JP2022054635A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】リファレンス検出器を用いた補正の精度を向上させること。【解決手段】実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、リファレンス検出器と、記憶部と、設定部と、決定部とを備える。リファレンス検出器は、それぞれが複数の検出素子を含む第１のチャネル及び第２のチャネルを少なくとも有する。記憶部は、前記第１のチャネル及び前記第２のチャネルそれぞれにおける前記複数の検出素子の束ね条件をＸ線条件ごとに記憶する。設定部は、スキャン対象に応じたＸ線条件を設定する。決定部は、前記記憶部によって記憶された束ね条件を参照して、前記設定部によって設定されたＸ線条件に対応する束ね条件を決定する。【選択図】図１

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置に関する。

近年、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置において、撮影用のＸ線検出器とは別にリファレンス検出器を設け、当該リファレンス検出器を用いて、Ｘ線条件の変動を補正する技術が知られている。

国際公開第２００６／０７５５４６号 特開２０２０－６２４０４号公報 特開平７－３８４号公報 特開平６－３１９７３０号公報 特開２０１７－８６８１６号公報

本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、リファレンス検出器を用いた補正の精度を向上させることである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置付けることもできる。

実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、リファレンス検出器と、記憶部と、設定部と、決定部とを備える。リファレンス検出器は、それぞれが複数の検出素子を含む第１のチャネル及び第２のチャネルを少なくとも有する。記憶部は、前記第１のチャネル及び前記第２のチャネルそれぞれにおける前記複数の検出素子の束ね条件をＸ線条件ごとに記憶する。設定部は、スキャン対象に応じたＸ線条件を設定する。決定部は、前記記憶部によって記憶された束ね条件を参照して、前記設定部によって設定されたＸ線条件に対応する束ね条件を決定する。

図１は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示す図である。 図２は、本実施形態に係るリファレンス検出器の配置例を示す図である。 図３は、本実施形態に係るリファレンス検出器の構成例を示す図である。 図４は、本実施形態に係る検出器モジュールが有する検出素子アレイの構成例を示す図である。 図５は、本実施形態に係る推定機能によって用いられるルックアップテーブルを説明するための図である。 図６は、本実施形態に係るメモリに記憶される束ね条件の決定の一例を示す図である。 図７は、本実施形態に係るメモリに記憶される束ね条件の決定の一例を示す図である。 図８は、本実施形態に係る処理回路の各処理機能によって行われる処理の処理手順を示すフローチャートである。

以下、図面を参照しながら、本願が開示するＸ線ＣＴ装置の実施形態について説明する。ここで、各図面に示される構成は模式的なものであり、図示されている各構成要素の寸法や構成要素間の寸法の比率は実物と異なる場合がある。また、図面相互の間でも、同じ構成要素の寸法や構成要素間の寸法の比率が異なって示されている場合がある。

図１は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示す図である。

例えば、図１に示すように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、架台装置１０と、寝台装置３０と、コンソール装置４０とを備える。

ここで、本実施形態では、非チルト状態での回転フレーム１３の回転軸又は寝台装置３０の天板３３の長手方向をＺ軸方向と定義する。また、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し水平である軸方向をＸ軸方向と定義する。また、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し垂直である軸方向をＹ軸方向と定義する。

架台装置１０は、患者等である被検体ＰにＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線を検出して、コンソール装置４０に出力する装置である。具体的には、架台装置１０は、Ｘ線管１１と、Ｘ線検出器１２と、回転フレーム１３と、Ｘ線高電圧装置１４と、制御装置１５と、ウェッジ１６と、Ｘ線絞り１７と、ＤＡＳ（Data Acquisition System）１８とを備える。なお、図１では、図示の便宜上、Ｘ軸方向から見た架台装置１０とＺ軸方向から見た架台装置１０とを示しているが、実際には、Ｘ線ＣＴ装置１は一つの架台装置１０を備えている。

Ｘ線管１１は、熱電子を発生する陰極（フィラメント）と、当該熱電子の衝突を受けてＸ線を発生する陽極（ターゲット）とを有する真空管である。具体的には、Ｘ線管１１は、Ｘ線高電圧装置１４からの高電圧の印加により、陰極から陽極に向けて熱電子を照射することによってＸ線を発生する。例えば、Ｘ線管１１は、回転する陽極に熱電子を照射することによってＸ線を発生させる回転陽極型のＸ線管である。

Ｘ線検出器１２は、Ｘ線管１１から照射されて被検体Ｐを通過したＸ線を検出する複数の検出素子を有し、各検出素子が、検出したＸ線の線量に応じた電気信号をＤＡＳ１８へ出力する。具体的には、Ｘ線検出器１２は、Ｘ線管１１の焦点を中心とした円弧の周方向に沿ったチャネル方向に複数の検出素子が並べられた検出素子列を複数有し、各検出素子列がスライス方向（列方向、ｒｏｗ方向とも呼ばれる）に複数配列された構造を有する。

例えば、Ｘ線検出器１２は、コリメータと、シンチレータアレイと、検出素子アレイとを有する間接変換型の検出器である。コリメータは、シンチレータアレイのＸ線入射側の面に配置されており、散乱Ｘ線を吸収するＸ線遮蔽板を有する。例えば、コリメータは、１次元コリメータ又は２次元コリメータである。なお、コリメータは、グリッドとも呼ばれる。シンチレータアレイは、検出素子アレイのＸ線入射側の面に配置されており、複数のシンチレータを有する。各シンチレータは、入射したＸ線の線量に応じた光子量の光を出力するシンチレータ結晶を有する。検出素子アレイは、複数の検出素子を有し、各検出素子が、シンチレータから出力される光の光量に応じた電気信号に変換する。例えば、検出素子アレイは、複数の検出素子が同一平面上で１次元（ｎ行×１列）又は２次元（ｎ行×ｍ列）に配列されたサブアレイをチャネル方向及びスライス方向に複数並べて配置することによって構成される。また、例えば、検出素子は、フォトダイオード（Photo Diode：ＰＤ）や光電子増倍管（Photo Multiplier Tube：ＰＭＴ）等の受光素子である。

