CN108472004A - 光子计数ct装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种光子计数CT装置，其中，能够收集更准确的数据。设置参考检测部(350)和用于测量X射线照射部(310)的旋转方向的时间波动的时间测量器(345)，使用时间测量器(345)的输出即时间测量数据，对参考检测部(350)的测量数据的旋转方向的时间波动进行校正，使用校正后的参考检测部(350)的测量数据，进行X射线照射部(310)的X射线管(311)的波动和堆积的校正，从而能够进行高精度的数据校正。

Description

光子计数CT装置
技术领域
本发明涉及具有光子计数(photon counting)模式的X射线CT(ComputedTomography)装置(以下，称为PCCT装置)，特别是涉及更准确的校正数据收集技术。
背景技术
X射线CT装置是一边使隔着被拍摄体对置配置的X射线源和X射线检测器的对旋转，一边得到被拍摄体的X射线透射数据，通过计算重建其断层图像(以下，称为CT图像)的装置，被用作工业用以及安全用的检查装置、医学用的图像诊断装置等。
在医学用的X射线CT装置中，有搭载了光子计数模式的PCCT装置。PCCT装置中，例如如专利文献1所示，利用光子计数方式的X射线检测器，按每个检测元件对透射被拍摄体的X射线的光子(X射线光子)进行计数。由此，例如得到能够推断构成X射线透射的被拍摄体的内部组织的元素的光谱，能够得到详细描绘出元素水平的差异的X射线CT图像。
另外，PCCT装置中，通过能量值辨别所计数的各个X射线光子，从而能够得到每个能量值的X射线强度。利用这一点，在PCCT装置中，有时仅提取出特定的能量范围的X射线来图像化并用于诊断。
X射线CT装置中使X射线源旋转，从各种角度拍摄被拍摄体，然而产生基于旋转方向的凹口的间隔的误差的旋转方向的时间积分结果的波动(以下，称为旋转方向的时间波动)。即，在对旋转方向的一个一个数据进行积分的区间(以下，将该1区间称为视图(view))产生误差，因视图的长度的不同而比其他区间长的区间的数据增多，相反，短的区间的数据减少。并且X射线源的X射线强度在时间上产生波动，因此这些误差导致在X射线CT装置中得到的图像上产生伪影。为了防止这些伪影，在X射线CT装置中，使用参考检测器来减少这些误差。具体而言，在不通过被拍摄体的位置配置参考用的X射线检测器，与透过被拍摄体的位置的X射线检测器以相同的时间进行测量，从而收集基于旋转方向的凹口的间隔的误差的旋转方向的时间波动和X射线源的波动的数据。然后，以各视图中的X射线检测器和参考检测器的输出之比进行校正，从而能够校正这2个误差。
现有技术文献
专利文献
专利文献1:日本特开2015－131028号公报
发明内容
发明要解决的课题
PCCT装置中，也产生与上述的X射线CT装置相同的基于旋转方向的凹口的间隔的误差的旋转方向的时间波动以及X射线源的波动。因此，需要参考检测器，然而在PCCT装置的情况下还按每个能量范围收集数据，所以需要按每个能量范围假定X射线的波动。然而，光子计数方式的检测器包含伴随着检测器特性的每个能量范围的偏差即堆积(Pile up)引起的检测误差，同样地，参考检测器的数据也包含伴随着堆积的误差，所以需要与以往的X射线CT装置不同的误差减少。
本发明鉴于上述课题而完成，其目的在于提供能够高精度地校正各种波动的PCCT装置。
用于解决课题的手段
为了实现上述的目的，本发明中，提供一种光子计数CT装置，其具备照射X射线的X射线照射部、检测X射线的光子计数方式的X射线检测部、按照每个预先设定的分区的能量范围，对通过X射线检测部检测出的X射线光子进行计数，得到每个能量范围的测量信息的数据收集部、测量从X射线照射部照射的X射线的波动的参考检测部、测量X射线照射部的旋转方向的时间波动的时间测量部。
发明效果
根据本发明，在PCCT装置中更准确地测量旋转方向的时间波动，由此能够进行高精度的测量。
附图说明
图1是表示实施例1－4的PCCT装置的一结构例的图。
图2是用于说明实施例1的X射线检测器的一个例子的图。
图3是表示实施例1的PCCT装置的运算部的功能模块和处理流程例的图。
图4是用于说明实施例1的X射线检测器的一个例子的图。
图5是用于说明实施例2的X射线检测器的一个例子的图。
图6是表示实施例2的运算部的功能模块和处理流程例的图。
图7是用于说明实施例4的X射线检测器的一个例子的图。
图8是用于说明实施例4的X射线检测器的其他例的图。
图9是表示实施例4的运算部的功能模块和处理流程例的图。
图10是表示实施例5的PCCT装置的一结构例的图。
图11是表示实施例5的运算部的功能模块和处理流程例的图。
图12是表示实施例3的运算部的功能模块和处理流程例的图。
图13是表示实施例1的PCCT装置的堆积校正数据的一个例子的图。
具体实施方式
按照附图，对本发明的各种实施方式进行说明。以下，在用于说明实施方式的全部附图中，对具有相同功能的部件标注相同附图标记，省略其反复的说明。另外，本发明中，高精度地校正PCCT装置的各种波动例如旋转方向的时间波动、X射线源的波动、伴随堆积的波动等，这里，旋转方向的时间波动是指旋转方向的时间积分结果的波动，X射线源的波动是指X射线源的X射线照射量、X射线光谱的波动。
实施例1
实施例1是设置参考检测部和测量时间的时间测量部，以时间测量部测量的时间校正旋转方向的时间波动，关于X射线源的波动和堆积的校正，利用以测量的时间校正旋转方向的时间波动后的参考检测部的测量数据来进行校正的PCCT装置的实施例。即本实施例是具备以下结构的PCCT装置的实施例，即具备：照射X射线的X射线照射部；检测X射线的光子计数方式的X射线检测部；按每个预先决定的分区的能量范围对用X射线检测部检测出的X射线光子进行计数，得到每个能量范围的测量信息的数据收集部；测量从X射线照射部照射的X射线的波动的参考检测部；测量X射线照射部的旋转方向的时间波动的时间测量部，还具备基于时间测量部测量的时间测量数据，校正参考检测部所测量的测量数据的校正部。
