(57)【要約】【課題】被検体の緩下剤準備処理又は吹送を行なわずにポリープと便との間にコントラストを生じつつ被検体の結腸直腸領域を撮像する。【解決手段】撮像スキャナ（１０）が、放射線源（１４）と、放射線検出器（１８）と、コンピュータ（３６）とを含み、コンピュータ（３６）は、放射線検出器（１８）によって取得されたＣＴデータを、各々のピクセルが少なくとも第一の基底物質含有量及び第二の基底物質含有量を有するようなピクセル集合に分解するようにプログラムされる。コンピュータはさらに、第一の基底物質の含有量及び第二の基底物質の含有量に基づいてピクセル集合の第一の部分集合（２７４）を可能塞栓と識別するようにプログラムされる。【選択図】図１
2008237908.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線源（１４）と、
放射線検出器（１８）と、
該放射線検出器（１８）により取得された計算機式断層写真法（ＣＴ）データを、各々のピクセルが少なくとも第一の基底物質含有量及び第二の基底物質含有量を有するようなピクセル集合に分解し、
前記第一の基底物質の含有量及び前記第二の基底物質の含有量に基づいて前記ピクセル集合の第一の部分集合（２７４）を可能塞栓と識別する
ようにプログラムされているコンピュータ（３６）と
を備えた撮像スキャナ（１０）。
【請求項２】
前記コンピュータ（３６）は、前記第一の基底物質の含有量及び前記第二の基底物質の含有量に基づいて前記ピクセル集合の第二の部分集合（２７２）を可能血管と識別するようにさらにプログラムされている、請求項１に記載の撮像スキャナ（１０）。
【請求項３】
前記コンピュータ（３６）は、前記計算機式断層写真法データを用いて従来の計算機式断層写真法画像を形成するようにさらにプログラムされている、請求項２に記載の撮像スキャナ（１０）。
【請求項４】
前記コンピュータ（３６）は、前記従来の計算機式断層写真法画像のピクセルの前記第一（２７４）及び第二の部分集合（２７２）の一方を自動的に識別するようにさらにプログラムされている、請求項３に記載の撮像スキャナ（１０）。
【請求項５】
前記コンピュータ（３６）は、前記ピクセルの第一の部分集合（２７４）を第一の色として識別し、前記ピクセルの第二の部分集合（２７２）を第二の色として識別するようにさらにプログラムされている、請求項２に記載の撮像スキャナ（１０）。
【請求項６】
前記第一の基底物質含有量は水であり、前記第二の基底物質含有量は造影剤である、請求項１に記載の撮像スキャナ（１０）。
【請求項７】
前記造影剤はヨードである、請求項６に記載の撮像スキャナ（１０）。
【請求項８】
前記造影剤は走査被検体に灌流される、請求項６に記載の撮像スキャナ（１０）。
【請求項９】
前記塞栓は肺塞栓及び下肢深部静脈血栓の一方である、請求項１に記載の撮像スキャナ（１０）。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は一般的には、放射線撮像に関し、さらに具体的には、結腸直腸領域の緩下剤準備処理又は吹送を行なわずに被検体の結腸直腸領域において結腸ポリープを検出する方法及びシステムに関する。本発明はまた、正常な血管組織の塞栓又は血栓を自動的に検出する方法及びシステムに関する。本発明は特に、フォトン計数型及び／又はエネルギ識別型のＣＴシステムと共に適用可能である。
【背景技術】
【０００２】
結腸直腸癌は癌死亡の主因となっている。潜在的癌性ポリープの検出のために開発された幾つかの許容可能なスクリーニング手法が存在する。これらのポリープが検出され除去され得ると、結腸直腸癌の発生率及び死亡率を低下させ得ることが広く認められている。
【０００３】
さらに、複雑な血管構造における塞栓、血栓又は凝血塊のような異常を検出するときに誤診がしばしば生ずる。血管の閉塞のため、異常よりも先の血管系は造影剤を受け入れることができず、不可視となる場合がある。かかる異常をより効率よく検出することができれば、誤診の発生を抑えることができる。
【特許文献１】米国特許出願公開第２００３／０２２３６２７号
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
結腸内視術は、潜在的癌性ポリープを検出するのに用いられる一般的な手法である。しかしながら、結腸内視術は侵襲的であり、患者にとってしばしば不快な経験となる。最近では、計算機式断層写真法の原理を用いて患者の結腸領域又は結腸直腸領域の全体を画像化するＣＴ結腸撮影法（ＣＴコロノグラフィ）のような他の手法が開発されており、これらの潜在的癌性ポリープの検出において極めて高感度であることが実証されている。ＣＴ結腸撮影検査は結腸内視術よりも侵襲性が遥かに低いと考えられるが、ＣＴ結腸撮影法は画像においてポリープと便との間のコントラストを捕獲するために、緩下剤による腸内の準備処理、便標識、及び／又は結腸の吹送を必要とする。殆どの患者はこの緩下剤による準備処理に困難を覚えることはないが、処置が極めて不快であり、スクリーニングの服薬規則を患者が遵守しない重要な要因として特記される。
【０００５】
さらに、不十分な準備処理が流体又は便の滞留を引き起こして、所見を不明瞭にする場合がある。結果として、仰臥位での検査及び伏臥位での検査の２回の検査を行なうことが推奨されている。患者が伏臥位にあるときにＣＴデータを取得すると底部にあらゆる残留流体が集まり、患者が仰臥位にあったときに流体によって隠されていた可能性のあるあらゆるポリープを放射線科医が発見することを可能にする。２回の検査を行なうと全体的な検出率は高まるが、走査時間が長引いて患者スループットが低下する。
【０００６】
ＣＴ撮像の近年の進歩は、走査速度の高速化、撮影範囲の拡大、及びＸ線管の高出力化を含む。これらの改善は、例えば単一回の保息での胸部の連続走査、及び下肢の血管系の連続走査を可能にした。これら近年の技術の進歩は、肺塞栓（ＰＥ）及び深部静脈血栓（ＤＶＴ）の検出を改善した。
【０００７】
ＣＴ画像は、ＰＥ及びＤＶＴを検出するときの血管の明瞭さを増強するヨードのような造影剤の利用によって強調され得る。ＣＴを用いると、殆どが水である背景組織に対して造影剤との間のコントラストが高いため、血管系を他の組織から識別することができる。しかしながら、場合によっては、血管が塞栓、血栓又は凝血塊によって閉塞している場合がある。かかる閉塞によって閉塞よりも先の組織が造影剤を受け入れることができず、血栓よりも先の組織が背景組織に対して不可視となる。このような場合には、放射線科医は、血管系が失われている画像内で解剖学的構造を認識し、次いで閉塞の原因を捜さなければならない。
【０００８】
血栓の位置を決定するのが困難であるため、ＰＥ及びＤＶＴを識別するときに誤診が生じ得る。一例として、胸部を検討するために、一般医又は放射線科医は１００枚〜３００枚の高分解能アキシャル画像を検討しなければならず、またＰＥ症例の半数以上が緊急状況で診断されるので、この困難がさらに大きくなる。
【０００９】
