(57)【要約】【課題】ハイブリッド型Ｘ線検出器においてノイズレベルのばらつきを低減することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供する。【解決手段】Ｘ線を検出するための、第１のサイズの第１の検出素子から構成される第１の検出領域と、当該第１のサイズより大きい第２のサイズの第２の検出素子から構成される第２の検出領域とを備えるＸ線検出部と、第１の検出領域及び第２の検出領域のそれぞれから第１の検出データ及び第２の検出データを収集し、複数の前記第１の検出データを合成することで第３の検出データを収集するデータ収集部と、第１の検出領域の面積と、第３の検出データを構成する複数の第２の検出領域の面積の違いを補正する係数を用いて、第２の検出データを補正する補正部と、補正された第２の検出データ及び第３の検出データを再構成することでＣＴ画像を生成する再構成処理部とを備える。【選択図】図１
2018099169.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に対して照射するＸ線を発生するＸ線発生部と、
前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出するための、第１のサイズの第１の検出素子から構成される第１の検出領域と、当該第１のサイズより大きい第２のサイズの第２の検出素子から構成される第２の検出領域とを備えるＸ線検出部と、
前記第１の検出領域及び前記第２の検出領域のそれぞれから第１の検出データ及び第２の検出データを収集し、複数の前記第１の検出データを合成することで第３の検出データを収集するデータ収集部と、
前記第１の検出領域の面積と、前記第３の検出データを構成する複数の第２の検出領域の面積の違いを補正する係数を用いて、前記第２の検出データを補正する補正部と、
前記補正された第２の検出データ及び前記第３の検出データを再構成することでＣＴ画像を生成する再構成処理部と、
を備えるＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記再構成処理部は、前記データ収集部によって生成された前記第３の検出データを再構成することで前記第２の検出データのみから再構成されるＣＴ画像と同等の分解能を有するＣＴ画像を生成する請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記Ｘ線検出部に設けられ、散乱線を遮蔽するグリッドを更に有し、
前記第１の検出領域及び前記第２の検出領域は、前記第１及び第２の検出素子が設けられる領域から、前記グリッドにより覆われる領域を除く領域である請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
被検体に対して照射するＸ線を発生するＸ線発生部と、
前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出するための、第１のサイズの第１の検出素子から構成される第１の検出領域と、当該第１のサイズより大きい第２のサイズの第２の検出素子から構成される第２の検出領域とを備えるＸ線検出部と、
前記第１の検出領域及び前記第２の検出領域のそれぞれから第１の検出データ及び第２の検出データを収集し、複数の前記第１の検出データを前記第２のサイズに基づいて束ねることで第３の検出データを収集するデータ収集部と、
前記データ収集部において収集された前記第２の検出データ及び前記第３の検出データを再構成してＣＴ画像を生成する再構成処理部と、を備え
複数の前記第１の検出素子の合成の単位の合計面積が前記第２の検出素子と同じ面積であり、前記第３の検出データは、複数の前記第１の検出素子から収集される複数の第１の検出データを束ねることで収集されるＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記第１の検出領域上に設けられ、所定の方向からのＸ線のみを前記第１の検出素子上に導くと共に、第１の特徴量を有する第１のグリッドと、
前記第２の検出素子上に設けられ、所定の方向からのＸ線のみを前記第２の検出素子上に導くと共に、第２の特徴量を有する第２のグリッドと、を更に備え
前記第１の特徴量を前記第２の特徴量よりも小さく設けることで、複数の前記第１の検出素子の合計の面積が前記第２の検出素子と同じ面積に設定される請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記第１の特徴量及び前記第２の特徴量は、それぞれ前記第１のグリッド及び前記第２のグリッドの幅を示す値であり、前記第１のグリッドの幅は前記第２のグリッドの幅よりも小さく設けられる請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】
前記第１の特徴量及び前記第２の特徴量は、それぞれ前記第１のグリッド及び前記第２のグリッドの高さを示す値であり、前記第１のグリッドの高さは前記第２のグリッドの高さよりも低く設けられる請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】
複数の前記第１の検出素子の合成の単位の合計面積が前記第２の検出素子と同じ面積に設定されるために、前記第２の検出領域に不感領域が設けられる請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】
被検体に対して照射するＸ線を発生するＸ線発生部と、
前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出するための、第１のサイズの第１の検出素子から構成される第１の検出領域と、当該第１のサイズよりも大きい第２のサイズの第２の検出素子から構成される第２の検出領域とを備えるＸ線検出部と、
前記第１の検出領域及び前記第２の検出領域のそれぞれから第１の検出データ及び第２の検出データを収集し、複数の前記第１の検出データを前記第２のサイズに基づいて合成することで第３の検出データを収集するデータ収集部と、
前記第２の検出データ及び前記第３の検出データを再構成処理することでＣＴ画像を生成する再構成処理部と、を備え、  