本实施例中，作为X射线CT装置，使用不具有以往的电流模式测量方式的积分型检测器，而具有光子计数方式的X射线检测器的PCCT装置。PCCT装置中，用光子计数方式的X射线检测器，对出自透过被拍摄体的X射线的光子(X射线光子)进行计数。各个X射线光子具有不同能量。PCCT装置中，将该X射线光子按每个预先决定的能量范围进行辨别并计数，从而能够得到每个能量范围的X射线光子的计数数、即X射线强度作为测量信息。
[X射线CT装置的概略结构]
使用图1，对本实施例的PCCT装置的概略结构的一个例子进行说明。如图1所示，本实施例的PCCT装置100具备用户界面(以下，称为UI)部200、测量部300、运算部400。
UI部200接受来自用户的输入，将运算部400的处理结果提示给用户。因此，UI部200具备键盘、鼠标这样的输入装置210和监视器等显示装置、打印机这样的输出装置220。显示装置由液晶显示器、CRT(Cathode Ray Tube)等构成。此外，也可以构成为输出装置220的显示装置具有触摸面板功能，作为输入装置210来使用。
[测量部]
测量部300按照运算部400的控制，对被拍摄体101照射X射线，测量透过被拍摄体101的X射线光子。测量部300具备：X射线照射部310；X射线检测部320；在X射线检测部的旁边配置在不透过被拍摄体而入射到检测器的位置的参考检测部350；扫描架(Gantry：台架)330；控制部340；载置被拍摄体101的检查床102。
[扫描架]
在扫描架330的中央设置有用于配置被拍摄体101和载置被拍摄体101的检查床102的圆形的开口部331。在扫描架330的内部，配置有搭载后述的X射线管311以及具备X射线检测器321的X射线检测部320的旋转板332、和用于使旋转板332旋转的驱动机构，被控制部340的后述的扫描架控制器342控制。
而且，在旋转板332上，在旋转方向刻有凹口333，在通过凹口333时实施积分。即，若横跨凹口333则信号输入到控制部340内的后述的检测控制器343，基于该信号，发行处理数据的命令。旋转板332的旋转的所需时间取决于用户经由UI部200输入的参数。本实施例中，例如将旋转的所需时间设为1.0s/次。测量部300的1次旋转中的拍摄次数例如为900次，旋转板332每旋转0.4度进行1次拍摄。各规格不限于这些值，能够根据PCCT装置100的结构进行各种变更。此外，如上所述，在凹口333的间隔有误差，由此产生旋转方向的时间波动。
如图1所示，本说明书中，将开口部331的周向设为x方向，径向设为y方向，与它们正交的方向设为z方向。一般z方向成为与被拍摄体101的体轴方向相同的方向。
[X射线照射部]
X射线照射部310产生X射线，将产生的X射线照射到被拍摄体101。X射线照射部310具备X射线管311、X射线过滤器312、领结式(bowtie)过滤器313。
X射线管311通过按照后述的照射控制器341的控制而供给的高电压，对被拍摄体101照射X射线束。照射的X射线束具有扇角以及锥角而扩展。X射线束伴随着扫描架330的旋转板332的旋转，照射到被拍摄体101。
X射线过滤器312调节从X射线管311照射的X射线的线质。即，使X射线的光谱变化。本实施例的X射线过滤器312以从X射线管311向被拍摄体101照射的X射线成为预先决定的能量分布的方式，使从X射线管311照射的X射线衰减。X射线过滤器312用于使作为被拍摄体101的患者的辐射量最佳化。因此，设计为所需的能量范围的辐射剂量变强。
领结式过滤器313抑制周边部的辐射量。用于利用作为被拍摄体101的人体的剖面为椭圆形，使中心附近的辐射剂量增强，周围的辐射剂量降低，而将辐射量最佳化。
[X射线检测部、参考检测部]
X射线检测部320每当X射线光子入射时，输出能够测量该X射线光子的能量值的信号。X射线检测部320具备X射线检测器321。
图2例示X射线检测器321的一部分。本实施例的X射线检测器321如图2的(a)、(b)的剖面、平面结构所示，具备多个检测元件322、与各检测元件322电连接的计数电路324以及限制向X射线检测器321的入射方向的准直器323。
参考检测部350也具备与图2例示的X射线检测器321相同的构造。X射线检测部320中，在图2的(a)中示出一部分的构造在x方向上重复。参考检测部350也可以使用X射线检测部320的端部的一部分的X射线检测器。此时，需要注意被拍摄体不伸出有效视场(FOV：Field of View)。相反，为了避免与FOV的重叠，也可以使X射线检测部320和参考检测部350间分离。另外，X射线检测器321也可以如图2的(b)所示，具有在离X射线管311的多个X射线产生点大致等距离的位置将多个检测元件322以x方向以及z方向排列为二维状的结构，这适用于X射线检测部320、参考检测部350的任意一方。
此外，为了使制作容易，也可以制成多个作为平面状的X射线检测器的检测器模块，以平面的中心部分成为圆弧的方式配置来模拟地排列成圆弧状，作为X射线检测器321。
入射到各检测元件322的X射线通过电连接的各计数电路324，每当入射一个X射线光子时，被转换为1脉冲的电信号(模拟信号)。转换而得的电信号输入到后述的运算部400。
