(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管に高電圧を印加するための高電圧を発生する高電圧発生部と、
前記Ｘ線管から発生したＸ線を検出する複数のＸ線検出素子を有するＸ線検出器と、
前記高電圧発生部により発生された第１の電圧を前記Ｘ線管に印加することにより、前記複数のＸ線検出素子それぞれにおいて出力された第１の出力値と、前記高電圧発生部により発生された前記第１の電圧よりも高い第２の電圧を前記Ｘ線管に印加することにより、前記複数のＸ線検出素子それぞれにおいて出力された第２の出力値との比に基づく前記複数のＸ線検出素子の出力特性の不均一性を軽減するための補正量を取得し、前記出力特性を補正する補正部と、
を具備する医用画像診断装置。
【請求項２】
前記補正部は、
前記第１の出力値と、前記第２の出力値との比を前記複数のＸ線検出素子毎に計算する第１の計算部と、
前記計算された比を用いて、前記出力特性の不均一性を軽減するための補正量を前記複数のＸ線検出素子毎に計算する第２の計算部と、
を有する請求項１に記載の医用画像診断装置。
【請求項３】
前記第１の計算部により計算された比に基づいて得られた前記Ｘ線検出器の出力分布を表示する表示部をさらに具備する請求項２に記載の医用画像診断装置。
【請求項４】
前記第１の電圧と前記第２の電圧とは、前記高電圧発生部により発生した管電圧である請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載の医用画像診断装置。
【請求項５】
前記補正部は、
前記複数のＸ線検出素子の出力値それぞれに対してビームハードニング補正を行うとともに、前記出力特性の不均一性を補正する請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の医用画像診断装置。
【請求項６】
前記補正部は、前記複数のＸ線検出素子の出力値それぞれに対してビームハードニング補正値を定義した補正テーブルに基づいて、前記複数のＸ線検出素子の出力値それぞれをビームハードニング補正する請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載の医用画像診断装置。
【請求項７】
前記補正テーブルは、異なるＸ線検出素子の出力値にそれぞれ対応し、
前記補正部は、前記Ｘ線検出素子の出力値に対応する前記補正テーブルと前記第１の出力値と前記第２の出力値とに基づいて、前記複数のＸ線検出素子の出力値それぞれを補正する請求項６記載の医用画像診断装置。
【請求項８】
互いに隣接する複数の小区分に区分された前記Ｘ線検出器に関して、前記小区分内に属する前記複数のＸ線検出素子の出力値の平均値を前記複数の小区分毎に算出する平均値算出部をさらに具備し、
前記小区分それぞれの平均値に対してビームハードニング補正を行うとともに、前記出力特性の不均一性を補正する請求項１に記載の医用画像診断装置。
【請求項９】
前記補正部は、前記複数のＸ線検出素子の出力値それぞれに対してビームハードニング補正値を定義した補正テーブルに基づいて、前記複数のＸ線検出素子の出力値それぞれをビームハードニング補正する請求項８記載の医用画像診断装置。
【請求項１０】
前記補正テーブルは、異なる前記平均値に対応し、
前記補正部は、前記平均値に対応する前記補正テーブルと前記第１の出力値と前記第２の出力値とに基づいて、前記複数のＸ線検出素子の出力値それぞれを補正する請求項９記載の医用画像診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、医用画像診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
医用画像診断装置において用いられる検出器のシンチレーターは、製造工程上、細かく細分化して製造し、それを複数個集めることにより検出器を構成している。そのため、シンチレーターの特性がなるべく均一になるように製造している。しかし、この検出器は、Ｘ線エネルギーに対する感度特性の違いが生じる。この感度特性が原因となり、再構成画像上に低周波のリングアーチファクトが発生する。このリングアーチファクトを改善するために、感度特性がなるべく均一の検出器同士の構成になるように検出器を並び替えるという手法を行ってきた。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
