放射線画像診断装置及び撮像方法
【課題】画質の低下なくコストを低減すること。
【解決手段】Ｘ線検出器１０３は、疎に配列された複数の有効検出素子を有する。各有効検出素子は、被検体を透過した放射線を検出し、検出されたＸ線に応じた電気信号を発生する。前処理部１０６は、生成された電気信号に基づいて投影データを生成する。再構成部１１４は、生成された投影データから逐次近似再構成法を用いて、被検体に関するＣＴ画像を再構成する。
【解決手段】Ｘ線検出器１０３は、疎に配列された複数の有効検出素子を有する。各有効検出素子は、被検体を透過した放射線を検出し、検出されたＸ線に応じた電気信号を発生する。前処理部１０６は、生成された電気信号に基づいて投影データを生成する。再構成部１１４は、生成された投影データから逐次近似再構成法を用いて、被検体に関するＣＴ画像を再構成する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、放射線画像診断装置及び撮像方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
市販のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、２次元状に高密度に配列された複数のＸ線検出素子を備える。Ｘ線検出素子とは、Ｘ線検出器の２次元アレイの個々のセンサを意味する。Ｘ線検出素子は、所定の配列面において隣接して配列される。複数のＸ線検出素子を密に配列するために、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は幾何学的に可能な限り効率的に設計される。ここで、配列面において可能な限り密に配列された複数のＸ線検出素子を全数のＸ線検出素子と呼ぶことにする。全数は、ジオメトリに応じて異なる。
【０００３】
Ｘ線コンピュータ断層撮影装置において現在実施されている全ての画像再構成法は、可能な限り密に配列された全数のＸ線検出素子を前提としている。これらの再構成法には、フィルタ補正逆投影法、逆投影フィルタ法、及び逐次近似再構成法がある。逐次近似再構成法は、複数の種類が考案されている。圧縮センシング（Compressed sensing）に基づく逐次近似再構成法は、主に、密に配列された全数のＸ線検出素子から収集された投影データに基づくスパースビュー（sparse view）再構成に的を絞っている。圧縮センシング全変動（ＣＳ−ＴＶ：Compressed sensing total variation）は、全数のＸ線検出素子から収集されたスパースビューに対して良好な画質をもたらすことが示されている。
【０００４】
Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、全数のＸ線検出素子が密集しているために高価である。この高いコストは、実質的には、多数のＸ線検出素子が配列されていることに起因する。さらに、多数のＸ線検出素子に接続された多数の電子ユニットが必要であることも、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置が高コストであることの一因となっている。つまり、Ｘ線検出素子が密に配列されているほど、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置が高価になる。一般に、標準的な設計でＸ線検出素子のピッチを細かくすると、ハードウェアコストが劇的に増加する。
【０００５】
Ｘ線検出素子が密に配列されている場合、隣接する複数のＸ線検出素子が散乱効果を受けてしまう。隣り合うＸ線検出素子のピッチが狭いためＸ線は、隣接する複数のＸ線検出素子に亘って散乱する。複数のＸ線検出素子が密に配列されている場合、散乱補正によりアーチファクトのない画像を再構成することは困難である。
【０００６】
フラットパネル検出器を利用したＸ線コンピュータ断層撮影装置が標準的な設計を有するＸ線コンピュータ断層撮影装置の高コストを軽減すると考えられてきた。しかしながら、フラットパネル検出器は、一般に、標準的なＸ線検出器よりも量子効率が低く、読み出し速度が遅い。フラットパネル検出器の量子効率は、標準的なＸ線検出器の約半分である。フラットパネル検出器は、３０Ｈｚの読み出し速度を有するが、標準的なＸ線検出器は３０００Ｈｚ以上の読み出し速度を有する。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
実施形態の目的は、画質の低下なくコストを低減することが可能な放射線画像診断装置及び撮像方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本実施形態に係る放射線画像診断装置は、疎に配列された複数の検出区域を有する検出器であって、前記複数の検出区域の各々は、被検体を透過した放射線を検出し、前記検出された放射線に応じた電気信号を発生する放射線検出器と、前記生成された電気信号に基づいて投影データを生成する前処理部と、前記生成された投影データから逐次近似再構成法を用いて前記被検体に関する画像を再構成する再構成部と、を具備する。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図。
【図２Ａ】従来例に係るＸ線検出器の構成を示す図。
【図２Ｂ】本実施形態に係る、疎に配列された複数のＸ線検出区域（有効検出素子）を有するＸ線検出器の構成を示す図。
【図２Ｃ】本実施形態に係る、疎に配列された複数のＸ線検出区域（有効検出素子）を有するＸ線検出器の他の構成を示す図。
【図３Ａ】従来例に係る密に配列された有効検出素子の２次元配列を示す図。
【図３Ｂ】本実施形態に係る疎に配列された有効検出素子の２次元配列を示す図。
【図３Ｃ】本実施形態に係る疎に配列された有効検出素子の他の２次元配列を示す図。
【図４】本実施形態に係る他の有効検出素子の２次元配列を示す図。
【図５】本実施形態に係るＸ線管とコリメータとＸ線検出器との位置関係を示す図。
