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JP5984257B2 - 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 - Google Patents

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 Download PDF

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Description

本発明に係る実施形態は、Ｘ線光子（粒子）を計数する光子計数型のＸ線コンピュータ断層装置（Ｘ線ＣＴ装置）及び散乱線補正方法に関する。
Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を挟んで対向配置されたＸ線管及びＸ線検出器を備える。Ｘ線検出器は、被検体の体軸方向である天板の長手方向に直交する方向（チャンネル方向）に沿って複数チャンネルの検出素子を備える。
Ｘ線ＣＴ装置に使用するＸ線検出器には種々のタイプが使用可能であり、現在一般的に使用されているＸ線ＣＴ装置の検出器として、シンチレーション検出器がある。シンチレーション検出器の各検出素子は、シンチレータと、フォトダイオード（ＰＤ）等の光センサとを備える。また近年では、光子係数（フォトカウンティング）に適した半導体検出器を用いて光子計数型のＸ線ＣＴ装置が研究されている。半導体検出器では、一般的に半導体セル（Ｘ線検出物質）と、ＡＳＩＣ層からなる複数の処理回路とを備える。
なお、本実施形態に関連する先行技術文献として、以下の特許文献１が挙げられる。
特開２００６−１０１９２６号公報
しかしながら、現在一般的に使用されているＸ線ＣＴ装置では、検出されるＸ線のエネルギー情報を読み取っていないため、散乱線の補正を定量的に行なうことができない。
かつ、Ｘ線管から発生するＸ線はブロードにエネルギーを持っているため、Ｘ線のエネルギー情報を読み取る光子計数型の検出器を使用したとしても、検出されたＸ線が散乱線であるか、又は被検体で全く反応せずに透過してきたＸ線であるかの区別がつかず、未だに定量的な散乱線補正方法は確立されていない。
本実施形態の光子計数型のＸ線ＣＴ装置は、上述した課題を解決するために、最大エネルギーが特性Ｘ線の最大ピークエネルギーより大きいエネルギーであるＸ線光子を発生するＸ線管と、前記Ｘ線光子を検出するＸ線検出物質と、前記特性Ｘ線の最大ピークエネルギーを含む第１エネルギー領域に相当する第１減弱係数マップを生成する減弱係数マップ生成手段と、前記第１減弱係数マップを、前記第１エネルギー領域とは異なる領域である第２エネルギー領域の第２減弱係数マップに変換する減弱係数マップ変換手段と、前記第２減弱係数マップに基づいて散乱線シミュレーションを行なって散乱Ｘ線光子の散乱光子分布を生成するシミュレーション実行手段と、前記第２エネルギー領域に相当する、前記検出されたＸ線光子に基づいて再構成前のデータを生成し、前記再構成前のデータを前記散乱光子分布で補正処理して補正データを生成し、前記補正データに基づいて、前記第２エネルギー領域に相当する、散乱線補正された画像を再構成する画像再構成手段と、
を有する。
本実施形態の散乱線補正方法は、上述した課題を解決するために、Ｘ線管から、最大エネルギーが特性Ｘ線の最大ピークエネルギーより大きいエネルギーであるＸ線光子を発生させ、Ｘ線検出物質によって前記Ｘ線光子を検出させ、前記特性Ｘ線の最大ピークエネルギーを含む第１エネルギー領域に相当する第１減弱係数マップを生成し、前記第１減弱係数マップを、前記第１エネルギー領域とは異なる領域である第２エネルギー領域の第２減弱係数マップに変換し、前記第２減弱係数マップに基づいて散乱線シミュレーションを行なって散乱Ｘ線光子の散乱光子分布を生成し、前記第２エネルギー領域に相当する、前記検出されたＸ線光子に基づいて再構成前のデータを生成し、前記再構成前のデータを前記散乱光子分布で補正処理して補正データを生成し、前記補正データに基づいて、前記第２エネルギー領域に相当する、散乱線補正された画像を再構成する。
本実施形態の光子計数型のＸ線ＣＴ装置を示すハードウェア構成図。 光子計数型画像検出器の構成を説明するための斜視図。 光子計数型画像検出器及びＤＡＳを中心とした電気的なブロック図。 本実施形態の光子計数型のＸ線ＣＴ装置の機能を示すブロック図。 Ｘ線管によって発生されるＸ線光子のエネルギースペクトルの一例を示す図。 管電圧を変更する場合のＸ線光子のエネルギースペクトルの変化を示す図。 Ｘ線光子の最大エネルギーが制御されたＸ線光子のエネルギースペクトルの一例を示す図。 特性Ｘ線の最大ピークエネルギーを含むエネルギー領域の生データに基づく減弱係数マップの一例を示す図。 エネルギー変換後の減弱係数マップを生成するための変換式を説明するための図。 散乱線シミュレーションを示すフローチャート。 式（１）によって計算された散乱角とその確率を示す図。
本実施形態の光子計数型のＸ線ＣＴ装置及び散乱線補正方法について、添付図面を参照して説明する。