本实施例中，检测元件322使用将入射的X射线光子直接转换为电信号的例如CdTe碲化镉(cadmium telluride)类的半导体元件。此外，检测元件322也可以使用接受X射线来产生荧光的闪烁体(Scintillator)以及将荧光转换为电的光电二极管。
X射线检测器321的检测元件322的x方向的数量，即通道数例如为1000个。各检测元件的x方向的尺寸例如为1mm。
另外，X射线管311的X射线产生点和X射线检测器321的X射线入射面的距离例如为1000mm。扫描架330的开口部331的直径例如为700mm。
此外，与扫描架330相同，X射线检测部320的各规格不限于这些值，能够根据PCCT装置100的结构进行各种变更。
[控制部]
控制部340具备：控制来自X射线管311的X射线的照射的照射控制器341；控制旋转板332的旋转驱动的扫描架控制器342；控制检查床102的驱动的检查床控制器344；控制X射线检测器321中的X射线检测的检测控制器343；以及测量旋转方向的时间的时间测量部即时间测量器345。若横跨在扫描架330中示出的凹口333时产生的旋转方向的测量时间的信号输入到检测控制器343则时间测量器345同时接收信号，将该旋转方向的测量时间进行存储。
这些控制部340的各控制器按照后述的运算部400的测量控制部420的控制进行动作。
[运算部]
图3表示本实施例的运算部400的功能框图。运算部400控制PCCT装置100的动作整体，对测量部300中获取的数据进行处理，由此进行被拍摄体的拍摄。如图3所示，运算部400具备以下分别详述的拍摄条件设定部410、测量控制部420、数据收集部430、校正部440和图像生成部450。
如图1所示，运算部400作为硬件结构而具备中央处理部(CPU：CentralProcessing Unit)401、存储器402、HDD(Hard disk drive)装置403。例如中央处理部401将预先保持在HDD装置403的程序载入到存储器402来执行，由此实现各功能。
此外，运算部400的全部或者一部分的功能也可以例如用ASIC(ApplicationSpecific Integrated Circuit)、FPGA(Field Programmable Gate Array)等的集成电路等代替程序来实现。
另外，在HDD装置403中保存处理中使用的数据、处理中生成的数据、作为处理的结果而得到的数据等。此外，处理结果也输出到UI部200的显示装置等的输出装置220。
[拍摄条件设定部]
拍摄条件设定部410使用UI部200从用户接受拍摄条件来设定。例如拍摄条件设定部410将接受拍摄条件的接受画面显示到显示装置，经由接受画面接受拍摄条件。用户经由接受画面，例如操作鼠标、键盘、触摸面板等输入装置210来输入拍摄条件。
设定的拍摄条件例如为X射线管311的管电流、管电压、被拍摄体101的拍摄范围、X射线过滤器312的种类、领结式过滤器313的形状、分辨率等。
此外，用户不需要每次都使用UI部200来输入拍摄条件。例如也可以读出预先保存在HDD403等中的典型的拍摄条件来使用。
[测量控制部]
测量控制部420根据用户设定的拍摄条件，控制控制部340，执行测量。
具体而言，测量控制部420对检查床控制器344指示使检查床102在相对于旋转板332垂直的方向上移动，在使用旋转板332进行的拍摄位置与设定的拍摄位置一致的时间点停止移动。由此，被拍摄体101的配置结束。
另外，测量控制部420在与对检查床控制器344的指示相同的定时，对扫描架控制器342指示使驱动马达动作，开始旋转板332的旋转。
若旋转板332的旋转成为恒速状态，并且被拍摄体101的配置结束，则测量控制部420对照射控制器341指示X射线管311的X射线照射定时，对检测控制器343指示X射线检测器321的拍摄定时。由此，测量控制部420进行X射线的照射以及基于检测器的X射线光子的检测，开始测量。
测量控制部420通过重复对控制部340的这些指示来测量拍摄范围整体。此外，测量控制部420、控制部340也可以控制为如公知的螺旋式扫描(Helical Scan)那样，使检查床102一边移动一边进行拍摄。
[数据收集部]
数据收集部430按每个预先决定的能量范围对出自X射线检测器321检测出的X射线的X射线光子进行计数，将每个该能量范围的计数值，即作为测量信息的投影数据作为拍摄数据431而获取。本实施例的数据收集部430具备数据收集***(DAS：Data AcquisitionSystem，以下记为DAS)，该DAS进行测量部300检测出的X射线光子的计数，将计数值作为拍摄数据431。另外，数据收集部430将参考检测部350的输出作为参考数据432来收集，将时间测量器345的输出作为时间测量数据433来收集。
DAS获取X射线检测器321检测出的X射线光子一个一个的能量值，根据其能量值加到按每个能量范围设置的能量箱(Bin)的计数结果即计数值。能量箱是按每个能量范围设定的存储区域。
各能量范围是将0keV到X射线管311的最大能量为止的整个能量范围用预定的能量宽度ΔB划分而得的范围。若将能量宽度ΔB例如设为10KeV，将最大能量例如设为140KeV，则将整个能量范围0KeV～140KeV设为被划分为B1(0～20KeV)，B2(20～40KeV)，B3(40～60KeV)，B4(60～80KeV)，B5(80～100KeV)，B6(100～120KeV)，B7(120～140KeV)的7个能量范围。DAS根据检测出的X射线光子的能量值，依次加到与相应的能量范围对应地设置的能量箱的计数结果。
图4表示该结果的一个例子。由该图可以明确，横轴表示各能量范围B1～B7，纵轴表示各能量范围中的光子数。这样，数据收集部430按每个能量范围，对X射线光子的数量进行计数。如图4所示，得到的结果表示X射线光子的能量值(单位KeV)的分布。因此，数据收集部430由此得到通过X射线检测器321检测出的X射线的能量分布和光谱。数据收集部430将得到的结果即拍摄数据431作为测量信息而输出。
