(57)【要約】【課題】スキャノ画像の画質を向上させることができるＸ線ＣＴ装置及びスキャン方法を提供すること。【解決手段】実施形態のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を曝射するＸ線源と、前記Ｘ線源とコンピュータ断層撮影（Computed  Tomography：ＣＴ）検出器との間に配置された複数の光子計数検出器（Photon-Counting  Detector：ＰＣＤ）と、処理回路とを備える。前記処理回路は、前記Ｘ線源および前記ＣＴ検出器に被検体に対するヘリカルスキャンを実行させて投影データを取得し、取得した前記投影データから、前記ヘリカルスキャンでの複数のＸ線管位置に対応する投影データの複数のセットを抽出し、抽出した前記投影データの複数のセットを統合してスキャノ像を取得する。【選択図】図２
2016135248.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線を曝射するＸ線源と、
前記Ｘ線源とコンピュータ断層撮影（Computed  Tomography：ＣＴ）検出器との間に配置された複数の光子計数検出器（Photon-Counting  Detector：ＰＣＤ）と、
処理回路と
を備え、
前記処理回路は、
前記Ｘ線源および前記ＣＴ検出器に被検体に対するヘリカルスキャンを実行させて投影データを取得し、
取得した前記投影データから、前記ヘリカルスキャンでの複数のＸ線管位置に対応する投影データの複数のセットを抽出し、
抽出した前記投影データの複数のセットを統合してスキャノ像を取得する、Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記処理回路は、前記ヘリカルスキャンを、前記被検体のＣＴ画像を取得するために行うヘリカルスキャンで使用する線量よりも低い線量で行わせる、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記処理回路は、前記ＰＣＤによる影の影響を最小化させる前記複数のＸ線管位置における前記投影データの複数のセットを抽出する、請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記Ｘ線源は、空間的およびスペクトル的に異なる２つのＸ線エミッタを備える、請求項１乃至３のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記Ｘ線源は、管電圧の切り替えおよび変調を行う、請求項１乃至４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
複数の光子計数検出器（Photon-Counting  Detector：ＰＣＤ）が疎に固定して配置されたリングと、同時に回転するＸ線源およびコンピュータ断層撮影（Computed  Tomography：ＣＴ）検出器とを備えるハイブリッド型スキャナのためのスキャノ像を取得するスキャン方法であって、
前記Ｘ線源および前記ＣＴ検出器に被検体に対するヘリカルスキャンを実行させて投影データを取得するステップと、
取得した前記投影データから、前記ヘリカルスキャンでの複数のＸ線管位置に対応する投影データの複数のセットを抽出するステップと、
抽出した前記投影データの複数のセットを統合してスキャノ像を取得するステップと
を含むスキャン方法。
【請求項７】
前記ヘリカルスキャンを実行させるステップは、前記ヘリカルスキャンを、前記被検体のＣＴ画像を取得するために行うヘリカルスキャンで使用する線量よりも低い線量で行わせるステップをさらに含む、請求項６に記載のスキャン方法。
【請求項８】
前記統合するステップは、前記ＰＣＤによる影の影響を最小化させる前記複数のＸ線管位置における前記投影データの複数のセットを抽出するステップをさらに含む、請求項６に記載のスキャン方法。
【請求項９】
Ｘ線を曝射するＸ線源と、
前記Ｘ線源とコンピュータ断層撮影（Computed  Tomography：ＣＴ）検出器との間に配置された複数の光子計数検出器（Photon-Counting  Detector：ＰＣＤ）と、
処理回路と
を備え、
前記処理回路は、
前記Ｘ線源および前記ＣＴ検出器に被検体に対するヘリカルスキャンを実行させて投影データを取得し、
影補正方法を用いた前記投影データの再構成によりボリュームデータを取得し、
所定の観察角度で前記ボリュームデータを投影してスキャノ像を取得する、Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項１０】
前記処理回路は、前記ヘリカルスキャンを、前記被検体のＣＴ画像を取得するために行うヘリカルスキャンで使用する線量よりも低い線量で行わせる、請求項９に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１１】
前記Ｘ線源は、空間的およびスペクトル的に異なる２つのＸ線エミッタを備える、請求項９又は１０に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１２】
前記Ｘ線源は、管電圧の切り替えおよび変調を行う、請求項９乃至１１のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１３】
複数の光子計数検出器（Photon-Counting  Detector：ＰＣＤ）が疎に固定して配置されたリングと、同時に回転するＸ線源およびコンピュータ断層撮影（Computed  Tomography：ＣＴ）検出器とを備えるハイブリッド型スキャナのためのスキャノ像を取得するスキャン方法であって、