【図６】本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の撮像方法の典型的な流れを示す図。
【図７Ａ】１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する８９２個の有効検出素子から収集された投影データに基づく再構成画像を示す図。
【図７Ｂ】本実施形態に係る、１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する２２４個の有効検出素子から収集された疎なチャネルの投影データに基づく再構成画像を示す図。
【図７Ｃ】本実施形態に係る、１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する１１２個の有効検出素子から収集された疎なチャネルの投影データに基づく再構成画像を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、図面を参照しながら本実施形態に係わる放射線画像診断装置及び撮像方法を説明する。
【００１１】
本実施形態に係る放射線画像診断装置としては、放射線を検出する放射線検出器を備える画像診断装置であれば如何なる種類の画像診断装置であっても良い。本実施形態に係る放射線画像診断装置としては、例えば、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、陽電子放射断層撮影装置（ＰＥＴ装置）、及びＰＥＴ装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置とが組み合わされたＰＥＴ／ＣＴ装置が適用可能である。以下の説明を具体的に行うため、本実施形態に係る放射線画像診断装置はＸ線コンピュータ断層撮影装置であるとする。
【００１２】
図１は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図である。図１に示すように、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、ガントリ１００を含んでいる。図１においてガントリ１００は、正面図で示されている。ガントリ１００は、Ｘ線管１０１と環状フレーム１０２とＸ線検出器１０３とを含む。Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０３とは、環状フレーム１０２上に被検体Ｓを直径方向に挟んで取り付けられている。図１において被検体の断面は円で表現されている。環状フレーム１０２は、回転軸ＲＡの回りを回転する。被検体Ｓが載置された天板は、回転軸ＲＡに沿ってスライド可能に寝台に支持されている。回転部１０７は、０．４秒／回転などの高速で環状フレーム１０２を回転させる。後で詳細に説明するように、本実施形態に係るＸ線検出器１０３は、後述するように、２次元状に疎に配列された複数のＸ線検出区域を有している。各Ｘ線検出区域は、Ｘ線管１０１から発生され被検体を透過したＸ線を検出し、検出されたＸ線に応じた電気信号を発生する。本実施形態においてＸ線検出区域は、Ｘ線検出に利用される駆動可能なＸ線検出素子（有効検出素子）であると規定される。有効検出素子は、スキャン時においてＸ線検出のために駆動されるＸ線検出素子である。
【００１３】
本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、高電圧発生部１０９を含む。高電圧発生部１０９は、環状フレーム１０２に取り付けられる。高電圧発生部１０９は、Ｘ線管１０１がＸ線を発生するためにＸ線管１０１に高電圧を印加する。電流調整部１１７は、管電流を調整するために高電圧発生部１０９を制御する。
【００１４】
図１に示すように、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線検出器１０３からの検出された信号を処理するための他のデバイスをさらに含む。データ収集回路（ＤＡＳ）１０４は、Ｘ線検出器１０３から出力された電気信号をチャンネル毎に電圧信号に変換し、電圧信号を増幅し、増幅された電圧信号をデジタル信号に変換する。デジタル信号は、生データと呼ばれている。Ｘ線検出器１０３とＤＡＳ１０４とは、１回転あたりの所定の全投影数（ＴＰＰＲ：total number of projections per rotation）で処理可能に構成される。
【００１５】
生データは、非接触データ伝送部１０５を介してガントリ１００の外部のコンソールに収容された前処理部１０６に伝送される。前処理部１０６は、生データに対して感度補正や対数変換などの補正処理を実行し、生データから投影データを生成する。投影データは、再構成処理の直前の段階のデータである。記憶部１１２は、投影データを記憶する。
【００１６】
上述のように、本実施形態に係るＸ線検出区域（有効検出素子）は、疎に配列されている。従って、投影データのサンプリング数は、密に配列されたＸ線検出区域を用いる場合に比して少ない。以下、疎なＸ線検出区域を有するＸ線検出器１０３からの電気信号に基づく生データを、疎なチャネルの生データと呼び、疎なＸ線検出区域を有するＸ線検出器１０３からの電気信号に基づく投影データを、疎なチャネルの投影データと呼ぶことにする。
【００１７】
記憶部１１２は、再構成部１１４、表示部１１６、入力部１１５、及びスキャン計画支援部２００と共に、データ／制御バスを介してシステム制御部１１０に接続される。スキャン計画支援部２００は、撮像技師を支援してスキャン計画を策定する機能を含む。
【００１８】