前記第１のサイズ及び前記第２のサイズに基づいて、前記第２の検出素子の厚さは前記第１の検出素子の厚さよりも薄く設けられるＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置は、Ｘ線を利用して被検体をスキャンし、収集したデータをコンピュータにより処理することで、被検体内部を画像化する医用画像診断装置の一種である。Ｘ線ＣＴ装置では、被検体を通過したＸ線を検出するためのＸ線検出器が用いられている。
【０００３】
Ｘ線検出器は、基板上に区画化されて設けられた複数の光電変換素子と、この光電変換素子上に積層されたシンチレータとを備えている。また、Ｘ線検出器には、個々のシンチレータに入射するＸ線のうち、散乱Ｘ線を遮蔽するための複数のグリッド（コリメータと呼ばれる場合もある）がチャネル方向に配設されている。
【０００４】
また、従来のＸ線検出器に設けられる通常の空間分解能の検出領域と、当該検出領域の空間分解能と比較して高い空間分解能を有する検出領域を兼ね備えたハイブリッドＸ線検出器が提案されている。ハイブリッドＸ線検出器の高分解能領域ではＸ線検出器の空間分解能を高めるため、光電変換素子やシンチレータの個々のサイズが通常の検出領域に比べ小さい。
【０００５】
しかし、ハイブリッドＸ線検出器の高分解能領域では、通常分解能領域と比較してグリッドが配設される間隔も小さくなる。そのため、高分解能領域では配設されたグリッドの面積分だけ通常分解能領域と比較してＸ線の実効検出面積は小さくなる。これにより、例えばハイブリッドＸ線検出器の全検出領域を用いて、通常分解能のＣＴ画像を生成する場合に高分解能領域にて得られた検出データを合成する必要がある場合には、複数の高分解能領域にて検出され、合成されたＸ線のカウント数が、通常分解能領域にて検出されるＸ線のカウント数よりも小さくなり、高分解能領域におけるノイズが通常分解能領域の場合と比較して増加する。これは、Ｘ線のカウント数が少なくなるにつれて量子ノイズと呼ばれるＣＴ画像のノイズが増加するためである。これにより、同一のＸ線条件で高分解能領域から得られた画像と通常分解能領域から得られたＣＴ画像とを比較すると、高分解能領域と通常分解能領域で生成されるＣＴ画像のノイズレベルは異なってしまう。同一のＸ線条件により得られた画像にも関わらずノイズレベルの違いによって異なる見え方になってしまうことは、読影作業等に支障をきたす恐れがある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２０１５−１５９９０３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明が解決しようとする課題は、ハイブリッドＸ線検出器において発生するノイズレベルのばらつきを高分解能領域と通常分解能領域で低減することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記目的を達成するために、実施形態のＸ線ＣＴ装置は、被検体に対して照射するＸ線を発生するＸ線発生部と、Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出するための、第１のサイズの第１の検出素子から構成される第１の検出領域と、当該第１のサイズより大きい第２のサイズの第２の検出素子から構成される第２の検出領域とを備えるＸ線検出部と、第１の検出領域及び第２の検出領域のそれぞれから第１の検出データ及び第２の検出データを収集し、複数の前記第１の検出データを合成することで第３の検出データを収集するデータ収集部と、第１の検出領域の面積と、第３のデータを構成する複数の第２の検出領域の面積の違いを補正する係数を用いて、第２の検出データを補正する補正部と、補正された第２の検出データ及び第３の検出データを再構成することでＣＴ画像を生成する再構成処理部とを具備する。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】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。
【図２】第１の実施形態に係るＸ線検出器の概略構造を示す概略図。
【図３】第１の実施形態に係るハイブリッド検出器の構成を示す模式図。
【図４】第１の実施形態に係るグリッドの一例を示す模式図。
【図５】第１の実施形態に係る処理の一例を示すフローチャート。
【図６】第２の実施形態に係るグリッドの一例を示す模式図。
【図７】第３の実施形態に係るグリッドの一例を示す模式図。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、図面を参照して本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１００に関する説明を行う。
【００１１】
（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１００の構成を示したブロック図である。図１のＸ線ＣＴ装置１００は、架台装置１０とコンソール装置３０から構成される。
【００１２】
［架台装置］
架台装置１０は、被検体Ｐに対してＸ線を照射し、被検体を通過したＸ線の検出データを収集する装置であり、Ｘ線発生装置１１と、Ｘ線検出器１２と、回転体１３と、高電圧発生装置１５と、データ収集回路１６とを有する。また、架台装置１０は架台部の一例である。
【００１３】
Ｘ線発生装置１１は、Ｘ線を発生させるＸ線管球（例えば、円錐状や角錐状のＸ線ビームを発生する真空管）から構成される。Ｘ線発生装置１１にて発生したＸ線は被検体Ｐに照射される。また、Ｘ線発生装置１１は、Ｘ線発生部の一例である。
【００１４】
Ｘ線検出器１２は、Ｘ線管球の焦点を中心とした１つの円弧に沿ってチャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列されたＸ線検出素子列を複数備えて構成され、被検体Ｐを通過したＸ線を検出するために設けられる。Ｘ線検出器１２は、例えば、Ｘ線検出素子が互いに直交する２方向（スライス方向とチャネル方向）にそれぞれ複数配置されたＸ線検出器（面検出器）が用いられる。複数のＸ線検出素子列は、例えば、スライス方向に沿って３２０列設けられている。尚、スライス方向は回転体１３の回転軸方向に相当し、チャネル方向はＸ線発生装置１１の回転方向に相当する。