前記Ｘ線源および前記ＣＴ検出器に被検体に対するヘリカルスキャンを実行させて投影データを取得するステップと、
影補正方法を用いた前記投影データの再構成によりボリュームデータを取得するステップと、
所定の観察角度で前記ボリュームデータを投影してスキャノ像を取得するステップと
を含むスキャン方法。
【請求項１４】
前記ヘリカルスキャンを実行させるステップは、前記ヘリカルスキャンを、前記被検体のＣＴ画像を取得するために行うヘリカルスキャンで使用する線量よりも低い線量で実行させるステップをさらに含む、請求項１３に記載のスキャン方法。
【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装置及びスキャン方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来のＣＴスキャナにおいては、エネルギー積分検出器を用いてエネルギー積分Ｘ線データを収集する。エネルギー積分検出器では、Ｘ線ビームの持つエネルギー情報は活用されない。具体的には、Ｘ線源が広域スペクトルのＸ線を曝射しても、エネルギー積分検出器は、異なるエネルギーの光子を区別する能力がなく、読み出し間隔の間に記録された光子の総エネルギーに比例する出力信号を提供するのみである。透過したＸ線データのスペクトル特性を得るためには、各光子計数検出器（Photon-Counting  Detector：ＰＣＤ）が、Ｘ線ビームを成分別のエネルギー、すなわちスペクトルビンに分解し、各ビンにおける光子数を計数する。ＣＴにおけるＸ線源のスペクトル特性の利用は、スペクトルＣＴと呼ばれることが多い。このスペクトルＣＴイメージングによって、新たに臨床的に適用できる潜在的可能性を持つ物質分解機能が実現される。スペクトルＣＴイメージングによって収集されるスペクトル画像は、通常、基本成分物質の物質密度画像、すなわち単一エネルギー画像として提供される。例えば、スペクトルＣＴは、組織間の識別、カルシウムおよびヨウ素を含有する組織のような物質間の識別、あるいは微細な血管の検出の向上に利用される。利点のなかでも特に、スペクトルＣＴは、ビームハードニングアーチファクトの低減、およびスキャナに依存しないＣＴ値の正確性の向上が期待される。
【０００３】
現在、従来の設計のほとんどが、高低エネルギーのＸ線源の一方を用いてスペクトル情報を収集するものである。物質分解の正確性を向上させるため、ＰＣＤ技術が良好なエネルギー分解能を得ることに利用され得る。光子計数によりエネルギー分解するＣＴ用直接変換型半導体検出器により、各入射光子のスペクトル情報が活用できるようになる。半導体検出器と相互作用するＸ線光子は、非効率な中間的なプロセスを経ずに直接、電子正孔対に変換できるので、本来可能である優れたエネルギー分解能が実現され得る。しかしながら、従来の光子計数ＣＴの場合、疎に分散されて固定されたＰＣＤが、第３世代の積分検出器の前方に配置されるので、スキャノ像をスキャンする際に、第３世代の積分検出器にＰＣＤの影が映る。そのような影は、スキャノ像の品質を著しく低下させる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】米国特許出願第１３／４２６，９０３号明細書
【特許文献２】米国特許出願第１４／０９２，９９８号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明が解決しようとする課題は、スキャノ画像の画質を向上させることができるＸ線ＣＴ装置及びスキャン方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
実施形態のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を曝射するＸ線源と、前記Ｘ線源とコンピュータ断層撮影（Computed  Tomography：ＣＴ）検出器との間に配置された複数の光子計数検出器（Photon-Counting  Detector：ＰＣＤ）と、処理回路とを備える。前記処理回路は、前記Ｘ線源および前記ＣＴ検出器に被検体に対するヘリカルスキャンを実行させて投影データを取得し、取得した前記投影データから、前記ヘリカルスキャンでの複数のＸ線管位置に対応する投影データの複数のセットを抽出し、抽出した前記投影データの複数のセットを統合してスキャノ像を取得する。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】図１は、実施形態に係る結合リング型トポロジーを備える画像再構成装置の概略図を示す。
【図２】図２は、実施形態に係る内部リング型トポロジーを備える画像再構成装置の概略図を示す。
【図３】図３は、実施形態に係るヘリカルスキャン手法を用いた影低減プロセスの一例をフローチャートで示す。
【図４】図４は、実施形態に係るヘリカルスキャンの一例を示す。
【図５Ａ】図５Ａは、実施形態に係るヘリカルスキャンの台形パターンの例示的な図を示す。
【図５Ｂ】図５Ｂは、実施形態に係るＸ線の進行を妨げるＰＣＤの例示的な図を示す。
【図５Ｃ】図５Ｃは、実施形態に係るＸ線の進行を妨げないＰＣＤの例示的な図を示す。
【図６】図６は、実施形態に係るヘリカルスキャン手法を用いた影低減プロセスの別の例をフローチャートで示す。
【図７】図７は、実施形態に係る影補正方法の一例を示す。
【図８Ａ】図８Ａは、実施形態に係るＰＣＤによる影の影響に起因するアーチファクトを示す。
【図８Ｂ】図８Ｂは、実施形態に係るＰＣＤによる影の影響に起因するアーチファクトを示す。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