此外，整个能量范围、各能量范围，即，与各能量箱对应的能量范围以及能量箱数，预先按照来自用户的指示等设定。数据收集部430除了该拍摄数据431外，收集之后说明的参考数据432、时间测量数据433。
[校正部]
校正部440使用数据收集部430收集的拍摄数据431、参考数据432、时间测量数据433实施校正处理。这里进行的校正处理例如为使用参考数据432的参考校正电路的线性校正、对数转换处理、偏移处理、灵敏度校正、射束硬化校正等。此外，这里关于参考校正以外的校正方法使用公知的技术。关于参考校正的方法，在以下的[拍摄前处理的流程]以及[拍摄处理的流程]的说明中示出。
[图像生成部]
图像生成部450根据保存在各能量箱的X射线光子数即拍摄数据431，重建X射线CT图像。图像例如对作为X射线光子数的测量信息进行对数(Log)转换并重建。重建能够使用FeldKamp法、依次近似法等各种公知方法。此外，图像的生成也可以不使用保存在全部能量箱的拍摄数据。也可以仅使用保存在与预先决定的能量范围对应的能量箱的计数值即拍摄数据。
[拍摄前处理的流程]
这里，使用以上说明的各项目，对实际拍摄被拍摄体前的处理进行说明。拍摄前，获取各种校正中所需的数据。关于参考校正以外的校正方法，使用公知的技术，这里对参考校正中所需的参考数据432的获取方法进行说明。
校正部440中的参考校正中收集前所需的数据为堆积校正数据441。堆积校正数据441是表示辐射剂量率数据与伴随堆积(Pile up)的计数值，即测量信息的变化量的关系的数据。堆积校正数据441的生成，能够通过使X射线照射部310的辐射剂量率变化，预先测量作为其结果的参考检测部350的信号量如何变化来实现。通常，越使X射线照射部310的辐射剂量率增大，则堆积的量越多，所以计数数比与辐射剂量率的比例向下方偏移。而且校正数据获取时也有辐射剂量率的变化。因此，针对辐射剂量率的变化，对各数据实施充分长时间的拍摄，生成将从上述比例的偏移作为堆积校正量的堆积校正数据441。
图13表示本实施例的PCCT装置中的堆积校正数据441的一个例子。该图中，横轴表示计数数，纵轴表示堆积校正量，根据计数数，对该堆积校正量进行乘法计算。
[拍摄处理的流程]
接下来，对运算部400的拍摄处理的流程进行说明。图3是本实施例的拍摄处理的处理流程。例如图13所示的堆积校正数据441是在上述的拍摄前处理的流程中预先生成的。
首先，拍摄条件设定部410经由UI部200从用户接受拍摄条件(步骤S1201)。这里接受输入的拍摄条件有管电压、管电流、X射线过滤器312的种类(厚度、材质)、领结式过滤器313的形状等。
接下来，测量控制部420根据步骤S1201中设定的拍摄条件执行测量(步骤S1202)，数据收集部430收集各种数据(步骤S1203)。数据收集部430中，通过这些数据收集，包含被拍摄体101的信息，得到X射线检测部320中收集的拍摄数据431、参考检测部350中收集的参考数据432以及作为时间测量部的时间测量器345中收集的时间测量数据433。
之后，校正部440中，校正数据收集部430收集的拍摄数据431。首先，对参考数据432的各能量范围，实施从每个视图的辐射剂量转换为每单位时间的辐射剂量即辐射剂量率的辐射剂量→辐射剂量率转换(步骤S1204)。此外，本说明书中，“→”意味着从其左侧的值转换为右侧的值。这是因为堆积不取决于辐射剂量而取决于辐射剂量率，以及因视图的时间中有波动，所以每个视图的辐射剂量与辐射剂量率不是等价的。转换的方法是针对各视图，除以基于时间测量数据433的每个视图的时间来转换为辐射剂量率。
接下来，利用转换为每单位时间的辐射剂量即辐射剂量率的参考数据来实施堆积校正(步骤S1205)。堆积校正的方法使用在拍摄前处理的流程中生成，且在图13示出其一个例子的堆积校正数据441，关于参考检测部350的各能量范围的计数实施上述校正。校正部440基于辐射剂量率数据和预先测量伴随着堆积的计数值即测量信息的变化量而得的堆积校正数据，校正辐射剂量率数据。这里校正的参考数据是每单位时间的数据，然而数据收集部的拍摄数据431是每个视图的数据。因此，对校正后的参考数据实施步骤S1204的逆操作，即辐射剂量率→辐射剂量转换(步骤S1206)。具体而言，针对各视图，乘以基于时间测量数据433的每个视图的时间来转换为辐射剂量。此外，也可以在步骤S1206中不转换为辐射剂量，而对拍摄数据431实施与步骤S1204相同的辐射剂量→辐射剂量率转换，来实施校正后的参考数据和拍摄数据的单位的匹配。
在该单位匹配后，对拍摄数据实施参考校正(步骤S1207)。基于步骤S1206中校正后的参考检测部的各能量范围的计数数，对X射线的计数数的波动进行校正来得到校正后数据442。通常的X射线CT装置的情况下，只能得到将全部能量范围相加的数据，然而PCCT装置中按每个能量范围进行测量，所以不按每个能量范围测量X射线的波动就不能正确地校正。因此，使用按每个能量范围测量到的数据来实施参考校正。
根据以上，能够校正X射线源波动和旋转方向的时间波动。之后，实施其他校正(步骤S1208)。此外，关于参考校正以外举出的校正，汇总为步骤1208，然而也可以根据需要在参考校正前实施校正，或者也可以将一部分校正在参考校正前实施，将一部分校正在参考校正后实施等在前后实施校正。最后使用校正而得到的数据，图像生成部450生成图像，在图像DB470保存图像来结束处理(步骤S1209)。