回転フレーム１３は、Ｘ線管１１とＸ線検出器１２とを回転軸（Ｚ軸）回りに回転させる円環状のフレームである。具体的には、回転フレーム１３は、Ｘ線管１１とＸ線検出器１２とを対向支持した状態で、固定フレーム（図示は省略）に回転軸回りに回転可能に支持されている。そして、回転フレーム１３は、制御装置１５による制御によって回転軸回りに回転することで、Ｘ線管１１とＸ線検出器１２とを回転軸回りに回転させる。また、回転フレーム１３は、Ｘ線管１１及びＸ線検出器１２に加えて、Ｘ線高電圧装置１４及びＤＡＳ１８をさらに備えて支持する。

Ｘ線高電圧装置１４は、変圧器（トランス）及び整流器等の電気回路を有し、Ｘ線管１１に印加する高電圧を発生する機能を有する高電圧発生装置と、Ｘ線管１１が照射するＸ線出力に応じた出力電圧の制御を行うＸ線制御装置とを有する。高電圧発生装置は、変圧器方式であってもよいし、インバータ方式であってもよい。なお、Ｘ線高電圧装置１４は、架台装置１０内で、回転フレーム１３に設けられてもよいし、回転フレーム１３を回転可能に支持する固定フレーム（図示は省略）に設けられてもよい。

ウェッジ１６は、Ｘ線管１１から照射されたＸ線の線量を調節するためのフィルターである。具体的には、ウェッジ１６は、Ｘ線管１１から被検体Ｐへ照射されるＸ線が、予め定められた分布になるように、Ｘ線管１１から照射されたＸ線を透過して減衰するフィルターである。例えば、ウェッジ１６は、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したフィルターである。なお、ウェッジ１６は、ウェッジフィルター（wedge filter）や、ボウタイフィルター（bow-tie filter）とも呼ばれる。

Ｘ線絞り１７は、ウェッジ１６を透過したＸ線の照射範囲を絞り込むための鉛板等を含み、複数の鉛板等を組み合わせることによってスリットを形成している。

ＤＡＳ１８は、Ｘ線検出器１２の各検出素子から出力される電気信号に基づいて、検出データを生成する処理回路である。具体的には、ＤＡＳ１８は、Ｘ線検出器１２の各検出素子から出力される電気信号を増幅し、増幅された電気信号をアナログ信号からデジタル信号に変換することによって、検出データを生成する。ここで、ＤＡＳ１８によって生成された検出データは、回転フレーム１３に設けられた発光ダイオード（Light Emitting Diode：ＬＥＤ）を有する送信機から光通信によって架台装置１０の非回転部分（例えば、支持フレーム等）に設けられたフォトダイオードを有する受信機に送信され、コンソール装置４０へ転送される。なお、回転フレーム１３から架台装置１０の非回転部分への検出データの送信方法は、光通信に限らず、非接触型のデータ伝送であれば如何なる方式が採用されても構わない。

制御装置１５は、モータ及びアクチュエータ等の駆動機構と、当該駆動機構を制御する処理回路とを有する。制御装置１５は、コンソール装置４０若しくは架台装置１０に取り付けられた、後述する入力インターフェース４３からの入力信号を受けて、架台装置１０及び寝台装置３０の動作制御を行う機能を有する。例えば、制御装置１５は、入力信号を受けて回転フレーム１３を回転させる制御や、架台装置１０をチルトさせる制御、及び寝台装置３０及び天板３３を動作させる制御を行う。なお、架台装置１０をチルトさせる制御は、架台装置１０に取り付けられた入力インターフェース４３によって入力される傾斜角度（チルト角度）情報により、制御装置１５がＸ軸方向に平行な軸を中心に回転フレーム１３を回転させることによって実現される。なお、制御装置１５は、架台装置１０に設けられてもよいし、コンソール装置４０に設けられても構わない。

寝台装置３０は、スキャン対象である被検体Ｐを載置、移動させる装置であり、基台３１と、寝台駆動装置３２と、天板３３と、支持フレーム３４とを備える。基台３１は、支持フレーム３４を鉛直方向に移動可能に支持する筐体である。寝台駆動装置３２は、被検体Ｐが載置された天板３３を天板３３の長軸方向に移動するモータあるいはアクチュエータである。支持フレーム３４の上面に設けられた天板３３は、被検体Ｐが載置される板である。なお、寝台駆動装置３２は、天板３３に加え、支持フレーム３４を天板３３の長軸方向に移動してもよい。

コンソール装置４０は、操作者によるＸ線ＣＴ装置１の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された検出データを用いてＣＴ画像データを再構成する装置である。コンソール装置４０は、メモリ４１と、ディスプレイ４２と、入力インターフェース４３と、処理回路４４とを備える。なお、ここでは、コンソール装置４０と架台装置１０とが別体である場合の例を説明するが、架台装置１０にコンソール装置４０又はコンソール装置４０の構成要素の一部が含まれていてもよい。