以下、添付図面を参照して、Ｘ線ＣＴ装置及びスキャン方法の実施形態を詳細に説明する。本明細書に記載の実施形態、及び、それに付随する諸利点の多くは、添付の図面と併せて考察すれば、以下の詳細な説明を参照することによって、理解がより深まり、実施形態をより完全に把握することが容易である。
【０００９】
本明細書に記載の実施形態は、光子計数検出器（Photon-Counting  Detector：ＰＣＤ）を備えるコンピュータ断層撮影（Computed  Tomography：ＣＴ）システムに関する。そして、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置及びスキャン方法は、エネルギー積分検出器が第３世代ジオメトリで配置されるとともにＰＣＤが第４世代ジオメトリで配置されているハイブリッド型システムにおけるスキャノ画像の画質を向上させる。
【００１０】
一実施形態において、ＣＴイメージング装置が提供され、このＣＴイメージング装置は、（１）Ｘ線を曝射するように構成されたＸ線源と、（２）前記Ｘ線源とＣＴ検出器の間に円形リング状に配置された複数のＰＣＤと、（３）処理回路とを備える。前記処理回路は、前記Ｘ線源および前記ＣＴ検出器に被検体のヘリカルスキャンを行わせて投影データを取得し、取得した前記投影データから前記ヘリカルスキャンでの複数のＸ線管位置に対応する投影データの複数のセットを抽出し、抽出した前記投影データの複数のセットを統合してスキャノ像を取得するように構成される。
【００１１】
別の一実施形態において、ＣＴイメージング装置が提供され、このＣＴイメージング装置は、（１）Ｘ線を曝射するように構成されたＸ線源と、（２）前記放射線源とＣＴ検出器の間に円形リング状に配置された複数のＰＣＤと、（３）処理回路とを備える。前記処理回路は、前記Ｘ線源および前記ＣＴ検出器に被検体のヘリカルスキャンを行わせて投影データを取得し、影補正方法を用いて、取得した前記投影データによる再構成を行ってボリュームデータを取得し、所定の観察角度で前記ボリュームデータを投影してスキャノ像を取得するように構成される。
【００１２】
図１および図２はそれぞれ、エネルギー積分検出器が第３世代ジオメトリで配置されるとともにＰＣＤが第４世代ジオメトリで配置されているハイブリッド型システムを備えるＣＴスキャナシステムの概略図を示す。図１は、本明細書の参照として、その開示内容全体が組み入れられる特許文献１で検討されているような、Ｘ線源１１２がＰＣＤリングの内側に位置するとともにＸ線検出器ユニット１０３がＰＣＤリングの外側に位置する結合リング型トポロジーを示す。一方で、図２は、本明細書の参照として、その開示内容全体が組み入れられる特許文献２で検討されているような、Ｘ線源１１２およびＸ線検出器ユニット１０３の両方がＰＣＤリングの外側に位置する内部リング型トポロジーを示す。
【００１３】
図１は、ＣＴスキャナシステムにおいて、所定の第３世代ジオメトリで配置された検出器ユニット１０３と組み合わせて所定の第４世代ジオメトリでＰＣＤを配置する実施形態を示す。図１においては、寝台１１６に横になっているスキャンの対象である被検体ＯＢＪ、Ｘ線源１１２、コリメータまたはフィルタ１１４、Ｘ線検出器ユニット１０３、および光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮの相対位置を示す。各ＰＣＤは、前面が被検体ＯＢＪに対向しており、背面は被検体ＯＢＪに対向していない。被検体ＯＢＪを透過するＸ線は、ＰＣＤ（の前面）において検出されるか、疎に配置されたＰＣＤ間の空間を通過して、Ｘ線検出器ユニット１０３に密に実装されたエネルギー積分検出器において検出されるかのいずれかである。
【００１４】
図１は、投影データを収集し、記憶し、処理し、提供するための回路およびハードウェアも示す。これらの回路およびハードウェアは、処理部１７０、ネットワーク制御部１７４、メモリ１７８、およびデータ収集システム１７６を備える。
【００１５】
一実施形態において、Ｘ線源１１２およびコリメータまたはフィルタ１１４は、ガントリ１４０に対して回転可能に取り付けられた回転部材１１０に固定して取り付けられる。Ｘ線検出器１０３も同様に、ガントリ１４０に対して回転可能に取り付けられた回転部１３０に固定して取り付けられる。ＰＣＤは、ガントリ１４０に固定して取り付けられた円形部材１２０に固定して取り付けられる。ガントリ１４０には、ＣＴスキャナの多くの構成要素が収容される。
【００１６】
ＣＴスキャナのガントリは、開放された開口２１５（図２を参照）を備えており、寝台１１６上に載せられた被検体ＯＢＪを、Ｘ線源から出射され各ＰＣＤおよび検出器ユニット１０３まで進むＸ線の投影面に位置付けることができる。「投影面」とは、Ｘ線がＸ線源１１２から各ＰＣＤおよび検出器ユニット１０３を含む検出器まで透過するボリュームである。「被検体空間」とは、投影面とガントリの開放された開口２１５との交差領域である。「画像空間」は、Ｘ線源１１２がガントリの開口の周囲を回転する際の、Ｘ線源１１２のすべての投影角度に対応する投影面の和集合である。画像空間は、一般的には被検体空間よりも大きいので、被検体の大きさを超えて広がるボリュームについての画像再構成が可能となる。
【００１７】
被検体ＯＢＪが被検体空間に置かれ、Ｘ線源が一連の投影角度を通過しながら回転して、ＣＴスキャナが各投影角度で被検体ＯＢＪを通るＸ線の透過や減衰の投影データを収集することで、スキャンが行われる。
【００１８】