本実施形態のＸ線ＣＴ装置には、Ｘ線管とＸ線検出器とが一体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。
また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。
加えて、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線ＣＴ装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態のＸ線ＣＴ装置では、従来からの一管球型のＸ線ＣＴ装置であっても、多管球型のＸ線ＣＴ装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型のＸ線ＣＴ装置として説明する。
図１は、本実施形態の光子計数型のＸ線ＣＴ装置を示すハードウェア構成図である。
図１は、本実施形態の光子計数型のＸ線ＣＴ装置１を示す。Ｘ線ＣＴ装置１は、大きくは、スキャナ装置１１及び画像処理装置１２によって構成される。Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、通常は検査室に設置され、患者（被検体）Ｏの部位に関するＸ線の透過データを生成するために構成される。一方、画像処理装置１２は、通常は検査室に隣接する制御室に設置され、透過データを基に投影データを生成して再構成画像の生成・表示を行なうために構成される。
Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、Ｘ線管２１、絞り２２、光子計数型画像検出器（以下、単に「検出器」という。）２３、ＤＡＳ（ｄａｔａ ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ）２４、回転部２５、高電圧電源２６、絞り駆動装置２７、回転駆動装置２８、天板２９、天板駆動装置３０、及びコントローラ３１を設ける。
Ｘ線管２１は、高電圧電源２６から供給された管電圧に応じてタングステン（Ｗ）等の金属製のターゲットに電子線を衝突させることでＸ線を発生させ、検出器２３に向かって照射する。Ｘ線管２１から照射されるＸ線によって、ファンビームＸ線やコーンビームＸ線が形成される。Ｘ線管２１は、高電圧電源２６を介したコントローラ３１による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力が供給される。
絞り２２は、絞り駆動装置２７によって、Ｘ線管２１から照射されるＸ線のスライス方向及びその直交方向の照射範囲を調整する。すなわち、絞り駆動装置２７によって絞り２２の開口を調整することによって、スライス方向及びその直交方向のＸ線照射範囲を変更できる。
検出器２３は、マトリクス状、すなわち、チャンネル方向に複数チャンネル、スライス方向に複数列の画素を有する。しかも、検出器２３のチャンネル方向は、特に、Ｘ線管２１からのＸ線ビームの広がり角度を考慮して湾曲を持たせている。なお、検出器２３の全体の形状は、用途によって決まり、平板状であってもよい。以下、半導体検出器を例にとって説明するが、本発明は半導体検出器に限らず光子計算が可能な如何なる検出器にも適用できる。
図２は、検出器の構成を説明するための斜視図である。
図２に示すように、検出器２３は、２次元面を複数の面に分割するように複数の検出器ブロック２３ａに分割され、かつ、複数の検出器ブロック２３ａ同士を着脱自在に結合可能になっている。また、検出器ブロック２３ａのＸ線入射側の前面には、モリブデン製、又はタングステン製の図示しないコリメータがスライス方向に配置された状態で、Ｘ線管２１からのＸ線透過像が得られるようになっている。
各検出器ブロック２３ａは、化合物半導体によって構成され、かつ、所定サイズ（例えば数センチ×数センチ）の層状の半導体セルＳと、半導体セルＳの放射線入射面を電圧印加用の荷電電極Ｅ１で覆うと共に、半導体セルＳの放射線入射面に反対側の面を２次元アレイ状（碁盤目状）に分割した複数の集電電極Ｅ２で覆うモノリシック構造を有する。集電電極Ｅ２が各画素に対応している。半導体セルＳの材料としては、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミウムジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体）、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）等が用いられる。荷電電極Ｅ１には例えば数十Ｖ〜数百Ｖ程度の比較的高い電圧が印加される。これにより、半導体セルＳに入射したＸ線光子に因り、その内部に電子と正孔の対が発生し、このうちの電子が相対的に正電位の集電電極Ｅ２それぞれに集められ、この電子による電荷がパルス状の信号として検知される。つまり、放射線入射面に入射したＸ線は電気量のパルス信号に直接、変換される。
碁盤目状に分割された複数の集電電極Ｅ２それぞれのサイズにより、Ｘ線に対する画素のサイズが決まる。このサイズは、Ｘ線を光子（粒子）として検出することが可能な十分小さい値になっている。これにより、フォトンカウンティング（光子計数）が可能な検出器２３が構成され、その全体では所定数個でかつマトリクス状の画素チャンネルが形成されている。