根据本实施例的PCCT装置，特别是通过步骤S1204～步骤S1207，能够更准确地测量旋转方向的时间波动，校正在参考检测部产生的伴随检测器特性的每个能量范围的偏差且校正X射线源波动，所以能够进行高精度的校正。
实施例2
实施例1中，能够使用半导体检测器对参考检测部350进行能量范围设定。然而，在知道参考检测部350的信号量和属于X射线检测部320的各X射线检测器321的各能量范围的信号量的对应的情况下，作为参考检测部350，也可以使用积分型检测器。作为积分型检测器使用积分电路的情况下，有不需要堆积等的计数电路特有的校正的优点。实施例2中，根据图5、图6说明作为这样的参考检测部使用积分型检测器，得到积分参考数据的结构的实施例。
实施例2是以下结构的PCCT装置的实施例：参考检测部350是积分型检测器，校正部预先求出关于从X射线照射部照射的X射线的参考检测部350的信号量和X射线检测部320的每个能量范围的测量信息的关系，根据拍摄被拍摄体时的X射线检测部320的每个能量范围的测量信息与预先求出的测量信息的关系、和拍摄中的参考检测部的信号量与预先求出的参考检测部的信号量的关系，按各能量范围进行测量信息的校正。从实施例1变更的点为X射线检测部、参考检测部、拍摄前处理的流程以及拍摄处理的流程。以下说明这些变更部分。
[X射线检测部、参考检测部]
如图5所示，本实施例中，参考检测部350的X射线检测器321代替图2的计数电路324而使用积分电路325。积分电路325是以往的X射线CT装置中使用的电路，是将入射到各视图的全部X射线的信号量相加来输出的电路。因此，积分电路325中不产生堆积，然而不能得到各能量范围的数据。
然而，PCCT装置的情况下，需要根据各能量范围中的辐射剂量率来校正，所以关于积分而得的数据也需要从每个视图的积分辐射剂量转换为积分辐射剂量率后进行校正。因此，校正运算变更。以下示出它们的变更点。
[拍摄前处理的流程]
如上述那样，在参考检测部350使用积分型检测器的情况下，需要根据参考检测部350的信号量求出各能量范围的校正量。然而，积分型检测器中不能得到各能量范围的数据，所以需要预先求出。如前面说明那样，参考检测部350的信号波动的主要原因为：
·X射线源的波动，即X射线管311的X射线强度、辐射剂量率的波动；
·旋转方向的时间波动，即旋转方向的时间积分结果的波动。
积分型的参考检测部350中也包含上述2种波动来测量。在X射线管311的X射线强度波动的情况下有各能量范围之比变化的可能性，并且根据X射线管311的特性，其变化有可能参差不齐。另一方面，旋转方向的时间波动的情况下，各能量范围的信号量之比不变化。因此，需要考虑这2个波动的特性来生成校正数据。
实施例2的测量方法如以下所示。首先，X射线管311设定为可设定的辐射剂量的一个。另外，领结式过滤器313、X射线过滤器312都卸下。在该状态下照射X射线，测量入射到参考检测部350和X射线检测部320的双方的信号。将通过参考检测部350的积分电路325检测出的信号，根据该信号的波动量来分类，按每个该分类后的波动量来计算X射线检测部320中得到的各能量范围的辐射剂量率。此时，有在视图间产生时间偏差的可能性，所以使用时间测量器345的时间测量数据使各视图的时间成为基准时间。这样在各能量范围中进行平均化是因为X射线管311的波动不一定在全部能量范围内相同地波动。通过这样取校正数据，能够将每个能量范围的波动的差异平滑化。将该操作对可设定的全部辐射剂量实施，从而根据得到的积分数据生成各能量范围转换数据，即生成积分→能量范围转换数据443。
示出该积分→能量范围转换数据443的生成方法的具体例。卸下前面所述的领结式过滤器313、X射线过滤器312来照射X射线，对测量入射到参考检测部350和X射线检测部320的双方的信号而得的数据，除以基于时间测量数据433的每个视图的时间，将入射到参考检测部350和X射线检测部320的双方的信号量转换为每单位时间的信号量。对转换后的数据，以将参考检测部350的信号转换为每单位时间的信号量的值(单位为信号量/时间)分类。信号量取决于放大器的设定值，所以转换为每单位时间的信号量的值的具体值取决于装置设定。在该分类而得的各个区间中计算入射到X射线检测部320的各能量箱的信号量的平均值。
将这样求出的参考检测部350的信号转换为每单位时间的信号量的值表示某值时，入射到X射线检测部320的各能量箱的信号量的平均值的值成为积分→能量范围转换数据443。例如生成用于如下等转换的转换表，即在120kV/200mA、1000视图的条件下进行了拍摄时，转换为每单位时间的信号量的值成为1的设定的装置中，箱(bin)1为100counts/s(计数数/秒),箱2为1000counts/s,箱3为1000counts/s,箱4为700counts/s，转换为每单位时间的信号量的值为1.01时，箱1为110counts/s,箱2为1100counts/s,箱3为900counts/s,箱4为500counts/s。
[拍摄处理的流程]
对运算部400的本实施例的拍摄处理的流程进行说明。图6表示本实施例的拍摄处理的处理流程。积分→各能量范围转换数据443如上所述，预先在[拍摄前处理的流程]中生成。
拍摄条件设定部410的步骤S1301、测量控制部420的步骤S1302分别与步骤S1201、步骤S1202相同。
数据收集部430收集各种数据(步骤S1303)。数据收集部430中，通过数据的收集，包含被拍摄体101的信息，X射线检测部320中收集的拍摄数据431以及时间测量器345中收集的时间测量数据433与前例相同，然而参考检测部350中收集的参考数据按视图积分，所以这里记为积分参考数据434。