【００１５】
図２は、Ｘ線検出器１２の一般的な構造及び機能を示す概略図である。図２（ａ）は、Ｘ線検出器１２のチャネル方向の側面を示す側面図である。図２（ｂ）は、Ｘ線検出器１２を拡大した図である。Ｘ線検出器１２は、例えば、グリッド４１、シンチレータ５０、光電変換素子５１、及び反射板５２から構成される。
【００１６】
グリッド４１は、各シンチレータ５０に入射するＸ線を制御するとともに散乱線を吸収してこの散乱線によるクロストークを低減させる機能を有する金属板である。グリッド４１は、例えば、Ｗ（タングステン）、Ｍｏ（モリブデン）、Ｔａ（タンタル）、Ｐｂ（鉛）又は、少なくともこれらの金属の１つを含む合金等から構成される。ただし、これらに限定される必要はなく、適宜材質は選択することが可能である。グリッド４１は、例えばチャネル方向に複数並べて配置され、スライス方向には区切られない構造を有する。
【００１７】
シンチレータ５０は、Ｘ線などの放射線を受けて蛍光を発生する蛍光材であり、セラミックスにて構成される。蛍光は、例えば、可視光線などの光である。シンチレータ５０は、その材質により、最大発光波長、減衰時間、反射計数、密度、光出力比や蛍光効率の温度依存性等が異なるため、それぞれの用途の特性に応じて適宜その材質を選択することが可能である。Ｘ線CT装置に用いるものとしては、例えば、希土類酸硫化物の焼結体から成るセラミックシンチレータを例示することができる。ただし、これらに限定される必要はなく、適宜材質は選択することが可能である。
【００１８】
光電変換素子５１は、例えば、pin構造のシリコンフォトダイオードから構成される。光電変換素子５１は、シンチレータ５０の区画に対応した出力光を受光して、その光を電気信号へと変換する。光電変換素子５１によって変換された電気信号は、データ収集回路１６へと送信される。尚、光電変換素子５１は、シリコンフォトダイオードに限定される必要はなく、シンチレータ５０からの出力光を電気信号へ変換する手段（例えば、ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）など）を適宜選択することが可能である。
【００１９】
反射板５２は、各シンチレータ５０の境界に設けられる白色の樹脂材であり、クロストークを防ぐ機能を有する。
【００２０】
図３は、第１の実施形態に係るＸ線検出器１２の一例を示す模式図である。Ｘ線検出器１２は、図３（ａ）にて示す高分解能領域１２ａと、通常分解能領域１２ｂから構成される。なお、図３（ａ）の点線は検出素子の境界を示しており、実線はグリッド４１を示している。例えば、Ｘ線検出器１２は、スライス方向の中心領域に高分解能領域１２ａが設けられ、高分解能領域１２ａのスライス方向の両側に通常分解能領域１２ｂが設けられるハイブリッド構造を有するＸ線検出器である。なお、高分解能領域１２ａの設け方は本実施形態にて記載する構成に限定されず、チャネル方向の中心領域に高分解能領域１２ａが設けられ、高分解能領域１２ａのチャネル方向の両側に通常分解能領域１２ｂが設けられることにしてもよい。図３（ａ）に示すように、例えば、高分解能領域１２ａのＸ線検出素子列の数は、スライス方向及びチャネル方向共に通常分解能領域１２ｂのＸ線検出素子列の数の２倍になるように配置されている。なお、高分解能領域１２ａにおけるＸ線検出素子の数は通常分解能領域１２ｂの２倍に限定される必要はない。また、スライス方向又はチャネル方向の何れか一方でＸ線検出素子のサイズが異なる場合にも本実施形態は適用可能である。
【００２１】
例えば、図３（ａ）に示すように通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ当たり、高分解能領域１２ａの検出素子４つが対応している場合は、４つ分の高分解能領域１２ａの検出素子からの検出データを合成しコンソール装置３０へと送信する。
【００２２】
各Ｘ線検出素子のＸ線が入射する側の上面には図３（ａ）の実線及び図３（ｂ）に示すようなグリッド４１（コリメータと呼ばれる場合もある）がチャネル方向に複数配設されている。検出素子列数と同様に、高分解能領域１２ａにおいては通常分解能領域の２倍の数のグリッド４１がチャネル方向に配設されている。また、図３（ｂ）における高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂのチャネル方向のグリッド幅はそれぞれ一定である。
【００２３】
また、高分解能領域１２ａの検出素子は第１の検出素子の一例であり、通常分解能領域１２ｂの検出素子は第２の検出素子の一例である。なお、高分解能領域１２ａの検出素子が設けられる領域からグリッド４１に覆われる領域を除いた領域は、第１の検出領域の一例であり、通常分解能領域１２ｂの検出素子が設けられる領域からグリッド４１に覆われる領域を除いた領域は、第２の検出領域の一例である。
【００２４】
図１のブロック図の説明に戻る。
【００２５】
回転体１３は、Ｘ線発生装置１１とＸ線検出器１２とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持する筐体である。回転体１３は、スライス方向に貫通した開口領域１４を有する。また、回転体１３は回転部の一例である。
【００２６】
高電圧発生装置１５は、Ｘ線発生装置１１に対して高電圧を印加する電圧発生回路である（以下、「電圧」とはＸ線管球におけるアノード−カソード間の電圧を意味する）。Ｘ線発生装置１１は、高電圧発生装置１５からの高電圧によりＸ線を発生させる。また、高電圧発生装置１５は、高電圧発生部の一例である。
【００２７】