これにより、患者Ｏを透過したＸ線は、検出器２３によりＸ線粒子（すなわちＸ線光子）として一定時間毎に計数され、光子エネルギーに応じたアナログ量の検出信号が画素Ｐ（画素Ｐ１乃至Ｐｋ）毎に出力される。
検出器２３から出力された各画素の検出信号は、データ収集装置（ＤＡＳ：ｄａｔａ ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ）２４に送られる。
図３は、検出器２３及びＤＡＳ２４を中心とした電気的なブロック図である。
図３に示すように、検出器２３は、画素Ｐ毎に、コントローラ３１によって制御される半導体セルＳを備える。
ＤＡＳ２４は、画素Ｐ毎に、コントローラ３１によって制御される処理回路Ｃを備える。処理回路Ｃは、チャージアンプ５１、波形整形回路５２、ｎ（ｎ：正の整数）段の比較器（Ｄｕａｌ Ｄｉｓｃｒｉ）５３１〜５３ｎ、ｎ段のスイッチ５４１〜５４ｎ、閾値論理回路（Ｄｉｓｃｒｉ Ｌｏｇｉｃ）５５、ｍ（ｍ：正の整数）段のカウンタ（Ｃｏｕｎｔｅｒ ＣＬＫ）５６１〜５６ｍ、重み付け回路５７、及び加算回路５８を備える。
チャージアンプ５１は、半導体セルＳの複数の集電電極Ｅ２のそれぞれに接続される。チャージアンプ５１は、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷を電圧パルス信号として出力する。チャージアンプ５１の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路５２に接続される。
波形整形回路５２は、検知した電圧パルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。波形整形回路５２のゲイン及びオフセットは、半導体セルＳの画素毎の電荷チャージアップ特性に対する不均一性を考慮した調整パラメータである。画素毎の波形整形回路５２のゲイン及びオフセットをキャリブレーション作業にて事前に調整しておくことにより、かかる不均一性を排除した波形整形を行うことができる。この結果、各収集チャンネルの波形整形回路５２から出力された、波形整形されたパルス信号は実質的に入射Ｘ線粒子のエネルギー量を反映した特性を有することになり、画素間のかかるばらつきは殆ど解消される。波形整形回路５２の出力端は、複数の比較器５３１〜５３ｎの比較入力端にそれぞれ接続される。
比較器５３１〜５３ｎの各基準入力端には、それぞれ値が異なる基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）〜ＴＨｎ（下限基準値ＴＨＬ）が印加されている。波形整形回路５２から１個のパルス信号の波高値（吸収されたＸ線光子のエネルギー）を異なる基準値ＴＨ１〜ＴＨｎで比較することで、半導体セルＳで吸収されたＸ線光子（Ｘ線粒子）のエネルギーを、事前に複数に分けて設定されたエネルギー領域のうちいずれかに弁別できる。例えば、ｎが３である場合、パルス信号の波高値が基準値ＴＨ１〜ＴＨ３のどの値を超えているかにより、弁別されるエネルギー領域が異なる。波高値が基準値ＴＨ１とＴＨ２との間にある場合、吸収されたＸ線光子のエネルギーは第１のエネルギー領域に含まれるように弁別される。波高値が基準値ＴＨ２とＴＨ３との間にある場合、吸収されたＸ線光子のエネルギーは第２のエネルギー領域に含まれるように弁別される。波高値が基準値ＴＨ３（下限基準値ＴＨＬ）以下の場合や、基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）以上の場合は、外乱や半導体セルＳやチャージアンプ５１からのホワイトノイズを検出させないものとして弁別される。基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）以上の場合は、他にもＸ線光子が２個以上同時に画素に入射した場合にも起こりうるが、ここではそのような事象は発生確率が低いものとし画像情報を形成する主な信号ではないとして外乱などと同様に扱うものとする。
なお、基準値の数が３、すなわち、弁別可能なエネルギー領域の数が３の場合に限定されるものではない。基準値の数は、２や４等であってもよいし、場合によっては、１個であってもよい。基準値の数が１の場合には、Ｘ線光子が入射したか否かの情報のみが得られる。比較器５３１〜５３ｎの出力端は、スイッチ５４１〜５４ｎに接続される。
スイッチ５４１〜５４ｎは、比較器５３１〜５３ｎからそれぞれ出力されるパルス信号がスイッチ５４１〜５４ｎの基準値ＴＨ１〜ＴＨｎを超える場合にオンとなり、それ以外の場合にオフとなるように設計されている。例えば、スイッチ５４１は、比較器５３１から出力されるパルス信号がスイッチ５４１の基準値ＴＨ１を超える場合にオンとなり、それ以外の場合にオフとなるように設計されている。スイッチ５４１〜５４ｎの出力端は、閾値論理回路５５に接続されている。
