中央列の各図が記憶部６７内の各基準計数データに対応している。図３の右列上側に示す図が第２の計数データに対応している。図３の右列下に示す図が管電圧（ないし管電流）の推定処理に対応している。
　ここで、第１の推定機能(f62-1)は、当該算出された類似度のうちの最大の類似度（図３ではｂ）をもつ基準計数データの管電圧（図３右下のｂ点に対応する１００．０ｋＶ）（ないし管電流）を、被検体Ｐへの照射時における管電圧（ないし管電流）として推定してもよい。また、第１の推定機能(f62-1)に代えて、第２の計数データと複数の基準計数データそれぞれとの類似度を算出し、更に各類似度を曲線で近似し、当該曲線が最大値を示すときの類似度に関係する管電圧ないし管電流を、Ｘ線照射時における管電圧ないし管電流として推定してもよい。例えば、当該算出された類似度と当該類似度をもつ各基準計数データの管電圧（ないし管電流）との関係を曲線で近似し、当該曲線が最大値を示すときの類似度に関係する管電圧（図３右下の破線で示す９９．８ｋＶ）（ないし管電流）を、被検体Ｐへの照射時における管電圧（ないし管電流）として推定してもよい。
　(f62-2)　推定された管電圧（ないし管電流）及び当該各基準計数データに基づいて、当該推定された管電圧（ないし管電流）で照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定する第２の推定機能。
　なお、第２の推定機能(f62-2)は、当該推定された管電圧（ないし管電流）と、当該管電圧（ないし管電流）を挟む２つの管電圧（ないし管電流）に個別に対応する２つの各基準計数データとに基づいて、当該各基準計数データに示される２つのエネルギースペクトルの間を補間（例、線形補間）することにより、照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定してもよい。
　(f62-3)　当該推定されたエネルギースペクトルに基づいて第１の計数データを補正する補正機能。
　ここで、第１及び第２の推定機能(f62-1),(f62-2)は、推定手段の一例である。補正機能(f62-3)は、補正手段の一例である。
　再構成部６３は、補正処理部６２で補正された第１の計数データに基づいて、被検体Ｐの医用画像データを再構成する。例えば、再構成部６３は、補正された第１の計数データに基づいて、投影データを発生する。具体的には、再構成部６３は、補正された第１の計数データ内の複数の計数結果を相互に加算して投影データを発生する。
　投影データとは、再構成処理直前のデータであり、被検体Ｐを透過したＸ線の強度に応じたデータ値の集合である。投影データは、データ収集したときにビューアングルを表すデータと関連付けられて、磁気ディスク、光磁気ディスク、又は半導体メモリを備えた図示していない記憶部に記憶される。ここでは説明の便宜上、ワンショットで略同時に収集したビューアングルが同一である全チャンネルにわたる一揃いの投影データを、投影データセットと称する。なお、投影データセットの各チャンネルに対する投影データは、ビューアングル、コーン角、チャンネル番号によって識別される。ビューアングルは、Ｘ線管１２が回転軸Ｚを中心として周回する円軌道の各位置を、回転軸Ｚから鉛直上向きにおける円軌道の最上部を０°として３６０°の範囲の角度で表したものである。
　また、再構成部６３は、ビューアングルが３６０°又は１８０°＋ファン角度の範囲内の投影データセットに基づいて、被検体Ｐの断層像を示す医用画像データを再構成する。ここで、再構成方法については、例えば特許文献２に記載の方法を、所望のエネルギー帯域について適用することが可能である。
　画像記憶部６４は、再構成部６３により再構成された医用画像データを記憶する。
　表示部６５は、画像記憶部６４に記憶された医用画像データや、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために設定される条件などを表示する。
　入力部６６は、操作者が所望するＸ線コンピュータ断層撮影の撮影条件、および被検体の情報などを入力する。具体的には、入力部６６は、操作者からの各種指示・命令・情報・選択・設定をＸ線ＣＴ装置に取り込む。入力部６６は、図示しないが、関心領域の設定などを行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。入力部６６は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標をシステム制御部６１に出力する。なお、入力部６６は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、入力部６６は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標をシステム制御部６１に出力する。
　記憶部（記憶手段）６７は、Ｘ線管１２からＸ線を照射するための複数の管電圧あるいは管電流それぞれと対応付けられた、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶している。例えば、記憶部６７は、予め設定した複数の管電圧（ないし管電流）でＸ線管１２からＸ線を照射し、第２のＸ線検出器３１ｂ及びデータ収集部（ＤＡＳ）３２により得られたＸ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶している。
　システム制御部６１は、Ｘ線ＣＴ装置の中枢として機能する。システム制御部６１は、図示していないＣＰＵとメモリとを備える。システム制御部６１は、図示していない記憶部に記憶された検査スケジュールデータと制御プログラムとに基づいて、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために寝台５及び架台４と、高電圧発生部１１を制御する。具体的には、システム制御部６１は、入力部６６から送られてくる操作者の指示や画像処理の条件などの情報を、一時的に図示していないメモリに記憶する。システム制御部６１は、メモリに一時的に記憶されたこれらの情報に基づいて、寝台５及び架台４と、高電圧発生部１１を制御する。システム制御部６１は、所定の画像発生・表示等を実行するための制御プログラムを、図示していない記憶部から読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・処理等を実行する。
　次に、以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置の動作について図４のフローチャートを用いて説明する。また、ステップＳＴ３～ＳＴ４の説明は、管電圧ないし管電流のうち、管電圧を例に挙げて述べている。すなわち、ステップＳＴ３～ＳＴ４の説明は、管電圧を管電流と読み替えてもよい。
　始めに、Ｘ線ＣＴ装置においては、被検体Ｐを用いずに、予め設定した複数の管電圧でＸ線管１２からＸ線を照射する。このとき、第２のＸ線検出器３１ｂ及びデータ収集部（ＤＡＳ）３２により、当該各管電圧におけるＸ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを得る。複数の基準計数データは、架台制御伝送部４１及びシステム制御部６１を介して記憶部６７に記憶される（ＳＴ１）。これにより、記憶部６７は、Ｘ線管１２からＸ線を照射するための複数の管電圧（あるいは管電流）それぞれと対応付けられた、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶する。
　ステップＳＴ１について補足的に説明する。Ｘ線管１２の管電圧が変動すると、図３左側に示すようにＸ線管１２から照射されるＸ線のエネルギースペクトル、つまりエネルギー毎のＸ線強度の分布が変動する。
　そこで、被検体Ｐの撮影を開始する前に、予め管電圧を所定の範囲（例、９９．５ｋＶ～１００．５ｋＶ）で変動させ、第２のＸ線検出器で測定されたＸ線のエネルギースペクトルを取得しておく（図３中央列）。第２のＸ線検出器３１ｂでは、検出器のエネルギー分解能により、Ｘ線管１２から放射したＸ線のエネルギースペクトル（図３左側）を精密に測定できず、図３中央の実線に示すように、エネルギーが鈍ったスペクトルが測定される。この測定結果を予め記憶部６７に記憶しておく。
　次に、Ｘ線ＣＴ装置では、被検体Ｐの撮影を行う。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置において、回転軸Ｚを中心に回転するＸ線管１２とＸ線検出器３１との間の円筒形の撮影領域内に、被検体Ｐが寝台５に載置され挿入される。この状態でＸ線管１２は、Ｘ線を照射する。第１のＸ線検出器３１ａは、照射されたＸ線の第１領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。例えば、第１のＸ線検出器３１ａは、照射されて被検体Ｐを透過したＸ線を光子に変換して検出し、当該Ｘ線のエネルギーに応じた波高をもつ第１の検出信号の個数を所定の波高範囲毎に計数する。
　データ収集部（ＤＡＳ）３２は、第１のＸ線検出器３１ａの計数結果を収集し、被検体Ｐを透過したＸ線のエネルギースペクトルを示す第１の計数データを出力する。