しかし、この検出器を並び替えるという手法は、手間と時間がかかるため生産効率を悪くしてしまっている。
【０００４】
目的は、検出器の並び替えを行うことなく、低周波リングのアーチファクトを低減することである。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本実施形態に係り医用画像診断装置は、Ｘ線を発生するＸ線管と、前記Ｘ線管に高電圧を印加するための高電圧を発生する高電圧発生部と、前記Ｘ線管から発生したＸ線を検出する複数のＸ線検出素子を有するＸ線検出器と、前記高電圧発生部により発生された第１の電圧を前記Ｘ線管に印加することにより、前記複数のＸ線検出素子それぞれにおいて出力された第１の出力値と、前記高電圧発生部により発生された前記第１の電圧よりも高い第２の電圧を前記Ｘ線管に印加することにより、前記複数のＸ線検出素子それぞれにおいて出力された第２の出力値との比に基づく前記複数のＸ線検出素子の出力特性の不均一性を軽減するための補正量を取得し、前記出力特性を補正する補正部と、を具備する。
【図面の簡単な説明】
【０００６】
【図１】本実施形態１及び２に係る２次元検出器システムの感度特性を表すグラフの一例を示す図である。
【図２】本実施形態１に係る技術的処理を示すフローチャートである。
【図３】本実施形態２に係る技術的処理を示すフローチャートである。
【図４】本実施形態１に係る医用画像診断装置のブロック図である。
【図５】本実施形態１に係る生データに対する補正処理を模式的に示す図である。
【図６】本実施形態２に係る医用画像診断装置のブロック図である。
【図７Ａ】本実施形態２に係る小区分毎のデータに対する平均化について模式的に示す図である。
【図７Ｂ】本実施形態２に係る小区分毎の平均化されたデータに対する補正処理を模式的に示す図である。
【図７Ｃ】本実施形態２に係る小区分毎の平均化されたデータに対する補正処理を模式的に示す図である。
【図７Ｄ】本実施形態２に係る補正後の２次元検出器システムにおける感度特性のグラフである。
【図７Ｅ】本実施形態１及び２に係る画像上のアーチファクトの低減の様子を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００７】
以下、図面を参照しながら本実施形態に係る医用画像診断装置を説明する。以下、医用画像診断装置をコンピュータ断層撮像装置として説明するが、これに限られるものではなく、Ｘ線を用いる医用画像診断装置に広く適用できるものである。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【０００８】
（実施形態１）
実施形態１について、図２のフローチャートの流れに沿って図１、図２、図４、図５を用いて説明する。
【０００９】
図４は、本実施形態１に係るＸ線コンピュータ断層撮像装置１の構成を示した図である。図４に示されているように、Ｘ線コンピュータ断層撮像装置１は、スリップリング２と、回転フレーム５と、Ｘ線管球３と、架台駆動部４と、２次元検出器システム６と、データ収集部（ＤＡＳ）７と、非接触データ伝送部８と、第１の計算部９と、第２の計算部１９と、前処理部１０と、高電圧発生部１１と、ホストコントローラ１２と、記憶部１３と、表示部１４と、入力部１５と、再構成部１６と、ネットワーク通信部１７とを有する。
【００１０】
図４に示されているように、Ｘ線コンピュータ断層撮像装置１は架台（ガントリ）を有する。架台は、円環又は円板状の回転フレーム５を回転可能に支持する。
【００１１】
回転フレーム５は、撮像領域中に天板に配置された被検体を挟んで対向するようにＸ線管球３と、２次元検出器システム６とを有する。ここで、説明のため、回転フレーム５の回転軸をＺ軸、Ｘ線管球３の焦点と２次元検出器システム６の中心とを結ぶ撮像中心軸をＹ軸、ＹＺ平面に直交する軸をＸ軸と規定する。撮像時には、典型的には、被検体は、体軸がＺ軸に略一致するように撮像領域内に設置される。このＸＹＺ座標系は、Ｚ軸を回転中心とする回転座標系を構成する。
【００１２】
Ｘ線管球３は、高電圧発生部１１からの高電圧の印加とフィラメント電流の供給を受けてＸ線を発生する。
【００１３】