従って、被検体の緩下剤準備処理又は吹送を行なわずにポリープと便との間にコントラストを生じつつ被検体の結腸直腸領域を撮像することが可能なＣＴシステムを設計することが望ましい。また、放射線科医向けのＣＴ画像において可能ＰＥ及びＤＶＴを迅速に、容易に且つ自動的に識別する装置及び方法を設計することが望ましい。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明は、上述の欠点を克服するＣＴ塞栓撮像の方法及び装置に関するものである。本発明は、放射線源と、放射線検出器と、コンピュータとを有する撮像スキャナを含んでおり、コンピュータは、放射線検出器によって取得されたＣＴデータを、各々のピクセルが少なくとも第一の基底物質含有量及び第二の基底物質含有量を有するようなピクセル集合に分解し、第一の基底物質の含有量及び第二の基底物質の含有量に基づいて上述のピクセル集合の第一の部分集合を可能塞栓と識別するようにプログラムされている。
【００１１】
本発明は、所与の線束率にある放射線エネルギを検出して、検出された放射線エネルギを示す信号を出力するように構成されている放射線エネルギ検出器を有するフォトン計数型（ＰＣ）放射線撮影システムと共に適用可能である。所与の整形時間を有する整形器ユニットが接続されており、電気信号を受信して、放射線フォトン・エネルギを示す電気パルスを供給するように電気信号を調整する。また、ＰＣチャネルが接続されており、電気信号を受信して、フォトン・エネルギを示す何らかの高さ又は強さを有する電気パルス信号を調節自在型パルス高識別器又は閾値によってサンプリングする。ＰＣチャネルはさらに、サンプリング区間にわたって出力されたフォトン数を与えるように構成されている。システムはまた、ＰＣチャネルに接続されて動作して、整形時間を少なくとも所与の線束率の関数として自動的に調節するように構成された制御部を含んでいる。システムはまた、ＰＣチャネルに接続されて動作して、パルス高又は閾値による識別器に対する感度を所与の線束率又は整形時間の関数として自動的に調節するように構成された制御部を含んでいる。
【００１２】
本発明はまた、積分型エネルギ選択検出器と共に適用可能であり、この検出器では、受光された放射線は、成層型設計又は相互作用深さを用いてエネルギ・ビンを差別化する直接変換型検出器材料又は間接変換型検出器材料のいずれかの利用を介して、重畳していてよい２以上のエネルギ範囲に登録される。
【００１３】
本発明はまた、エネルギ積分検出器、及び２以上の異なるエネルギ関数についてスペクトルを調節するように変調されるＸ線源と共に適用可能である。
【００１４】
従って、本発明の一観点によれば、撮像スキャナが開示され、この撮像スキャナは、放射線源と、放射線検出器と、コンピュータとを含んでおり、コンピュータは、放射線検出器によって取得されたＣＴデータを、各々のピクセルが少なくとも第一の基底物質含有量及び第二の基底物質含有量を有するようなピクセル集合に分解するようにプログラムされている。コンピュータはさらに、第一の基底物質の含有量及び第二の基底物質の含有量に基づいてピクセル集合の第一の部分集合を可能塞栓と識別するようにプログラムされている。
【００１５】
本発明のもう一つの観点によれば、ＣＴ撮像の方法が、被検体のＲＯＩからエネルギ感受性ＣＴデータを取得するステップと、取得されたエネルギ感受性ＣＴデータを、第一の基底物質からの含有量を有するピクセル及び第二の基底物質からの含有量を有するピクセルとして分類するステップと、分類されたピクセルの第一の集合を可能凝血塊と決定するステップとを含んでいる。
【００１６】
本発明のさらにもう一つの観点によれば、コンピュータ・プログラムがコンピュータ読み取り可能な記憶媒体に記憶されている。このコンピュータ・プログラムは、被検体から取得されたエネルギ感受性ＣＴデータを受け取る動作と、エネルギ感受性ＣＴデータを少なくとも二つの基底物質データ集合に分解する動作と、第一の基底物質含有量及び第二の基底物質含有量を画像の各々のピクセルに割り当てる動作と、第一及び第二の基底物質含有量に基づいて画像のピクセルの第一の集合を可能凝血塊と識別する動作と、従来のＣＴ画像を、強調されたピクセルの第一の集合と共に再構成する動作とを含んでいる。
【００１７】
本発明のその他様々な特徴、課題及び利点は、以下の詳細な説明及び図面から明らかとなろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
図面は、本発明を実施するために現状で思量される好ましい一実施形態を示す。
【００１９】
４スライス型計算機式断層写真法（ＣＴ）システムに関連して本発明の動作環境を説明する。但し、当業者であれば、本発明がシングル・スライス型構成又は他のマルチ・スライス型構成での利用にも同等に適用可能であることが認められよう。さらに、Ｘ線の検出及び変換に関連して本発明を説明する。しかしながら、当業者は、本発明が他の放射線エネルギ源の検出及び変換にも同等に適用可能であることをさらに認められよう。
【００２０】
図１及び図２には、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第三世代」ＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２はＸ線源１４を有し、Ｘ線源１４は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の対向する側に設けられている検出器アセンブリ１８に向かって投射する。検出器アセンブリ１８は複数の検出器２０によって形成されており、検出器２０は一括で、患者２２を透過した投射Ｘ線を感知する。各々の検出器２０は、入射Ｘ線ビームの強度を表わすばかりでなくフォトン又はＸ線の計数データ及びエネルギ・レベルを与えることが可能な電気信号、従って患者２２を透過した減弱後のビームを表わす電気信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための走査の間に、ガントリ１２、及びガントリ１２に装着されている構成部品が回転中心２４の周りを回転する。
【００２１】
ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御される。制御機構２６はＸ線制御器２８とガントリ・モータ制御器３０とを含んでおり、Ｘ線制御器２８はＸ線源１４に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器３０はガントリ１２の回転速度及び位置を制御する。制御機構２６内に設けられているデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が検出器２０からのデータを精査して、後続の処理のためにこれらのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成器３４が、サンプリングされてディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取って高速再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。
【００２２】
コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。付設されている表示スクリーン４２によって、操作者は再構成された画像及びコンピュータ３６からのその他のデータを観測することができる。操作者が供給した指令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２及びガントリ１２を配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２の各部分をガントリ開口４８を通して移動させる。