再構成部１１４は、種々のソフトウェア構成要素とハードウェア構成要素とを含む。再構成部１１４は、疎なチャネルの投影データから逐次近似再構成法を用いてＣＴ画像を再構成する。本実施形態に係る再構成部１１４は、Ｘ線検出区域の減少に伴う画質劣化を防止するために、フィルタ補正逆投影（ＦＢＰ：filtered back projection）等の解析学的再構成法ではなく、逐次近似再構成法を用いて画像再構成を実行している。より詳細には、再構成部１１４は、画像再構成処理において逐次近似再構成法を用いて全変動（ＴＶ）を最小化する。すなわち、再構成部１１４は、ＣＴ画像を再構成するために疎なチャネルの投影データに対して全変動逐次近似再構成（ＴＶＩＲ）アルゴリズムを実行する。さらに詳細には、再構成部１１４は、疎なチャネルの投影データに対してオーダードサブセット同時代数的再構成法（ＯＳＳＡＲＴ：ordered subset simultaneous algebraic reconstruction technique）処理とＴＶ最小化処理とを行う。
【００１９】
次に本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の詳細について説明する。
【００２０】
まず、本実施形態に係るＸ線検出器１０３の構造について詳細に説明する。図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃは、Ｘ線検出器１０３の構造を説明するための図である。図２Ａは、密に配列されたＸ線検出区域を有する従来例のＸ線検出器１０３Ｚの構造を示す図である。図２Ｂは、疎に配列されたＸ線検出区域を有する本実施形態のＸ線検出器の構成を示す図である。図２Ｃは、疎に配列されたＸ線検出区域を有する本実施形態のＸ線検出器の他の構成を示す図である。
【００２１】
図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃにおいて、単一のＸ線検出区域は、Ｘ線検出のために駆動される単一のＸ線検出素子（有効検出素子）が占有する領域である。不感帯は、Ｘ線検出器上の配列面内の有効検出素子外の領域である。例えば、不感帯は、有効検出素子間に設けられた反射材が占有する領域である。また、不感帯は、有効検出素子の前面に設けられた散乱線除去グリッドによりＸ線が到達しないＸ線検出素子の部分領域であってもよい。また、不感帯は、Ｘ線検出に利用されないＸ線検出素子が占有する領域であっても良い。Ｘ線検出に利用されないＸ線検出素子は、Ｘ線スキャン時において駆動されないＸ線検出素子である。図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃは、Ｘ線検出器１０３Ｚ及びＸ線検出器１０３の断面図と考えられ得る。図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃは、また、Ｘ線管１０１から放射されるファンビームを表すとも考えられ得る。あるいは、図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃは、１次元アレイ検出器を示す。
【００２２】
図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃに示すように、Ｘ線源１０１は、被検体Ｓを挟んでＸ線検出器１０３ＺあるいはＸ線検出器１０３に対向して位置する。有効検出素子１０３は、等しい大きさの暗色の四角からなる列によって表される。有効検出素子１０３の間には、不感帯１０３Ｃ、すなわち明色の四角からなる列によって表される。
【００２３】
有効検出素子１０３の距離ピッチは、隣り合う有効検出素子１０３Ｂの中心間距離であると規定される。有効検出素子１０３の角度ピッチは、隣り合う有効検出素子１０３の中心間の、Ｘ線管１０１のＸ線焦点回りの角度であると規定される。以下、距離ピッチと角度ピッチとを特に区別しない場合、距離ピッチと角度ピッチとをまとめて単にピッチと呼ぶことにする。
【００２４】
このように、従来例に係るＸ線検出器１０３Ｚにおいて複数の有効検出素子１０３Ｂは、密に配列されている。すなわち、幾何学的検出効率を最大に高めるため、複数の有効検出素子１０３Ｂは、可能な限り多く配列される。ここで、従来例に係る有効検出素子（Ｘ線検出素子）１０３Ｂのように幾何学的検出効率を最大に高めるために可能な限り多く配列された場合の有効検出素子（Ｘ線検出素子）の個数を、全数と呼ぶことにする。有効検出素子の全数は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置のジオメトリに応じて異なる。例えば、Ｘ線検出素子の体積や、Ｘ線のファン角度、Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０３との間の距離に応じて有効検出素子１０３Ｂの全数が決定される。
【００２５】
上述のように、本実施形態に係るＸ線検出器１０３おいて複数の有効検出素子１０３Ｂは、疎に配列される。隣り合う２つの有効検出素子の間隔は、各有効検出素子の幅よりも広い。本実施形態に係る有効検出素子１０３Ｂの個数は、同一のジオメトリにおいて、全数の有効検出素子１０３Ｂに比して少ない。具体的には、本実施形態に係る有効検出素子１０３Ｂの個数は、全数の１／４から１／１０までの間の個数に規定される。より好適には、本実施形態に係る有効検出素子１０３Ｂの個数は、全数の１／８に規定される。また、本実施形態に係る有効検出素子１０３Ｂのピッチは、同一のジオメトリにおいて、従来例の有効検出素子１０３Ｂに比してピッチが大きい。距離ピッチ及び角度ピッチは、ジオメトリに応じて異なる。例えば、有効検出素子１０３Ｂがチャネル方向に沿って密にｎ個配列され、Ｘ線管１０１からのＸ線のファン角度がα度の場合、従来例の有効検出素子１０３Ｂの角度ピッチは、α／ｎ度に規定される。この従来例と同一のジオメトリにおいて有効検出素子１０３Ｂを疎に配列する場合、本実施形態に係る有効検出素子１０３Ｂの角度ピッチは、α／ｎ度よりも大きくなるように設定される。例えば、従来例においてチャネル方向に沿う有効検出素子１０３Ｂの個数ｎが１０００個であり、ファン角度αが５０度の場合、従来例の角度ピッチは、５０度／１０００個＝０．０５度に規定され、本願の角度ピッチは０．０５度よりも大きく設定される。
【００２６】