閾値論理回路５５は、スイッチ５４１〜５４ｎからそれぞれ出力されるパルス信号を基に、比較器５３１〜５３ｎのうちいずれがオン（オフ）になっているかを読み取り、オンになっている比較器５３１〜５３ｎのうちの最大のパルス信号に対応する出力パルスを計数（カウント）するようにクロックパルスを発生する。閾値論理回路５５の複数の出力端は、複数のカウンタ５６１〜５６ｍに各別に接続され、クロックパルスを計数する。複数のカウンタ５６１〜５６ｍはパルス信号の波高に対応してそれぞれのカウンタに計数するように動作する。例えばＴＨ２を超えＴＨ１より小さなパルスはカウンタ５６１で計数され、ＴＨ３を超えＴＨ２より小さなパルスはカウンタ５６2で計数される（以下同様）。この場合は、必要なカウンタの数ｍは、比較器の数ｎを用いて、ｍ＝ｎ−１となる。
別の例ではカウンタの数ｍは、比較器の数ｎを用いて、ｍ＜ｎ−１となることもある。各比較器で波高弁別されたパルス数をそれぞれの波高範囲毎ではなく、複数の波高範囲をまとめて計数する場合がそれに当たる。もっとも小さいカウンタの数ｍは、ｍ＝１である。この場合、閾値論理回路５５が出力するクロックパルスを１つのカウンタにより計数するので、Ｘ線光子のエネルギーの区別をせずに光子数を計数することになる。
カウンタ５６１〜５６ｍは、閾値論理回路５５から出力されるクロックパルスをカウントアップして、各担当するエネルギー領域に入るＸ線光子の数を一定時間に渡って計測する。
重み付け回路５７は、カウンタ５６１〜５６ｍからそれぞれ出力される計数値に対する重み付けを行なう。
加算回路５８は、重み付け回路５７から出力される、重み付けされたエネルギー領域別の計数値を相互に加算して、画素Ｐ毎の生データ（再構成前のデータ）を生成し、生データを、コントローラ３１を介して画像処理装置１２に送る。
このように、ＤＡＳ２４は、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ５６１〜５６ｍにより、検出器２３の各画素Ｐに入射したＸ線光子の数をカウンタの段数ｍに応じたエネルギー領域毎に計測する。その結果としての計数値、すなわち、Ｘ線光子の計数値は、複数のカウンタ５６１〜５６ｍからデジタル量の検出データ（生データ）として読み出される。データ読出しは、ＡＳＩＣ層ＡＳ内に画素Ｐ毎に行なわれる。
図１の説明に戻って、回転部２５は、Ｘ線管２１、絞り２２、検出器２３、及びＤＡＳ２４を一体として保持する。回転部２５は、Ｘ線管２１と検出器２３とを対向させた状態で、Ｘ線管２１、絞り２２、検出器２３、及びＤＡＳ２４を一体として患者Ｏの周りに回転できるように構成されている。なお、回転部２５の回転中心軸と平行な方向をｚ軸方向、そのｚ軸方向に直交する平面をｘ軸方向、ｙ軸方向で定義する。
高電圧電源２６は、コントローラ３１による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力をＸ線管２１に供給する。
絞り駆動装置２７は、コントローラ３１による制御によって、絞り２２におけるＸ線のスライス方向及びその直交方向の照射範囲を調整する機構を有する。
回転駆動装置２８は、コントローラ３１による制御によって、回転部２５がその位置関係を維持した状態で空洞部の周りを回転するように回転部２５を回転させる機構を有する。
天板２９は、患者Ｏを載置可能である。
天板駆動装置３０は、コントローラ３１による制御によって、天板２９をｙ軸方向に沿って昇降動させると共に、ｚ軸方向に沿って進入／退避動させる機構を有する。回転部２５の中央部分は開口を有し、その開口部の天板２９に載置された患者Ｏが挿入される。
コントローラ３１は、ＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｕｎｉｔ）、及びメモリによって構成される。コントローラ３１は、検出器２３、ＤＡＳ２４、高電圧電源２６、絞り駆動装置２７、回転駆動装置２８、及び天板駆動装置３０等の制御を行なってスキャンを実行させる。
光子計数型のＸ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２は、コンピュータをベースとして構成されており、病院基幹のＬＡＮ（ｌｏｃａｌ ａｒｅａ ｎｅｔｗｏｒｋ）等のネットワークＮと相互通信可能である。画像処理装置１２は、大きくは、ＣＰＵ４１、メインメモリ４２、画像メモリ４３、ＨＤＤ（ｈａｒｄ ｄｉｓｃ ｄｒｉｖｅ）４４、入力装置４５及び表示装置４６等の基本的なハードウェアから構成される。ＣＰＵ４１は、共通信号伝送路としてのバスを介して、画像処理装置１２を構成する各ハードウェア構成要素に相互接続されている。なお、画像処理装置１２は、記憶媒体ドライブ４７を具備する場合もある。
ＣＰＵ４１は、半導体で構成された電子回路が複数の端子を持つパッケージに封入されている集積回路（ＬＳＩ）の構成をもつ制御装置である。医師等のオペレータによって入力装置４５が操作等されることにより指令が入力されると、ＣＰＵ４１は、メインメモリ４２に記憶しているプログラムを実行する。又は、ＣＰＵ４１は、ＨＤＤ４４に記憶しているプログラム、ネットワークＮから転送されてＨＤＤ４４にインストールされたプログラム、又は記憶媒体ドライブ４７に装着された記憶媒体から読み出されてＨＤＤ４４にインストールされたプログラムを、メインメモリ４２にロードして実行する。