【００２３】
一実施形態では、ＣＴシステム１０は、エネルギ識別計算機式断層写真法（ＥＤＣＴ）システムであり、異なる入射Ｘ線スペクトルに応答するように構成されている。このことは、異なるＸ線管電圧を用いて投影データを相次いで取得することにより達成され得る。例えば、管を例えば８０ｋＶｐ電位及び１６０ｋＶｐ電位で動作させて、低エネルギ・スペクトル及び高エネルギ・スペクトルをそれぞれ発生させた２回の走査を連続的に又はインタリーブ式で取得する。代替的には、特殊なフィルタをＸ線源１４と被検体２２との間に配置して、検出器横列が異なるＸ線エネルギ・スペクトルの投影を相次いで又はインタリーブ式で収集するようにする。さらにもう一つの実施形態は、エネルギ感受性フォトン計数型検出器を用いるものであり、検出器に到達した各々のＸ線フォトンがフォトン・エネルギと共に記録されるようにする。さらにもう一つの実施形態は、エネルギ感受性検出器を用いるものであり、直接変換物質又は間接変換物質を用いて、検出器層又は検出器相互作用深さの利用を介して、重畳していてよい２以上のエネルギ・ビンにフォトンを分割する。
【００２４】
ＥＤＣＴは、エネルギ識別又は物質特徴評価の欠落のような幾つかのＣＴシステムに関連する問題を一挙に緩和し又は解消することができる。対象による散乱が存在しなければ、ＥＤＣＴシステム１０を用いて入射フォトン・エネルギ・スペクトルの二つの領域、すなわち入射Ｘ線スペクトルの低エネルギ部分及び高エネルギ部分を別個に検出することができる。他の任意のエネルギでの挙動は、これら二つのエネルギ領域からの信号に基づいて導き出すことができる。この現象は、ＣＴが注目するエネルギ領域では、二つの物理的過程すなわち（１）コンプトン散乱及び（２）光電効果がＸ線の減弱を支配するとの基本的事実によって引き起こされる。Ｘ線ビームの減弱を生ずる対象の挙動を特徴評価するために、２個の独立のパラメータを測定する。このように、二つのエネルギ領域からの検出信号は、撮像対象のエネルギ依存性を分解するのに十分な情報を提供し、従って物質の組成を特徴評価することができる。
【００２５】
ＥＤＣＴに用いられるデータ解析として、コンプトン及び光電分解、並びに／又は基底物質分解（ＢＭＤ）がある。コンプトン及び光電分解では、再構成されたＣＴ画像の全減弱係数を特徴評価する１枚の画像を得る代わりに、コンプトン過程及び光電過程からの減弱を別個に表わす１対の画像を形成する。また、処理に僅かな修正を加えると、密度及び実効原子番号を表わす画像の形成が可能になる。ＢＭＤ方法は、所定のエネルギ範囲にある任意の所与の物質のＸ線減弱が、２種の既知の物質の密度混合物の線形結合によって表わされ得るとの概念に基づく。これら２種の物質を基底物質と呼ぶ。ＢＭＤを用いると、各々が基底物質の一方の透過密度を表わすような２枚の再構成画像が得られう。密度はＸ線フォトン・エネルギに対して独立なので、これらの画像はビーム・ハードニング・アーティファクトを比較的含まない。加えて、基底物質は、関心のある物質を標的とするように選択され、このようにして画像コントラストを強調する。
【００２６】
尚、フォトン計数によるエネルギ識別を具現化していない多重エネルギＣＴシステムを最適化するためには、Ｘ線スペクトルでのエネルギ分離が大きいほど画質が高まることを特記しておく。また、これら二つのエネルギ領域でのフォトン統計は同等でなければならず、さもないと統計学的な情報の少ないエネルギ領域が再構成画像の雑音を支配する。
【００２７】
二重エネルギ測定を得るための様々な方法が存在する。すなわち、（１）２種の別個のエネルギ・スペクトルによる走査、（２）検出器での透過深さに応じたフォトン・エネルギの検出、又は（３）エネルギ識別と併用したフォトン計数である。フォトン計数は、明瞭なスペクトル分離を提供すると共に、フォトン統計を均衡させるための調節自在のエネルギ分離閾値を提供する。
【００２８】
本発明は上述の方法の各々と共に適用可能であるが、さらに、フォトン事象を数えて、エネルギ・レベルを数えられた事象に関連付けることが可能なエネルギ識別放射線検出器を有する多重エネルギ・システムに関しても記載される。これらの検出器の飽和を克服するために、多くの飽和手法を用いることができる。かかる手法の一つについて以下で述べる。
【００２９】
一般的には、高感度フォトン計数型放射線検出器は、相対的に低いダイナミック・レンジを有するように構築される。このことは、フォトン計数型検出器応用については高線束条件は典型的には生じないため許容可能であると一般に考えられている。ＣＴ検出器設計では、被検体を通した低線束検出器の示度には典型的には、空気内での高照射区域及び／又は走査被検体の輪郭の範囲内の区域が伴っており、ＣＴ検出器が極めて広いダイナミック・レンジ応答を有することを必要とする。さらに、これら高線束領域でのフォトンの正確な測定は、各々のフォトンが全収集フォトン統計に対して積分部分を寄与するような低線束での測定ほど重要でない。高線束域は臨床価値又は診断価値が低くてよいとは言え、過大レンジで変動した又は飽和した検出器チャネルによるデータによって再構成された画像はアーティファクトを蒙り易い。このようなものとして、高線束条件の扱いもまた重要である。
【００３０】
Ｘ線束管理制御は、低ダイナミック・レンジを特徴とする検出器チャネルを有するＰＣ型Ｘ線システムの飽和を防ぐように設計される。検出器チャネルのダイナミック・レンジは、検出器チャネルが扱うことのできるＸ線束レベルの範囲を、低線束側端部では意味のあるデータを提供し、高線束側端部では過大レンジ変動又は飽和を経験しないように画定する。過大レンジ変動を防いで診断価値のあるデータを提供する必要性はあるが、比較的厚みのある断面及びＸ線透過が限定されている他区域の撮像時に一般に生ずる低線束条件の扱いもまた、検出器設計において重要である。このようなものとして、本書に記載するＸ線束管理制御は、高線束条件及び低線束条件の両方を満たすように設計される。
【００３１】
一般的には、フォトン計数型検出器の動作は、固定された整形時間曲線によって特徴付けられる。整形時間曲線は、許容可能なＰＣ計数率、雑音抑制及びエネルギ分解能を提供するように電荷積分時間（単一事象信号レベル）と検出器チャネル復帰時間との間での関係又は均衡を画定する。典型的には、検出器チャネルは、低線束率条件に都合のよい整形時間を有するように構築される。すなわち、低線束率条件では、Ｘ線フォトンが相対的に少ないとも解釈され、フォトン電荷雲全体が積分されてＳＮＲが最適化されるように整形時間が長い方が好ましい。フォトンの雲全体を積分するのに必要な時間に対する制約は一般的に比較的小さい。条件は低線束を特徴とするので、検出器チャネルはフォトンの雲全体を積分する又は他の場合にはサンプリングする間には飽和する可能性は低い。一方、低線束率に好都合にすると、固定された時間整形は高線束率条件に不十分となる場合がある。さらに、時間整形が高線束率条件に一致する又は対応するように固定されていると、低線束率条件時のＳＮＲ及びエネルギ分解能に負の影響が出る。
【００３２】