図２Ｂに示すように、本実施形態に係るＸ線検出器１０３においては、全数よりも少ない有効検出素子１０３Ｂが疎に配列されている。有効検出素子１０３Ｂのピッチは、図２Ａの従来例によるピッチよりも大きい。図２Ｂにおいて、有効検出素子１０３Ｂは、互いに一定の等距離に設置される。換言すれば、ピッチは、Ｘ線検出器１０３上の有効検出素子対の位置に応じて異ならず、同一である。
【００２７】
本実施形態に係るＸ線検出器１０３において、有効検出素子１０３Ｂは点線で表される投影中心線に対して非対称に配列されている。投影中心線がＸ線検出器１０３の中心に対して反時計回りに４分の１画素または所定の角度だけ離れるように有効検出素子１０３が配置されている。このクォータオフセット設計は、サンプリング密度を向上させるためにＸ線コンピュータ断層撮影の分野において実行されている。
【００２８】
図２Ｃは、図２Ｂとは異なる有効検出素子１０３Ｂの配列パターンを示している。図２Ｃに係るＸ線検出器１０３においては、全数より少ない有効検出素子１０３Ｂが疎に配列されている。有効検出素子１０３Ｂの少なくともいくつかのピッチは、図２Ａの従来例に係る有効検出素子１０３Ｂのピッチより大きい。
【００２９】
図２Ｃに示すように、複数の有効検出素子１０３Ｂは、Ｘ線検出器１０３の中央から端部に向かうについてピッチが大きくなるように配列される。有効検出素子１０３Ｂのピッチは、中央から端部に向かうにつれて連続的に増加する必要はなく、段階的に増加しても良い。図２Ｃの配列パターンにおいても、クォータオフセット設計に従って有効検出素子１０３Ｂが配列されると良い。
【００３０】
次に図３Ａ、図３Ｂ、及び図３Ｃを参照しながら、本実施形態と従来例との有効検出素子１０３Ｂの２次元配列の比較について説明する。図３Ａは、従来例に係る密に配列された有効検出素子１０３Ｂの２次元配列を示す図である。図２Ｂは、本実施形態に係る疎に配列された有効検出素子１０３Ｂの２次元配列を示す図である。図２Ｃは、本実施形態に係る疎に配列された有効検出素子１０３Ｂの他の２次元配列を示す図である。図３Ａ、図３Ｂ、及び図３Ｃにおいて、Ｘ線検出器１０３Ｚ，Ｘ線検出器１０３の配列面における有効検出素子１０３Ｂが占める区域は、Ｘ線検出可能な有感帯Ｅによって表され、有効検出素子の物理的な大きさと実質的に同じと考えられる。
【００３１】
図３Ａに示すように、従来例において、全数の有効検出素子１０３Ｂは、チャネル方向及び列方向に沿って等しい間隔で配列される四角によって表される。全数の有効検出素子１０３Ｂは、チャネル方向及び列方向に沿って密に配列されている。複数の有効検出素子１０３Ｂの間には、不感帯１０３Ｃが、網目状に設けられている。不感帯１０３Ｃは、複数の有効検出素子１０３Ｂ−１によって占有されない空いた空間である。チャネル方向のピッチと列方向のピッチとは、等しくても良いし、異なっていてもよい。
【００３２】
図３Ｂに示すように、本実施形態において、全数より少ない複数の有効検出素子１０３Ｂは、チャネル方向及び列方向に沿って疎に配列されている。複数の有効検出素子１０３Ｂの間には、不感帯１０３Ｃが設けられている。有効検出素子１０３Ｂの各対のピッチは、チャネル方向及び列方向の少なくとも一方の方向において、図３Ａの密に配列された複数の有効検出素子１０３Ｂの各対のピッチより大きい。このように図３Ｂにおいて、複数の有効検出素子１０３Ｂは、縞模様のパターンで配列されている。
【００３３】
図３Ｂに示すように、複数の有効検出素子１０３Ｂは、各方向において等距離に配列される。言い換えれば、ピッチは、チャネル方向と列方向との各方向において、同一である。図３Ａに示す従来例に係る２次元配列と比較すると、本実施形態に係る２次元配列は、チャネル方向のピッチは増加するが、列方向のピッチは同一である。チャネル方向のピッチを増加することにより、全数より少ない疎に配列された複数の有効検出素子１０３Ｂを有するＸ線検出器１０３が実現される。
【００３４】
図３Ｃに示すように、本実施形態において、全数より少ない複数の有効検出素子１０３Ｂは、チャネル方向及び列方向に沿って疎に配列されている。複数の有効検出素子１０３Ｂの間には、不感帯１０３Ｃが設けられている。有効検出素子１０３Ｂの各対のピッチは、チャネル方向と列方向との両方向において、図３Ａの密に配列された複数の有効検出素子１０３Ｂの各対のピッチより大きい。このように図３Ｃにおいて、複数の有効検出素子１０３Ｂは、千鳥模様のパターンで配列されている。
【００３５】
図３Ｃに示すように、複数の有効検出素子１０３Ｂは、各方向において互いに等距離に配列される。言い換えれば、ピッチは、チャネル方向と列方向との各方向において、同一である。図３Ａに示す従来例に係る２次元配列と比較すると、本実施形態に係る２次元配列は、チャネル方向と列方向の両方向のピッチが実質的に同じ距離だけ増加される。チャネル方向のピッチと列方向のピッチとを共に増加することにより、全数より少ない疎に配列された有効検出素子１０３Ｂが実現される。
【００３６】
なお、本実施形態に係る複数の有効検出素子１０３Ｂのチャネル方向のピッチと列方向のピッチとは、Ｘ線検出器１０３上において不等距離であってもよい。言い換えれば、複数の有効検出素子１０３Ｂのチャネル方向のピッチと列方向のピッチとは、Ｘ線検出器１０３の配列面において異なっていても良い。例えば、複数の有効検出素子１０３Ｂのチャネル方向のピッチと列方向のピッチとの少なくとも一方のピッチは、図２Ｃに示すように、Ｘ線検出器１０３の中央から周辺に向かって増加しても良い。
【００３７】
上述の実施形態において複数のＸ線検出素子の各々は、役割が固定であるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。Ｘ線検出素子の役割は有効検出素子と不感帯との間で切り替え可能であっても良い。
【００３８】