メインメモリ４２は、ＲＯＭ（ｒｅａｄ ｏｎｌｙ ｍｅｍｏｒｙ）及びＲＡＭ（ｒａｎｄｏｍ ａｃｃｅｓｓ ｍｅｍｏｒｙ）等の要素を兼ね備える構成をもつ記憶装置である。メインメモリ４２は、ＩＰＬ（ｉｎｉｔｉａｌ ｐｒｏｇｒａｍ ｌｏａｄｉｎｇ）、ＢＩＯＳ（ｂａｓｉｃ ｉｎｐｕｔ／ｏｕｔｐｕｔ ｓｙｓｔｅｍ）及びデータを記憶したり、ＣＰＵ４１のワークメモリやデータの一時的な記憶に用いられたりする。
画像メモリ４３は、生成された生データや再構成画像データを記憶する記憶装置である。
ＨＤＤ４４は、磁性体を塗布又は蒸着した金属のディスクが着脱不能で内蔵されている構成をもつ記憶装置である。ＨＤＤ４４は、画像処理装置１２にインストールされたプログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（ｏｐｅｒａｔｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ）等も含まれる）や、データを記憶する記憶装置である。また、ＯＳに、オペレータに対する情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を入力装置４５によって行なうことができるＧＵＩ（ｇｒａｐｈｉｃａｌ ｕｓｅｒ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を提供させることもできる。
入力装置４５は、オペレータによって操作が可能なポインティングデバイスであり、操作に従った入力信号がＣＰＵ４１に送られる。
表示装置４６は、図示しない画像合成回路、ＶＲＡＭ（ｖｉｄｅｏ ｒａｎｄｏｍ ａｃｃｅｓｓ ｍｅｍｏｒｙ）、及びディスプレイ等を含んでいる。画像合成回路は、画像データに種々のパラメータの文字データ等を合成した合成データを生成する。ＶＲＡＭは、合成データを、ディスプレイに表示する表示画像データとして展開する。ディスプレイは、液晶ディスプレイやＣＲＴ（ｃａｔｈｏｄｅ ｒａｙ ｔｕｂｅ）等によって構成され、表示画像データを表示画像として順次表示する。
記憶媒体ドライブ４７は、記憶媒体の着脱が可能となっており、記憶媒体に記録されたデータ（プログラムを含む）を読み出して、バス上に出力し、また、バスを介して供給されるデータを記憶媒体に書き込む。このような記憶媒体は、いわゆるパッケージソフトウエアとして提供することができる。
画像処理装置１２は、スキャナ装置１１のＤＡＳ２４からコントローラ３１を介して入力された生データに対して対数変換処理や、感度補正等の補正処理（前処理）を行なって投影データ（再構成前のデータ）を生成する。また、画像処理装置１２は、前処理された投影データに対して散乱線の除去処理を行なう。
図４は、本実施形態の光子計数型のＸ線ＣＴ装置１の機能を示すブロック図である。
図１に示すＣＰＵ４１（又は、コントローラ３１）がプログラムを実行することによって、Ｘ線ＣＴ装置１は、ＣＴ撮像部６１、エネルギー弁別部６２、減弱係数マップ生成部６３、減弱係数マップ変換部６４、シミュレーション実行部６５、補正処理部６６、及び画像再構成部６７として機能する。なお、各部６１乃至６７の全部又は一部は、Ｘ線ＣＴ装置１にハードウェアとして備えられるものであってもよい。
ＣＴ撮像部６１は、コントローラ３１を介してスキャナ装置１１の動作を制御して、患者Ｏの撮像部位を撮像する機能を有する。ここで、検出器２３のある画素で検出されるＸ線光子について、患者Ｏで全く反応せずに透過してきた最大ピークエネルギー（Ｋα線のエネルギー）のＸ線光子に対して、患者Ｏで散乱した散乱線光子のエネルギーが減少して特性Ｘ線の最大ピークエネルギー（Ｋα線のエネルギー）となるＸ線光子の割合は無視できるほど少ないと考えられる。よって、ＣＴ撮像部６１は、コントローラ３１を介してＸ線管２１の管電圧を制御して、Ｘ線管２１によって発生されるＸ線光子の最大エネルギーが特性Ｘ線の最大ピークエネルギーより大きくなるように制御すればよい。
また、ＣＴ撮像部６１は、患者Ｏで散乱した散乱線光子のエネルギーが減少して特性Ｘ線の最大ピークエネルギー（Ｋα線のエネルギー）となるＸ線光子の影響を極力避ける、すなわち、当該Ｘ線光子の数を限りなく０に近づけるような構成とすることもできる。その場合、ＣＴ撮像部６１は、コントローラ３１を介してＸ線管２１の管電圧を制御して、Ｘ線管２１によって発生されるＸ線光子の最大エネルギーが特性Ｘ線の最大ピークエネルギーと略一致するように制御する。例えば、Ｘ線管２１のターゲットとしてタングステンを採用する場合、ＣＴ撮像部６１は、コントローラ３１を介してＸ線管２１の管電圧を制御して、散乱線光子のエネルギーが減少してタングステンで発生した特性Ｘ線の最大ピークエネルギー（６０ｋｅＶ付近）となることを極力避けるために、Ｘ線光子の最大エネルギーが特性Ｘ線の最大ピークエネルギー付近であり、かつ、最大ピークエネルギーより大きくなるように制御する。なお、Ｘ線管２１のターゲットを変更すれば特性Ｘ線の最大ピークエネルギーが変更されることは言うまでもない。
以下、ＣＴ撮像部６１は、コントローラ３１を介してＸ線管２１の管電圧を制御して、Ｘ線管２１によって発生されるＸ線光子の最大エネルギーが、特性Ｘ線の最大ピークエネルギーと略一致するように制御する場合について説明する。