　一方、第２のＸ線検出器３１ｂは、照射されたＸ線の第２領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する。例えば、第２のＸ線検出器３１ｂは、被検体Ｐへの照射と同時に照射されて当該被検体Ｐを透過していないＸ線を光子に変換して検出し、当該Ｘ線のエネルギーに応じた波高をもつ第２の検出信号の個数を所定の波高範囲毎に計数する。
　同様に、データ収集部（ＤＡＳ）３２は、第２のＸ線検出器３１ｂの計数結果を収集し、被検体Ｐを透過していないＸ線のエネルギースペクトルを示す第２の計数データを出力する。
　すなわち、データ収集部（ＤＡＳ）３２は、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを出力する。
　これら第１及び第２の計数データは、架台制御伝送部４１及びシステム制御部６１を介して補正処理部６２に送出される。
　補正処理部６２は、第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する（ＳＴ２～ＳＴ３）。
　例えば、補正処理部６２は、記憶部６７内の各基準計数データと当該第２の計数データとの類似度を算出する（ＳＴ２）。類似度としては、正規化相関値等、多次元データ間の距離を表す任意の統計量が使用可能となっている。
　次に、補正処理部６２は、算出された類似度と当該各基準計数データの管電圧とに基づいて、被検体Ｐへの照射時におけるＸ線管１２の管電圧を推定する（ＳＴ３）。ここで、管電圧の推定は、最大の類似度をもつ基準計数データの管電圧としてもよい。すなわち、補正処理部６２は、当該算出された類似度のうちの最大の類似度（図３ではｂ）をもつ基準計数データの管電圧（図３右下のｂ点に対応する１００．０ｋＶ）を、被検体Ｐへの照射時における管電圧として推定してもよい。あるいは、管電圧の推定は、算出した類似度を内挿してもよい。すなわち、補正処理部６２は、当該算出された類似度と当該類似度をもつ各基準計数データの管電圧との関係を曲線で近似し、当該曲線が最大値を示すときの類似度に関係する管電圧（図３右下の破線で示す９９．８ｋＶ）を、被検体Ｐへの照射時における管電圧として推定してもよい。算出した類似度を曲線近似で内挿した場合、最大の類似度から推定した場合に比べ、管電圧を精密に推定することができる。
　次に、補正処理部６２は、推定された管電圧（ないし管電流）に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、第２の計数データと共に得られた第１の計数データを補正する（ＳＴ４～ＳＴ５）。
　例えば、補正処理部６２は、ステップＳＴ３で推定された管電圧及び記憶部６７内の各基準計数データに基づいて、当該推定された管電圧で照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定する（ＳＴ４）。エネルギースペクトルの推定は、近傍電圧のスペクトルの補間（線形補間等）により実行してもよい。すなわち、補正処理部６２は、当該推定された管電圧と、当該管電圧を挟む２つの管電圧に個別に対応する２つの各基準計数データとに基づいて、当該各基準計数データに示される２つのエネルギースペクトルの間を線形補間することにより、当該推定された管電圧で照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定してもよい。
　補正処理部６２は、ステップＳＴ４で推定されたエネルギースペクトルに基づいて第１の計数データを補正する（ＳＴ５）。
　具体的には例えば、補正処理部６２は、エネルギー（帯域）毎に、第１の計数データを、推定されたエネルギースペクトルを示す第３の計数データで除算して正規化するリファレンス補正を用い、ステップＳＴ５を実行してもよい。すなわち、補正処理部６２は、特許文献２に記載の方法を用い、ステップＳＴ５を実行してもよい。この場合、Ｘ線のエネルギーフルエンスをΨ（Ｅ）’とし、Ｘ線のエネルギースペクトルをφ（Ｅ）とし、エネルギー加重関数をｗ（Ｅ）とし、これらの関係式をΨ（Ｅ）’＝φ（Ｅ）・ｗ（Ｅ）としたとする。なお、エネルギーフルエンスΨ（Ｅ）’は、補正後の第１の計数データにおける波高範囲毎の計数結果に相当する。エネルギースペクトルφ（Ｅ）は、補正前の第１の計数データにおける波高範囲毎の計数結果に相当する。エネルギー加重関数ｗ（Ｅ）は、ステップＳＴ４で推定されたエネルギースペクトルにおけるエネルギー（帯域）Ｅ毎の重み付け係数に対応する。重み付け係数は、ステップＳＴ４で推定したエネルギースペクトルφ（Ｅ）’におけるエネルギー（帯域）Ｅ毎のＸ線強度（＝第２の検出信号の波高範囲毎の計数結果）の逆数が用いられる。
　再構成部６３は、いずれにしてもステップＳＴ５で補正された第１の計数データに基づいて、被検体Ｐの医用画像データを再構成する。再構成された医用画像データは、画像記憶部６４に書き込まれる。画像記憶部６４内の医用画像データは、表示部６５により表示される。
　上述したように本実施形態によれば、Ｘ線管１２からＸ線を照射するための複数の管電圧（あるいは管電流）それぞれと対応付けられた、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶する。続いて、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを出力する。また、第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する。また、推定された管電圧ないし管電流に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、第２の計数データと共に得られた第１の計数データを補正する。さらに、補正された第１の計数データに基づいて、医用画像データを再構成する。これにより、Ｘ線管１２から照射されるＸ線のエネルギースペクトルの変動を補正でき、エネルギー毎又はエネルギー帯域毎の断層像を正確に再構成することができる。
　また、ステップＳＴ３において、算出された類似度のうちの最大の類似度をもつ基準計数データの管電圧を、被検体Ｐへの照射時における管電圧として推定する場合、簡易迅速に管電圧を推定することができる。
　また、ステップＳＴ３において、算出された類似度と当該類似度をもつ各基準計数データの管電圧との関係を曲線で近似し、当該曲線が最大値を示すときの類似度に関係する管電圧を、被検体Ｐへの照射時における管電圧として推定する場合、高い精度で管電圧を推定することができる。
　また、ステップＳＴ４において、推定された管電圧と、当該管電圧を挟む２つの管電圧に個別に対応する２つの各基準計数データとに基づいて、当該各基準計数データに示される２つのエネルギースペクトルの間を補間することにより、当該推定された管電圧で照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定する場合、高い精度で推定された管電圧に対応するエネルギースペクトルを推定することができる。
　また、ステップＳＴ５において、補正処理部６２は第1の計数データを補正する代わりに照射時の管電圧を補正してもよい。先に述べたように、照射すべき管電圧が１００．０ｋＶであるにも関わらず、推定された（実際に照射されたと思われる）管電圧が変動し、例えば９９．８ｋＶのような低い値になってしまう場合が考えられる。この様な場合に補正処理部６２は照射する管電圧の電圧を高くする。具体的には、管電圧の値を徐々に上昇させながら管電圧の推定処理を続け、推定された管電圧が１００．０ｋＶとなった時点の管電圧を採用して撮像を行う。推定された管電圧が照射すべき管電圧より高い場合には、逆に管電圧の電圧を徐々に下げながら管電圧の調整を行う。
　＜第２の実施形態＞
　次に、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図１を参照しながら説明する。
　第２の実施形態は、第１の実施形態の変形例であり、撮影中に管電圧を高電圧（例、１３５ｋＶ）と低電圧（例、８０ｋＶ）とに１ビュー毎に切り替えるｋＶスイッチング方式を用いている。
　これに伴い、Ｘ線管１２としては、管電圧を時間的に変調しながら駆動されるものを用いている。
　また、補正処理部６２は、第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、時間的に変調された管電圧を推定する機能をもっている。
　ここで、比較対象の第２の計数データとしては、図５に一例を示すように、管電圧の目標値（例、１３５ｋＶ）が同一である１ビュー（view）内の複数時点（例、ｔ１～ｔ５）で取得した複数の第２の計数データを平均化して得られた結果を用いている。すなわち、比較対象の第２の計数データは、図５の下段に示す如き、Ｘ線のエネルギースペクトルを有する。図５の上段中、縦軸は管電圧を示し、横軸は時刻を示している。また、図５の上段中、一点鎖線の矩形波が「管電圧の目標値」を示し、実線の鈍った矩形波が管電圧の実測値を示している。なお、撮影中に管電圧を切り替えない場合（管電圧の実測値が一定の場合）には、任意の複数時点で取得した複数の第２の計数データを平均化して得られた結果を、比較対象の第２の計数データとすればよい。この場合、時間的に変調された管電圧の平均値が推定結果として得られる。
　他の構成は、第１の実施形態と同一である。
　次に、以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置の動作を図４のフローチャートを参照しながら説明する。