データ収集回路１６（ＤＡＳ：Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）は、Ｘ線検出器１２の各Ｘ線検出素子から得られた電気信号をまとめ、検出データを収集する電気回路である。具体的には、データ収集回路１６は、Ｘ線管からのＸ線照射方向それぞれに対応する検出データを収集する。Ｘ線照射方向は、ビュー（ｖｉｅｗ）とも呼ばれる。そして、データ収集回路１６は、収集したビューごとの検出データに対して、増幅処理やＡ／Ｄ変換処理等を行い、コンソール装置３０の処理回路３４に出力する。例えば、データ収集回路１６は、Ｘ線検出素子ごとのＸ線検出量を示す検出データをＸ線照射方向ごとにマッピングしたデータ（サイノグラムデータ）を出力する。本実施形態ではＸ線検出器１２は高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂの２つの領域から構成されるため、データ収集回路１６は高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂに対応したサイノグラムデータを出力する。なお、高分解能領域１２ａに対応した検出データ及びサイノグラムデータは、第１の検出データの一例であり、通常分解能領域１２ｂに対応した検出データ及びサイノグラムデータは、第２の検出データの一例である。
【００２８】
また、本実施形態の様に、高分解能領域１２ａにて得られた検出データを合成して通常分解能領域１２ｂの検出素子の大きさにて生成される通常分解能のＣＴ画像を生成する場合には、高分解能領域１２ａにて得られた検出データを合成する必要がある。例えば、高分解能領域１２ａの検出素子４つ分のサイズに対して通常分解能領域１２ｂの検出素子１つのサイズが等しい場合には、４つ分の高分解能領域１２ａの検出素子からの検出データを合成してコンソール装置３０へと送信する。なお、高分解能領域１２ａにて得られた検出データは、第３の検出データの一例である。
【００２９】
なお、後述するノイズレベル補正機能３４ｅは、データ収集回路１６にて収集された検出データ又はサイノグラムデータに対して補正処理を行うことで高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂのノイズレベルを補正する。また、データ収集回路１６は、データ収集部の一例である。
【００３０】
［コンソール装置］
コンソール装置３０は、Ｘ線ＣＴ装置１００に対する操作入力に用いられる装置である。また、コンソール装置３０は、架台装置１０のデータ収集回路１６によって収集された検出データから被検体Ｐの内部形態を表すＣＴ画像データ（断層画像データやボリュームデータ）を再構成する機能等を有している。コンソール装置３０は、記憶回路３１と、表示装置３２と、入力装置３３と、処理回路３４とを含む。また、コンソール装置３０は、コンソール部の一例である。
【００３１】
記憶回路３１は、ＲＡＭやＲＯＭ等の半導体記憶装置によって構成される。記憶回路３１は、検出データや、この検出データに後述する前処理を施した投影データ、或いは再構成処理後のＣＴ画像データ等を記憶する。また、記憶回路３１は、記憶部の一例である。
【００３２】
表示装置３２は、ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）やＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）ディスプレイ等の任意の表示デバイスによって構成される。例えば、表示装置３２には、再構成処理後のＣＴ画像が表示される。本実施形態では、表示装置３２にノイズレベルが均一化された通常分解能のＣＴ画像が表示される、また、表示装置３２は、表示部の一例である。
【００３３】
入力装置３３は、コンソール装置３０に対する各種操作を行う入力デバイスとして用いられる。入力装置３３は、例えばキーボード、マウス、トラックボール、ジョイスティック等により構成される。また、入力装置３３として、ＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を用いることも可能である。入力装置３３は、例えば再構成パラメータの設定や、再構成処理の指示に用いられる。具体的には、入力装置３３は、高分解能領域１２ａの検出素子を用いて通常分解能のＣＴ画像の生成を行なう旨の入力をオペレータから受け付ける。また、入力装置３３は、入力部の一例である。
【００３４】
処理回路３４は、データ収集回路１６から送信された検出データに対して各種処理を実行する。処理回路３４は、システム制御機能３４ａと、前処理機能３４ｂと、再構成処理機能３４ｃと、スキャン制御機能３４ｄと、ノイズレベル補正機能３４ｅとを含んで構成される。また、処理回路３４は処理部の一例である。
【００３５】
システム制御機能３４ａは、架台装置１０、コンソール装置３０、及び図示しない寝台装置の動作を制御することによって、Ｘ線ＣＴ装置１００の全体制御を行う。また、システム制御機能３４ａは、システム制御部の一例である。
【００３６】
前処理機能３４ｂは、Ｘ線検出器１２の高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂで検出された検出データ又は検出データから生成されるサイノグラムデータに対して対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の前処理を行い、投影データを作成する。また、前処理機能３４ｂは、前処理部の一例である。本実施形態に係る前処理機能３４ｂは、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂにて取得され、後述するノイズレベル補正機能３４ｅによって補正処理が施された検出データ又はサイノグラムデータに対して前処理を実行する。これにより、前処理機能３４ｂは、ノイズレベルが補正された投影データを生成する。
【００３７】
再構成処理機能３４ｃは、前処理機能３４ｂで作成された投影データを用いて、ＣＴ画像データ（断層画像データやボリュームデータ）を作成する。断層画像データは被検体Ｐの特定の断層面の画像データのことであり、ボリュームデータは断層画像データの集合体によって構築される被検体Ｐの三次元画像データである。断層画像データの再構成には、例えば、２次元フーリエ変換法、コンボリューション・バックプロジェクション法、逐次近似再構成法等、任意の方法を採用することができる。ボリュームデータは、再構成された複数の断層画像データを補間処理することにより作成される。ボリュームデータの再構成には、例えば、コーンビーム再構成法、マルチスライス再構成法、拡大再構成法等、任意の方法を採用することができる。
【００３８】