図４は、本実施形態に係るＸ線検出素子１０３Ｄの２次元配列を示す図である。図４に示すように、Ｘ線検出器１０３においては、全数のＸ線検出素子１０３Ｄがチャネル方向と列方向との両方向に沿って密に配列されている。Ｘ線検出素子１０３Ｄが存在しない区域は、不感帯１０３Ｃに規定される。各Ｘ線検出素子１０３Ｄは、有効検出素子または不感帯に切り替え可能である。すなわち、各Ｘ線検出素子１０３Ｄは、Ｘ線を検出するために駆動されても良いし、Ｘ線を検出しないように停止されても良い。駆動されているＸ線検出素子１０３Ｄは有効検出素子Ｅとして機能し、停止されているＸ線検出素子１０３Ｄは不感帯Ｄとして機能する。有効検出素子Ｅの距離ピッチは、Ｘ線を検出するために駆動された隣り合う２つの有効検出素子Ｅの２つの中心間の距離に規定され、有効検出素子Ｅの角度ピッチは、Ｘ線を検出するために駆動された隣り合う２つのＸ線検出素子１０３Ｄの２つの中心間のＸ線焦点回りのファン角度に規定される。有効検出素子Ｅのピッチは、チャネル方向と列方向との各方向において等しくても良いし、異なっていても良い。
【００３９】
図４においては、複数の有効検出素子Ｅが疎に配列されるように、各Ｘ線検出素子１０３Ｄの駆動と停止とが切り替えられる。例えば、複数の有効検出素子Ｅが上述の図３Ｂや図３Ｃに示すパターンで疎に配列されるように、各Ｘ線検出素子１０３Ｄの駆動と停止とがシステム制御部１１０により切り替えられる。複数の有効検出素子Ｅの個数は、全数の１０分の１から４分の１である。ピッチの調整、すなわち、各Ｘ線検出素子１０３Ｄの駆動と停止との切り替えは、典型的には、スキャン実行前、システム制御部１１０により行われる。
【００４０】
本実施形態に係るデータ収集回路１０４は、複数のビューに関する疎なチャンネルの投影データを収集する。本実施形態においてビュー数は、最大ビューであっても良いし、最大ビューよりも少なくても良い。最大ビューは、一回転あたりに収集可能なビュー数の最大値を意味する。最大ビューは、典型的には、１回転あたり９００ビューから１２００ビューである。本実施形態においてデータ収集回路１０４は、再構成のために１組のスパースビューを有する疎なチャネルのデータを収集してもよい。スパースビューは、全数よりも少ないビューに規定される。例えば、スパースビューは、１回転あたり９００個未満のビューを有する。疎なチャネルの投影データから画像を再構成するために、再構成アルゴリズムは、全変動逐次近似再構成（ＴＶＩＲ）アルゴリズムなどの反復的な画像再構成法である。より詳細には、再構成部１１４は、疎なチャネルの投影データに対してオーダードサブセット同時代数的再構成法（ＯＳＳＡＲＴ）処理とＴＶ最小化処理とを行う。疎なチャネルの投影データが最大ビューより少ないビューを有する場合、上記の逐次近似再構成アルゴリズムの反復回数が増えてもよい。
【００４１】
Ｘ線管１０１と被検体Ｓとの間にコリメータ（プリ・コリメータ）が配置されている。図５は、Ｘ線管１０１とコリメータ１０１ＡとＸ線検出器１０３との位置関係を示す図である。コリメータ１０１Ａは、Ｘ線管１０１からＸ線検出器１０３に向かって放射されるＸ線の立体角を制限するためにＸ線管１０１の近くに設置される。コリメータ１０１Ａは、Ｘ線を遮蔽可能な金属により形成される。コリメータ１０１Ａは、Ｘ線が不感帯１０３Ｃに到達せず、且つ、Ｘ線が有効検出素子１０３Ｂに到達するように複数の貫通孔が形成されている。換言すれば、コリメータ１０１Ａを通過したＸ線が有効検出素子１０３Ｂに限定して到達するように、コリメータ１０１Ａにおいて複数の貫通孔が位置決めされている。コリメータ１０１Ａは、Ｘ線の正確な方向を選択することに関して完全ではない場合があるが、コリメータ１０１Ａは、被検体ＳのＸ線量を低下させ、十分な量のＸ線が有効検出素子１０３Ｂで検出されることを可能にする。
【００４２】
コリメータ１０１Ａは、上述の他の実施形態と組み合わされても良い。例えば、所定のコリメータ１０１Ａのうちの特定の１つが、Ｘ線源１０１から有効検出素子１０３Ｂの配列パターンに向かって放射されるＸ線を制限するために、Ｘ線源１０１の近くに設置される。言い換えれば、コリメータ１０１Ａは、縞模様や千鳥模様などの所定のパターンで等距離または不等距離の貫通穴を有する。いくつかの実施形態では、コリメータ１０１Ａは、Ｘ線検出素子の駆動と停止との切り替えに応じて、Ｘ線の通過と遮断とをシステム制御部１１０による制御に従って切り替え可能に構成されても良い。
【００４３】
次に、図６を参照しながら、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の動作について説明する。図６は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の撮像方法の典型的な流れを示す図である。ステップＳ１００においてＸ線検出器１０３は、複数の有効検出素子１０３Ｂが２次元上に疎に配列される。例えば、有効検出素子１０３Ｂは、全数の１０分の１から４分の１の間の数だけ配列される。より好適には、全数の８分の１が適用である。複数の有効検出素子１０３Ｂは、上述のように、縞模様または千鳥模様などの所定のパターンで配列される。また、複数の有効検出素子１０３Ｂは、従来のピッチよりも大きいピッチで配列さえる。複数の有効検出素子１０３Ｂは、チャネル方向と列方向との各方向において等ピッチで配列されても良いし、位置に応じて不等ピッチで配列されても良い。ステップＳ１００は、撮影技師による指示に従ってスキャン計画支援部２００により実施されてもよい。
【００４４】
ステップＳ２００において、被検体Ｓの関心領域がスキャンされる。Ｘ線は、Ｘ線管１０１から被検体Ｓに向かって放射される。Ｘ線検出器１０３は、被検体Ｓを挟んでＸ線管１０１の反対側に位置し、被検体Ｓの関心領域を透過したＸ線を、疎に配列された複数の有効検出素子１０３Ｂで検出する。ステップＳ２００において、データ収集回路（ＤＡＳ）１０４は、各チャネルに対してＸ線検出器１０３から出力された信号を電圧信号に変換し、増幅し、Ａ／Ｄ変換する。Ｘ線検出器１０３およびデータ収集回路１０４は、１回転あたりの所定の全投影数（ＴＰＰＲ）を操作するように構成される。非接触データ伝送部１０５は、データ収集回路１０４からの疎なチャネルの生データを前処理部１０６に伝送する。