　いま、前述した通り、ステップＳＴ１が実行されたとする。
　ステップＳＴ１の後、Ｘ線ＣＴ装置では、管電圧を時間的に変調しながらＸ線管１２を駆動し、被検体Ｐの撮影を行う。
　データ収集部（ＤＡＳ）３２は、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを補正処理部６２に出力する。
　補正処理部６２は、第１及び第２の計数データを受けると、管電圧の目標値が同一である１ビュー内の複数時点で取得された複数の第２の計数データを平均化し、比較対象の第２の計数データを得る。
　しかる後、補正処理部６２は、比較対象の第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、時間的に変調された管電圧を推定する。具体的には、補正処理部６２は、比較対象の第２の計数データを用い、前述同様に、ステップＳＴ２～ＳＴ３を実行する。
　以下、Ｘ線ＣＴ装置は、前述同様に、ステップＳＴ４～ＳＴ５を実行し、被検体Ｐの医用画像データを再構成する。但し、再構成のための演算は、ｋＶスイッチング方式に応じて適宜、変更する。
　上述したように本実施形態によれば、管電圧を時間的に変調してＸ線管１２を駆動した場合でも、第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、時間的に変調された管電圧を推定する。これにより、ｋＶスイッチング方式を用いた場合でも、第１の実施形態と同様の効果を得ることができる。
　なお、本実施形態は、複数時点の第２の計数データを平均化し、得られた第２の計数データに基づいて管電圧を推定している。但し、本実施形態は、複数時点の第２の計数データに基づいて複数時点の管電圧を推定し、得られた結果を平均化して管電圧を推定するように変形してもよい。
　＜第３の実施形態＞
　次に、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図１を参照しながら説明する。
　第３の実施形態は、第１又は第２の実施形態の変形例であり、例えば被検体Ｐの体型などにより、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの領域を変更可能としている。
　補足すると、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂは、Ｘ線検出器３１を２つの領域に区分して用いられる。しかしながら、この区分は、被検体Ｐの体型などによっては不適切な可能性がある。例えば、被検体Ｐの体型などによっては、第２のＸ線検出器３１ｂに対応する第２領域を被検体Ｐの一部が覆ってしまう可能性がある。
　従って、本実施形態は、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの領域を変更可能としている。例えば、第２のＸ線検出器３１ｂの領域を、Ｘ線検出器３１の左側の端部領域から右側の端部領域に変更してもよい。または、第２のＸ線検出器３１ｂの領域としてＸ線検出器３１の左側の端部領域を用いたまま、当該端部領域の列数を変更してもよい。
　これに伴い、入力部（入力装置）６６は、操作者の操作に応じて、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂとして用いられる領域を切り替えるための入力信号を受け付ける。また、入力部６６は、受け付けた入力信号をシステム制御部６１及び架台制御伝送部４１を介してデータ収集部（ＤＡＳ）３２に送出する。
　データ収集部（ＤＡＳ）３２は、入力部６６が受け付けた入力信号に基づいて、Ｘ線検出器３１のうち、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂとして用いられる領域を切り替える制御機能（制御部）をもっている。
　以上のような構成によれば、予め入力部６６が入力信号を受け付ける。データ収集部（ＤＡＳ）３２は、入力部６６が受け付けた入力信号に基づいて、Ｘ線検出器３１のうち、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂとして用いられる領域を切り替える。
　本実施形態は、予め第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂとして用いられる領域を切り替えた後、第１又は第２の実施形態と同様に動作するので、第１又は第２の実施形態と同様の効果を得ることができる。
　＜第４の実施形態＞
　次に、第４の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図１を参照しながら説明する。
　第４の実施形態は、第１乃至第３のいずれかの実施形態の変形例であり、エネルギースペクトルの一部の領域から類似度を算出している。
　これに伴い、補正処理部６２は、第２の計数データと複数の基準計数データそれぞれを複数のエネルギー帯域に区分し、当該各エネルギー帯域のうちの少なくとも１つのエネルギー帯域同士を比較することにより、類似度を求めている。
　例えば図６に示すように、第２の計数データ（実線）と複数の基準計数データ（破線）それぞれを４つのエネルギー帯域Ｂ１～Ｂ４に区分したとする。この区分は、例えば、操作者が、エネルギー帯域の閾値を設定すればよい。また、この区分は一例であり、適宜、他の区分に変更してもよい。
　ここで、第１のエネルギー帯域Ｂ１は、最も低エネルギー側で傾きが大きい帯域である。なお、傾きの大小は、他のエネルギー帯域の傾きと比較した場合の大小である。
　第２のエネルギー帯域Ｂ２は、第１のエネルギー帯域Ｂ１に隣接し、当該帯域Ｂ１より高エネルギー側で傾きが小さい帯域である。
　第３のエネルギー帯域Ｂ３は、第２のエネルギー帯域Ｂ２に隣接し、当該帯域Ｂ２より高エネルギー側で傾きが大きく変化する帯域である。
　第４のエネルギー帯域Ｂ４は、第３のエネルギー帯域Ｂ３に隣接し、当該帯域Ｂ３より高エネルギー側で傾きが小さい帯域である。
　これら４つのエネルギー帯域Ｂ１～Ｂ４は、管電圧に応じて上下に変化する。ここで図６に示すように、第２及び第４のエネルギー帯域Ｂ２，Ｂ４は傾きが小さいため、管電圧（99.5kV～100.5kV）に応じた変化の前後で曲線が重ならず、差が出やすい。
　このため、補正処理部６２は、区分した各エネルギー帯域Ｂ１～Ｂ４のうちの少なくとも１つのエネルギー帯域Ｂ２同士又はＢ４同士を比較することにより、類似度を求める。
　他の構成は、第１乃至第３のいずれかの実施形態と同一である。
　次に、以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置の動作を図４のフローチャートを参照しながら説明する。
　いま、前述した通り、ステップＳＴ１が実行されたとする。
　ステップＳＴ１の後、Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線管１２を駆動し、被検体Ｐの撮影を行う。
　データ収集部（ＤＡＳ）３２は、第１及び第２のＸ線検出器３１ａ，３１ｂの計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを補正処理部６２に出力する。
　補正処理部６２は、第１及び第２の計数データを受けると、第２の計数データと複数の基準計数データそれぞれを複数のエネルギー帯域に区分し、当該各エネルギー帯域のうちの少なくとも１つのエネルギー帯域同士を比較することにより、類似度を求める（ＳＴ２）。
　以下、Ｘ線ＣＴ装置は、前述同様に、ステップＳＴ３～ＳＴ５を実行し、被検体Ｐの医用画像データを再構成する。
　上述したように本実施形態によれば、第２の計数データと複数の基準計数データそれぞれを複数のエネルギー帯域Ｂ１～Ｂ４に区分する。また、当該各エネルギー帯域Ｂ１～Ｂ４のうちの少なくとも１つのエネルギー帯域Ｂ２同士又はＢ４同士を比較することにより、類似度を求める。
　これにより、本実施形態は、第１乃至第３の実施形態と同様の効果に加え、エネルギー帯域の全域を比較する場合に比べ、類似度を求めるための演算の負荷を低減させることができる。
　以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、第２の計数データと、複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する。また、推定された管電圧ないし管電流に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、第２の計数データと共に得られた第１の計数データを補正する。さらに、補正された第１の計数データに基づいて、医用画像データを再構成する。これにより、Ｘ線管１２から照射されるＸ線のエネルギースペクトルの変動を補正でき、エネルギー毎又はエネルギー帯域毎の断層像を正確に再構成することができる。
　なお、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。これら新規な実施形態は、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ともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