また、後述するノイズレベル補正機能３４ｅによって高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂとで取得された検出データ又はサイノグラムデータはノイズレベルを補正するための補正処理が施されているため、本実施形態における再構成処理機能３４ｃは、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂにおいて取得されるＣＴ画像に対して、ノイズレベルを補正した画像を再構成することが可能となる。
【００３９】
また、本実施形態における再構成処理機能３４ｃは、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂのそれぞれから得られた検出データに対して前処理を施した検出データ又はサイノグラムデータに対して再構成処理を実行する。なお、再構成処理機能３４ｃは、高分解能領域１２ａの４つ分の検出素子から合成された検出データに対して再構成処理を実行することで、通常分解能領域１２ｂと同じ分解能のＣＴ画像を再構成する。また、再構成処理機能３４ｃは、再構成処理部の一例である。
【００４０】
スキャン制御機能３４ｄは、Ｘ線スキャンに関する各種動作を制御する。例えば、スキャン制御機能３４ｄは、Ｘ線発生装置１１に対して高電圧を印加し、Ｘ線を発生させるように高電圧発生装置１５を制御する。また、スキャン制御機能３４ｄは、スキャン時に回転体１３を回転させるよう制御する。また、スキャン制御機能３４ｄは、スキャン制御部の一例である。
【００４１】
ノイズレベル補正機能３４ｅは、データ収集回路１６にて検出された検出データに対して補正処理を行い、Ｘ線検出器１２の高分解能領域と通常分解能領域における画像のノイズレベルを補正する機能を有する。ここでのノイズとは後述する量子ノイズのことを指す。なお、ノイズレベル補正機能３４ｅは行う補正処理は、データ収集回路１６にて検出された検出データに限定されず、検出データから生成されるサイノグラムデータに対して行うことにしても構わない。
【００４２】
図４を用いて、ノイズレベル補正機能３４ｅが行う処理について説明する。図４の例では、高分解能領域１２ａは通常分解能領域１２ｂと比較して２倍の検出素子列をスライス方向及びチャネル方向に有するものとして説明する。図４（ａ）は、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４１及び検出素子を示した図である。高分解能領域１２ａでは、図４（ａ）に示すように通常分解能領域１２ｂと比較して検出素子に対するグリッドの占める面積が大きくなる。高分解能領域１２ａにおける２つ分の検出素子の長さは、通常分解能領域１２ｂにおける１つ分の検出素子の長さと一致していない。これは、高分解能領域１２ａにおいては、１つの検出素子の長さＷ１を幅Ｗ２のグリッドにて分割しているためである。このため、高分解能領域１２ａ２つ分に入射するＸ線のカウント数は通常分解能領域１２ｂ１つ分に入射するＸ線のカウント数と比較して減少する。
【００４３】
また、高分解能領域１２ａに入射するＸ線のカウントから通常分解能のＣＴ画像を生成するには、高分解能領域１２ａの複数の検出素子にて検出された検出データを合成して、通常分解能領域１２ｂとＸ線の検出面積を揃える必要がある。
【００４４】
また、ＣＴ画像のノイズを定義する量子ノイズはＸ線検出量の統計的変動として定義され、Ｘ線のカウント数の平方根で定義されるものであるため、入射するＸ線のカウント数が低下すると、Ｘ線のカウント数に占めるノイズ成分が多くなる。
【００４５】
そこで、ノイズレベル補正機能３４ｅは、以下に示す処理を行うことで高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂから生成される検出データの量子ノイズを補正する。
【００４６】
高分解能領域１２ａから取得されるＸ線のカウント数は、通常分解能領域１２ｂで取得されるＸ線のカウント数よりもグリッドの幅Ｗ２で遮られてしまう分だけ減少する。そのため、複数の高分解能領域１２ａの検出データを合成して生成された検出データは通常分解能領域１２ｂで取得された検出データと一致しない。そこで、通常分解能領域１２ｂにおけるＸ線のカウント数に補正係数を掛けて、高分解能領域１２ａと同じサイズの検出器で取得されるカウント数相当のカウント数に補正する処理を行うことでノイズレベルを補正することができる。
【００４７】
高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂに同線量のＸ線が入射する系を想定する。このとき、通常分解能領域１２ｂの１検出素子に入射するＸ線量をＩ０とし、Ｉ０に対するノイズをＩｎｏｉｓｅとする。このとき、通常分解能領域１２ｂにて検出されるカウントＩｎｏｒｍａｌは以下の式で示される。
【００４８】
Ｉｎｏｒｍａｌ＝Ｉ０＋Ｉｎｏｉｓｅ  ……（１）
【００４９】
一方、高分解能領域１２ａの２検出素子で検出されるカウント２Ｉｈｉｇｈは、通常分解能領域１２ｂの検出素子の幅をＷ１、１グリッド４１の幅をＷ２とすると以下の式で示される。
【００５０】
２Ｉｈｉｇｈ＝（Ｉ０＋Ｉｎｏｉｓｅ）×｛（Ｗ１−Ｗ２）／Ｗ１｝  ……（２）
【００５１】
式（２）にて示されるように、高分解能領域１２ａでは検出素子に入射するＸ線はグリッド４１によって一部遮蔽されるため、通常分解能領域１２ｂのノイズレベルを高分解能領域１２ａ相当のものに揃えるためには通常分解能領域１２ｂで取得されるカウント数に（Ｗ１−Ｗ２）／Ｗ１で示される補正係数を掛け合わせればよい。そのため、第１の実施形態に係るノイズレベル補正機能３４ｅは、Ｘ線検出器１２の通常分解能領域１２ｂにて取得された検出データに対して補正係数を掛け合わせ、高分解能領域１２ａでのノイズレベルに通常分解能領域１２ｂにおけるノイズレベルを合わせる。また、ノイズレベル補正機能３４ｅは、ノイズレベル補正部の一例である。
【００５２】