メモリ４１は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。メモリ４１は、例えば、投影データやＣＴ画像データを記憶する。

ディスプレイ４２は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ４２は、処理回路４４によって生成された医用画像（ＣＴ画像）や、操作者からの各種操作を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）等を出力する。例えば、ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイである。なお、例えば、ディスプレイ４２は、架台装置１０に設けられていてもよい。また、例えば、ディスプレイ４２は、デスクトップ型でもよいし、コンソール装置４０本体と無線通信可能なタブレット端末等で構成されていてもよい。

入力インターフェース４３は、操作者からの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路４４に出力する。例えば、入力インターフェース４３は、投影データを収集する際の収集条件や、ＣＴ画像データを再構成する際の再構成条件、ＣＴ画像から後処理画像を生成する際の画像処理条件等を操作者から受け付ける。例えば、入力インターフェース４３は、マウスやキーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック、操作面へ触れることで入力操作を行うタッチパッド、表示画面とタッチパッドとが一体化されたタッチスクリーン、光学センサを用いた非接触入力回路、音声入力回路等により実現される。なお、例えば、入力インターフェース４３は、架台装置１０に設けられてもよい。また、例えば、入力インターフェース４３は、コンソール装置４０本体と無線通信可能なタブレット端末等で構成されてもよい。また、入力インターフェース４３は、マウスやキーボード等の物理的な操作部品を備えるものだけに限られない。例えば、コンソール装置４０とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、この電気信号を処理回路４４へ出力する電気信号の処理回路も入力インターフェース４３の例に含まれる。

処理回路４４は、Ｘ線ＣＴ装置１全体の動作を制御する。具体的には、処理回路４４は、制御機能４４１と、前処理機能４４２と、再構成処理機能４４３と、画像処理機能４４４と、表示制御機能４４５と、設定機能４４６と、決定機能４４７と、取得機能４４８と、推定機能４４９とを有する。

例えば、処理回路４４は、プロセッサにより実現される。その場合に、処理回路４４が有する処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態でメモリ４１に記憶される。そして、処理回路４４は、メモリ４１から各プログラムを読み出して実行することで、各プログラムに対応する処理機能を実現する。換言すると、処理回路４４は、各プログラムを読み出した状態で、図１の処理回路４４内に示される各処理機能を有することとなる。

制御機能４４１は、入力インターフェース４３を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、Ｘ線ＣＴ装置１の各部を制御する。例えば、制御機能４４１は、Ｘ線高電圧装置１４、制御装置１５及びＤＡＳ１８を制御することで、ＣＴスキャンを制御する。また、制御機能４４１は、前処理機能４４２、再構成処理機能４４３、画像処理機能４４４、及び表示制御機能４４５を制御することで、ＣＴ画像データの生成や表示を制御する。

前処理機能４４２は、ＤＡＳ１８から出力された検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施した投影データを生成する。なお、前処理前のデータ（検出データ）及び前処理後のデータを総称して投影データと称する場合もある。

再構成処理機能４４３は、前処理機能４４２によって生成された投影データに対して、フィルター補正逆投影法や逐次近似再構成法等を用いた再構成処理を行い、ＣＴ画像データ（再構成画像データ）を生成する。

画像処理機能４４４は、再構成処理機能４４３によって生成されたＣＴ画像データを、任意断面の断面画像データや任意視点方向のレンダリング画像データ等に変換する。具体的には、画像処理機能４４４は、入力インターフェース４３を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、ＣＴ画像データに公知の３次元画像処理を施すことによって、任意断面の断層像データや任意視点方向のレンダリング画像データ等に変換する。例えば、ここでいう３次元画像処理は、ボリュームレンダリングやサーフェスレンダリング、画像値投影処理、ＭＰＲ（Multi-Planar Reconstruction）処理、ＣＰＲ（Curved MPR）処理等である。なお、３次元画像処理は、再構成処理機能４４３が直接行っても構わない。

表示制御機能４４５は、再構成処理機能４４３及び画像処理機能４４４によって生成された各種画像データに基づいて、ディスプレイ４２に画像を表示させる。例えば、表示制御機能４４５は、ＣＴ画像データに基づくＣＴ画像、任意断面の断面画像データに基づく断面画像や、任意視点方向のレンダリング画像データに基づく任意視点方向のレンダリング画像等をディスプレイ４２に表示させる。また、例えば、表示制御機能４４５は、操作画面を表示するための画像をディスプレイ４２に表示させる。

なお、設定機能４４６、決定機能４４７、取得機能４４８及び推定機能４４９については、後に詳細に説明する。

このような構成のもと、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、撮影用のＸ線検出器１２とは別にリファレンス検出器１００をさらに備える。そして、Ｘ線ＣＴ装置１は、当該リファレンス検出器１００を用いて、Ｘ線の線量の変動を補正する機能を有する。ここで、Ｘ線の線量は、Ｘ線条件の一例である。

図２は、本実施形態に係るリファレンス検出器１００の配置例を示す図である。

例えば、図２に示すように、リファレンス検出器１００は、撮影用のＸ線検出器１２とは別体に構成され、剛体のフレーム等の支持部材（図示は省略）によって架台装置１０内の回転フレーム１３に固定される。

例えば、リファレンス検出器１００は、Ｘ線管１１とウェッジ１６との間に配置され、Ｘ線検出器１２を用いた撮影領域に入らない位置に設けられる。これにより、リファレンス検出器１００へ入射するＸ線は、ウェッジ１６やＸ線絞り１７による変化が生じないようになる。なお、リファレンス検出器１００は、ウェッジ１６やＸ線絞り１７と一体に構成されてもよい。