Claims (10)

  1. 　Ｘ線を照射するＸ線管と、
    　前記照射されたＸ線の第１領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する第１のＸ線検出器と、
    　前記照射されたＸ線の第２領域におけるＸ線光子を計数し、当該Ｘ線光子のエネルギーを取得する第２のＸ線検出器と、
    　前記第１及び第２のＸ線検出器の計数結果を収集し、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す第１及び第２の計数データを出力する計数結果収集手段と、
    　前記Ｘ線管からＸ線を照射するための複数の管電圧ないし管電流それぞれと対応付けられた、Ｘ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶する記憶手段と、
    　前記第２の計数データと、前記複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、Ｘ線照射時の管電圧ないし管電流を推定する推定手段と、
    　前記推定された管電圧ないし管電流に基づいて求めたエネルギースペクトルを用いて、前記第２の計数データと共に得られた前記第１の計数データを補正する補正手段と、
    　前記補正された第１の計数データに基づいて、医用画像データを再構成する再構成部と、
    　を具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  2. 　前記推定手段は、前記第２の計数データと前記複数の基準計数データそれぞれとを比較し、最大の類似度をもつ基準計数データに対応する管電圧ないし管電流を、前記Ｘ線照射時における管電圧ないし管電流として推定する
    　請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  3. 　前記推定手段は、前記第２の計数データと前記複数の基準計数データそれぞれとの類似度を算出し、更に各類似度を曲線で近似し、前記曲線が最大値を示すときの類似度に関係する管電圧ないし管電流を、前記Ｘ線照射時における管電圧ないし管電流として推定する
    　請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  4. 　前記推定手段は、前記推定された管電圧ないし管電流と、当該管電圧ないし管電流を挟む２つの管電圧ないし管電流を挟む２つの管電圧ないし管電流に個別に対応する２つの前記各基準計数データとの間を補間することにより、前記照射されたＸ線のエネルギースペクトルを推定する
    　請求項２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  5. 　前記記憶手段は、予め設定した複数の管電圧ないし管電流で前記Ｘ線管からＸ線を照射し、前記第２のＸ線検出器及び前記計数結果収集手段により得られたＸ線のエネルギースペクトルを示す複数の基準計数データを記憶する
    　請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  6. 　被検体を載置する寝台とを更に有し、
    　前記第１領域は、前記寝台に載置される被検体に対応する領域を少なくとも含み、
    　前記第２領域は、前記第１領域とは異なる領域である
    　請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  7. 　前記第２のＸ線検出器は、前記第１のＸ線検出器の端部に連接されて設けられる
    　請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  8. 　前記推定手段は、前記第２の計数データと前記複数の基準計数データそれぞれを複数のエネルギー帯域に区分し、当該各エネルギー帯域のうちの少なくとも１つのエネルギー帯域同士を比較することにより、前記類似度を求める
    　請求項２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  9. 　前記第１及び第２のＸ線検出器は、Ｘ線検出器を２つの領域に区分して用いられるものであって、
    　入力信号を受け付ける入力装置と、
    　前記入力信号に基づいて、前記Ｘ線検出器のうち前記第１及び第２のＸ線検出器として用いられる領域を切り替える制御部とを更に有する
    　請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  10. 　前記Ｘ線管は、管電圧を時間的に変調しながら駆動されるものであって、
    　前記推定手段は、前記第２の計数データと、前記複数の基準計数データそれぞれとのエネルギースペクトルの比較に基づいて、前記時間的に変調された管電圧を推定する
    　請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
PCT/JP2014/059978 2013-04-04 2014-04-04 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 WO2014163187A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201480019935.2A CN105073010B (zh) 2013-04-04 2014-04-04 X射线计算机断层摄影装置
US14/873,710 US10182775B2 (en) 2013-04-04 2015-10-02 X-ray computed tomography apparatus including a first X-ray detector and a second X-ray detector for counting X-ray photons