また、処理回路３４の構成要素である、システム制御機能３４ａ、前処理機能３４ｂ、再構成処理機能３４ｃ、スキャン制御機能３４ｄ、及びノイズレベル補正機能３４ｅにて行われる各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路３１に記録されている。処理回路３４はプログラムを記憶回路から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路３４は、図１の処理回路３４内に示された各機能を有することとなる。なお、図１においては単一の処理回路３４にてシステム制御機能３４ａ、前処理機能３４ｂ、再構成処理機能３４ｃ、スキャン制御機能３４ｄ、及びノイズレベル補正機能３４ｅにて行われる処理機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路３４を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。
【００５３】
［動作］
次に、図５のフローチャートを参照して、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１００の動作について説明する。
【００５４】
まず、実施形態のＸ線ＣＴ装置１００は、Ｘ線検出器１２の高分解能領域１２ａの所定の数の検出データを合成して、通常分解能のＣＴ画像を取得する旨の情報を、入力装置３３を介して受け付ける。所定の数とは、例えば４つである（ステップＳ０１）。検出データの合成を実行しない場合には、ステップＳ０７に進み、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂで収集された検出データはそれぞれ再構成される。ステップＳ０７にて行う処理は、従来技術と同じであるため説明は省略する。
【００５５】
次に、スキャン制御機能３４ｄはＸ線発生装置１１を介して被検体Ｐに対してＸ線を照射する（ステップＳ０２）。被検体Ｐを通過したＸ線はＸ線検出器１２を介して検出される。Ｘ線検出器１２では、Ｘ線強度に対応する電気信号である検出データが生成される。高分解能領域１２ａにて生成された検出データは、通常分解能のデータを生成するためにデータ収集回路１６によって合成される（ステップＳ０３）。
【００５６】
高分解能領域１２ａにて検出され、合成された検出データ及び通常分解能領域１２ｂにて検出された検出データは、データ収集回路１６を介してコンソール装置３０へと送信される。コンソール装置３０のノイズレベル補正機能３４ｅは、検出データに対して補正係数を掛け合わせることで通常分解能領域１２ｂのノイズレベルを高分解能領域１２ａに合うように補正する（ステップＳ０４）。
【００５７】
ノイズレベル補正機能３４ｅにおいてノイズレベルが補正された検出データに対して、前処理機能３４ｂは前処理を行うことで投影データを生成する（ステップＳ０５）。生成された投影データは再構成処理機能３４ｃによって再構成処理が施され（ステップＳ０６）、ノイズレベルが均一化された通常分解能のＣＴ画像データが生成され、通常分解能でノイズレベルが均一化されたＣＴ画像が表示装置３２に表示される（ステップＳ０６）。
【００５８】
以上説明した一連の処理を行うことにより、通常分解能領域１２ｂにて取得された検出データに対して補正係数を掛け合わせ、Ｘ線検出器１２の高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおけるノイズレベルを補正することが可能となる。
【００５９】
以上説明した第１の実施形態では、高分解能領域１２ａの複数の検出素子にて取得された検出データが合成されて、通常分解能領域１２ｂと同等の分解能を有するＣＴ画像が生成されるものとして説明したが、高分解能領域１２ａの複数の検出素子にて取得された検出データから生成されるサイノグラムデータを合成されることにしても構わない。例えば４つの検出素子の合成を行うために、サイノグラムデータを合成する場合には、Ｘ線検出器１２の検出素子列２列分のサイノグラムデータにおいて、各サイノグラムデータの２検出素子分だけを平均化することで、２検出素子分の合成を行った後に、列方向の検出素子のサイノグラムデータの合成を行い、４つの検出素子のサイノグラムデータを合成すればよい。
【００６０】
以上説明した第１の実施形態により、高分解能領域１２ａからの検出データを合成して通常分解能のＣＴ画像を生成する際に、通常分解能領域１２ｂにて検出された検出データを高分解能領域１２ａに合うように補正を行うことで、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて取得されるＣＴ画像データのノイズレベルを補正することが可能となる。これにより、オペレータは高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂを兼ね備えたＸ線検出器１２を用いて撮影されたＣＴ画像を読影する際に、ノイズレベルが変わらないＣＴ画像を読影することが可能になる。
【００６１】
（第２の実施形態）
第１の実施形態では、処理回路３４のノイズレベル補正機能３４ｅが通常分解能領域１２ｂで検出された検出データに対して補正係数を掛け合わせてノイズレベルを補正するものとして説明した。第２の実施形態では、ノイズレベルのばらつきを低減するための手法として、グリッド４１の幅を高分解能領域１２ａと通常分解能領域とで変化させ、高分解能領域１２ａの複数の検出素子と通常分解能領域１２ｂの１つの検出素子の面積を合わせる場合について説明する。第２の実施形態では、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて検出素子の検出面積を揃えることで、例えば、高分解能領域１２ａの検出素子４つ分にてカウントされるＸ線のカウント数と、通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分にてカウントされるＸ線のカウント数を揃え、ノイズレベルを補正する場合について説明する。
【００６２】