図５は、Ｘ線管２１によって発生されるＸ線光子のエネルギースペクトルの一例を示す図である。
図５は、管電圧１１０ｋＶ、管電流１ｍＡで、ターゲットとしてタングステンを採用したＸ線管２１が発生するＸ線光子のエネルギースペクトルを示す。Ｘ線管２１によって発生されるＸ線光子は、エネルギー幅をもつ。また、エネルギースペクトルには、Ｋ吸収端と呼ばれる特性Ｘ線（Ｋα１，Ｋα２，Ｋβ１，Ｋβ２線）のエネルギーピークが存在する。
図６は、管電圧を変更する場合のＸ線光子のエネルギースペクトルの変化を示す図である。
図６に示すＸ線光子のエネルギースペクトルでは、フィルターを付加して軟線（低エネルギー成分）を除去している。特性Ｘ線は、本来線幅が極めて細いが、見やすくするためにある程度の幅を持たせてある。一方、連続Ｘ線は広い範囲に渡っている。
図６に示すように、ＣＴ撮像部６１は、Ｘ線管２１の管電圧が小さくなるように制御すると、Ｘ線管２１によって発生されるＸ線光子の最大エネルギーが小さくなる。
図７は、Ｘ線光子の最大エネルギーが制御されたＸ線光子のエネルギースペクトルの一例を示す図である。
図７に示すように、ＣＴ撮像部６１は、Ｘ線光子の最大エネルギーが最大ピークエネルギー付近であり、かつ、最大ピークエネルギーより大きくなるようにＸ線管２１の管電圧を制御する。
図４に示すエネルギー弁別部６２は、コントローラ３１を介してＤＡＳ２４の動作を制御して、特性Ｘ線の最大ピークエネルギーを含むエネルギー領域Ｅ１の生データ（再構成前のデータ）ＲＥ１を弁別すると共に、エネルギー領域Ｅ１とは異なる（エネルギー領域Ｅ１より小さい）１又は複数のエネルギー領域Ｅ２の生データＲＥ２を弁別する機能を有する。以下、エネルギー弁別部６２が、エネルギー領域Ｅ１の生データＲＥ１として、６０ｋｅＶの生データを弁別する場合について説明する。
減弱係数マップ生成部６３は、エネルギー弁別部６２によって弁別されたエネルギー領域Ｅ１の生データＲＥ１に基づいて再構成画像を再構成して再構成画像を生成する、すなわち、エネルギー弁別部６２によって弁別されたエネルギー領域Ｅ１の生データＲＥ１に基づいて減弱係数マップＭＥ１を生成する機能を有する。減弱係数マップ生成部６３によって生成される減弱係数マップＭＥ１は、散乱Ｘ線光子の影響を殆ど受けないものである。
図８は、特性Ｘ線の最大ピークエネルギーを含むエネルギー領域Ｅ１の生データＲＥ１に基づく減弱係数マップＭＥ１の一例を示す図である。
図８は、エネルギー領域Ｅ１の生データＲＥ１のみを用いて画像再構成を行なって得られた減弱係数マップＭＥ１である。上述の通り、Ｘ線管２１の出力を調整し、特性Ｘ線の最大ピークのエネルギーよりも大きなエネルギーをもつＸ線を極力発生させないようにすれば、散乱したＸ線はエネルギーが小さくなるので、エネルギー領域Ｅ１の生データＲＥ１は散乱Ｘ線光子を殆ど含まない。したがって、減弱係数マップＭＥ１には散乱線の影響が殆どないと考えられる。かつ、Ｔｒｉｐｌｅ Ｅｎｅｒｇｙ Ｗｉｎｄｏｗ法等の定量的な散乱線補正を行なうことで、さらに散乱線の影響を小さくすることも可能である。
図４に示す減弱係数マップ変換部６４は、減弱係数マップ生成部６３によって生成された、エネルギー領域Ｅ１の減弱係数マップＭＥ１を、エネルギー領域Ｅ２の減弱係数マップＭＥ２に変換する機能を有する。
図９は、エネルギー変換後の減弱係数マップＭＥ２を生成するための変換式を説明するための図である。
図９は、減弱係数マップ生成部６３によって生成されたエネルギー領域Ｅ１としての６０ｋｅＶにおける減弱係数マップＭＥ１のμ値を、６０ｋｅＶ以外のエネルギー領域Ｅ２、例えば２０ｋｅＶにおけるμ値に変換するための変換式を示す。減弱係数マップ変換部６４は、減弱係数マップ生成部６３によって生成されたエネルギー領域Ｅ１としての６０ｋｅＶにおける減弱係数マップＭＥ１に基づいて、６０ｋｅＶ以外のエネルギー領域Ｅ２における減弱係数マップＭＥ２を生成する。エネルギー変換には、予め、変換式に基づく変換テーブルを用意しておき、変換テーブルに従って減弱係数マップＭＥ１が減弱係数マップＭＥ２に変換される。
図４に示すシミュレーション実行部６５は、減弱係数マップ変換部６４によって変換後の減弱係数マップＭＥ２を用いて散乱線シミュレーションを行ない、検出器２３に到達した散乱Ｘ線光子の分布（散乱光子分布）ＤＥ２を生成する機能を有する。複数のエネルギー領域Ｅ２について複数の減弱係数マップＭＥ２が存在する場合、シミュレーション実行部６５は、減弱係数マップＭＥ２毎にシミュレーションを行なう。
ここで、シミュレーション実行部６５によって行なわれる散乱線シミュレーションについて図１０に示すフローチャートを用いて説明する。
コンプトン散乱の起こる確率は電子１個当たりの全断面積（σ）で、入射光子数に対する散乱光子数の比の形で表すが、これに関しては、クライン・仁科の式（１）がある。すなわち、入射光子数が散乱角度θ方向の微小立体角ｄΩ中に散乱される確率について、次式（１）により自由電子１個当たりの微分断面積（ｄσ／ｄΩ）が求まる。