一般には、各光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、所定数のエネルギービンのそれぞれについて光子の数を出力する。図１に示す実施形態では、第４世代ジオメトリで配置された光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮに加え、エネルギー積分検出器が従来の第３世代ジオメトリで配置された検出器ユニット１０３を備える。検出器ユニット１０３の検出器素子は、検出器ユニットの表面に、ＰＣＤよりも高い密度で配置できる。
【００１９】
一実施形態において、ＰＣＤは、例えば円形である所定のジオメトリで被検体ＯＢＪの周囲に疎に配置される。例えば、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、ガントリ内の所定の第２の円形部材１２０に固定して配置される。一実施形態において、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、円形部材１２０上の等間隔の所定の位置に固定して配置される。別の一実施形態において、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、円形部材１２０上の間隔が異なる所定の位置に固定して配置される。円形部材１２０は、データ収集中には被検体ＯＢＪに対して固定された状態のまま回転しない。
【００２０】
光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは被検体ＯＢＪに対して固定されるが、Ｘ線源１１２、コリメータ１１４（例えば、線量補償フィルタ）、および検出器ユニット１０３は、被検体ＯＢＪの周囲を回転する。一実施形態においては、Ｘ線源１１２は、疎に配置された光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮの外側で被検体ＯＢＪの周囲を回転しながら、被検体ＯＢＪに向けて所定の線源ファンビーム角度θＡで放射Ｘ線を投影する。さらに、検出器ユニット１０３は、被検体ＯＢＪを挟んでＸ線源１１２と１８０度反対の位置に設置され、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮが所定の疎な配置に固定されている静止した円形部材１２０の外側を回転する。
【００２１】
一実施形態において、Ｘ線源１１２が、被検体ＯＢＪに対して相対的にらせん状経路で動くことを選択可能にする。その態様では、回転部１１０によりＸ線源１１２および検出器ユニット１０３を回転部１１０の回転面で回転させながら、寝台１１６により回転面と直交する所定の方向に被検体ＯＢＪを直線的に移動させる。
【００２２】
被検体ＯＢＪの周囲での回転部１１０の動きは、動作制御システムによって制御される。動作制御システムは、データ収集システムと統合されるか、または分離されてもよく、回転部１１０の角度位置および寝台１１６の直線上の位置についての一方的な情報を提供する。動作制御システムは、位置エンコーダを備え、回転部１１０および寝台１１６の位置を制御するフィードバックを行うようにしてよい。動作制御システムは、開ループ系であっても、閉ループ系であっても、開ループ系と閉ループ系の組み合わせであってもよい。動作制御システムは、回転部１１０の位置および寝台１１６の位置についてのフィードバックに直線エンコーダおよび回転エンコーダを使用できる。動作制御システムは、回転部１１０の動きおよび寝台１１６の動きの駆動にアクチュエータを使用できる。これらのポジショナおよびアクチュエータは、例えば、ステッパモータ、ＤＣモータ、ウォーム駆動、ベルト駆動、および当業者既知のその他のアクチュエータである。
【００２３】
ＣＴスキャナは、ＰＣＤおよび検出器ユニット１０３からの投影測定結果を、データ収集システム１７６、処理部１７０、メモリ１７８、ネットワーク制御部１７４へ送信するデータチャネルを備える。データ収集システム１７６は、検出器からの投影データの収集、デジタル化、および経路指定を制御する。データ収集システム１７６はさらに、環状の回転部１１０および１３０の回転を制御するＸ線撮影制御回路機構を備える。一実施形態において、データ収集システム１７６はさらに、寝台１１６の動き、Ｘ線源１１２の作動、およびＸ線検出器１０３の作動を制御する。データ収集システム１７６は、集中型のシステムであってよいが、分散型のシステムであってもよい。一実施形態において、データ収集システム１７６は処理部１７０と一体化されていてもよい。処理部１７０は、投影データからの画像再構成、投影データの再構成前処理、および画像データの再構成後処理等の機能を実行する。
【００２４】
投影データの再構成前処理には、検出器キャリブレーション、検出器非線形性、極性効果、ノイズバランシング、および物質分解についての補正を含めることができる。
【００２５】
再構成後処理には、必要に応じて、画像のフィルタリングおよび平滑化、ボリュームレンダリング処理、および画像の差分処理を含めることができる。画像再構成プロセスは、フィルタ補正逆投影、逐次近似画像再構成法、または確率的画像再構成法を用いて行うことができる。処理部１７０およびデータ収集システム１７６のいずれもが、例えば、投影データ、再構成した画像、較正のデータおよびパラメータ、およびコンピュータプログラムを記憶させるためにメモリ１７８を使用できる。
【００２６】