そして、リファレンス検出器１００は、被検体Ｐのスキャンが行われる際に、Ｘ線管１１から照射されたＸ線を検出する。具体的には、リファレンス検出器１００は、複数の検出素子を有し、各検出素子が、検出したＸ線の線量に応じた電気信号を出力する。

ここで、本実施形態では、リファレンス検出器１００は、それぞれが複数の検出素子を含む第１のチャネル及び第２のチャネルを少なくとも有している。そして、リファレンス検出器１００は、チャネルごとにＸ線遮蔽能が異なる（材質や厚みが異なる）フィルターが設けられることによって、各チャネルの検出素子に入射するＸ線の線量が異なるように構成されている。

なお、以下では、リファレンス検出器１００が第１のチャネル及び第２のチャネルの二つのチャネルを有する場合の例を説明するが、リファレンス検出器１００が有するチャネルの数は二つ以上であってもよい。

図３は、本実施形態に係るリファレンス検出器１００の構成例を示す図である。

例えば、図３に示すように、リファレンス検出器１００は、検出器モジュール１１０と、フィルターモジュール１２０とを有する。ここで、フィルターモジュール１２０は、Ｘ線管１１から照射されたＸ線（図３に破線の矢印で示す）が入射するように設けられている。また、検出器モジュール１１０は、フィルターモジュール１２０を通過したＸ線が入射するように設けられている。

検出器モジュール１１０は、検出素子アレイ１１１と、シンチレータアレイ１１２と、コリメータ１１３とを有する。ここで、シンチレータアレイ１１２は、検出素子アレイ１１１の入射面側に配置されている。また、コリメータ１１３は、シンチレータアレイ１１２の入射面側に配置されている。

検出素子アレイ１１１は、複数の検出素子Ｐを有し、各検出素子Ｐが、シンチレータアレイ１１２から出力された光の光量に応じた電気信号に変換する。例えば、検出素子アレイ１１１は、複数の検出素子Ｐが同一平面上で２次元に配列されたＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuitによって実現される。例えば、検出素子Ｐは、ＰＤやＰＭＴ等の受光素子である。

ここで、検出素子アレイ１１１に含まれる複数の検出素子Ｐは、予め複数のグループに分けられており、各グループがそれぞれ一つのチャネルに割り当てられている。なお、ここでは、一例として、検出素子アレイ１１１に含まれる複数の検出素子Ｐが二つのグループに分けられており、第１のチャネル（ｃｈ１）及び第２のチャネル（ｃｈ２）それぞれに一つのグループが割り当てられている場合の例を説明するが、検出素子Ｐのグループ数及びチャネル数は二つに限られず、三つ以上であってもよい。

図４は、本実施形態に係る検出器モジュール１１０が有する検出素子アレイ１１１の構成例を示す図である。

例えば、図４に示すように、検出素子アレイ１１１は、複数の検出素子Ｐがｎ行×ｍ行に配列されることによって構成される。そして、例えば、ｎ行×ｍ行の検出素子Ｐが、ｎ行×（ｍ／２）列の検出素子Ｐの二つのグループに分けられて、第１のチャネル（ｃｈ１）及び第２のチャネル（ｃｈ２）それぞれに一つのグループが割り当てられる。

図３に戻って、シンチレータアレイ１１２は、検出素子Ｐのグループと同じ数のシンチレータＳを有し、各シンチレータＳが、入射したＸ線の線量に応じた光子量の光を出力する。なお、ここでは、シンチレータアレイ１１２は、検出素子Ｐのグループと同じ数の二つのシンチレータＳを有する。

ここで、シンチレータアレイ１１２に含まれる二つのシンチレータＳは、シンチレータ間の光のクロストークを防ぐための隔壁によって仕切られており、一つのシンチレータＳが一つのチャネルに対応するように配置されている。

コリメータ１１３は、後述するフィルターモジュール１２０に含まれる第２のフィルター１２２を通過したＸ線が、シンチレータアレイ１１２に含まれる二つのシンチレータＳの両方に入射するのを防ぐ。

ここで、コリメータ１１３は、散乱Ｘ線を吸収するＸ線遮蔽板Ｃによって二つの区画に区分けされたグリッド状に構成されており、シンチレータアレイ１１２に含まれる各シンチレータＳの上に一つの区画が配置されるように位置決めされている。これにより、コリメータ１１３の各区画は、それぞれが一つのチャネルに対応するように構成される。

フィルターモジュール１２０は、第１のフィルター１２１と、第２のフィルター１２２とを有する。

ここで、第１のフィルター１２１は、コリメータ１１３の入射面側に配置され、コリメータ１１３の二つの区画の両方を覆うように設けられている。また、第２のフィルター１２２は、第１のフィルター１２１の入射面側に配置され、コリメータ１１３の二つの区画のうちの第２のチャネルに対応する区画のみを覆うように設けられている。

このような構成によれば、第１のチャネルに対応するシンチレータＳには、第１のフィルター１２１によって線量が減衰したＸ線が入射することになる。一方、第２のチャネルに対応するシンチレータＳには、第１のフィルター１２１及び第２のフィルターの両方によって、第１のチャネルに対応するシンチレータＳと比べて線量がより減衰したＸ線が入射することになる。この結果、第１のチャネルに割り当てられている検出素子Ｐに入射するＸ線の線量と、第２のチャネルに割り当てられている検出素子Ｐに入射するＸ線の線量とが異なるようになる。