従って、ＣＴシステムは、低線束率条件及び高線束率条件が最適に扱われるように検出器チャネルの整形時間を動的に且つ自動的に制御するように設計される。ここで図３を参照すると、本発明と共に適用可能なＸ線検出システム５０のブロック模式図が示されている。システム５０は、検出器素子５４から電気信号を受け取るように接続されたＰＣチャネル５２を含んでいる。検出器５４は、Ｘ線源によって投影されて患者のような被検体によって減弱されたＸ線１６を検出するように構築されている。尚、本発明はガンマ線及び他の形態の放射線撮影エネルギについても適用可能であることを理解されたい。
【００３３】
ＰＣチャネル５２は、検出器素子５４から電気信号を受け取るように接続された低雑音／高速電荷増幅器５６を含んでいる。次いで、増幅器５６の増幅後出力は、電気信号から個々のフォトン事象を抽出するように構築されている信号整形器５８に入力される。エネルギ・レベル識別器６０が信号整形器５８に接続されており、フォトンを１又は複数の閾値に対するパルス高エネルギ・レベルに基づいてフィルタするように設計されている。この目的のために、所望の範囲の外にあるエネルギ・レベルを有するフォトンは、画像再構成のための計数及び処理から除外される。最小限、識別器６０は、システムの雑音に対応するエネルギ・レベルを有するフォトンを除外するように設計される。エネルギ・レベル範囲を画定するために多数の閾値を用い得るものと思量される。計数要素６２が、エネルギ・レベル識別器６０によってフィルタ除去されなかったフォトンを受け取って、検出器において受光されたフォトンの数を数えて対応する出力６４を供給するように構築されている。以下で述べるように、公知のＰＣチャネルとは対照的に、ＰＣチャネル５２の動作は、可変の整形時間によって制御される。
【００３４】
ＰＣチャネル５２は、整形時間制御器６８、及び好ましくはエネルギ・レベル制御器７０を含む制御部６６に接続されて動作する。制御部６６はエネルギ・レベル制御器７０を含むことが好ましいが、本発明はエネルギ・レベル制御器７０を含めないでも実現され得るものと思量される。一実施形態では、ＰＣチャネル５２は、チャネルの整形時間を画定する動作をする能動型フィルタを含んでいる。この観点で、能動型フィルタの抵抗特性及び容量特性を調節してチャネルの整形時間特性を操作することができる。
【００３５】
整形時間制御器６８はＰＣチャネル５２に接続されて、フィードバック・ループ７２を横断して受け取ったフォトン数フィードバックに基づいてＰＣチャネル５２の整形時間特性を調節するように設計されている。さらに具体的には、整形時間制御器６８は、検出器素子が、数えられたフォトンの数６４によって測定される低Ｘ線束に曝露されたときには、チャネルの整形時間を延長する。対照的に、検出器素子５４へのＸ線束が増大したときには、時間整形制御器はＰＣチャネル５２の時間整形又はサンプリング窓を縮小する。
【００３６】
このようなものとして、検出器が高Ｘ線束を経験しているときには、ＰＣチャネルがフォトン電荷雲をサンプリングするのに費やす時間量が小さくなる。従って、フォトン電荷雲についての正確さの劣るフォトン及びエネルギ識別データが決定されるが、チャネルは過大レンジ変動を回避するのに十分な速度で復帰する。この観点で、整形時間又はサンプリング窓を小さくするほど多くのフォトンがデータについて検査されすなわち計数されるが、各々の検出されるフォトンは正確さの劣るエネルギ識別情報を提供する。高線束条件では、各々の個別のフォトンは低い重要性を呈し、システムの全体的な性能及び画質が、低下したＳＮＲによる影響を最小限しか受けずに済む。一方、検出器が低Ｘ線束を経験しているときには、ＰＣチャネルがフォトン電荷雲をサンプリングするのに費やす時間量は長くなり、フォトン電荷雲の全体をサンプリングするのに十分な時間が許されて、相対的に正確なフォトン数データ及びエネルギ識別データを達成する。
【００３７】
上で参照したように、制御部６６は一実施形態では、エネルギ・レベル制御器７０を含む。測定されるフォトン信号レベルはチャネル整形時間と共に変化するので、自動エネルギ識別器用エネルギ・レベル制御器７０を整形時間制御器６８及びＰＣチャネル５２に結合して、整形時間の調節に応答してＰＣチャネルのエネルギ・レベル閾値を調節し又は他の場合には較正する。適当なチャネル較正を実行することにより、許容可能な又は低下したエネルギ・レベルを有するフォトンが数えられて、チャネル整形時間及び計数率に独立の線形エネルギ応答を保証する。
【００３８】
図４を参照すると、例示的なＰＣチャネルについて幾つかの整形時間曲線の幾つかの振幅プロットが示されている。整形時間を短縮すると潜在計数率が高まるが、図示のように、信号振幅が小さくなって雑音が高まる。明確に述べると、曲線７４によって画定される時間整形を、曲線７６によって画定されるものに合わせるように調節すると、潜在計数率は高まるが、数えられたフォトンの集合的信号強度の反比例関係の低下が生じて、ＳＮＲに負の影響を及ぼす。整形時間をさらに短縮するすなわち曲線７６を曲線７８に合わせると、潜在計数率はさらに高まるが、信号強度及びＳＮＲは付加的に低下する。
【００３９】
本発明はさらに、図１〜図４に関して説明したもののようなＣＴシステムによって取得されるエネルギ識別ＣＴデータを用いた患者の結腸直腸領域でのポリープと便との間のコントラストの捕獲によるＣＴ結腸撮影法に関するものである。前述のように、所与の放射線検出器の出力を画像再構成に用い得るように、高Ｘ線束条件においてはエネルギ識別検出器の飽和又は過大レンジ変動を防ぐことが重要である。ここまでは、放射線検出器の過大レンジ変動を防ぐための可変型整形時間制御器について説明した。しかしながら、本発明は、限定しないが動的コリメーション、動的二電流制御、及び可変形状ボウタイ・フィルタを含めて、高線束条件での放射線検出器の過大レンジ変動を防ぐその他の手法及び機構を組み入れたＣＴシステムにも適用可能であるものと思量される。この観点で、エネルギ感受性又はエネルギ識別性ＣＴデータは、従来のＣＴシステムによって取得されたＣＴデータの本質的な不確定性を回避する。すなわち、異なる減弱特性を有する異なる物質又は物質の混合物は、密度値が異なっていても異なる物質での減弱と密度との積が等しければ同じＣＴ数又はハンスフィールド数を生成し得ることは周知である。すなわち、所与の画像ボクセルのＣＴ数は、放射線検出器に入射したフォトンの数及び受光されたＸ線のエネルギ・レベルの関数となる。
【００４０】
対照的に、本書に記載するＣＴシステムは、受光されたフォトンの数を数えると共に各々の受光された又は数えられたフォトンについてエネルギ・レベルを決定することが可能である。後に改めて詳述するように、フォトン数及び数えられたフォトンのエネルギ・レベルから、画像化された物質の密度ばかりでなく画像化された物質の種類を決定することが可能である。次いで、この情報を用いて、便とポリープの間、又は静脈投与されたヨード及び／若しくは経口投与された硫酸バリウム剤のような造影剤と、類似のＣＴ数特性を有する他組織との間を識別することができる。当業者は、静脈投与されたヨードはポリープ又は結腸壁に達するが経口投与された硫酸バリウムは便に達することを認められよう。本発明は、各々と共に適用可能であり、本発明を用いて、強調されていない組織と造影剤強調された組織との間を識別することができる。さらに、本発明を用いて、異なる部位又は組織に送達された異なる造影剤の間を識別することができる。