処理部１７０は、離散論理ゲートとして、特定用途向け集積回路（Application  Specific  Integrated  Circuit：ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field  Programmable  Gate  Array：ＦＰＧＡ）、またはその他の複合プログラマブル論理デバイス（Complex  Programmable  Logic  Device：ＣＰＬＤ）としての実装が可能な中央演算処理装置（Central  Processing  Unit：ＣＰＵ）を備えることができる。ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤとしての実施形態は、超高速集積回路設計用ハードウェア記述言語（VHSIC  (Very  High  Speed  Integrated  Circuit)  Hardware  Description  Language：ＶＨＤＬ）、Ｖｅｒｉｌｏｇ、または他のどのようなハードウェア記述言語でプログラムされてもよく、そのプログラムコードはＦＰＧＡまたはＣＰＬＤ内部の電子メモリに直接記憶されてもよいし、別の電子メモリに記憶されてもよい。さらに、メモリは、ＲＯＭ（Read  Only  Memory）、ＥＰＲＯＭ（Erasable  Programmable  Read  Only  Memory）、ＥＥＰＲＯＭ（Electrically  Erasable  Programmable  Read  Only  Memory）、フラッシュメモリ等のように不揮発性であってよい。メモリは、スタティックＲＡＭ（Random  Access  Memory）、ダイナミックＲＡＭ等のように揮発性とすることもでき、その場合、電子メモリだけでなくＦＰＧＡまたはＣＰＬＤとメモリとの間の連携を管理するマイクロコントローラ、マイクロプロセッサ等の処理部を設けてもよい。
【００２７】
代替として、再構成処理部におけるＣＰＵは、本明細書に記載の機能を実施するコンピュータ可読な命令の集合を含むコンピュータプログラムを実行してよく、そのプログラムは、上述の非一時的な電子メモリおよび／またはハードディスクドライブ、ＣＤ（Compact  Disc）、ＤＶＤ（Digital  Versatile  Disc）、フラッシュドライブ、または他の任意の既知の記憶媒体に記憶されている。さらに、それらのコンピュータ可読な命令は、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、オペレーティングシステムの一部、またはそれらの組み合わせとして提供され、米国インテル社のＸｅｎｏｎプロセッサまたは米国ＡＭＤ社のＯｐｔｅｒｏｎプロセッサ等のプロセッサ、およびＭｉｃｒｏｓｏｆｔ  ＶＩＳＴＡ、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ、ＬＩＮＵＸ（登録商標）、Ａｐｐｌｅ  ＭＡＣ−ＯＳ、および当業者既知のその他のオペレーティングシステム等のオペレーティングシステムと連携して実行される。さらに、ＣＰＵは、命令を実行するために並行して協調して動作する複数のプロセッサとして実装することもできる。
【００２８】
一実施形態において、再構成した画像はディスプレイに表示することができる。ディスプレイは、ＬＣＤ（Liquid  Crystal  Display）、ＣＲＴ（Cathode-Ray  Tube）ディスプレイ、プラズマディスプレイ、ＯＬＥＤ（Organic  Light  Emitting  Diode）、ＬＥＤ（Light  Emitting  Diode）、または当業者が知る他の任意のディスプレイでよい。
【００２９】
メモリ１７８は、ハードディスクドライブ、ＣＤ−ＲＯＭ（Compact  Disc  Read  Only  Memory）ドライブ、ＤＶＤドライブ、フラッシュドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、または当業者が知る他の任意の電子記憶装置でよい。
【００３０】
米国インテル社のネットワークインターフェースカードであるＩｎｔｅｌ  Ｅｔｈｅｒｎｅｔ  ＰＲＯ等のネットワーク制御部１７４により、ＣＴスキャナの各部間のインターフェースをとることができる。また、ネットワーク制御部１７４により、外部ネットワークとのインターフェースをとることができる。当然のことながら、外部ネットワークは、インターネット等の公共ネットワーク、ＬＡＮまたはＷＡＮ等の専用ネットワーク、またはその組み合わせであってよく、ＰＳＴＮまたはＩＳＤＮのサブネットワークを含んでもよい。また、外部ネットワークは、イーサネット（Ethernet）（登録商標）ネットワークのように有線であってもよいし、ＥＤＧＥ（Enhanced  Data  rates  for  Global  Evolution）、３Ｇ、および４Ｇ等の無線携帯電話通信システムを含む携帯電話通信ネットワークのように無線であってもよい。さらに、無線ネットワークは、ＷｉＦｉ、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、または知られている他の任意の無線通信形態であってよい。
【００３１】
一実施形態において、Ｘ線源１１２は、広域スペクトルＸ線エネルギーを曝射する単一の線源である。別の一実施形態において、Ｘ線源１１２は、所定の高レベルエネルギーおよび所定の低レベルエネルギーで放射Ｘ線を曝射する管電圧（ｋＶ）切り替え機能を実行するように構成される。さらに別の一実施形態においては、Ｘ線源１１２は、複数のＸ線エミッタを備え、各エミッタは空間的にもスペクトル的にも相異なる。
【００３２】