なお、フィルターモジュール１２０の構成は、上述した例に限られず、第１のチャネルに割り当てられている検出素子Ｐに入射するＸ線の線量と、第２のチャネルに割り当てられている検出素子Ｐに入射するＸ線の線量とが異なるようになれば、各種の構成を用いることができる。例えば、各チャネルの検出素子に対して、材質や厚みが異なる別々のフィルターが設けられてもよい。

また、図３では図示を省略しているが、リファレンス検出器１００は、周囲からの散乱線が入射しないように、フィルターモジュール１２０の入射面を除いて、全体が遮蔽用の部材で覆われることによって完全に遮蔽されていることとする。

そして、リファレンス検出器１００の第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれが有する複数の検出素子Ｐからの出力は、ＤＡＳ１８へ転送され、ＤＡＳ１８が、各チャネルからの出力をチャネルごとに束ねてコンソール装置４０へ転送する。こうして、コンソール装置４０へ転送された各チャネルからの出力は、ＣＴ画像データの再構成が行われる際に、再構成処理におけるＸ線の線量の変動を補正するために用いられる。

具体的には、処理回路４４の取得機能４４８が、チャネルごとに束ねられた第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれからの出力をＤＡＳ１８から取得する。

また、処理回路４４の推定機能４４９が、取得機能４４８によって取得された第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれからの出力の出力比に基づいて、被検体Ｐのスキャンが行われた際の実際のＸ線の線量（真のＸ線の線量）を推定する。

ここで、推定機能４４９は、予め用意された、各チャネルからの出力の出力比とＸ線の線量との相関を示すルックアップテーブルを用いて、Ｘ線の線量を推定する。

図５は、本実施形態に係る推定機能４４９によって用いられるルックアップテーブルを説明するための図である。

例えば、図５に示すように、推定機能４４９は、第１のチャネル（ｃｈ１）及び第２のチャネル（ｃｈ２）それぞれからの出力の出力比（ｃｈ／ｃｈ２）と、Ｘ線の線量（ｋＶ）との関係を示すルックアップテーブル用いる。そして、推定機能４４９は、当該ルックアップテーブルを参照して、取得機能４４８によって取得された第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれからの出力の出力比に対応するＸ線の線量を特定することで、被検体Ｐのスキャンが行われた際の実際のＸ線の線量を推定する。

そして、処理回路４４の再構成処理機能４４３が、推定機能４４９によって推定されたＸ線の線量を用いて再構成処理におけるＸ線の線量を補正することで、スキャンによって収集された投影データからＣＴ画像データを再構成する。

ところで、上述した構成では、リファレンス検出器１００において、フォトンノイズや回路ノイズ等が生じることによって各チャネルからの出力が変動し、それにより出力比のばらつきが生じることがあり得る。さらに、上述した構成では、フィルターモジュール１２０で発生した散乱線がコリメータ１１３の二つの区画の両方に入射する場合がある。その場合には、各チャネルからの出力の差が小さくなり、その結果、例えば、図５に示すように、Ｘ線の線量（ｋＶ）が変化したときの出力比（ｃｈ１／ｃｈ２）の変化量が前述した出力比のばらつきに埋もれてしまい、ルックアップテーブルを用いた補正の精度が低下することがあり得る。

このようなことから、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、被検体Ｐのスキャンを行う際に設定されるＸ線の線量に応じて、第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれからの出力をチャネルごとに束ねる際の束ね条件を変えることで、リファレンス検出器を用いた補正の精度を向上させることができるように構成されている。

以下、このような本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成について詳細に説明する。

まず、本実施形態では、メモリ４１が、リファレンス検出器１００の第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれにおける複数の検出素子の束ね条件をＸ線の線量ごとに記憶する。

ここで、本実施形態では、メモリ４１に記憶される束ね条件は、収集条件（スキャン条件）ごとに、第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれからの出力の出力比に基づいて決定される。例えば、束ね条件は、被検体Ｐのスキャンが行われる際に操作者によって選択されるスキャンプランごとに予め決められて、メモリ４１に記憶される。

具体的には、束ね条件は、第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれごとに、各チャネルに含まれる複数の検出素子の中で出力を束ねる検出素子の数を定義した条件である。

ここで、本実施形態では、収集条件ごとに、第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれにおける出力を束ねる検出素子の数が、各チャネルからの出力の出力比のばらつきに対する当該出力比の割合に基づいて決定される。例えば、スキャンプランごとに、各チャネルにおける出力を束ねる検出素子の数が決められる。

具体的には、第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれにおける出力を束ねる検出素子の数は、各チャネルからの出力の出力比のばらつきに対する当該出力比の割合ができるだけ大きくなるように決定される。これにより、各チャネルからの出力の出力比に対する出力比のばらつきの割合を小さくすることができ、ルックアップテーブルを用いた補正の精度を向上させることができる。

例えば、第１のチャネル（以下、ｃｈ１）からの１つの検出素子あたりの出力（カウント）をＳ_１、第２のチャネル（以下、ｃｈ２）からの１つの検出素子あたりの出力（カウント）をＳ_２とした場合に、Ｓ_１及びＳ_２は、それぞれ以下の式で表される。

Ｓ_１＝∫φ_０（Ｅ）＊ｅ^{－μ１（Ｅ）＊ｔ１}＊Ｅ＊ｄＥ
Ｓ_２＝∫φ_０（Ｅ）＊ｅ^{－μ２（Ｅ）＊ｔ２}＊Ｅ＊ｄＥ

ここで、φ_０は、Ｘ線強度である。また、μ１は、ｃｈ１に対応するフィルターの線減弱係数であり、ｔ１は、ｃｈ１に対応するフィルターの厚みである。また、μ２は、ｃｈ２に対応するフィルターの線減弱係数であり、ｔ２は、ｃｈ２に対応するフィルターの厚みである。また、Ｅは、光子のエネルギー量である。