まず、Ｘ線管２１から１個のＸ線光子が放出されるとする（ステップＳＴ１）。Ｘ線光子を単位距離だけ進行させ（ステップＳＴ２）、Ｘ線光子が計算範囲外に達していないか否かが判断される（ステップＳＴ３）。ステップＳＴ３の判断にてＹＥＳ、すなわち、ステップＳＴ２によってＸ線光子が単位距離だけ進行された結果、Ｘ線光子が計算範囲外に達していないと判断される場合、Ｘ線光子が検出器２３の検出面に達したか否かが判断される（ステップＳＴ４）。ステップＳＴ４の判断にてＮＯ、すなわち、ステップＳＴ２によってＸ線光子が単位距離だけ進行された結果、Ｘ線光子が検出器２３の検出面に達していないと判断される場合、次式（１）に従って、散乱確率、及びその時の散乱角度θが算出される（ステップＳＴ５）。その後、再びＸ線光子をさらに単位距離だけ進行させるステップＳＴ２に戻り、処理を繰り返す。
一方、ステップＳＴ３の判断にてＮＯ、すなわち、ステップＳＴ２によってＸ線光子が単位距離だけ進行された結果、Ｘ線光子が計算範囲外に達したと判断される場合、計算を終了するか否かが判断される（ステップＳＴ８）。ステップＳＴ８の判断にてＮＯ、すなわち、計算を終了しないと判断される場合、他の１個のＸ線光子について、ステップＳＴ１に戻る。
ステップＳＴ４の判断にてＹＥＳ、すなわち、ステップＳＴ２によってＸ線光子が単位距離だけ進行された結果、Ｘ線光子が検出器２３の検出面に達したと判断される場合、Ｘ線光子のエネルギーと検出器２３との検出確率に従って、Ｘ線光子が検出器２３で検出されたか否かが判断される（ステップＳＴ６）。ステップＳＴ６の判断にてＹＥＳ、すなわち、Ｘ線光子が検出器２３で検出されたと判断される場合、検出された情報を散乱光子分布ＤＥ２に反映する（ステップＳＴ７）。一方、ステップＳＴ６の判断にてＮＯ、すなわち、Ｘ線光子が検出器２３で検出されていないと判断される場合、計算を終了するか否かが判断される（ステップＳＴ８）。
ステップＳＴ８の判断にてＹＥＳ、すなわち、計算を終了すると判断される場合、動作が終了される。
図１０に示すフローチャートでは、ある１個のＸ線光子についてエネルギー領域Ｅｋでの計算を行なっていた場合に、ステップＳＴ５による算出の結果、Ｘ線光子のエネルギーがエネルギー領域Ｅｌの範囲になるとき、ステップＳＴ２に戻って処理を繰り返す。しかしながら、それに限定されるものではない。ある１個のＸ線光子についてエネルギー領域Ｅｋでの計算を行なっていた場合に、ステップＳＴ５による算出の結果、Ｘ線光子のエネルギーがエネルギー領域Ｅｌの範囲になるとき、例えば、当該Ｘ線光子についての計算を終了して、他の１個のＸ線光子について、ステップＳＴ１に戻ってもよいし、当該Ｘ線光子の情報を保持したまま、エネルギー領域Ｅｌの計算に利用してもよい。なお、後者の方が散乱線補正の定量性が向上するが、計算時間は長くなる。
図１１は、式（１）によって計算された散乱角とその確率を示す図である。
図１１に示すように、入射光子のエネルギーが非常に小さいときの散乱光子分布ＤＥ２は９０°対象に近いが、光子エネルギーの増大と共に前方への散乱が増す。散乱角θに関して上記式（１）を全立体角にわたり積分すると、電子１個当たりの全断面積（全散乱係数）σが得られる。
なお、シミュレーション実行部６５は、上述したステップＳＴ３の散乱線シミュレーションにおいてＸ線光子のエネルギーに閾値を設けることで、計算量を少なくすることが可能である。また、シミュレーション実行部６５は、上述したステップＳＴ３の散乱線シミュレーションにおいてＸ線光子の散乱回数を制限することで、計算量を少なくすることも可能である。さらに、シミュレーション実行部６５は、上述したステップＳＴ３の散乱線シミュレーションにおいて計算範囲を制限することで、計算量を少なくすることも可能である。
図４の説明に戻って、補正処理部６６は、エネルギー弁別部６２によって弁別された、エネルギー領域Ｅ２の生データＲＥ２を、シミュレーション実行部６５によって生成された散乱光子分布ＤＥ２に基づいて補正して、補正後の生データＲ´Ｅ２を生成する機能を有する。補正処理部６６は、生データＲＥ２から散乱光子分布ＤＥ２を減算して、補正後の生データＲ´Ｅ２を生成する。複数のエネルギー領域Ｅ２について複数の散乱光子分布ＤＥ２が存在する場合、補正処理部６６は、複数の生データＲＥ２をエネルギー領域Ｅ２毎に、複数の散乱光子分布ＤＥ２に基づいて補正する。
画像再構成部６７は、補正処理部６６によって補正後の生データＲ´Ｅ２に基づいて再構成画像を再構成して再構成画像ＩＥを生成する機能を有する。画像再構成部６７によって生成された再構成画像ＩＥは、画像メモリ４３に記憶されると共に、表示装置４６を介して表示される。
本実施形態の光子計数型のＸ線ＣＴ装置１によると、最大エネルギーが特性Ｘ線の最大ピークエネルギーより大きいエネルギーであるＸ線光子を発生することで、定量的に散乱線補正を行なうことができるので、正確で、かつ、精度のよいＣＴ画像を提供することができる。
さらに、本実施形態の光子計数型のＸ線ＣＴ装置１によると、最大エネルギーが特性Ｘ線の最大ピークエネルギーより大きいエネルギーであり、かつ、最大エネルギーが特性Ｘ線の最大ピークエネルギー付近であるＸ線光子を発生することで、より定量的に散乱線補正を行なうことができるので、正確で、かつ、精度のよいＣＴ画像を提供することができる。