２次元検出器システム６は、マルチスライス型の場合、チャンネル方向（Ｘ軸）に複数のチャンネルを有する検出素子の列をスライス方向（Ｚ軸）に複数配列したものである。２次元アレイ型の場合、２次元検出器システム６は、チャンネル方向（Ｘ軸）とスライス方向（Ｚ軸）との両方向に関して緻密に分布される複数のＸ線検出素子を有する。
【００１４】
高電圧発生部１１は、ホストコントローラ１２からの指示情報に従って、スリップリング２を介してＸ線管球３に高電圧を印加する。
【００１５】
ホストコントローラ１２は、図示しないＣＰＵ（central processing unit）及びメモリを含んでいる。ホストコントローラ１２は、入力部１５からの指示に従って、高電圧発生部１１及び架台駆動部４等の動作を制御する。高電圧発生部１１の制御を行うことにより、回転フレーム５が一定の角速度で連続回転し、Ｘ線管球３から連続的又は一定角度毎にＸ線が発生される。
【００１６】
架台駆動部４は、ホストコントローラ１２の制御に従って、天板保持機構を駆動可能である。２次元検出システム６には、データ収集回路７（ＤＡＳ；data acquisition system）が接続される。
【００１７】
データ収集部７は、２次元検出器システム６の各チャンネルの電流信号を電圧に変換し、増幅し、デジタル信号に変換する。データ収集部７で収集されたデータ（純生データ）は、光や磁気を使った非接触型又はスリップピング型の非接触データ伝送部８を経由して、演算部９に送られる。
【００１８】
図２は、実施形態１に係る正処理を示すフローチャートである。以下、このフローチャートの流れに沿って、図４のブロック図を説明する。
【００１９】
非接触データ伝送部８は、データ収集部７で収集されたデータ（純生データ）を、演算部９に送る。
【００２０】
第１の計算部９は、Ｘ線管３において高管電圧を印加した場合にデータ収集部７で収集された純生データと、Ｘ線管３において高電圧よりも相対的に低い低管電圧を印加した場合にデータ収集部７で収集された純生データとの比をチャンネル毎に計算する（Ｓ１１）。この計算された比は、表示部１４において例えばグラフとして表示される。このグラフの一例が図１である。横軸を２次元検出器システム６におけるチャンネル毎のチャンネルナンバーとし、縦軸を第１の計算部９において計算された比としたグラフである。図１から、２次元検出器システム６のチャンネル毎に感度特性が異なる様子が分かる。前処理部１０は、主に金属部によるＸ線強吸収体による極端な信号強度の低下又は信号脱落の補正等の前処理を行い、生データを得る。この生データは、記憶部１３に記憶される。
【００２１】
この生データに対して、例えばビームハードニング補正を行う（Ｓ１２）。以下このステップＳ１３について、図４のブロック図を用いて詳述する。なお、補正方法は、ビームハードニングに限られるものではなく、他の補正方法であってもよい。
【００２２】
例えば第２の計算部１９において、記憶部１３から例えばメモリ等に読みだされた生データに対して、例えば以下の式を用いて検出器感度の補正を行う。以下、図５とともにビームハードニング補正について説明する。
【数１】
0005897307.tif 000002
【００２３】
ここで、RawBHC(ch)は、補正後のチャンネル毎の生データ、Raworg(ch)は、補正前のチャンネル毎の生データ、ｒは係数、BhcTbl[Raworg(ch),ch]は、補正テーブルを用いる場合の各チャンネルに対する補正量を表す。すなわち、チャンネルナンバー毎の生データの出力値とチャンネルナンバーとで決まるビームハードニング補正による補正値を示す。また、E(ch)は、第１の計算部９において演算されたチャンネル毎の比、Scaleは所定の定数である。
【００２４】
ここで説明のため、数１を変形した式を示す。
【数２】
0005897307.tif 000003
【００２５】