図６は、第２の実施形態に係るＸ線検出器１２の高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂの構成の一例を示す模式図である。図６に示すように、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４２の幅Ｗ３は通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４３の幅の半分となるように設けられる。これにより、高分解能領域１２ａにおける検出素子２つ分領域が通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分の領域と一致する。これにより、例えば、高分解能領域１２ａの検出素子４つ分の検出データを１つに合成することで、通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分の検出データを得る場合に、通常分解能で且つノイズレベルが補正されたＣＴ画像を得ることができる。これにより、高分解能領域１２ａにおける検出素子２つ分で取得されるカウント数は、通常分解能領域１２ｂにおける検出素子１つ分で取得されるカウント数と一致する。これにより、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて検出されたカウントを用いて生成されたＣＴ画像のノイズレベルは補正される。なお、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４２は第１のグリッドの一例であり、通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４３は第２のグリッドの一例である。また、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４２の幅は、第１の特徴量の一例であり、通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４３の幅は、第２の特徴量の一例である。
【００６３】
なお、以上説明した第２の実施形態ではグリッドの幅を変えることで高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて検出されるカウント数を揃えるものとして説明したが、グリッドの幅は高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂで変えることなく、検出素子の面積を合わせることでカウント数を揃えることにしても構わない。例えば、高分解能領域１２ａの検出素子２つ分の領域に合うように通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分の領域を小さくすることにしても構わない。
【００６４】
以上説明した第２の実施形態により、グリッドの幅を高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂとで変化させ、検出素子の検出領域の大きさを揃えることにより、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂにて検出されたカウントを用いて生成されるＣＴ画像のノイズレベルを補正することが可能である。
【００６５】
（第３の実施形態）
第３の実施形態では、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂとでグリッドの高さを変えることで検出素子に入射するＸ線のカウント数を調整する場合について説明する。第３の実施形態では、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂとでグリッドの高さを変えることにより、高分解能領域１２ａの検出素子４つ分と通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分でカウントされるＸ線のカウント数を揃え、ノイズレベルを補正する。
【００６６】
図７は、第３の実施形態に係るＸ線検出器１２の高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおけるグリッドの配設の一例を示す図である。図７に示すように、高分解能領域１２ａのグリッド４４よりも、通常分解能領域１２ｂのグリッド４５を高くすることにより、入射Ｘ線のカウント数を少なくすることが可能となる。
【００６７】
また、図７（ａ）、（ｂ）では高分解能領域１２ａ、及び通常分解能領域１２ｂに対応する検出素子、グリッド、及びＸ線管の陽極の焦点位置の配置関係の概略を示している。図７（ａ）のＸ線管の陽極の焦点位置から照射されるＸ線は、Ｘ線管の焦点位置と高分解能領域１２ａの検出素子を結ぶ直線と検出素子に対する垂線が成す角度が大きくなるに従い、グリッド４４に遮蔽されるＸ線の割合が大きくなる。これにより、検出素子面に対するＸ線の入射量が低下する。
【００６８】
同様に、図７（ｂ）に示すように通常分解能領域１２ｂにおいて、Ｘ線管の焦点位置と高分解能領域１２ａの検出素子を結ぶ直線と検出素子に対する垂線が成す角度が大きくなるに従い、グリッド４５によって遮蔽されるＸ線の割合が大きくなる。これにより、図７（ｂ）に示す領域４７ではＸ線の入射量が低下する。このとき、図７（ｂ）に示すように通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４５の高さを、高分解能領域１２ａよりも高くすることにより、通常分解能領域１２ｂにおける領域４７が高分解能領域１２ａにおける領域４６よりも大きくなる。これにより、通常分解能領域１２ｂに入射するＸ線のカウント数が低下し、高分解能領域１２ａの複数の検出素子において得られるＸ線のカウント数が通常分解能領域１２ｂの１つの検出素子にて得られるＸ線のカウント数に近付くことで、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂのノイズレベルが補正される。なお、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４４は第１のグリッドの一例であり、通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４５は第２のグリッドの一例である。また、高分解能領域１２ａにおけるグリッド４４の高さは、第１の特徴量の一例であり、通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４５の高さは、第２の特徴量の一例である。