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013-078618 2013-04-04
JP2013078618 2013-04-04

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US14/873,710 Continuation US10182775B2 (en) 2013-04-04 2015-10-02 X-ray computed tomography apparatus including a first X-ray detector and a second X-ray detector for counting X-ray photons

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2014163187A1 true WO2014163187A1 (ja) 2014-10-09

Family

ID=51658474

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2014/059978 WO2014163187A1 (ja) 2013-04-04 2014-04-04 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10182775B2 (ja)
JP (1) JP6289223B2 (ja)
CN (1) CN105073010B (ja)
WO (1) WO2014163187A1 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2017086901A (ja) * 2015-11-02 2017-05-25 東芝メディカルシステムズ株式会社 データ収集装置、ｘ線ｃｔ装置及び核医学診断装置
WO2017093520A1 (en) * 2015-12-03 2017-06-08 Koninklijke Philips N.V. Apparatus for determining an effective energy spectrum of an x-ray tube
US10859515B2 (en) 2016-03-23 2020-12-08 Carl Zeiss X-ray Microscopy, Inc. Method and system for spectral characterization in computed tomography x-ray microscopy system
US11896410B2 (en) 2021-01-06 2024-02-13 Fujifilm Healthcare Corporation Photon counting CT apparatus and method of correcting material decomposition map