ここで第一項と、第二項とを加算した値は、図５の右側に示されるようなビームハードニングの補正テーブルを用いてチャンネル毎に補正値を求め、その補正値をチャンネル毎の生データの出力値に加算したものである。この第一項と第二項との加算処理は従来からの典型的なビームハードニング補正処理の方法である。また、図５における補正テーブルは、チャンネルナンバーを横軸にとり、チャンネルナンバー毎の生データの出力値を縦軸にとったものである。つまり、チャンネルナンバーと、そのチャンネルナンバーにおける生データとの出力値が決まれば、テーブル上の座標点は一つに定まり、その座標点と一対一に対応する補正量が求められる。次に、図４における第２の計算部１９は、生データに対してこの補正テーブルを用いて補正処理を行う。第三項は、補正テーブルを用いて定まったチャンネル毎の補正値に定数(Scale)を乗じて、さらに第１の計算部９において演算された比をチャンネル毎に乗じたものである。この第三項は、検出器の出力特性の不均一性を軽減するための項である。検出器の出力特性の不均一性を軽減するため、チャンネル毎のビームハードニング補正量を表す関数BhcTbl[Raworg(ch),ch]にチャンネル毎の感度に関する出力値を表す関数E(ch)を乗じ、さらに定数Scaleを乗じる。この乗算においては、生データ（Raworg(ch)）の出力値が高い場合、出力値を抑えるため値の小さい補正値を乗ずる。一方、生データ（Raworg(ch)）の出力値が低い場合、出力値を大きくするために、値の大きな補正値を乗ずる。これにより、検出器の感度特性の不均一性が低減される。
【００２６】
以上の処理により第２の計算部１９からビームハードニング補正された生データを得る。その後、補正された生データは、記憶部１３等に記憶される。
【００２７】
再構成部１６は、前処理部１０により補正を受けたデータ（生データ）に基づいて、撮像時刻の異なる複数のデータファイル（時系列データファイル）を発生する。
【００２８】
図には示されていないが、ＣＰＵは、医師及び技師等のユーザーによって入力部１５が操作等されることにより指令が入力されると、メモリに記憶しているプログラムを実行する。又は、ＣＰＵは、ＨＤＤ（図示しない）に記憶しているプログラム、ネットワークから転送されネットワーク通信部１７で受信されてＨＤＤにインストールされたプログラム、又は記録媒体用のドライブ（図示しない）に装着された記憶媒体から読みだされてＨＤＤにインストールされたプログラムをメモリにロードして実行する。入力部１５としては、オペレータによって操作が可能なキーボード及びマウス等が挙げられ、操作に従った入力信号がＣＰＵに送られる。入力部１５は、大きくは、メインコンソール及びシステムコンソールによって構成される。
【００２９】
ネットワーク通信部１７は、各規定に応じた通信制御を行う。ネットワーク通信部１７は、電話回線を通じてネットワークに接続することができる機能を有している。
【００３０】
（実施形態２）
実施形態１と重複する部分については、説明を省略し、実施形態１と異なる重要な部分について以下図３のフローチャートに沿って及び図６乃至図７Ｄを用いながら詳述する。実施形態２は、実施形態１と異なり、図７Ａ及び図７Ｂに示されるように２次元検出器システム６の感度比に対して小区分毎に平均化を行い、その小区分毎の平均値に関して原点からの差に応じて複数の異なるビームハードニング補正テーブルを用いることにより生データに対して補正を行うものである。
【００３１】
図６は、本実施形態２に係る医用画像診断装置１の構成を示すブロック図である。実施形態１に係る医用画像診断装置１の構成を示すブロック図（図４）との違いは、平均値算出部１８の有無と、第２の計算部１９における補正処理方法の違いのみである。以下、実施形態２の処理の流れを図３のフローチャートに沿って、図７Ａ及び図７Ｂを用いて詳述する。
【００３２】
図７Ａは、本実施形態２に係る小区分毎の感度比に対する平均化について模式的に示す図である。また、図７Ｂは、２次元検出器システム６の出力の比が平均化されたデータを用いての補正処理を模式的に示す図である。
【００３３】
まず、非接触データ伝送部８は、データ収集部７で収集されたデータ（純生データ）を、第１の計算部９に送る。
【００３４】
次に、第１の計算部９においては、Ｘ線管３において高管電圧を印加した場合に２次元検出器６で検出された純生データの出力値と、Ｘ線管３において低管電圧を印加した場合に２次元検出器６で検出された純生データの出力値との比を計算する（Ｓ２１）。この計算された比をグラフとして表示部１４に出力する。このグラフの一例が、図７Ａの左側に示されるグラフである。このグラフは、横軸をチャンネル番号、縦軸をＳ２１においてチャンネル毎に演算された比で表示している。
【００３５】