【００４１】
図５を参照すると、本発明の一実施形態による結腸撮影法の撮像工程のステップが記載されている。工程８０はブロック８２において、患者の結腸直腸領域からＣＴデータを取得するＣＴ検査の処方から開始する。次いで、ブロック８４において、ＣＴ走査がブロック８２において確定されたパラメータと整合するように投与されて、エネルギ感受性ＣＴデータの投影を取得する。前述のように、エネルギ感受性ＣＴデータは、フォトン数情報及びエネルギ・レベル情報を含んでいる。取得されたＣＴデータは、フォトン数情報及びエネルギ・レベル情報を含んでいるため、本発明はブロック８６において、投影データを１又は複数のエネルギ・ビンに振り分けるように、閾値に対する投影の比較を思量している。このようなものとして、投影はブロック８８において閾値に対して比較される。投影が閾値に関して何処に位置するかに応じて、投影は第一のエネルギ・ビン９０又は第二のエネルギ・ビン９２のいずれかに分類される。図５には二つのエネルギ・ビンのみを図示しているが、エネルギ感受性ＣＴデータを分解するときに２よりも多いエネルギ・ビン又は分類が適用され得るものと思量される。また、前述のように、ピーク電圧（ｋＶｐ）の調節又は特殊なフィルタ材の利用のいずれかを介したＸ線管のエネルギ・スペクトルの変調の利用のような他の機構を介して、２以上のエネルギ・ビンを取得し得ることも思量される。
【００４２】
一旦、エネルギ・ビンが算出されたら、これらのエネルギ・ビンを、２種の基底物質を表わす投影ＣＴデータに分解する（ブロック９４）。二つの投影データ集合は処理されて、第一の物質９６及び第二の物質９８の密度値から成る再構成画像を形成する。エネルギ・ビンを２種の基底物質に分解する代わりに、エネルギ・ビンを実効原子番号及び密度、又は光電成分及びコンプトン散乱成分のような他の直交基底関数の組に分解し得るものと思量される。一旦、基底物質密度値が利用可能となったら、この二次元情報を用いて、二次元基底物質密度データ１００に基づいて結腸直腸領域に見出される各種物質を差別化することができる。二次元データは、従来のＣＴ処理手法から利用可能となる一次元データよりも多くの情報を有する。さらに、この分解手法は、同じＣＴ数であっても異なる化学組成のため基底物質二次元マップにおいて異なる表現を有する物質を分離することができる。この観点で、物質同士の間のさらに大きいコントラストが物質基底分解を用いて生成される。次いで、ブロック１０２において、放射線科医又は他の医療従事者による評価に供するために画像を表示することにより工程を完了する。画像の表示は、特定の化学組成を有する物質を強調した色分け画像を形成するためのデータの付加的な後処理を含み得る。
【００４３】
上に示した例では、エネルギ・ビンは、経口投与された造影剤に対応するデータから水に対応するデータを分割するように設計されている。この観点で、対応する投影は、画像に存在する投与された造影剤の密度及び水の密度を表わす画像を形成するように再構成される。このようなものとして、造影剤を注入された画像の区域は、ＣＴ数密度単独を頼るよりも容易に正常組織から差別化される。さらに、異なる組織は分類されて分離され、最終的には異なるように加重されて、組織及び／又は造影剤に関連するＣＴ数が等しい場合であっても画像内での組織差別化がさらに容易に確認可能となるようにすることができる。この観点で、再構成画像の各々のピクセルを、画像再構成時に用いられて所与のピクセルにおいて画像化されているものを他のピクセルにおいて画像化されているものと差別化するような値で符号化することができる。また、合成画像ではなく、結腸ポリープのみの画像を再構成し得ることも思量される。すなわち、フォトン数データ及びエネルギ識別データに整合した組織差に基づいて、結腸ポリープに対応するデータを単離して画像再構成に用い得る一方、全ての非ポリープ・データは背景レベルに設定される。
【００４４】
図６を参照すると、被検体の結腸直腸領域が、結腸直腸領域１０４において便１０８によって包囲されたポリープ１０６を含むものとして模式的に図示されている。好適実施形態では、結腸直腸領域は、ＣＴデータ取得に先立って吹送も緩下剤準備処理も受けない。しかしながら、静脈投与されるヨード又は経口投与される硫酸バリウムのような造影剤を用いて、潜在的に癌性であり得る結腸ポリープと結腸直腸領域内の正常組織とのコントラストを捕獲することができる。周知のように、癌細胞によって容易に吸収されるが結腸直腸領域のその他組織には容易に吸収されない造影剤を選択することができる。このようなものとして、結腸直腸領域の内部の癌性異常又は他の病理学的異常は造影剤のプールとなり、このプールを用いて潜在的癌性結腸ポリープを識別することができる。この観点で、エネルギ感受性及び／又はエネルギ識別性ＣＴデータの取得及び分解を介して、結腸直腸領域内の悪性ポリープを自動的に識別することが可能である。すなわち、物質基底密度値は、癌細胞を標的とした造影剤が、類似のＣＴ数を有し得る自然発生組織ではなくポリープに存在し得ることを示すことができる。例えば、物質基底値は、経験的なデータのルックアップ・テーブルと比較され、この比較に基づいて、結腸ポリープ又は便と識別され得る。加えて、物質密度値を再構成画像において隣接する値と比較することにより、識別された又は検出された結腸ポリープの寸法及び形状を決定することが可能になる。この観点で、再構成画像の選択された部分ＣＴ数、形状、テクスチャ、及び物質組成を用いて結腸ポリープを自動的に検出して特徴評価する検出工程を具現化することが可能である。
【００４５】
本発明はさらに、図１〜図４に関して説明したもののようなＣＴシステムによって取得されるエネルギ識別ＣＴデータを用いた患者の塞栓と血管系との間のコントラストの捕獲に関するものでもある。前述のように、造影剤を注入された画像の区域は、ＣＴ数密度単独を頼るよりも容易に正常組織から差別化され得る。例えば、血管、及び血栓又は凝血塊のような塞栓は、関連するＣＴ数が等しい場合であっても画像内で異なるように加重され得る。この観点で、再構成画像の各々のピクセルを、画像再構成時に画像化されているものを他のピクセルにおいて画像化されているものと自動的に差別化するような値で符号化することができる。また、正常組織及び造影剤強調された組織を表示するのではなく、塞栓のみを強調した画像を再構成し得ることも思量される。すなわち、フォトン数データ及びエネルギ識別データに整合した組織差に基づいて、塞栓に対応するデータを単離して画像再構成に用い得る一方、非塞栓データは背景レベルに設定される。
【００４６】