Families Citing this family (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2871496B1 (en) * 2013-11-12 2020-01-01 Samsung Electronics Co., Ltd Radiation detector and computed tomography apparatus using the same
US10219763B2 (en) * 2014-09-11 2019-03-05 Hitachi, Ltd. Photon counting CT device and estimated exposure level computation method
KR101664137B1 (ko) 2014-12-30 2016-10-10 삼성전자주식회사 검출기 어셈블리, 이를 포함하는 컴퓨터 단층 촬영 장치 및 그 제어방법
JP6711620B2 (ja) * 2015-12-28 2020-06-17 キヤノン株式会社 放射線撮影装置、放射線撮影方法及びプログラム
JP6564330B2 (ja) * 2016-01-22 2019-08-21 株式会社日立製作所 フォトンカウンティングｃｔ装置
US10721082B2 (en) * 2016-07-18 2020-07-21 International Business Machines Corporation Screen printed phosphors for intrinsic chip identifiers
KR102325343B1 (ko) 2016-10-31 2021-11-11 삼성전자주식회사 의료 영상 장치 및 의료 영상 처리 방법
CN107665499B (zh) * 2017-09-08 2021-08-31 上海联影医疗科技股份有限公司 一种图像校正的方法、系统和可读介质
JP2019072190A (ja) * 2017-10-16 2019-05-16 キヤノン株式会社 放射線撮影装置及びその動作方法、並びに、プログラム
EP3494889B1 (de) * 2017-12-11 2020-06-17 Siemens Healthcare GmbH Verfahren zur kalibrierung einer röntgenmesseinrichtung
JP7313194B2 (ja) * 2019-05-30 2023-07-24 キヤノン株式会社 画像処理装置、画像処理方法及びプログラム
EP3838155A1 (en) * 2019-12-19 2021-06-23 Koninklijke Philips N.V. Spectral ct kv ripple detection and correction method
JP2022100631A (ja) * 2020-12-24 2022-07-06 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び制御方法
EP4199659A1 (en) * 2021-12-14 2023-06-21 Koninklijke Philips N.V. Apparatus for determining an effective spectrum of an x-ray tube and high voltage generator for spectral x-ray imaging

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006101926A (ja) * 2004-09-30 2006-04-20 M & C:Kk 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
JP2006346460A (ja) * 2005-06-14 2006-12-28 Siemens Ag Ｘ線画像におけるコントラスト雑音比を改善するための重み付け係数の算出方法およびｘ線画像におけるコントラスト雑音比の改善方法
JP2009513220A (ja) * 2005-10-28 2009-04-02 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 分光コンピュータ断層撮影の方法および装置
JP2009201885A (ja) * 2008-02-29 2009-09-10 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
JP2011217805A (ja) * 2010-04-05 2011-11-04 Sumitomo Heavy Ind Ltd 実効原子番号及び電子密度を求める方法、その方法を実行させるためのプログラム、そのプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体及びｃｔ装置