以上、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、変更を行なうことができる。これらの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。
１ 光子計数型のＸ線ＣＴ装置
１１ スキャナ装置
１２ 画像処理装置
２１ Ｘ線管
２３ 光子計数型画像検出器
２４ ＤＡＳ
５１ チャージアンプ
５２ 波形整形回路
５３１〜５３ｎ 比較器
５４１〜５４ｎ スイッチ
５５ 閾値論理回路
５６１〜５６ｍ カウンタ
５７ 重み付け回路
５８ 加算回路
６１ ＣＴ撮像部
６２ エネルギー弁別部
６３ 減弱係数マップ生成部
６４ 減弱係数マップ変換部
６５ シミュレーション実行部
６６ 補正処理部
６７ 画像再構成部

Claims (12)

  1. 最大エネルギーが特性Ｘ線の最大ピークエネルギーより大きいエネルギーであるＸ線光子を発生するＸ線管と、
    前記Ｘ線光子を検出するＸ線検出物質と、
    前記特性Ｘ線の最大ピークエネルギーを含む第１エネルギー領域に相当する第１減弱係数マップを生成する減弱係数マップ生成手段と、
    前記第１減弱係数マップを、前記第１エネルギー領域とは異なる領域である第２エネルギー領域の第２減弱係数マップに変換する減弱係数マップ変換手段と、
    前記第２減弱係数マップに基づいて散乱線シミュレーションを行なって散乱Ｘ線光子の散乱光子分布を生成するシミュレーション実行手段と、
    前記第２エネルギー領域に相当する、前記検出されたＸ線光子に基づいて再構成前のデータを生成し、前記再構成前のデータを前記散乱光子分布で補正処理して補正データを生成し、前記補正データに基づいて、前記第２エネルギー領域に相当する、散乱線補正された画像を再構成する画像再構成手段と、
    を有する光子計数型のＸ線コンピュータ断層装置。
  2. 前記シミュレーション実行手段は、前記Ｘ線管から放出される複数のＸ線光子について単位距離だけ進行させて散乱確率及び散乱角度をそれぞれ計算し、計算の結果、前記複数のＸ線光子が計算範囲外になるまで前記複数のＸ線光子について単位距離をそれぞれ進行させる処理を行なうことで、前記散乱光子分布を生成する請求項１に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層装置。
  3. 前記シミュレーション実行手段は、前記散乱線シミュレーションで、前記Ｘ線光子のエネルギーに閾値を設ける請求項２に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層装置。
  4. 前記シミュレーション実行手段は、前記散乱線シミュレーションで、前記Ｘ線光子の散乱回数を制限する請求項２に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層装置。
  5. 前記シミュレーション実行手段は、前記散乱線シミュレーションで、計算範囲を制限する請求項２に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層装置。
  6. 前記Ｘ線管は、前記最大エネルギーが前記特性Ｘ線の最大ピークエネルギー付近であるＸ線光子を発生する請求項１に記載の光子計数型のＸ線コンピュータ断層装置。
  7. Ｘ線管から、最大エネルギーが特性Ｘ線の最大ピークエネルギーより大きいエネルギーであるＸ線光子を発生させ、
    Ｘ線検出物質によって前記Ｘ線光子を検出させ、
    前記特性Ｘ線の最大ピークエネルギーを含む第１エネルギー領域に相当する第１減弱係数マップを生成し、
    前記第１減弱係数マップを、前記第１エネルギー領域とは異なる領域である第２エネルギー領域の第２減弱係数マップに変換し、
    前記第２減弱係数マップに基づいて散乱線シミュレーションを行なって散乱Ｘ線光子の散乱光子分布を生成し、
    前記第２エネルギー領域に相当する、前記検出されたＸ線光子に基づいて再構成前のデータを生成し、前記再構成前のデータを前記散乱光子分布で補正処理して補正データを生成し、前記補正データに基づいて、前記第２エネルギー領域に相当する、散乱線補正された画像を再構成する、
    散乱線補正方法。
  8. 前記Ｘ線管から放出される複数のＸ線光子について単位距離だけ進行させて散乱確率及び散乱角度をそれぞれ計算し、計算の結果、前記複数のＸ線光子が計算範囲外になるまで前記複数のＸ線光子について単位距離をそれぞれ進行させる処理を行なうことで、前記散乱光子分布を生成する請求項７に記載の散乱線補正方法。
  9. 前記散乱線シミュレーションで、前記Ｘ線光子のエネルギーに閾値を設ける請求項８に記載の散乱線補正方法。
  10. 前記シミュレーション実行手段は、前記散乱線シミュレーションで、前記Ｘ線光子の散乱回数を制限する請求項８に記載の散乱線補正方法。
  11. 前記シミュレーション実行手段は、前記散乱線シミュレーションで、計算範囲を制限する請求項８に記載の散乱線補正方法。
  12. 前記Ｘ線管は、前記最大エネルギーが前記特性Ｘ線の最大ピークエネルギー付近であるＸ線光子を発生する請求項７に記載の散乱線補正方法。
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