図７を参照すると、本発明の一実施形態による塞栓撮像工程１２０が示されている。工程１２０はブロック１１２において、患者の指定された領域からＣＴデータを取得するＣＴ検査の処方から開始する。次いで、ブロック１１４において、ＣＴ走査がブロック１１２において確定されたパラメータと整合するように投与されて、エネルギ感受性ＣＴデータの投影を取得する。図５に関して上で述べたように、エネルギ感受性ＣＴデータはフォトン数情報及びエネルギ・レベル情報を含んでいる。取得されたＣＴデータはフォトン数情報及びエネルギ・レベル情報を含んでいるため、本発明は、ブロック１１６において、投影データを１又は複数のエネルギ・ビンに振り分けるように、閾値に対する投影の比較を思量している。このようなものとして、工程１２０は、ブロック１１８において投影が閾値よりも大きいか否かを判定する。投影が閾値に関して何処に位置するかに応じて、投影は第一のエネルギ・ビン１２４又は第二のエネルギ・ビン１２２のいずれかに分類される。例えば、投影が閾値以下である場合には、投影はブロック１２４において第一のエネルギ・ビンに分類される。投影が閾値よりも大きい場合には、投影はブロック１２２において第二のエネルギ・ビンに分類される。図７には二つのエネルギ・ビンのみを図示しているが、エネルギ感受性ＣＴデータを分解するときに２よりも多いエネルギ・ビン又は分類が適用され得るものと思量される。また、前述のように、ピーク電圧（ｋＶｐ）の調節又は特殊なフィルタ材の利用のいずれかを介したＸ線管のエネルギ・スペクトルの変調の利用のような他の機構を介して、２以上のエネルギ・ビンを取得し得ることも思量される。
【００４７】
図７の説明を続けると、一旦、ブロック１２２及び１２４において投影が分類されたら、エネルギ・ビンをブロック１２６において二つの基底物質ビンに分解する。エネルギ・ビンを複数の密度に分解する代わりに、エネルギ・ビンを実効原子番号及び密度、又は光電成分及びコンプトン散乱成分のような他の直交基底関数の組に分解し得るものと思量される。ブロック１２７において、これら二つの投影データ集合を処理して、第一の基底物質及び第二の基底物質の含有量例えば密度を分類することができる。一旦、基底物質密度値が利用可能となったら、二次元情報を用いて、二次元基底物質密度データに基づいて物質を差別化することができる（ブロック１２７）。基底物質１及び基底物質２はブロック１２９において再構成される。二次元データは、従来のＣＴ処理手法から利用可能な一次元データよりも多くの情報を有する。さらに、この分解手法は、同じＣＴ数であっても異なる化学組成のため基底物質二次元マップにおいて異なる表現を有する物質を分離することができる。この観点で、物質同士の間のコントラストは物質基底分解を用いて生成される。
【００４８】
これら２種の基底物質の含有量に基づいて、ブロック１２８においてピクセルを可能非閉塞血管と識別し、ブロック１３０においてピクセルを可能血栓、塞栓又は凝血塊と識別することができる。得られたＥＤデータを用いて、ブロック１３２において従来のＣＴ画像を形成する。ステップ１３４では、ステップ１２８又はステップ１３０のいずれかで識別されたピクセルをステップ１３２において形成された従来のＣＴ画像に重ね合わせる。好ましくは、可能非閉塞血管の識別ピクセルを第一の色又は識別子を用いて表示し、可能血栓、塞栓又は凝血塊の識別ピクセルを第二の色又は識別子として表示する。好適実施形態では、識別後のピクセルは、従来のＣＴ画像ピクセルを含む画像レイヤとは別個の画像レイヤにおいて従来のＣＴ画像に重ね合わされる。この態様で、一般医又は放射線科医は識別後のピクセルを含む画像レイヤを可視モードと不可視モードとの間で切り換えて、所望に応じて従来のＣＴ画像の妨げのない観察を可能にすることができる。代替的には、従来のＣＴ画像のピクセルを強調ピクセルと置き換えて、強調されたピクセルが従来のＣＴ画像と統合されるようにすることができる。色オーバレイを重ねた従来のＣＴ画像は、ステップ１３６において放射線科医又は一般医のために自動的に表示される。画像の表示は、特定の化学組成の物質を強調した色分け画像を形成するデータの付加的な後処理を含み得る。
【００４９】
上で示した例では、エネルギ・ビンは、注入された造影剤に対応するデータから水に対応するデータを分割するように設計されている。この観点で、対応する投影は、画像に存在する投与された造影剤の密度及び水の密度を表わす画像を形成するように再構成される。このようなものとして、造影剤を注入された画像の区域は、ＣＴ数密度単独を頼るよりも容易に正常組織から差別化される。さらに、異なる組織は分類されて分離され、最終的には異なるように加重されて、組織及び／又は造影剤に関連するＣＴ数が等しい場合であっても画像内での組織差別化がさらに容易に確認可能となるようにすることができる。この観点で、再構成画像の各々のピクセルを、画像再構成時に用いられて所与のピクセルにおいて画像化されているものを他のピクセルにおいて画像化されているものと差別化するような値で符号化することができる。
【００５０】
図８を参照すると、本発明の説明として、図７の塞栓撮像工程１２０についてのＣＴデータを取得するファントム２１０の模式図が示されている。ファントム２１０は、胸骨、肋骨又は脊柱を含み得る高密度物質２１４を含んでいる。ファントム２１０は、肺組織２１６、ヨードのような造影剤を内部に有する複数の血管２１８、心臓２２０、及び凝血塊２２２を含んでいる。ファントムの内部の物質例えば静脈投与される造影剤を表わすヨード及び正常組織内の水のような物質の密度差及び実効原子番号差のため、従来のＣＴ画像では内部の特徴の間を十分に識別し得ない場合がある。心臓、血管及び塞栓は本質的に水を含む。一方、造影剤は撮像手順時に患者の体内において限定された態様でのみ存在し得る。
【００５１】
例えば、静脈投与された造影剤が血管を通過するにつれて、造影剤は撮像工程時には内部に存在し得るが、造影剤は血流を介して心臓には未だ到達していないので、心臓の画像は造影剤を含まない。一方、塞栓は本質的に水を含んでいるが、血流は塞栓の位置において妨げられており、これにより血液又は造影剤を通さないため、内部に造影剤を有しない。従って、図８の塞栓撮像工程１２０を用いて、造影剤及び本書に開示するＥＤＣＴ手法の利用によって血管と凝血塊との間を識別し得るものと思量される。
【００５２】
図９及び図１０は、数値シミュレーションに基づいて、エネルギ識別を用いて得られる図８のファントム２１０の再構成画像を示す。図９の画像２３０は、図８のファントム２１０から取得されたＣＴデータを例えば水のような第一の基底物質に分解して、分解後の第一の基底物質を画像に盛り込んで再構成することにより得られる。図１０の画像２４０は、図８のファントム２１０から取得されたＣＴデータを例えば第二の基底物質としてのヨードのような造影剤を用いて第二の基底物質に分解して、分解後の第二の基底物質を画像に盛り込んで再構成することにより得られる。画像２３０の内部の各々のピクセルは、当該ピクセルでの第一の基底物質の量についての値を含んでおり、画像２４０の内部の各々のピクセルは、当該ピクセルでの第二の基底物質の量についての値を含んでいる。
【００５３】
図９に示すように、図８の心臓２２０は、水の存在のため参照番号２３２において可視となる。一方、図１０に示すように、図８の心臓２２０は、内部に造影剤が存在しないため参照番号２４２においては不可視となる。このようなものとして、心臓２２０のピクセルは、画像２３０において心臓を実効的に強調する量の水を含むが、心臓２２０のピクセルは極く僅かな造影剤しか含まず、従って第二の基底物質画像２４０においては識別することが困難である。
【００５４】
図８の心臓２２０と同様に、図８の凝血塊２２２のような塞栓は、水画像２３０の参照番号２３６において可視となる。水画像２３０の参照番号２３６における凝血塊２２２の可視性は、凝血塊２２２における水の存在によるものである。しかしながら、凝血塊は造影剤を殆ど又は全く通さないので、最小量の画像造影剤しか存在しない。このように、凝血塊２２２は参照番号２４６においては、画像コントラスト画像２４０の背景に対して本質的に不可視である。