之后，校正部440中，校正数据收集部430收集的拍摄数据。首先，对各能量范围，实施将积分参考数据434从每个视图的辐射剂量转换为每单位时间的辐射剂量即辐射剂量率的辐射剂量→辐射剂量率转换(步骤S1304)。这是因为如[拍摄前处理的流程]中所示，X射线管311的X射线强度的波动基于某单位时间的波动特性。
接下来，使用转换为每单位时间的辐射剂量的积分参考数据，实施上述的积分→能量范围转换(步骤S1305)。积分→能量范围转换的方法使用[拍摄前处理的流程]中生成的积分→各能量范围转换数据443，基于参考检测部的各积分参考数据生成与各能量范围的计数有关的转换表。与实施例1相同，数据是每单位时间的数据，所以实施作为步骤S1304的逆操作的辐射剂量率→辐射剂量转换(步骤S1306)。此外，与前例相同，也可以在步骤S1306中不转换为辐射剂量，而对拍摄数据与步骤S1304相同地实施辐射剂量率转换，由此实施校正数据与拍摄数据的单位的匹配。
该单位匹配后，对拍摄数据431实施参考校正(步骤S1307)。基于以步骤S1304～步骤S1306中生成的参考检测部350的积分参考数据为基础的各能量范围的校正数据，校正作为X射线的计数数的拍摄数据431的波动。具体的运算方法为基于积分→能量范围转换数据443，对转换为每单位时间的信号量的值进行除法运算。例如，转换为每单位时间的信号量的值为1时，箱1以100,箱2以1000,箱3以1000,箱4以700进行除法运算。此外，也可以基于某基准的转换值，以其比来进行除法运算。
以下与实施例1相同，实施其他校正(步骤S1308)，使用校正后的数据在图像生成部450中生成图像后，在图像DB470中保存图像来结束处理(步骤S1309)。
通过以上说明的实施例2的结构，特别是步骤S1304～步骤S1307，作为参考检测部使用了无堆积的积分检测器的PCCT装置中，能够更准确地测量旋转方向的时间波动，一边校正在参考检测部产生的伴随检测器特性的每个能量范围偏差，一边校正X射线源波动，所以能够进行高精度的校正。
实施例3
实施例1中，记载了仅对参考检测部350的检测器实施时间校正和堆积校正的实施例。然而，有产生在检测X射线的光子计数方式的X射线检测部全体中实施时间校正的必要的可能性。因此，记载在X射线检测部320的检测器中也实施时间校正和堆积校正的实施例。与实施例1相比仅校正方法不同，所以从实施例1变更的点仅为[拍摄处理的流程]。因此，以下示出[拍摄处理的流程]的变更点。
[拍摄处理的流程]
图12表示从本实施例的实施例1变更的拍摄处理的流程。此外，堆积校正数据441以与实施例1的[拍摄前处理的流程]相同的方法预先生成。
首先，拍摄条件设定部410经由UI部200从用户接受拍摄条件(步骤S1201)。接下来，测量控制部420根据步骤S1201中设定的拍摄条件执行测量(步骤S1202)，数据收集部430收集各种数据(步骤S1203)。至此与实施例1相同，所以省略细节。
之后，校正部440中，对数据收集部430收集的拍摄数据431和参考数据432进行校正。对各个数据的各能量范围，实施从每个视图的辐射剂量转换为每单位时间的辐射剂量即辐射剂量率的辐射剂量→辐射剂量率转换(步骤S1504)。这与实施例1相同地是因为堆积不取决于辐射剂量而取决于辐射剂量率，以及视图的时间有波动，所以每个视图的辐射剂量不与辐射剂量率等价。转换的方法在本实施例中，针对拍摄数据431和参考数据432的任意一方的数据，都对各视图使用基于时间测量数据433的每个视图的时间转换为辐射剂量率。
接下来，使用转换为每单位时间的辐射剂量，即辐射剂量率的拍摄数据和参考数据实施堆积校正(步骤S1505)。堆积校正的方法使用拍摄前处理的流程中生成的堆积校正数据441，对转换为辐射剂量率的拍摄数据和参考数据分别关于各能量范围的计数实施校正。这里校正的双方的数据是每单位时间的数据。因此，不需要实施例1中实施的辐射剂量率→辐射剂量转换(步骤S1206)。
该单位匹配后，对拍摄数据实施参考校正(步骤S1207)。以下与实施例1相同。
根据本实施例的PCCT装置，特别是步骤S1504～步骤S1505，关于拍摄数据和参考数据的双方能够更准确地测量旋转方向的时间波动，校正在参考检测部产生的伴随检测器特性的每个能量范围的偏差且校正X射线源波动，所以能够进行高精度的校正。
实施例4
本实施例是与实施例1的结构相比，能够减少堆积结构成的PCCT装置的实施例。为了减少堆积量，减少入射到检测器的X射线强度即可。因此，本实施例的装置中，使参考检测部350的X射线检测器的尺寸，即X射线检测区域比X射线检测部320的X射线检测器321的尺寸，即X射线检测区域小，从而减少参考检测部350的堆积量。或者，能够用与X射线检测器321的尺寸同等或者小尺寸的多个X射线检测器制作参考检测部350，根据X射线剂量切换参考检测部350的X射线检测器的尺寸，由此能够进行更准确的参考校正。
如图7的(a)、(b)的剖面、平面结构所示，本实施例中，参考检测部350使用多个尺寸，即检测区域为多个大小的X射线检测器321-b。使用多个尺寸是因为辐射剂量根据被拍摄体101的尺寸、拍摄部位等而变化。例如辐射剂量非常低的拍摄条件下使用大的检测区域的检测器，辐射剂量非常高的拍摄条件下使用小型的X射线检测器。
另外，如图8的(a)、(b)的剖面、平面结构所示，也可以仅制作最小型的检测器321-c，将检测器321-c的多个检测信号进行加法处理，由此得到与大的检测器等价的检测信号，因此不使用大尺寸的检测器。
通过上述的结构，参考检测部350的堆积减少，所以校正部440中的[拍摄处理的流程]的图不同。如图9所示，本实施例中，与图3比较，以去除了作为参考检测部350中的堆积校正的步骤S1204～S1206的方法来进行校正。其他步骤的内容与图3相同。而且，本实施例中也不需要[拍摄前处理的流程]中获取的堆积校正数据441的获取。因此，不需要时间测量器345中测量的时间校正数据433，然而也可以对X射线检测器321的堆积校正等使用时间校正数据433。