Family Cites Families (73)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3886753D1 (de) * 1988-10-17 1994-02-10 Siemens Ag Verfahrenzum Betrieb eines Computertomographen.
US5684855A (en) * 1995-02-16 1997-11-04 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray CT scanner
DE10009285A1 (de) * 2000-02-28 2001-08-30 Philips Corp Intellectual Pty Computertomograph zur Ermittlung des Impulsübertrags-Spektrums in einem Untersuchungsbereich
DE10055739B4 (de) * 2000-11-10 2006-04-27 Siemens Ag Streustrahlungskorrekturverfahren für eine Röntgen-Computertomographieeinrichtung
US6879657B2 (en) * 2002-05-10 2005-04-12 Ge Medical Systems Global Technology, Llc Computed tomography system with integrated scatter detectors
DE10228941A1 (de) * 2002-06-28 2004-01-15 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Computer-Tomographiegerät
CN1794951A (zh) * 2003-05-28 2006-06-28 皇家飞利浦电子股份有限公司 扇形射束相干散射计算机断层摄影
CN1929786A (zh) * 2004-03-10 2007-03-14 皇家飞利浦电子股份有限公司 聚焦的相干－散射计算机层析成像
ATE385595T1 (de) * 2004-03-17 2008-02-15 Koninkl Philips Electronics Nv Korrektur der strahlungsaufhärtung und der dämpfung in der coherent scatter computed tomography (csct)
US7092481B2 (en) * 2004-05-19 2006-08-15 General Electric Company Direct conversion energy discriminating CT detector
US7590215B2 (en) * 2004-06-07 2009-09-15 Koninklijke Philips Electronics N.V. Coherent-scatter computer tomograph
US7149278B2 (en) * 2004-09-10 2006-12-12 General Electric Company Method and system of dynamically controlling shaping time of a photon counting energy-sensitive radiation detector to accommodate variations in incident radiation flux levels
US7260174B2 (en) * 2004-09-13 2007-08-21 General Electric Company Direct conversion energy discriminating CT detector with over-ranging correction
GB0500535D0 (en) * 2005-01-12 2005-02-16 Koninkl Philips Electronics Nv Computer tomography apparatus
EP1876955B1 (en) * 2005-04-26 2016-11-23 Koninklijke Philips N.V. Double decker detector for spectral ct
US7263167B2 (en) * 2005-09-30 2007-08-28 General Electric Company Direct conversion X-ray detector with over-range and pile-up correction
US8483352B2 (en) * 2006-09-19 2013-07-09 General Electric Company Stacked x-ray detector assembly and method of making same
US8483353B2 (en) * 2006-09-19 2013-07-09 General Electric Company Integrated X-ray detector assembly and method of making same
US7532703B2 (en) * 2007-03-28 2009-05-12 General Electric Company Energy discriminating detector with direct conversion layer and indirect conversion layer
CN101680956B (zh) * 2007-06-19 2013-02-13 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于多谱光子计数读出电路的数字脉冲处理
US9335424B2 (en) * 2007-06-19 2016-05-10 Koninklijke Philips N.V. Spectral photon counting detector
US8189736B2 (en) * 2007-08-06 2012-05-29 Hitachi Medical Corporation X-ray CT apparatus
US7613274B2 (en) * 2007-11-16 2009-11-03 General Electric Company Method and system of energy integrating and photon counting using layered photon counting detector
US7885372B2 (en) * 2007-12-07 2011-02-08 Morpho Detection, Inc. System and method for energy sensitive computed tomography
RU2489733C2 (ru) * 2007-12-20 2013-08-10 Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. Интегрирующий детектор с регистрацией счета
US8009794B2 (en) * 2008-01-30 2011-08-30 Varian Medical Systems, Inc. Methods, apparatus, and computer-program products for increasing accuracy in cone-beam computed tomography
US8873703B2 (en) * 2008-05-08 2014-10-28 Arineta Ltd. X ray imaging system with scatter radiation correction and method of using same
US8077826B2 (en) * 2008-06-09 2011-12-13 Arineta Ltd. CT scanner with scatter radiation correction and method of using same
BRPI0910206A2 (pt) * 2008-06-30 2015-09-29 Koninkl Philips Electronics Nv sistema de formação de imagem de tomografia computadorizada e método
JP5461547B2 (ja) * 2008-07-07 2014-04-02 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ Ｋ端イメージング
JP5049937B2 (ja) 2008-09-30 2012-10-17 株式会社日立製作所 エネルギー情報を用いたｘ線ｃｔ画像再構成法
JP5588994B2 (ja) * 2008-11-25 2014-09-10 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ スペクトルイメージング
US7970096B2 (en) * 2009-01-07 2011-06-28 Analogic Corporation Method of and system for low cost implementation of dual energy CT imaging
US8378307B2 (en) * 2009-04-16 2013-02-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Spectral imaging
US8111803B2 (en) * 2009-04-29 2012-02-07 General Electric Company Method for energy sensitive computed tomography using checkerboard filtering
US8384038B2 (en) * 2009-06-24 2013-02-26 General Electric Company Readout electronics for photon counting and energy discriminating detectors
WO2011002452A1 (en) * 2009-06-30 2011-01-06 Analogic Corporation Enhanced photon detection for scanner
JP5134606B2 (ja) * 2009-09-28 2013-01-30 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
KR20110055870A (ko) * 2009-11-20 2011-05-26 삼성전자주식회사 엑스선 디텍터의 에너지 응답 특성을 추정하는 방법 및 장치
US9000385B2 (en) * 2009-12-30 2015-04-07 General Electric Company Method and apparatus for acquiring radiation data
DE102010024626B4 (de) * 2010-06-22 2018-12-13 Siemens Healthcare Gmbh Zählender Detektor und Computertomographiesystem
WO2012009725A1 (en) * 2010-07-16 2012-01-19 Mayo Foundation For Medical Education And Research System and method for improved energy series of images using multi-energy ct
JP5925444B2 (ja) * 2010-08-04 2016-05-25 株式会社東芝 放射線診断装置および制御方法
WO2012086648A1 (ja) * 2010-12-21 2012-06-28 株式会社テレシステムズ 放射線検出器、及び、この検出器を備えた放射線撮像装置
EP2663879B1 (en) * 2011-01-10 2017-08-02 Koninklijke Philips N.V. Detection device for detecting photons emitted by a radiation source
DE102011005539A1 (de) * 2011-03-15 2012-09-06 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Detektion von Röntgenstrahlung und Detektorsystem mit direktkonvertierenden Detektoren
US9351701B2 (en) * 2011-04-21 2016-05-31 Takara Telesystems Corp. Apparatus for calibrating photon-counting type of radiation detector and method of calibrating the same
DE102011076351A1 (de) * 2011-05-24 2012-08-09 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Computertomographiesystem zur Erzeugung tomographischer Bilddatensätze
DE102011076346B4 (de) * 2011-05-24 2016-07-14 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren und Computertomographiesystem zur Erzeugung tomographischer Bilddatensätze
JP5875786B2 (ja) * 2011-06-14 2016-03-02 株式会社東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び放射線検出器
WO2013024890A1 (ja) * 2011-08-18 2013-02-21 株式会社東芝 光子計数型のｘ線コンピュータ断層装置及び散乱線補正方法
JP6080766B2 (ja) * 2011-09-28 2017-02-15 タカラテレシステムズ株式会社 画像処理装置及び画像処理方法
EP3290959B1 (en) * 2011-10-19 2020-05-27 Koninklijke Philips N.V. Photon counting detector
US8488854B2 (en) * 2011-12-07 2013-07-16 Ge Medical Systems Israel, Ltd. System and apparatus for classifying x-ray energy into discrete levels
JP5917157B2 (ja) * 2012-01-13 2016-05-11 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
US9535167B2 (en) * 2012-03-27 2017-01-03 Koninklijke Philips N.V. High flux photon counting detector electronics
EP2837406B1 (en) * 2012-04-11 2018-03-28 Toshiba Medical Systems Corporation Radiation therapy system and therapy planning device
RU2015102321A (ru) * 2012-06-27 2016-08-10 Конинклейке Филипс Н.В. Спектральный детектор для счета фотонов
WO2014003778A1 (en) * 2012-06-29 2014-01-03 Analogic Corporation Estimating multi-energy data in a radiation imaging modality
DE102012212124B4 (de) * 2012-07-11 2018-06-14 Siemens Healthcare Gmbh Zählender digitaler Röntgendetektor und Verfahren zur Aufnahme einer Serie von Röntgenbildern
JP6238584B2 (ja) * 2012-07-17 2017-11-29 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置およびｘ線ｃｔ装置の制御方法
JP6261915B2 (ja) * 2012-08-30 2018-01-17 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置、画像処理装置、及び画像処理方法
DE102012216269A1 (de) * 2012-09-13 2014-03-13 Siemens Aktiengesellschaft Röntgensystem und Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten
CN103675931B (zh) * 2012-09-26 2016-09-28 同方威视技术股份有限公司 Ct系统和用于ct系统的探测装置
JP6054119B2 (ja) * 2012-09-26 2016-12-27 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置
US9579075B2 (en) * 2012-10-02 2017-02-28 Analogic Corporation Detector array comprising energy integrating and photon counting cells
JP6026215B2 (ja) * 2012-10-17 2016-11-16 東芝メディカルシステムズ株式会社 光子計数型のｘ線コンピュータ断層撮影装置およびそのデータ転送方法
CN104838288B (zh) * 2012-12-04 2018-05-25 皇家飞利浦有限公司 用于x-射线图像信息的图像校正的方法和装置
WO2014098196A1 (ja) * 2012-12-19 2014-06-26 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置、画像処理装置及び画像処理方法
KR102091188B1 (ko) * 2012-12-27 2020-03-18 삼성전자주식회사 엑스선 영상 생성 모듈, 엑스선 촬영 장치 및 엑스선 영상 생성 방법
WO2014104306A1 (ja) * 2012-12-27 2014-07-03 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置及び制御方法
WO2014106956A1 (ja) * 2013-01-07 2014-07-10 株式会社東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び医用画像処理装置
JP6301138B2 (ja) * 2013-02-12 2018-03-28 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置およびフォトンカウンティングプログラム