検出器ユニット１０３は、光電子増倍管またはアバランシェフォトダイオードを用いたシンチレータ素子等のエネルギー積分検出器を使用して、放射Ｘ線とシンチレータ素子とが相互作用して起こるシンチレーション現象の結果生じるシンチレーション光子を検出することができる。シンチレータ素子は、結晶構造のもの（例えば、ＮａＩ（Ｔｌ）、ＣｓＩ（Ｔｌ）、ＣｓＩ（Ｎａ）、ＣｓＩ（純粋）、ＣｓＦ、ＫＩ（Ｔｌ）、ＬｉＩ（Ｅｕ）、ＢａＦ２、ＣａＦ２（Ｅｕ）、ＺｎＳ（Ａｇ）、ＣａＷＯ４、ＣｄＷＯ４、ＹＡＧ（Ｃｅ）、Ｙ３Ａｌ５Ｏ１２（Ｃｅ）、ＧＳＯ、ＬＳＯ、ＬａＣｌ３（Ｃｅ）、ＬａＢｒ３（Ｃｅ）、ＬＹＳＯ、ＢＧＯ、ＬａＣｌ３（Ｃｅ）、ＬａＢｒ３（Ｃｅ）、Ｃ１４Ｈ１０、Ｃ１４Ｈ１２、およびＣ１０Ｈ８）、有機液体（例えば、ｐ−テルフェニル（Ｃ１８Ｈ１４）、ＰＢＤ（Ｃ２０Ｈ１４Ｎ２Ｏ）、ブチルＰＢＤ（Ｃ２４Ｈ２２Ｎ２Ｏ）、またはＰＰＯ（Ｃ１５Ｈ１１ＮＯ）等の蛍光体を含む有機溶液）、可塑性物質（例えば、固体ポリマーマトリックス中に懸濁した蛍光体を含む）、または知られている他の任意のシンチレータであってよい。
【００３３】
ＰＣＤは、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）、テルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）、シリコン（Ｓｉ）、ヨウ化水銀（ＨｇＩ２）、およびヒ化ガリウム（ＧａＡｓ）等の半導体をベースにした直接的な放射Ｘ線の検出器であってよい。一般的に、半導体ベースの直接的なＸ線検出器は、シンチレータ検出器等の間接的な検出器より時間反応がはるかに速い。直接的な検出器では反応速度が速いため、Ｘ線検出イベントを個別に解決することができる。しかしながら、Ｘ線の臨床上の適用例で通常使用される高エネルギーＸ線束では、Ｘ線検出イベントのパイルアップが起こる。検出されたＸ線のエネルギーは、直接的な検出器で生成された信号と正比例するので、検出イベントはエネルギービンに整理することができ、スペクトルＣＴ用にスペクトル的に分解されたＸ線データが生成される。
【００３４】
図２は、ＣＴスキャナ用の内部リング型トポロジーを示す。図１のＣＴスキャナと図２のＣＴスキャナとの主要な違いは、図２では、Ｘ線源１１２とＸ線源１１２が固定される回転部１１０とが、ＰＣＤが固定される円形部材１２０の外側にあることである。一実施形態において、疎に配置されたＰＣＤを有する第１の円形部材６２０の外側をＸ線源５１２が通る際に、ＰＣＤをその背後からの放射線から保護する保護用後部カバーを、各ＰＣＤの背面に設ける。
【００３５】
光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは開口２１５内の被検体ＯＢＪに対して固定されているのに対し、Ｘ線源１１２、コリメータ１１４（例えば、線量補償フィルタ）、および検出器ユニット１０３はいずれも、開口２１５内の被検体ＯＢＪの周囲を回転する。一実施形態において、Ｘ線源１１２およびコリメータ１１４は、ガントリ１４０に搭載された第１の回転部１１０に搭載されるので、Ｘ線源１１２は、疎に配置された光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮの外側で被検体ＯＢＪの周囲を回転しながら、被検体ＯＢＪに向けて所定の線源ファンビーム角度θＡで放射Ｘ線を投影する。さらに、第３世代ジオメトリで配置されたエネルギー積分検出器を備える検出器ユニット１０３が、ガントリ１４０に回転可能に固定された第２の回転部材１１０に搭載される。検出器ユニット１０３は、間に被検体ＯＢＪを挟んでＸ線源１１２と１８０度反対の位置に保持され、回転部１１０および１３０は、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮが所定の疎な配置に固定された円形部１２０の外側を回転する。
【００３６】
臨床用のＣＴスキャンが行われる前に、スキャノ像の収集（位置決めスキャン）が行われ、ＣＴスキャンの処方のために解剖学的ランドマークおよび領域の場所が特定される。スキャノ像収集の間、患者寝台が定速で移動する際にＸ線管および検出器は固定されたままである。得られたスキャノ像はＸ線写真と似ている。
【００３７】
高品質なスキャノ像は、身体構造物の場所を特定するのに十分な情報を提供し、その後のＣＴスキャンのために効率的なスキャン処方を可能にする。したがって、高品質なスキャノ像は、線量および付帯的コストの低減を可能にし、画像品質を向上させ、すべてのＣＴスキャナ（疎に固定されたＰＣＤのリングと、同時に回転するＸ線源およびＣＴ検出器とを備えるハイブリッド型スキャナを含む）に必須である。
【００３８】
図１に示すように、結合リング型光子計数ＣＴスキャナにおいては、ＰＣＤは、第３世代検出器の前方かつＸ線源の後方に、疎に分散配置される。図２は、内部リング型光子計数ＣＴスキャナにおいて、ＰＣＤが第３世代検出器およびＸ線源の前方に疎に分散配置されることを示す。したがって、位置決めスキャンの間に、これらのＰＣＤの影が第３世代検出器上に映る。
【００３９】
図３は、疎に分散されたＰＣＤによる影の影響を低減するために処理回路が実行する一実施形態を説明するフローチャート３００を示す。これに関して、影の影響は、再構成後画像領域のアーチファクトとして、再構成前サイノグラム領域の損失データとして反映される。一実施形態では、スキャノ像は投影データから直接生成されるので、スキャノ像における影の影響は、損失投影データによって明示または測定される。スキャノ像を生成するために、ヘリカルスキャン（影補正あり）および順投影を再構成するステップ（例えば、図６を参照）を含む実施形態では、補正されない場合の影の影響に起因する画像領域アーチファクトは非常に顕著になることがある。図８Ａ及び図８Ｂは、実施形態に係る実施形態に係るＰＣＤによる影の影響に起因するアーチファクトを示す図である。図８Ａ及び図８Ｂは、均質な水ファントムをスキャンした場合の例を示す。図８Ａ及び図８Ｂに示すように、均質な水ファントムのスキャンにおいて、ＰＣＤによる影の影響に起因する環状（波紋状）アーチファクトが示される。