根据本实施例，参考检测部350中使用多个尺寸的检测器的情况、仅制作最小型的检测器的情况的双方都能够减少堆积，更准确地进行参考校正。而且，使用多个尺寸的检测器的情况下，与仅制作最小型的检测器的情况相比，能够减少用于处理检测信号的电路数。
实施例5
实施例4中使参考检测部的检测器尺寸变化，而在实施例5中为了使对参考检测部的X射线的入射量变化而使用X射线剂量可变过滤器。即，是参考检测部和X射线照射部之间还具备能够根据X射线照射部的X射线剂量切换过滤器的X射线剂量可变过滤器的结构的实施例。与上述的各实施例的变更点为[扫描架]、[拍摄前处理的流程]、[拍摄处理的流程]。
[扫描架]
本实施例中，如图10所示，在参考检测部350和X射线照射部310之间设置X射线剂量可变过滤器326。X射线剂量可变过滤器326例如为能够存取多个金属板的机构，金属板的种类例如为铜等。通过***该金属板，能够使入射到参考检测部350的X射线剂量减少，而减少堆积量。另一方面，若***金属过滤器，则各能量范围的信号量变化。因此，需要预先测量过滤器***时的每个能量范围的信号量之比。
此外，X射线剂量可变过滤器326所具有的金属板的厚度取决于用户设定的拍摄条件中的管电流量，所以也可以不使X射线剂量可变过滤器326的动作与X射线过滤器312连动。因此，X射线过滤器312、领结式过滤器313另设驱动机构。其中，X射线过滤器312、领结式过滤器313和X射线剂量可变过滤器326独立即可，所以可以在X射线过滤器312、领结式过滤器313和参考检测部350之间放置X射线剂量可变过滤器326，另外，也可以在参考检测部350的紧前面等从X射线管离开的位置放置X射线剂量可变过滤器326。
[拍摄前处理的流程]
在使用X射线剂量可变过滤器326的情况下，根据过滤器，X射线衰减率按每个能量范围变化，所以需要预先求出伴随过滤器的有无的每个能量范围的X射线剂量，作为校正数据。以下，示出该校正数据的测量方法。
首先，X射线管311设定为可设定的辐射剂量的一个。另外，卸下领结式过滤器313和X射线过滤器312。该状态下照射X射线。测量参考检测部350中放置X射线剂量可变过滤器326的状态和不放置的状态双方的信号。对于参考检测部350中检测出的信号，在***金属板的状态下堆积少，所以不需要校正，然而不***金属板的状态下堆积，所以在各个能量范围中实施堆积校正。而且，将金属板的有无时的信号比作为校正数据来获取。将该校正数据作为X射线剂量可变过滤器校正数据，对能够设定的全部的辐射剂量测量X射线剂量可变过滤器校正数据。
具体示出校正数据的生成方法。首先，作为基准，对入射到未***X射线剂量可变过滤器326的情况下的X射线检测部320的各能量箱的信号量进行测量。例如，设箱1为100计数数(counts),箱2为1000计数数,箱3为1000计数数,箱4为700计数数。接下来，对以用户指定的某条件***X射线剂量可变过滤器326的情况下的信号量进行测量，例如设箱1为90计数数,箱2为850计数数,箱3为600计数数,箱4为200计数数。根据能够设定的全部条件来测量这样的数据。
[拍摄处理的流程]
对运算部400的本实施例的拍摄处理的流程进行说明。图11是本实施例的拍摄处理的处理流程。X射线剂量可变过滤器校正数据444预先在上述的[拍摄前处理的流程]中生成。
拍摄条件设定部410的步骤S1401、测量控制部420的步骤S1402分别与步骤S1201、步骤S1202相同。数据收集部430收集各种数据(步骤S1403)。数据收集部140中，通过数据的收集，包含被拍摄体101的信息，X射线检测部320中收集的拍摄数据431以及时间测量器345中收集的时间测量数据433与前例相同，然而参考检测部350中收集的参考数据通过X射线剂量可变过滤器326在各能量范围中产生不同的减弱量。这里将收集到的参考数据记为过滤参考数据435。
之后，校正部440中，对数据收集部430收集的拍摄数据431进行校正。首先，针对各能量范围，对过滤参考数据435实施从每个视图的辐射剂量转换为每单位时间的辐射剂量即辐射剂量率的辐射剂量→辐射剂量率转换(步骤S1404)。理由与上述的各实施例相同。接下来，使用转换为每单位时间的辐射剂量的数据实施X射线剂量可变过滤器校正(步骤S1405)。X射线剂量可变过滤器校正的方法，使用[拍摄前处理的流程]中生成的X射线剂量可变过滤器校正数据444，对参考检测部350的各能量范围的计数值进行校正。其校正方法根据使用之前设定的同条件的X射线剂量可变过滤器326测量的各箱的信号量进行除法运算。此外，也可以基于某基准的转换值，以其比进行除法运算。
与之前的实施例相同，步骤S1405的输出数据为每单位时间的数据，所以实施作为步骤S1404的逆操作的辐射剂量率→辐射剂量转换(步骤S1406)。与之前的实施例相同，也可以是步骤S1406中不转换为辐射剂量，而对拍摄数据431与步骤S1404相同地实施辐射剂量率转换，由此实施校正数据和拍摄数据的单位的匹配。
最后实施参考校正(步骤S1407)。基于步骤S1404～步骤S1406中生成的校正数据，校正X射线的计数数的波动来作为校正后数据442。
以下与之前的实施例相同地实施其他校正(步骤S1408)，使用校正后的数据在图像生成部450中生成图像后，在图像DB470中保存图像来结束处理(步骤S1409)。
此外，本实施例中，在需要对实施例3所示的拍摄数据431的校正的情况下，对拍摄数据431也实施S1404、S1405的处理，S1405的输出双方都被每单位时间的数据统一，所以不需要S1406的操作而省略，实施S1407的参考校正即可。