そして、例えば、ｃｈ１における出力を束ねる検出素子の数をＸ、ｃｈ２における出力を束ねる検出素子の数をＹとした場合に、ｃｈ１における合計の出力Ｓ_１’、ｃｈ２における合計の出力Ｓ_２’は、それぞれ以下の式で表される。

Ｓ_１’＝Ｘ＊Ｓ_１
Ｓ_２’＝Ｙ＊Ｓ_２

ここで、Ｓ_１’＝Ｘ＊Ｓ_１は、Ｘ個の検出素子分のデータを足すことを意味する。また、Ｓ_２’＝Ｙ＊Ｓ_２は、Ｙ個の検出素子分のデータを足すことを意味する。

また、ｃｈ１における出力のばらつきＮ_１、ｃｈ２における出力のばらつきＮ_２は、それぞれ以下の式で表される。

Ｎ_１＝√（Ｎ_ｐ１ ^２＋Ｎ_ｃ ^２）
Ｎ_２＝√（Ｎ_ｐ２ ^２＋Ｎ_ｃ ^２）

ここで、Ｎ_ｐ１は、ｃｈ１におけるフォトンノイズであり、Ｎ_ｐ１＝√Ｓ_１’で表される。また、Ｎ_ｐ２は、ｃｈ１におけるフォトンノイズであり、Ｎ_ｐ２＝√Ｓ_２’で表される。また、Ｎ_ｃは、検出素子アレイ１１１における回路ノイズである。

このとき、ｃｈ１及びｃｈ２それぞれからの出力の出力比の値Ｃ、ｃｈ１／ｃｈ２のばらつきＮは、それぞれ以下のように表される。

Ｃ＝Ｓ_１’／Ｓ_２’
Ｎ＝√（Ｎ_１ ^２＋Ｎ_２ ^２）

そして、ｃｈ１及びｃｈ２それぞれにおける出力を束ねる検出素子の数Ｘ及びＹが、Ｎに対するＣの割合であるＣ／Ｎの値ができるだけ大きくなるように決定される。一例として、Ｘ及びＹは、Ｎに対するＣの割合であるＣ／Ｎの値が最大となるように決定される。

ここで、本実施形態では、メモリ４１は、予め決められた複数のＸ線の線量それぞれごとに異なる束ね条件を記憶する。すなわち、メモリ４１に記憶される束ね条件は、Ｘ線の線量ごとに、Ｃ／Ｎの値ができるだけ大きくなるようなＸ及びＹを定義した条件である。

図６及び７は、本実施形態に係るメモリ４１に記憶される束ね条件の決定の一例を示す図である。

例えば、Ｘ線の線量が、ＳＮ（Signal to Noise）比は良好になるが、フィルターの違いによるｃｈ１及びｃｈ２それぞれからの出力の差が生じにくいような大きさである場合には、ｃｈ１とｃｈ２との間で、出力を束ねる検出素子の数の差ができるだけ大きくなるように束ね条件が決定される。

例えば、この場合には、図６に示すように、ｃｈ１については、ｃｈ１に割り当てられている複数の検出素子Ｐの中で、周辺部にある利用不可能な検出素子を除いた最大数の検出素子が、出力を束ねる検出素子とされる。また、ｃｈ２については、ｃｈ２に割り当てられている複数の検出素子Ｐの中で、後段の信号処理を実行するために必要となる最小数の検出素子が、出力を束ねる検出素子とされる。なお、図６では、ｃｈ１及びｃｈ２それぞれについて、出力を束ねる検出素子として決定された検出素子に模様を付けている。例えば、１３５ｋＶのように高い線量の場合には、このような束ね条件とすることが望ましい。

また、例えば、Ｘ線の線量が、フィルターの違いによるｃｈ１及びｃｈ２それぞれからの出力の差は生じやすいが、ＳＮ比が良好にならないような大きさである場合には、ｃｈ１とｃｈ２との間で、出力を束ねる検出素子の数の差は大きくする必要はないが、各チャネルで出力を束ねる検出素子の数ができるだけ大きくなるように束ね条件が決定される。

例えば、この場合には、図７に示すように、ｃｈ１については、ｃｈ１に割り当てられている複数の検出素子Ｐの中で、周辺部にある利用不可能な検出素子を除いた最大数の検出素子が、出力を束ねる検出素子とされる。また、ｃｈ２については、ｃｈ１で出力を束ねるとされた検出素子と同じ位置にある検出素子の中で周縁部に配置されている検出素子のみを除いた検出素子が、出力を束ねる検出素子とされる。なお、図７では、ｃｈ１及びｃｈ２それぞれについて、出力を束ねる検出素子として決定された検出素子に模様を付けている。例えば、８０ｋＶのように高い線量の場合には、このような束ね条件とすることが望ましい。

さらに、メモリ４１は、前述した各チャネルからの出力の出力比とＸ線の線量との相関を示すルックアップテーブルについても、Ｘ線の線量ごとに記憶する。ここで、メモリ４１に記憶されるルックアップテーブルは、上述した束ね条件に従ってｃｈ１及びｃｈ１それぞれからの出力が束ねられた場合の出力比に基づいて、作成される。