【００４０】
ステップＳ３０２において、処理回路は、放射線源およびＣＴ検出器にヘリカルスキャンを行わせて投影データを取得する。処理回路は、Ｘ線源およびＣＴ検出器が回転している間に、被検体に対して低線量で（例えば、低管電流（ｍＡ）を使用して）ヘリカルスキャンを行う。低線量スキャンでの線量は、患者の対象部位のイメージングのために行う通常のヘリカルＣＴスキャンの線量よりも低い。通常のヘリカルスキャンでの線量は、スキャン対象、スキャンプロトコル、および再構成の方法によって異なる。さらに、通常のヘリカルスキャンでの線量は、異なる製造販売業者間および異なるモデル間でも異なる。通常は、ＣＴ製造販売業者が、推奨プロトコルに関するガイドラインおよび線量情報をユーザおよび監督機関に提供する。例えば、通常のＣＴスキャンでの全身に対する典型的な実効線量（ｍＳｖ単位）は、頭部ＣＴスキャンの１〜２から新生児の腹部ＣＴスキャンの２０まで、さまざまである。
【００４１】
第３世代のＸ線スキャナでは、検出器は、Ｘ線源の反対側でガントリに搭載される。一方で、第４世代のスキャナでは、検出器は、身体の周囲における固定リングとして配置される。図４に示すように、開始点４０２から終了点４０４までＸ線管を連続的に回転させることで、Ｘ線源は、身体に対して螺旋状の（ヘリカルな）軌道で移動する。この回転の結果、このヘリカルスキャンによって複数のビューが収集される。それぞれのビューは、放射Ｘ線源の角度位置と軸方向位置のうち少なくともいずれか一方が違う時に収集された投影データを含む。
【００４２】
ステップＳ３０４において、処理回路は、取得した投影データから、ヘリカルスキャンでの複数のＸ線管位置に対応する投影データの複数のセットを抽出する。例えば、所定のビュー角度で患者の上方にあるＸ線管に対応して投影データが抽出される。
【００４３】
ステップＳ３０６において、処理回路は、抽出された投影データの複数のセットを統合してスキャノ像を取得する。これらの抽出された投影データのセットは、患者の長手軸（図５のＺ方向）に沿って繋ぎ合わせられてスキャノ像を形成する。
【００４４】
図５Ａは、実施形態に係るヘリカルスキャンで収集された投影データの一例を示す。図５Ａにおいては、各台形がヘリカルスキャンの１つの角度（View）での投影データを示し、実線で囲まれた台形から順にＺ方向に収集される。すなわち、実線で囲まれた台形の投影データが１回転目に収集され、その後、２回転目、３回転目等、複数回転で得られる同一角度からの点線で囲まれた台形の投影データが順に収集される。このように、同一角度からの投影データが、所定のView数（回転数）分、収集される。すなわち、ヘリカルスキャンの各回転において、所定のビュー位置にあるＸ線管に対応する投影データが抽出される。
【００４５】
ここで、抽出される投影データは、Ｘ線の照射がＰＣＤに妨げられない角度の投影データである。例えば、図５Ｂに示すように、あるスキャノ像角度においてＰＣＤがＸ線管を妨げている場合、ＰＣＤの影を避けるために別の観察角度が使用される。図５Ｃは、Ｘ線の進行がＰＣＤに妨げられないビュー角度の一例を示す。例えば、図５Ｃに示すように、Ｘ線源が位置１に移動すると、Ｘ線は、どのＰＣＤにも進行を妨げられることなく、隣り合う２つのＰＣＤ間の間隙を通過する。ここで、Ｘ線の進行がＰＣＤに妨げられないビュー角度とは、例えば、検出器ユニット１０３の全てにＰＣＤの影がかからない角度、すなわち、Ｘ線源から照射されたＸ線がいずれのＰＣＤにもあたらない角度である。或いは、Ｘ線の進行がＰＣＤに妨げられないビュー角度とは、例えば、検出器ユニット１０３にＰＣＤの影がかかるが、被検体を透過した領域内に影が含まれない、すなわち、被検体に対して照射されるＸ線がＰＣＤによって妨げられない角度である。Ｘ線源、各ＰＣＤ及び検出器ユニットの幾何学的配置と、データ収集とが成り立つ場合であれば、どちらの場合であってもよい。このように、ＰＣＤで妨げられないヘリカルスキャンで抽出された投影データは、完全なスキャノ像を生成するために統合される。なお、Ｘ線源、各ＰＣＤ及び検出器ユニットの幾何学的な配置において、Ｘ線源から照射されたＸ線がいずれのＰＣＤにもあたらない角度が予め明らかな場合には、Ｘ線源の位置をスキャノ像にＰＣＤが映り込まない角度に固定し、体軸方向にスキャンを行う場合であってもよい。
【００４６】
次に図６を参照する。図６には、スキャノ像を取得して、その収集されたスキャノ像データ上への、疎に分散されたＰＣＤによる影の影響を低減するために処理回路が実行する別の一実施形態を説明するフローチャート６００を示す。
【００４７】
ステップＳ６０２は、前述の実施形態のステップＳ３０２と同様である。
【００４８】
ステップＳ６０４において、処理回路は、影補正方法を用いて、取得した投影データによる再構成を行ってボリュームデータを取得する。１つの影補正方法として、影の付いたデータを補間してから、補間したデータを再構成するものがある。別の影補正方法として、適合するキャリブレーションデータを用いて投影データを再構成するものがある。影補正方法については、その内容が参照として本明細書に組み入れられる特許文献２に記載されている。
【００４９】