【００６９】
図７（ｃ）及び（ｄ）を用いてより厳密に説明する。図７（ｃ）及び（ｄ）は、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂにおける各検出素子面の距離（横軸）とＸ線強度（カウント数）（縦軸）の関係を示すグラフである。なお、図７（ａ）に示す高分解能領域１２ａの検出素子４つ分の検出面積と、通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分の検出面積は一致していない。そこで、上述したように通常分解能領域１２ｂにおけるグリッド４５の高さを高くし、Ｘ線を遮蔽することで、図７（ｃ）及び（ｄ）に示すようにグリッド付近でのＸ線のカウント数を低下させ、実質的に高分解能領域１２ａの検出素子４つでカウントされるＸ線のカウント数と、通常分解能領域１２ｂの検出素子１つでカウントされるＸ線のカウント数を揃えることで通常分解能領域１２ｂのノイズレベルを高分解能領域１２ａのノイズレベルに合うように補正することが可能となる。
【００７０】
以上説明した第３の実施形態により、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて検出されるカウント数を合わせることが可能となり、それぞれの領域において検出された検出データから生成されるＣＴ画像のノイズレベルを補正することが可能となる。
【００７１】
（その他の実施形態）
以上説明した実施形態では、通常分解能領域で検出した検出データに対して補正係数を掛け合わせる場合、又はグリッドの幅や高さを変更することによって、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて取得されるＣＴ画像のノイズレベルを補正する場合について説明した。しかし、通常分解能領域１２ｂで検出したカウント数を補正する又は通常分解能領域１２ｂにおいて検出されるＸ線のカウント数を調整するものであれば、実施形態は上述の構成に限定される必要はない。例えば、通常分解能領域１２ｂの検出素子の検出効率を高分解能領域１２ａに設けられている検出素子よりも低くすることで検出されるカウント数を合わせることにしても構わない。具体的には、シンチレータ５０の厚さを通常分解能領域１２ｂでは高分解能領域１２ａよりも薄くすることや、シンチレータ５０の材料を変更することでＸ線の検出効率を変更することが該当する。また、通常分解能領域１２ｂにおいて検出されるＸ線のカウント数を減衰させるためのウェッジを用いることや、通常分解能領域１２ｂにのみＸ線を減衰させるような減衰フィルタを設けることにしても構わない。その他、通常分解能領域１２ｂにおけるＸ線を減弱させる構成であれば適用することが可能である。
【００７２】
また、通常分解能領域１２ｂの一部の領域をＸ線が入射できない領域（不感領域）とすることで、高分解能領域１２ａの４つ分の検出素子の面積と、通常分解能領域１２ｂの１つ分の検出素子の面積を同一にし、取得されるＸ線のカウント数を揃えることで通常分解能領域１２ｂのノイズレベルを高分解能領域１２ａのノイズレベルに合わせ、補正することも可能である。通常分解能領域１２ｂの一部の領域を不感領域とするには、例えば、シンチレータ５０とグリッド４１の間に溝を設けることなどが挙げられる。
【００７３】
また、以上説明した各実施形態をそれぞれ組み合わせて実施することにしても構わない。例えば、第１の実施形態においてもＸ線のシンチレータ５０に対する入射角度よってはＸ線をカウントできない領域があるため、第３の実施形態と組み合わせて高分解能領域１２ａの検出素子４つ分と通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分にて取得されるＸ線のカウント数が揃うように実施しても構わない。同様に、第２の実施形態と第３の実施形態を組み合わせて実施してもよい。
【００７４】
また、以上説明した実施形態では、グリッド４１〜４５は板状のグリッドがチャネル方向に複数並べられるものとして説明したが、網目状のグリッドが各検出素子に対応付けられて配置されることにしても構わない。この場合、第１の実施形態で説明した補正計数を２次元に拡張した式に変形して実施すればよい。また、網目状のグリッドを用いる場合でも第２、第３の実施形態では高分解能領域１２ａの検出素子４つ分で取得されるＸ線のカウント数と通常分解能領域１２ｂの検出素子１つ分で取得されるＸ線のカウント数が同じになるようにグリッドの幅又は高さが調整されればよい。
【００７５】
以上少なくとも１つの実施形態により、高分解能領域１２ａと通常分解能領域１２ｂにおいて取得されるＣＴ画像のノイズレベルを補正することが可能になる。これにより、高分解能領域１２ａ及び通常分解能領域１２ｂの何れで取得されたＣＴ画像もノイズの見え方が同等となり、オペレータにとって読影しやすいＣＴ画像を提供することが可能となる。
【００７６】
なお、本実施形態において「部」として説明した構成要素は、その動作がハードウェアによって実現されるものであっても良いし、ソフトウェアによって実現されるものであっても良いし、ハードウェアとソフトウェアとの組み合わせによって実現されるものであっても良い。
【００７７】
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を意図していない。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共に、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。
【符号の説明】
【００７８】
１０…架台装置、１１…Ｘ線発生装置、１２…Ｘ線検出器、１２ａ…高分解能領域、１２ｂ…通常分解能領域、１６…データ収集回路、３０…コンソール装置、３４…処理回路、３４ａ…システム制御機能、３４ｂ…前処理機能、３４ｃ…再構成処理機能、３４ｄ…スキャン制御機能、３４ｅ…ノイズレベル補正機能、４１、４２、４３、４４、４５…グリッド。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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