そして、本実施形態では、処理回路４４の各処理機能が、以下の処理を実行する。

図８は、本実施形態に係る処理回路４４の各処理機能によって行われる処理の処理手順を示すフローチャートである。

例えば、図８に示すように、本実施形態では、まず、設定機能４４６が、操作者から開始指示を受け付けた場合に（ステップＳ１０１，Ｙｅｓ）、被検体Ｐに応じたＸ線の線量を設定する（ステップＳ１０１，Ｙｅｓ）。このステップは、例えば、処理回路４４が、設定機能４４６に対応するプログラムをメモリ４１から読み出して実行することにより実現される。

具体的には、設定機能４４６は、被検体Ｐのスキャンが行われる際に操作者によって選択されるスキャンプランの収集条件に基づいて、被検体Ｐに応じたＸ線の線量を設定する。

続いて、決定機能４４７が、メモリ４１によって記憶された束ね条件を参照して、設定機能４４６によって設定されたＸ線の線量に対応する束ね条件を決定する（ステップＳ１０３）。このステップは、例えば、処理回路４４が、決定機能４４７に対応するプログラムをメモリ４１から読み出して実行することにより実現される。

具体的には、決定機能４４７は、メモリ４１によって記憶された束ね条件のうち、設定機能４４６によって設定されたＸ線の線量に対応する束ね条件を特定する。そして、決定機能４４７は、特定した束ね条件に従って、第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれについて、出力を束ねる検出素子の数を決定する。

続いて、制御機能４４１が、操作者によって設定された収集条件に基づいて、被検体Ｐのスキャンを実行する（ステップＳ１０４）。このステップは、例えば、処理回路４４が、制御機能４４１に対応するプログラムをメモリ４１から読み出して実行することにより実現される。

続いて、ＤＡＳ１８が、決定機能４４７によって決定された束ね条件に基づいて、第１のチャネル及び第２のチャネルからの出力をチャネルごとに束ねる（ステップＳ１０５）。

続いて、取得機能４４８が、決定機能４４７によって決定された束ね条件に基づいてチャネルごとに束ねられた第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれからの出力をＤＡＳ１８から取得する（ステップＳ１０６）。このステップは、例えば、処理回路４４が、取得機能４４８に対応するプログラムをメモリ４１から読み出して実行することにより実現される。

具体的には、取得機能４４８は、第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれに含まれる検出素子からの出力のうち、チャネルごとに、決定機能４４７によって決定された検出素子の数の出力を束ねることで、各チャネルからの出力を取得する。

続いて、推定機能４４９が、取得機能４４８によって取得された第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれからの出力の出力比に基づいて、スキャン対象のスキャンが行われた際の実際のＸ線の線量を推定する（ステップＳ１０７）。このステップは、例えば、処理回路４４が、推定機能４４９に対応するプログラムをメモリ４１から読み出して実行することにより実現される。

具体的には、推定機能４４９は、メモリ４１によって記憶されたルックアップテーブルのうち、設定機能４４６によって設定されたＸ線の線量に対応するルックアップテーブルを特定する。そして、推定機能４４９は、特定したルックアップテーブルを用いて、取得機能４４８によって取得された各チャネルからの出力の出力比に対応するＸ線の線量を特定することで、被検体Ｐのスキャンが行われた際の実際のＸ線の線量を推定する。

そして、再構成処理機能４４３が、推定機能４４９によって推定されたＸ線の線量を用いて再構成処理におけるＸ線の線量を補正することで、スキャンによって収集された投影データからＣＴ画像データを再構成する（ステップＳ１０８）。このステップは、例えば、処理回路４４が、再構成処理機能４４３に対応するプログラムをメモリ４１から読み出して実行することにより実現される。

なお、上述した構成のうち、メモリ４１は、記憶部の一例である。また、再構成処理機能４４３は、再構成処理部の一例である。また、設定機能４４６は、設定部の一例である。また、決定機能４４７は、決定部の一例である。また、取得機能４４８は、取得部の一例である。また、推定機能４４９は、推定部の一例である。

上述したように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１によれば、被検体Ｐのスキャンを行う際に設定されるＸ線の線量に応じて、第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれからの出力をチャネルごとに束ねる際の束ね条件を変えることで、リファレンス検出器を用いた補正の精度を向上させることができる。

具体的には、Ｘ線条件に応じて、リファレンス検出器１００の第１のチャネル及び第２のチャネルそれぞれごとに、各チャネルに含まれる複数の検出素子の中で出力を束ねる検出素子の数を変えることで、各チャネルからの出力の出力比に対する出力比のばらつきの割合を小さくすることができ、ルックアップテーブルを用いた補正の精度を向上させることができる。これにより、広いＸ線条件に対して、制度の高いＸ線の線量の補正を行うことが可能になる。

例えば、上述した実施形態は、デュアルエネルギー方式による撮影が可能なＸ線ＣＴ装置にも適用可能である。ここで、デュアルエネルギー方式は、異なる線量のＸ線を交互に切り替えながら被検体に照射して撮影を行うことによって、Ｘ線のエネルギースペクトルごとの物質のエネルギー透過性に基づいて、ＣＴ画像における濃淡のコントラストを向上させる技術である。上述した実施形態によれば、このようなデュアルエネルギー方式による撮影が行われる場合に、撮影時のＸ線エネルギーを正確に割り出すことができ、撮影によって得られる情報の精度を顕著に向上させることができる。

なお、上述した実施形態では、メモリ４１が、Ｘ線の線量ごとに束ね条件及びルックアップテーブルを記憶することとしたが、実施形態はこれに限られない。例えば、メモリ４１は、Ｘ線の線量の範囲ごとに、束ね条件及びルックアップテーブルを記憶してもよい。