次に、平均値算出部１８において、２次元検出器システム６の小区分毎に平均値を算出する。なお、２次元検出器システム６の小区分毎に多数のチャンネルが含まれる。平均値算出部１８において、このチャンネルそれぞれにおける比を用いて小区分毎に平均値を算出する（Ｓ２２）。次に、チャンネル毎のＳ２２において計算された平均値を用いて一例としてビームハードニング補正を行う（Ｓ２３）。以下、このビームハードニング補正について説明する。なお、補正方法は、ビームハードニング補正法に限られるものではなく、他の代替的な補正方法であってもよい。
【００３６】
図７Ｂ及び図７Ｃは、本実施形態２に係るビームハードニング補正を概念的に示した図である。図７Ｂ及び図７Ｃの左図に示されるように、チャンネル毎の平均値化された比に関して、縦軸の０の値からの差に応じてビームハードニング補正テーブルを変える。ここで、説明のため、数式１の変数に値を代入した式を示す。
【数３】
0005897307.tif 000004
【００３７】
数３は、仮にチャンネルナンバーを３８４、チャンネルナンバー３８４における生データの出力値を１０として変数に値を代入したものである。この場合、図７Ｂに示されるように、チャンネルナンバーとそのチャンネルナンバーの生データの出力値とが決まれば、ビームハードニングテーブルにおいて、補正量が一意に定まることがわかる。この補正量をチャンネルナンバー毎に求めることにより、２次元検出器システム６において出力された生データに対する補正が可能となる。また、例えば、図７Ｃにおいて補正テーブルＴ２と示されている小区分では、ビームハードニングテーブルＴ１よりも多めの補正量を与えて２次元検出器システム６の感度特性を均一化する。図７Ｃの右側の図は、チャンネルナンバーとチャンネル毎の生データの出力値とで一意に決まる補正量を決めるためのビームハードニング補正テーブルを示す。この補正テーブルは図７Ｃでは、２つあるものとして記載しているが、２つ以上の複数の補正テーブルが存在するものであっても良い。
【００３８】
図７Ｄは、本実施形態２に係る補正後の２次元検出器システム６における感度特性のグラフを示す図である。補正後では、補正前に比べて２次元検出器システム６の感度がより均一化されていることが分かる。
【００３９】
また、図７Ｅは、本実施形態１及び２に係る補正後のアーチファクトの低減の様子を示す図である。つまり、図７Ｅは、表示部１４において表示される画像に関して、補正前と補正後でアーチファクトが低減されたことを示す。補正前では、リング状のアーチファクトが見えるが、補正後では、リング状のアーチファクトが低減されている。
【００４０】
さらに、上に詳述したようなＸ線検出素子毎の出力を均一化する補正手段を用いて、被検体を透過して得られた生データに対して補正処理を実行することにより、アーチファクトの低減された被検体の投影画像に関するデータを取得することができる。
【００４１】
以上、本発明によれば、検出素子毎にビームハードニング補正等の補正手段を用いて、検出素子毎の出力が均一になるようにする。この均一化処理により、検出素子の並び替えを行うことなしにリングアーチファクトを低減する医用画像診断装置を提供することができる。
【００４２】
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ものである。
【符号の説明】
【００４３】
１…Ｘ線コンピュータ断層撮像装置、２…スリップリング、３…Ｘ線管球、４…架台駆動部、５…回転フレーム、６…２次元検出器システム、７…データ収集部（ＤＡＳ）、８…非接触データ伝送部、９…第１の計算部、１０…前処理部、１１…高電圧発生部、１２…ホストコントローラ、１３…記憶部、１４…表示部、１５…入力部、１６…再構成部、１７…ネットワーク通信部、１８…平均値算出部、１9…第２の計算部
【図１】
0005897307.tif 000005
【図２】
0005897307.tif 000006
【図３】
0005897307.tif 000007
【図４】
0005897307.tif 000008
【図５】
0005897307.tif 000009
【図６】
0005897307.tif 000010
【図７Ａ】
0005897307.tif 000011
【図７Ｂ】
0005897307.tif 000012
【図７Ｃ】
0005897307.tif 000013
【図７Ｄ】
0005897307.tif 000014
【図７Ｅ】
0005897307.tif 000015