【００４５】
さらに、ステップＳ２００において、前処理部１０６は、疎なチャネルの生データに対して感度補正や対数変換などの所定の前処理を行い、疎なチャネルの生データから疎なチャネルの投影データを生成する。疎なチャネルの投影データは、記憶部１１２に記憶される。
【００４６】
ステップＳ３００において、再構成部１１４は、逐次近似再構成法を用いて投影データの全変動（ＴＶ）を最小化する。すなわち、再構成部１１４は、画像を再構成するために疎なチャネルの投影データに対して全変動逐次近似再構成法（ＴＶＩＲ）を実行する。さらに詳細には、再構成部１１４は、疎なチャネルの投影データに対してオーダードサブセット同時代数的再構成法（ＯＳＳＡＲＴ）処理とＴＶ最小化処理とを行う。上述の逐次近似再構成法の変法として、再構成部１１４は、他の代数的再構成法（ＡＲＴ）や期待値最大化（ＥＭ）再構成法を実行しても良い。換言すれば、再構成部１１４は、圧縮センシングに基づく逐次近似再構成法を用いて疎なチャネルの投影データからＣＴ画像を再構成する。疎なチャネルの投影データが最大ビューより少ないビューを有する場合、上記の逐次近似再構成法における反復回数が増えてもよい。
【００４７】
図７Ａ、図７Ｂ、および図７Ｃは、従来例に係る投影データに基づくＣＴ画像と本実施形態に係る疎なチャネルの投影データに基づくＣＲ画像との比較を説明するための図である。図７Ａ、図７Ｂ、および図７Ｃにおいて、ビュー数は同一であるが、有効検出素子の個数は異なる。図７Ａ、図７Ｂ、および図７Ｃに示す再構成画像の画質は、臨床的に許容できる。
【００４８】
図７Ａは、１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する８９２個の有効検出素子から収集された投影データに基づく再構成画像である。再構成画像は、１００回の反復の後で所定の全変動最小化を用いる逐次近似再構成（ＩＲＴＶ）を用いて上記の投影データから再構成される。結果として生成される画像の一般的な画質は、臨床的に許容できる。
【００４９】
図７Ｂは、１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する２２４個の有効検出素子から収集された疎なチャネルの投影データに基づく再構成画像である。この図７Ｂの有効検出素子の個数は、図７Ａの有効検出素子の個数の４分の１である。図７Ｂの再構成画像は、１００回の反復の後で所定の全変動最小化を用いる逐次近似再構成（ＩＲＴＶ）を用いて上記の投影データから再構成される。図７Ｂの再構成画像の画質は、臨床的に許容できる。
【００５０】
図７Ｃは、１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する１１２個の有効検出素子から収集された疎なチャネルの投影データに基づく再構成画像である。図７Ｃの有効検出素子の個数は、図７Ａの有効検出素子の個数の８分の１である。結果として生成される画像は、５００回の反復の後で所定の全変動最小化を用いる逐次近似再構成（ＩＲＴＶ）を用いて上記の投影データから再構成される。反復回数は、図７Ａの反復の５倍に増加されてもよい。図７Ｃの再構成画像の画質は、臨床的に許容できる。
【００５１】
上記説明により、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、２次元状に疎に配列されたＸ線検出区域（有効検出素子）を有するＸ線検出器を備えている。従って、投影データのサンプリング数は、密に配列された有効検出素子を用いる場合に比して少ない。一般に、Ｘ線検出素子に関連するコストは、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置でコストが最も多くかかる部分の１つである。本実施形態は、Ｘ線検出素子の個数を積極的に減少させることにより、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置の製造コストを低減し、且つ、Ｘ線検出素子数の減少に伴う画質劣化を防止するために、疎なチャネルの投影データから逐次近似再構成法を用いてＣＴ画像を再構成する。これにより本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、製造コストの低減と画質劣化の防止とを両方とも実現することができる。さらに本実施形態によれば、Ｘ線検出素子の減少に伴い、Ｘ線検出素子からの電気信号を処理するためのデータ収集回路等の電子ユニットの数も減少することができる。従って本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線検出素子により発生された電気信号を処理するための電子ユニットのコストも低減することができる。
【００５２】
本実施形態によれば、有効検出素子の個数が減少するため、検出素子配列面上の少なくともいくつかの隣り合う２つの有効検出素子間のピッチが拡大され、コスト面での利点に加えて機能面での利点がいくつか得られる。隣接する有効検出素子間の間隔が増加することによりクロストークが軽減されるために、散乱補正の手順が容易になる。そのうえ、空間分解能が高いいくつかの実施形態では、所望の量子効率および読み出し時間は、全数の検出素子を有する標準的なＸ線コンピュータ断層撮影装置と実質的に同じままである。
【００５３】