本实施例中，特别是通过步骤S1404～步骤S1407，被拍摄体的测量中不需要参考检测部的堆积校正，所以能够更高速地进行数据处理。
此外，本发明不限于上述的实施例，包含各种变形例。例如上述的实施例是为了更好的理解本发明而详细地进行了说明，不限于包含说明的全部结构。另外，能够将某实施例的结构的一部分置换为其他实施例的结构，另外，也可以对某实施例的结构添加其他实施例的结构。另外，也能够针对各实施例的结构的一部分，进行其他结构的追加、削除、置换。
而且，上述的各结构、功能、处理部等，说明了生成实现它们的一部分或者全部的程序的例子，然而如上所述，当然也可以将它们的一部分或者全部通过用例如ASIC(Application Specific Integrated Circuit)，FPGA(Field Programmable Gate Array)等集成电路设计等来用硬件实现。
符号的说明
100 PCCT装置；
101 被拍摄体；
102 检查床；
200 UI部；
210 输入装置；
220 输出装置；
300 测量部；
310 X射线照射部；
311 X射线管；
312 X射线过滤器；
313 领结式过滤器；
320 X射线检测部；
321 X射线检测器；
322 检测元件；
323 准直器；
324 计数电路；
325 积分电路；
326 X射线剂量可变过滤器；
330 扫描架；
331 开口部；
332 旋转板；
333 凹口；
340 控制部；
341 照射控制器；
342 扫描架控制器；
343 检测控制器；
344 检查床控制器；
345 时间测量器；
350 参考检测部；
400 运算部；
401 中央处理部；
402 存储器；
403 HDD装置；
410 拍摄条件设定部；
420 测量控制部；
430 数据收集部；
431 拍摄数据；
432 参考数据；
433 时间测量数据；
434 积分参考数据；
435 过滤参考数据；
440 校正部；
441 堆积校正数据；
442 校正后数据；
443 积分→各能量范围转换数据；
444 X射线剂量可变过滤器校正数据；
450 图像生成部；
470 图像数据库(DB)。

Claims (15)

1.一种光子计数CT装置，其特征在于，具备：
照射X射线的X射线照射部；
检测上述X射线的光子计数方式的X射线检测部；
数据收集部，其按照每个预先设定的分区的能量范围，对通过上述X射线检测部检测出的X射线光子进行计数，得到每个上述能量范围的测量信息；
参考检测部，其测量从上述X射线照射部照射的X射线的波动；以及
时间测量部，其测量上述X射线照射部的旋转方向的时间波动。
2.根据权利要求1所述的光子计数CT装置，其特征在于，
上述光子计数CT装置还具备：基于上述时间测量部测量到的时间测量数据，对上述参考检测部测量到的测量数据进行校正的校正部。
3.根据权利要求2所述的光子计数CT装置，其特征在于，
上述校正部基于上述时间测量数据，对上述数据收集部测量到的上述测量信息进行校正。
4.根据权利要求2所述的光子计数CT装置，其特征在于，
上述校正部使用上述时间测量数据，将上述参考检测部的测量数据转换为辐射剂量率数据。
5.根据权利要求4所述的光子计数CT装置，其特征在于，
上述校正部基于上述辐射剂量率数据和预先测量伴随堆积的上述测量信息的变化量而得的堆积校正数据，对上述辐射剂量率数据进行校正。
6.根据权利要求5所述的光子计数CT装置，其特征在于，
上述校正部使用上述时间测量数据，将校正后的上述辐射剂量率数据转换为辐射剂量数据。
7.根据权利要求6所述的光子计数CT装置，其特征在于，
上述校正部基于转换后的上述辐射剂量数据，对每个上述能量范围的测量信息进行校正。
8.根据权利要求1所述的光子计数CT装置，其特征在于，
上述参考检测部的X射线检测器的尺寸比上述X射线检测部的X射线检测器的尺寸小。
9.根据权利要求1所述的光子计数CT装置，其特征在于，
上述参考检测部由与上述X射线检测部的上述X射线检测器的尺寸同等尺寸或小尺寸的多个X射线检测器构成。
10.根据权利要求1所述的光子计数CT装置，其特征在于，
在上述参考检测部和上述X射线照射部之间，具备能够使X射线过滤器根据上述X射线照射部的X射线剂量变化的X射线剂量可变过滤器。
11.根据权利要求2所述的光子计数CT装置，其特征在于，
上述参考检测部由积分型检测器构成，
上述校正部基于预先求出的针对从上述X射线照射部照射的X射线的上述参考检测部的信号量与上述X射线检测部的每个上述能量范围的测量信息的关系，根据与拍摄被拍摄体时的上述X射线检测部的每个上述能量范围的测量信息的关系以及与拍摄中的上述参考检测部的信号量的关系，按每个能量范围进行上述测量信息的校正。
12.根据权利要求2所述的光子计数CT装置，其特征在于，
上述参考检测部的X射线检测器的尺寸比上述X射线检测部的X射线检测器的尺寸小。
13.根据权利要求2所述的光子计数CT装置，其特征在于，
上述参考检测部由与上述X射线检测部的上述X射线检测器的尺寸同等尺寸或小尺寸的多个X射线检测器构成。
14.根据权利要求2所述的光子计数CT装置，其特征在于，
在上述参考检测部和上述X射线照射部之间，还具备能够使X射线过滤器根据上述X射线照射部的X射线剂量变化的X射线剂量可变过滤器。
15.根据权利要求3所述的光子计数CT装置，其特征在于，
在上述参考检测部和上述X射线照射部之间，还具备能够使X射线过滤器根据上述X射线照射部的X射线剂量变化的X射线剂量可变过滤器。
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