【００５５】
図８の心臓２２０及び凝血塊２２２とは対照的に、血管２１８は、内部の水及び画像造影剤の両方の存在のため参照番号２３４及び２４４においてそれぞれ画像２３０及び２４０の両方において可視である。同様に、図８の高密度物質２１４は、水画像２３０では参照番号２３８において可視であり、画像造影剤画像２４０では参照番号２４８において可視である。しかしながら、血管とは異なり、高密度物質２１４は極めて高密度であるため画像２３０、２４０の両方において可視となっている。この高密度は、水又は造影剤が殆ど又は全く内部に存在していないにも拘わらず高密度物質２１４において高い水密度及び高い造影剤密度の両方を有する錯覚を与える。
【００５６】
図１１は、図８のファントム２１０を用いて取得されたＥＤＣＴデータの物質分解プロット２５０を示す。取得されたデータは、図７の塞栓撮像工程１２０のステップ１１２〜１３６に関して上で述べたようにして分解され分類されている。プロット２５０は、ヨード対水の含有量に従って分類された全てのピクセルを含む区域２５２を示す。説明の目的で、区域２５４、２５６は血管２１８のピクセルのみ及び凝血塊２２２のピクセルのみをそれぞれ指定している。但し、当業者は、区域２５２が全てのピクセルからの情報を含んでいることを認められよう。
【００５７】
図１１に示すように、区域２５４は血管２１８からのピクセル２５５が一つの群を形成する傾向にあることを示し、区域２５６は凝血塊２２２からのピクセル２５７が複数の群を形成する傾向にあることを示す。図示のように、区域２５４及び２５６は、プロット２５０の別個の領域に現われる。上で述べた理由から、血管ピクセル２５５は凝血塊ピクセル２５７よりも僅かに高い水含有量を有する傾向にあり、血管ピクセル２５５は凝血塊ピクセル２５７よりも高い造影剤含有量を有する傾向にある。
【００５８】
従って、ファントムの画像の基底物質分解のため、かかる情報を用いて、ＥＤＣＴデータから再構成されたＣＴ画像において、例えば凝血塊又は血管のいずれかである可能性を有するピクセルを識別することができる。血管である可能性の高いピクセル及び凝血塊である可能性の高いピクセルは、別個の色を用いて表示されてもよいし、他の場合にはこれらのピクセルの存在を医師のために強調するように、再構成画像において識別されてもよい。
【００５９】
図１２を参照すると、プロット２７０が、図１１の線１２−１２で囲んだプロット２５０の部分を示している。２種のピクセル形式における基底物質（この場合には水及びヨード）の様々な含有量のため、血管２５５及び凝血塊ピクセル２５７の各群が基底物質プロット２７０の別個の領域に位置することが認められよう。かかる情報を用いて、再構成されたＣＴ画像のいずれのピクセルが血管又は塞栓のいずれのピクセルである可能性が高いかを識別することができる。
【００６０】
従って、基底物質のプロットのいずれの別個の領域が、例えば凝血塊又は血管を含む可能性が高いかを先験的に知って、医師のためにこれらの領域を自動的に表示することが可能である。すなわち、予め決められた基底物質分解比で両物質を含む基底物質のプロットの領域が識別され得る。一例として、本例では円として示されている第一の領域２７２を用いて基底物質分解プロット２７０の一定区域内に位置するピクセルの群を包含することができ、ここでは領域２７２でのヨード対水比が予め決められた血管分解のヨード対水の比の閾値の範囲内に納まっている。図示のように、第一の領域２７２は近似的に３：１．１のヨード対水比を中心として配置されている。また、やはり円として示されている第二の領域２７４を用いて基底物質分解プロット２７０の一定区域内に位置するピクセルの複数の群を包含することができ、ここでは領域２７４でのヨード対水比が予め決められた凝血塊分解のヨード対水の比の閾値の範囲内に納まっている。図示のように、第二の領域２７４は、近似的に０．９５：０のヨード対水比を中心として配置されている。ピクセルの群を包含する各領域は、図１２に示すものに加えて、他の形状を有し得るものと思量される。
【００６１】
看取され得るように、第一の領域２７２は、血管のピクセルの全てではないまでも多くを含む。同様に、第二の領域２７４は、凝血塊のピクセルの全てではないまでも多くを含む。従って、互いから分離して別個となっている領域２７２、２７４を、例えば従来のＣＴ画像において可能血管又は可能凝血塊として強調することができる。
【００６２】
関心のある項目を含んでいる可能性の高いピクセルを識別するときに、領域２７２、２７４が所与の診断について一般医には関心のないピクセル２７５を包含している場合もある。すなわち、領域２７２又は２７４に包含されているがピクセル２７５は血管にも凝血塊にも対応しない。領域２７２、２７４に属するが血管のピクセルでないかかるピクセル２７５を「偽陽性」と呼ぶことができる。さらに、領域２７２、２７４がそれぞれ全ての血管ピクセル２５５又は凝血塊ピクセル２５７を包含していない場合もある。一例として、血管ピクセル２８０及び凝血塊ピクセル２８２はそれぞれ領域２７２、２７４の外部に位置し、「偽陰性」と呼び得るものを生ずる。
【００６３】
図１３は、本発明の一実施形態に従って識別されたピクセルを有する画像３５０の模式図を示す。画像３５０において強調されている複数の可能血管ピクセル３５３は、図１２の領域２７２の内部に位置すると識別されたものである。同様に、画像３５０において強調されている複数の可能凝血塊ピクセル３５５は、図１２の領域２７４の内部に位置すると識別されたものである。好適実施形態では、可能血管ピクセル３５３は第一の色、記号又は他の識別子によって強調され、可能凝血塊ピクセル３５５は第二の色、記号又は他の識別子によって強調される。但し、ピクセル３５３、３５５は他の形式の識別方法によって識別されてもよいものと思量される。
【００６４】
図１２に関して上で述べたように、領域２７２、２７４は画像３５０において可能血管ピクセル３５３又は可能凝血塊ピクセル３５５として強調された偽陽性を含み得る。図１３に示すように、強調された偽陽性は、画像３５０の血管も凝血塊も存在しないような区域に示される。典型的には、強調された偽陽性は、画像３５０の全体にわたって無秩序に分散され、何らかの色又は他の識別子として示されていても一団を成さない傾向にある。一方、真の血管又は凝血塊の強調されたピクセルは、一団を成す傾向にある。従って、医師の目は、例えば実際の凝血塊及び実際の血管がそれぞれ存在していると考えられる群３５２及び３５４のように一段となって強調されたピクセルにのみ引き付けられ得る。
【００６５】
偽陽性を強調することに加えて、図１３は、偽陰性に対応するピクセルが強調されていないことを示している。すなわち、例えば血管の偽陰性ピクセルは従来の画像ピクセルと同じく現われて、画像の参照番号３５４に配置されているが、血管ピクセルとして彩色も強調も施されていない。同様に、例えば凝血塊の偽陰性ピクセルも同じく、従来の画像ピクセルと同じく凝血塊３５２の領域に現われているが、凝血塊ピクセルとして彩色も強調も施されていない。しかしながら、開示された手法は凝血塊ピクセル及び血管ピクセルの大半を捕獲するように設計されているので、上述のような数の強調された偽陽性ピクセル及び強調されていない偽陰性ピクセルが、例えば真の凝血塊ピクセル及び血管ピクセルを強調する濃さの彩色ピクセルから一般医の注意力を逸らすことはない。