また、例えば、メモリ４１は、Ｘ線の線量（ｋＶ）と管電流（ｍＡ）の組み合わせごとに、束ね条件及びルックアップテーブルを記憶してもよい。ここで、Ｘ線の線量及び管電流は、Ｘ線条件の一例である。

この場合には、設定機能４４６は、被検体Ｐのスキャンが行われる際に操作者によって入力される収集条件に基づいて、被検体Ｐに応じたＸ線の線量及び管電流を設定する。また、決定機能４４７は、メモリ４１によって記憶された束ね条件を参照して、設定機能４４６によって設定されたＸ線の線量及び管電流に対応する束ね条件を決定する。また、推定機能４４９は、メモリ４１によって記憶されたルックアップテーブルのうち、設定機能４４６によって設定されたＸ線の線量及び管電流に対応するルックアップテーブルを用いて、被検体Ｐのスキャンが行われた際の実際のＸ線の線量を推定する。

また、上述した実施形態では、補正用Ｘ線検出器がＸ線管１１とウェッジ１６との間に設けられる場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、補正用Ｘ線検出器は、撮影用のＸ線検出器１２と同一の検出面上に配置されていてもよい。この場合に、補正用Ｘ線検出器は、Ｘ線検出器１２と別体に構成されていてもよいし、一体に構成されていてもよい。

また、上述した実施形態では、本明細書における設定部、決定部、取得部及び推定部を、それぞれ、処理回路の設定機能、決定機能、取得機能及び推定機能によって実現する場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、本明細書における設定部、決定部、取得部及び推定部は、実施形態で述べた設定機能、決定機能、取得機能及び推定機能によって実現する他にも、ハードウェアのみ、ソフトウェアのみ、又は、ハードウェアとソフトウェアとの混合によって同機能を実現するものであっても構わない。

また、上述した実施形態において、単一の処理回路によって実現されるものとして説明した各処理機能は、例えば、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することによって実現されるものとしても構わない。また、処理回路が有する各処理機能は、単一又は複数の処理回路に適宜に分散又は統合されて実現されてもよい。また、処理回路が有する各処理機能は、回路等のハードウェアとソフトウェアとの混合によって実現されても構わない。また、ここでは、単一のメモリ４１が各処理機能に対応するプログラムを記憶する場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、複数の記憶回路が分散して配置され、処理回路が、個別の記憶回路から対応するプログラムを読み出して実行する構成としても構わない。

また、上述した説明で用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサが例えばＣＰＵである場合、プロセッサは、記憶回路に保存されたプログラムを読み出して実行することで、機能を実現する。一方、プロセッサが例えばＡＳＩＣである場合、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、当該機能がプロセッサの回路内に論理回路として直接組まれる。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて一つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。さらに、図１における複数の構成要素を一つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。

また、上述した実施形態において、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散又は統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散又は統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部又は任意の一部が、ＣＰＵ及び当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。

また、上述した実施形態において説明した各処理のうち、自動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を手動的に行なうこともでき、或いは、手動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を公知の方法で自動的に行なうこともできる。この他、上記文書中や図面中で示した処理手順、制御手順、具体的名称、各種のデータやパラメータを含む情報については、特記する場合を除いて任意に変更することができる。

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、リファレンス検出器を用いた補正の精度を向上させることができる。

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、実施形態同士の組み合わせ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。

１ Ｘ線ＣＴ装置
１００ リファレンス検出器
４０ コンソール装置
４１ メモリ
４４ 処理回路
４４３ 再構成処理機能
４４６ 設定機能
４４７ 決定機能
４４８ 取得機能
４４９ 推定機能

Claims (6)

1. それぞれが複数の検出素子を含む第１のチャネル及び第２のチャネルを少なくとも有するリファレンス検出器と、
   前記第１のチャネル及び前記第２のチャネルそれぞれにおける前記複数の検出素子の束ね条件をＸ線条件ごとに記憶する記憶部と、
   スキャン対象に応じたＸ線条件を設定する設定部と、
   前記記憶部によって記憶された束ね条件を参照して、前記設定部によって設定されたＸ線条件に対応する束ね条件を決定する決定部と
   を備える、Ｘ線ＣＴ装置。
2. 前記決定部によって決定された束ね条件に基づいてチャネルごとに束ねられた前記第１のチャネル及び前記第２のチャネルそれぞれからの出力を取得する取得部と、
   前記第１のチャネル及び前記第２のチャネルそれぞれからの出力の出力比に基づいて、前記スキャン対象のスキャンが行われた際の実際のＸ線条件を推定する推定部と
   をさらに備える、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記推定部によって推定されたＸ線条件を用いて再構成処理におけるＸ線条件を補正することで、前記スキャンによって収集された投影データからＣＴ画像データを再構成する再構成処理部をさらに備える、
   請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記記憶部に記憶される束ね条件は、前記第１のチャネル及び前記第２のチャネルそれぞれからの出力の出力比に基づいて決定される、
   請求項１～３のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記束ね条件は、前記第１のチャネル及び前記第２のチャネルそれぞれごとに、各チャネルに含まれる複数の検出素子の中で出力を束ねる検出素子の数を定義した条件である、
   請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記第１のチャネル及び前記第２のチャネルそれぞれにおける出力を束ねる検出素子の数は、各チャネルからの出力の出力比のばらつきに対する当該出力比の割合に基づいて決定される、
   請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。

Images