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006101926A (ja) * 2004-09-30 2006-04-20 M & C:Kk 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
JP2006346460A (ja) * 2005-06-14 2006-12-28 Siemens Ag Ｘ線画像におけるコントラスト雑音比を改善するための重み付け係数の算出方法およびｘ線画像におけるコントラスト雑音比の改善方法
JP2009513220A (ja) * 2005-10-28 2009-04-02 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 分光コンピュータ断層撮影の方法および装置
JP2009201885A (ja) * 2008-02-29 2009-09-10 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
JP2011217805A (ja) * 2010-04-05 2011-11-04 Sumitomo Heavy Ind Ltd 実効原子番号及び電子密度を求める方法、その方法を実行させるためのプログラム、そのプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体及びｃｔ装置

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2017086901A (ja) * 2015-11-02 2017-05-25 東芝メディカルシステムズ株式会社 データ収集装置、ｘ線ｃｔ装置及び核医学診断装置
WO2017093520A1 (en) * 2015-12-03 2017-06-08 Koninklijke Philips N.V. Apparatus for determining an effective energy spectrum of an x-ray tube
CN108603849A (zh) * 2015-12-03 2018-09-28 皇家飞利浦有限公司 用于确定x射线管的有效能谱的装置
US10859515B2 (en) 2016-03-23 2020-12-08 Carl Zeiss X-ray Microscopy, Inc. Method and system for spectral characterization in computed tomography x-ray microscopy system
US11896410B2 (en) 2021-01-06 2024-02-13 Fujifilm Healthcare Corporation Photon counting CT apparatus and method of correcting material decomposition map
JP7433256B2 (ja) 2021-01-06 2024-02-19 富士フイルムヘルスケア株式会社 フォトンカウンティングｃｔ装置、および、物質弁別マップの補正方法

Also Published As

Publication number Publication date
CN105073010B (zh) 2018-04-03
CN105073010A (zh) 2015-11-18
JP2014210180A (ja) 2014-11-13
US20160022243A1 (en) 2016-01-28
US10182775B2 (en) 2019-01-22
JP6289223B2 (ja) 2018-03-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6289223B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
US10217246B2 (en) X-ray computed tomography apparatus and control method
JP6242683B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及び制御方法
US10206638B2 (en) X-ray CT and medical diagnostic apparatus with photon counting detector
US10159450B2 (en) X-ray CT apparatus including a photon-counting detector, and an image processing apparatus and an image processing method for correcting detection signals detected by the photon-counting detector
US10197511B2 (en) X-ray CT apparatus and X-ray detector with variable layer
WO2015194512A1 (ja) フォトンカウンティング型ｘ線ｃｔ装置及びフォトンカウンティング型ｘ線診断装置
US10743834B2 (en) X-ray image diagnostic apparatus and method
JP2015180859A (ja) フォトンカウンティングｃｔ装置
JP7152209B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
US10034652B2 (en) Detector assembly, computed tomography apparatus having the same and control method for the same
US11410350B2 (en) Medical image processing apparatus and X-ray CT apparatus
US11076823B2 (en) X-ray CT apparatus including a photon-counting detector and circuitry configured to set a control parameter corresponding to a position of each detecting element in the photon-counting detector
JP5897262B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2019058488A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2020022689A (ja) 医用画像処理装置およびｘ線ｃｔ装置
JP2022013686A (ja) Ｘ線ｃｔ装置、データ処理方法及びプログラム
US11559269B2 (en) X-ray imaging apparatus, medical information processing apparatus, X-ray detector, and correction method of X-ray detector
JP2018117779A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP7223517B2 (ja) 医用画像診断装置
US20230255578A1 (en) X-ray ct apparatus, determination method, and storage medium
US11478203B2 (en) X-ray computed tomography apparatus and imaging condition management apparatus
JP6968594B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2024030533A (ja) 光子計数型のｘ線画像診断装置及びパイルアップ補正用の較正データの生成方法
CN114305467A (zh) 光子计数ct装置

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201480019935.2

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 14778237

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 14778237

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1