【００６６】
従って、色又は他の識別子によって可能凝血塊、血栓又は塞栓を強調し他の色又は他の識別子によって可能血管を強調した従来のＣＴ画像が、一般医又は放射線科医が塞栓又は血栓をより迅速に効率よく診断することを可能にする。可能凝血塊、血栓又は塞栓は、例えば従来のＣＴ画像に自動的に表示され得る。このようにして、医師は、血管又は解剖学的構造のその他の部分から凝血塊を迅速に効率よく識別することが可能になる。
【００６７】
従って、本発明の一実施形態は撮像スキャナを含んでいる。この撮像スキャナは、放射線源と、放射線検出器と、コンピュータとを含んでおり、コンピュータは、放射線検出器によって取得されたＣＴデータを、各々のピクセルが少なくとも第一の基底物質含有量及び第二の基底物質含有量を有するようなピクセル集合に分解するようにプログラムされている。コンピュータはさらに、第一の基底物質の含有量及び第二の基底物質の含有量に基づいてピクセル集合の第一の部分集合を可能塞栓と識別するようにプログラムされている。
【００６８】
本発明のもう一つの実施形態によれば、ＣＴ撮像の方法が、被検体のＲＯＩからエネルギ感受性ＣＴデータを取得するステップと、取得されたエネルギ感受性ＣＴデータを、第一の基底物質からの含有量を有するピクセル及び第二の基底物質からの含有量を有するピクセルとして分類するステップと、分類されたピクセルの第一の集合を可能凝血塊と決定するステップとを含んでいる。
【００６９】
本発明のさらにもう一つの実施形態はさらに、コンピュータ読み取り可能な記憶媒体に記憶されたコンピュータ・プログラムを含んでいる。このコンピュータ・プログラムは、被検体から取得されたエネルギ感受性ＣＴデータを受け取る動作と、エネルギ感受性ＣＴデータを少なくとも二つの基底物質データ集合に分解する動作と、第一の基底物質含有量及び第二の基底物質含有量を画像の各々のピクセルに割り当てる動作と、第一及び第二の基底物質含有量に基づいて画像のピクセルの第一の集合を可能凝血塊と識別する動作と、従来のＣＴ画像を、強調されたピクセルの第一の集合と共に再構成する動作とを含んでいる。
【００７０】
本発明は好適実施形態に関して記載されており、明示的に述べた以外の均等構成、代替構成及び改変が可能である特許請求の範囲内にあることが認められよう。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。
【図面の簡単な説明】
【００７１】
【図１】ＣＴイメージング・システムの見取り図である。
【図２】図１に示すシステムのブロック模式図である。
【図３】本発明による検出器アセンブリのブロック模式図である。
【図４】例示的なＰＣ検出器について幾つかの整形時間についての信号振幅プロットを示すグラフである。
【図５】本発明によるＣＴ結腸撮影検査のステップを示す流れ図である。
【図６】内部にポリープが配置されている被検体の結腸直腸領域の模式図である。
【図７】本発明の一実施形態による流れ図である。
【図８】ファントムの模式図である。
【図９】エネルギ識別を用いて得られ第一の基底物質を用いて形成された図８の模式図によって表わされるファントムの画像を表わす図である。
【図１０】エネルギ識別を用いて得られ第二の基底物質を用いて形成された図８の模式図によって表わされるファントムの画像を表わす図である。
【図１１】図９及び図１０の分解後の画像から得られたピクセルのプロットであって、各々のピクセルが基底物質１及び基底物質２の含有量に従って分類されてプロットされている図である。
【図１２】Ｘ軸及びＹ軸の範囲を狭めて基底物質１及び基底物質２のピクセルのみを示す図１２のデータの図である。
【図１３】本発明の一実施形態に従って得られる画像の図である。
【符号の説明】
【００７２】
１０  計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム
１２  ガントリ
１４  Ｘ線源
１６  Ｘ線ビーム
１８  検出器アセンブリ
２０  複数の検出器
２２  患者
２４  回転中心
２６  制御機構
２８  Ｘ線制御器
３０  ガントリ・モータ制御器
３２  データ取得システム（ＤＡＳ）
３４  画像再構成器
３６  コンピュータ
３８  大容量記憶装置
４０  コンソールを介した操作者
４２  キーボード及び付設された表示スクリーン
４４  テーブル・モータ制御器
４６  電動テーブル
４８  ガントリ開口
５０  Ｘ線検出システム
５２  ＰＣチャネル
５４  検出器素子
５６  低雑音／高速電荷増幅器
５８  信号整形器
６０  エネルギ・レベル識別器
６２  計数要素
６４  出力
６６  制御部
６８  整形時間制御器
７０  エネルギ・レベル制御器
７２  フィードバック・ループ
７４  曲線
７６  曲線
７８  曲線
８２  工程開始
８４  投影を取得する
８６  閾値に対して比較する
８８  工程判定点
９０  第一のエネルギ・ビンに分類する
９２  第二のエネルギ・ビンに分類する
９４  データを２種の基底物質に分解する
９６  第一の物質を再構成する
９８  第二の物質を再構成する
１００  物質を差別化する
１０２  終了
１０４  結腸直腸領域
１０６  ポリープ
１０８  便
１１２  工程開始
１１４  ＣＴ走査を投与する
１１６  閾値に対して比較する
１１８  工程判定点
１２０  塞栓撮像工程
１２２  第二のエネルギ・ビン
１２４  第一のエネルギ・ビン
１２６  各エネルギ・ビンを二つの基底物質ビンに分解する
１２７  ピクセルを分類する
１２９  ピクセルを再構成する
１２８  ピクセルを可能非閉塞血管と識別する
１３０  ピクセルを可能血栓、塞栓又は凝血塊と識別する
１３２  従来のＣＴ画像を形成する
１３４  従来のＣＴ画像に各部分を重ね合わせる
１３６  画像を表示する
２１０  ファントム
２１４  高密度物質
２１６  肺組織
２１８  複数の血管
２２０  心臓
２２２  凝血塊
２３０  画像
２４０  画像
２３２  心臓
２４２  心臓
２３６  凝血塊
２４６  凝血塊
２３４  複数の血管
２４４  複数の血管
２３８  骨
２４８  骨
２５０  物質分解プロット
２５２  ピクセル域
２５４  血管ピクセル
２５６  凝血塊ピクセル
２５５  血管ピクセル
２５７  凝血塊ピクセル
２７０  プロット
２７２  第一の領域
２７４  第二の領域
２７５  偽陽性ピクセル
２８０  偽陰性ピクセル
２８２  偽陰性ピクセル
３５０  画像の模式図
３５２  凝血塊が存在すると考えられる群
３５３  複数の可能血管ピクセル
３５４  血管が存在すると考えられる群
３５５  複数の可能凝血塊ピクセル
【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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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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