次に図７を参照する。図７には、一実施形態に係るＣＴスキャナシステムにおいて所定の第３世代ジオメトリの検出器と組み合わせて所定の第４世代ジオメトリのＰＣＤを配置するための実施形態によって収集されるデータから再構成された例示的な画像における、ビュー毎（view-by-view：ＶＢＶ）補正の効果を示す。ＶＢＶ補正は、上述の実施形態における第３世代検出器に必要である。一般的に、エネルギー積分検出器からの測定データのＶＢＶ補正は、ＰＣＤを第４世代ジオメトリに配置する上で必要となる。Ｘ線源１１２が疎に位置するＰＣＤの半径方向外側にある所定経路上を移動するので、位置が固定された光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮは、光子計数検出器ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮに対するＸ線源の角度によっては曝射されたＸ線の一部の進行を妨げる。
【００５０】
その進行の妨げのため、ビューの角度によってはエアキャリブレーションが必要である。やや詳しくは、画像再構成のために、その後に行われる実際のスキャンと同一のスキャンパラメータを用いて上述の実施形態におけるエネルギー積分検出器のすべての素子についてエアスキャンデータが収集される。エアスキャンは、所定のキャリブレーション間隔をおいて行われても、被検体あるいは患者不在の実際のスキャンの前後のいずれに行われてもよい。実際のスキャン後、上述のエアスキャンデータは実スキャンによるエネルギー積分データから、通常は対数形式で推論される。改良されたＶＢＶ補正では、エアキャリブレーションスキャンデータは複数のエアスキャンの平均に基づいて確定される。キャリブレーションは必ずしもエアキャリブレーションには限定されず、水またはその他の既知のファントムでのキャリブレーション等、他のキャリブレーションも含まれる。
【００５１】
図７は、ＶＢＶ補正を実行した場合（ＶＢＶ／ＯＮ）および実行しなかった場合（ＶＢＶ／ＯＦＦ）の２画像における影響の比較を示す。「ＶＢＶ／ＯＮ」と示される右側の画像は、ＶＢＶ補正をして再構成されたものである。「ＶＢＶ／ＯＦＦ」と示される左側の画像は、ＶＢＶ補正をしないで再構成されたものである。例えば、ＶＢＶ補正を実行しなかった場合（ＶＢＶ／ＯＦＦ）、再構成画像にＰＣＤの影の影響が出て、ストリーク状、もしくは、モワレ状のアーチファクトが発生する。
【００５２】
同様に、任意選択で、エネルギー識別型の検出器によって起こる放射線の進行の妨げに基づいて、各ビューについてスペクトルデータを補正してもよい。Ｘ線源は疎に配置されたＰＣＤの外側を移動し、Ｘ線はあるＰＣＤの検出面に到達する前に隣接する２つのＰＣＤの間を通過する。したがって、任意選択で、収集されたスペクトルデータの補正に他のＰＣＤによる妨げが考慮されてもよい。例えば、Ｘ線を検出するＰＣＤにもＸ線源１１２側のＰＣＤの影がかかる場合がある。そこで、影がかかった分の出力を、影が無い場合を想定してもどすように補正してもよい。或いは、散乱線を考慮して、検出した信号から散乱線分の信号を差し引く場合であってもよい。
【００５３】
ステップＳ６０６において、処理回路は、所定の観察角度でボリュームデータを投影してスキャノ像を取得する。任意の所与の観察角度についての再構成画像は、その経路に沿った減衰の線積分を表す。そこで、入射スペクトル情報および減衰係数とともにベーアの法則（Beer's  Law）を利用して、スキャノ像の計算や投影を行うことができる。なお、入射スペクトル情報は製造業者から提供され、減衰係数は理論的あるいは経験的に得られるものである。
【００５４】
特に、スキャノ像は、ボリュームデータを順投影すること、例えば、Ｘ線管および検出器の位置を示す線に沿ったボリュームデータの線積分（ラドン変換）を計算することで生成される。例えば、ボリュームデータが座標（ｘ，ｙ，ｚ）についてμ（ｘ，ｙ，ｚ）と表現されるとすると、スキャノ像は、任意の決まった位置のＸ線管で生成できる。すべての検出器チャネルについて、積分線Ｌは、Ｘ線管とその検出器チャネルの間にある。したがって、その特定のチャネルのスキャノ像信号は、Ｌについてのμ（ｘ，ｙ，ｚ）の積分、すなわち、以下の式（１）で与えられる。
【００５５】
【数１】
2016135248.tif 000003
【００５６】
処理回路は、再構成データに基づくスペクトル分析的スキャンにおいて、管電流（ｍＡ）／ピーク管電圧（ｋＶｐ）の変調を事前設定できる。再構成されたヘリカルスキャンデータに基づくｍＡ／ｋＶｐの変調の事前設定の場合、スキャン対象の被検体に関して、ごく一部のビューによるスキャノ像に基づく事前設定よりも正確な外形情報が提供される。
【００５７】
以上、説明したとおり、本実施形態によれば、スキャノ画像の画質を向上させることができる。
【００５８】
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同様に、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】
【００５９】
１０３  検出器ユニット
１１２  Ｘ線源
１７０  処理部
ＰＣＤ１〜ＰＣＤＮ  光子計数検出器
【図１】
2016135248.tif 000004
【図２】
2016135248.tif 000005
【図３】
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【図４】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
2016135248.tif 000009
【図５Ｃ】
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【図６】
2016135248.tif 000011
【図７】
2016135248.tif 000012
【図８Ａ】
2016135248.tif 000013
【図８Ｂ】
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