上述のように、疎なチャネルの投影データは、圧縮センシングに基づく逐次近似再構成法を用いて処理される。従来例において圧縮センシングに基づく逐次近似再構成法を用いる場合、全数の有効検出素子に基づくスパースビュー（最大ビュー数より少ない投影データ）から全変動最小化を用いる圧縮センシング（compressed sensing with total variation minimization）を用いて被検体のＣＴ画像が再構成されていた。ここでスパースビューのビュー数は、例えば、最大ビューの１０分の１と同程度に低くされている。対照的に、本実施形態においては、全数より少ない有効検出素子に基づく疎なチャネルの投影データから全変動最小化を用いる圧縮センシングを用いてＣＴ画像が再構成される。すなわち、本実施形態においてサンプリング数を減少させるために、ビュー数を減少させるのではなく、有効検出素子数を減少させている。従って本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、有効検出素子数が十分に確保されていない環境下においても、疎なチャネルの投影データに基づいて十分な画質のＣＴ画像を再構成することができる。
【００５４】
１つの例示的な疎なチャネルの投影データから、次の考慮事項が示される。説明を簡単にするために、ファンビームのみが用いられると仮定すると、有効検出素子の全数がＮｃｈであるとき、撮像視野（ＦＯＶ）の直径に沿った距離ピッチはＦＯＶ／Ｎｃｈである。さらに、ＦＯＶの周囲がπＦＯＶであると仮定すると、πＦＯＶに沿ったサンプリング範囲（sampling coverage）が同じ場合、πＦＯＶ／Ｎｖｉｅｗｓ＝ＦＯＶ／Ｎｃｈと近似され、ここでＮｖｉｅｗｓは１回転あたりのビューの数である。これから、Ｎｖｉｅｗｓ＝πＮｃｈであることが示唆される。一方、標準的なＸ線コンピュータ断層撮影装置は、ほぼＮｃｈ＝Ｎｖｉｅｗｓ＝１０００を有するように設計される。有効検出素子の個数が全数の約８分の１の場合において圧縮センシングの全変動を用いて臨床的に許容できる画質を達成するために、１０００より多いビュー数が必要である。疎なチャネルの投影データに基づいて圧縮センシング全変動再構成法を用いてＣＴ画像を再構成するために、１０２４個の全数の有効検出素子が１２８個に減少され、１回転あたりのビュー数が約３０００に増加されてもよい。
【００５５】
標準的なＸ線検出器の製造技術が向上するにつれて、Ｘ線検出素子の大きさは、過去のＸ線検出素子の大きさの数分の１になっている。改良されたより小型の標準的なＸ線検出器は、本実施形態に係る疎に配列された有効検出素子を実現するには、フラットパネル検出器より有利である。フラットパネル検出器は、必要とされる空間分解能を有するが、量子効率が実質的に低く、読み出し時間が長い。一方、標準的なＸ線検出器は、量子効率が実質的に高く、読み出し時間が短い。大きさがより小さいので、データ収集回路において同じ数のより小型のＸ線検出素子が同じ検出器表面に設置される場合、疎なチャネルの本発明の一実施形態が実施される。同様に、電子パッケージの大きさが同じく改良されているので、散乱防止コリメータの位置合わせが容易になる。一方、疎なチャネルのデータには１回転あたりのビューの数を増やすことが任意選択で必要なので、被検体への照射線量が増加することがある。患者の線量増加を実質的に回避するために、ピンホールコリメータがＸ線管に設置される。
【００５６】
かくして本実施形態によれば、画質の低下なくコストを低減することが可能な放射線画像診断装置及び撮像方法を提供することにある。
【００５７】
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。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、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】
【００５８】
１００…ガントリ、１０１…Ｘ線管、１０２…環状フレーム、１０３…Ｘ線検出器、１０４…データ収集回路（ＤＡＳ）、１０５…非接触データ伝送部、１０６…前処理部、１０７…回転部、１０８…スリップリング、１０９…高電圧発生部、１１０…システム制御部、１１２…記憶部、１１４…再構成部、１１５…入力部、１１６…表示部、１１７…電流調整部、２００…スキャン計画支援部
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、放射線画像診断装置及び撮像方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
市販のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、２次元状に高密度に配列された複数のＸ線検出素子を備える。Ｘ線検出素子とは、Ｘ線検出器の２次元アレイの個々のセンサを意味する。Ｘ線検出素子は、所定の配列面において隣接して配列される。複数のＸ線検出素子を密に配列するために、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は幾何学的に可能な限り効率的に設計される。ここで、配列面において可能な限り密に配列された複数のＸ線検出素子を全数のＸ線検出素子と呼ぶことにする。全数は、ジオメトリに応じて異なる。
【０００３】
Ｘ線コンピュータ断層撮影装置において現在実施されている全ての画像再構成法は、可能な限り密に配列された全数のＸ線検出素子を前提としている。これらの再構成法には、フィルタ補正逆投影法、逆投影フィルタ法、及び逐次近似再構成法がある。逐次近似再構成法は、複数の種類が考案されている。圧縮センシング（Compressed sensing）に基づく逐次近似再構成法は、主に、密に配列された全数のＸ線検出素子から収集された投影データに基づくスパースビュー（sparse view）再構成に的を絞っている。圧縮センシング全変動（ＣＳ−ＴＶ：Compressed sensing total variation）は、全数のＸ線検出素子から収集されたスパースビューに対して良好な画質をもたらすことが示されている。
【０００４】
Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、全数のＸ線検出素子が密集しているために高価である。この高いコストは、実質的には、多数のＸ線検出素子が配列されていることに起因する。さらに、多数のＸ線検出素子に接続された多数の電子ユニットが必要であることも、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置が高コストであることの一因となっている。つまり、Ｘ線検出素子が密に配列されているほど、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置が高価になる。一般に、標準的な設計でＸ線検出素子のピッチを細かくすると、ハードウェアコストが劇的に増加する。
【０００５】
Ｘ線検出素子が密に配列されている場合、隣接する複数のＸ線検出素子が散乱効果を受けてしまう。隣り合うＸ線検出素子のピッチが狭いためＸ線は、隣接する複数のＸ線検出素子に亘って散乱する。複数のＸ線検出素子が密に配列されている場合、散乱補正によりアーチファクトのない画像を再構成することは困難である。
【０００６】
フラットパネル検出器を利用したＸ線コンピュータ断層撮影装置が標準的な設計を有するＸ線コンピュータ断層撮影装置の高コストを軽減すると考えられてきた。しかしながら、フラットパネル検出器は、一般に、標準的なＸ線検出器よりも量子効率が低く、読み出し速度が遅い。フラットパネル検出器の量子効率は、標準的なＸ線検出器の約半分である。フラットパネル検出器は、３０Ｈｚの読み出し速度を有するが、標準的なＸ線検出器は３０００Ｈｚ以上の読み出し速度を有する。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
実施形態の目的は、画質の低下なくコストを低減することが可能な放射線画像診断装置及び撮像方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本実施形態に係る放射線画像診断装置は、疎に配列された複数の検出区域を有する検出器であって、前記複数の検出区域の各々は、被検体を透過した放射線を検出し、前記検出された放射線に応じた電気信号を発生する放射線検出器と、前記生成された電気信号に基づいて投影データを生成する前処理部と、前記生成された投影データから逐次近似再構成法を用いて前記被検体に関する画像を再構成する再構成部と、を具備する。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図。
【図２Ａ】従来例に係るＸ線検出器の構成を示す図。
【図２Ｂ】本実施形態に係る、疎に配列された複数のＸ線検出区域（有効検出素子）を有するＸ線検出器の構成を示す図。
【図２Ｃ】本実施形態に係る、疎に配列された複数のＸ線検出区域（有効検出素子）を有するＸ線検出器の他の構成を示す図。
【図３Ａ】従来例に係る密に配列された有効検出素子の２次元配列を示す図。
【図３Ｂ】本実施形態に係る疎に配列された有効検出素子の２次元配列を示す図。
【図３Ｃ】本実施形態に係る疎に配列された有効検出素子の他の２次元配列を示す図。
【図４】本実施形態に係る他の有効検出素子の２次元配列を示す図。
【図５】本実施形態に係るＸ線管とコリメータとＸ線検出器との位置関係を示す図。
【図６】本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の撮像方法の典型的な流れを示す図。
【図７Ａ】１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する８９２個の有効検出素子から収集された投影データに基づく再構成画像を示す図。
【図７Ｂ】本実施形態に係る、１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する２２４個の有効検出素子から収集された疎なチャネルの投影データに基づく再構成画像を示す図。
【図７Ｃ】本実施形態に係る、１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する１１２個の有効検出素子から収集された疎なチャネルの投影データに基づく再構成画像を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、図面を参照しながら本実施形態に係わる放射線画像診断装置及び撮像方法を説明する。
【００１１】
本実施形態に係る放射線画像診断装置としては、放射線を検出する放射線検出器を備える画像診断装置であれば如何なる種類の画像診断装置であっても良い。本実施形態に係る放射線画像診断装置としては、例えば、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、陽電子放射断層撮影装置（ＰＥＴ装置）、及びＰＥＴ装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置とが組み合わされたＰＥＴ／ＣＴ装置が適用可能である。以下の説明を具体的に行うため、本実施形態に係る放射線画像診断装置はＸ線コンピュータ断層撮影装置であるとする。
【００１２】
図１は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図である。図１に示すように、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、ガントリ１００を含んでいる。図１においてガントリ１００は、正面図で示されている。ガントリ１００は、Ｘ線管１０１と環状フレーム１０２とＸ線検出器１０３とを含む。Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０３とは、環状フレーム１０２上に被検体Ｓを直径方向に挟んで取り付けられている。図１において被検体の断面は円で表現されている。環状フレーム１０２は、回転軸ＲＡの回りを回転する。被検体Ｓが載置された天板は、回転軸ＲＡに沿ってスライド可能に寝台に支持されている。回転部１０７は、０．４秒／回転などの高速で環状フレーム１０２を回転させる。後で詳細に説明するように、本実施形態に係るＸ線検出器１０３は、後述するように、２次元状に疎に配列された複数のＸ線検出区域を有している。各Ｘ線検出区域は、Ｘ線管１０１から発生され被検体を透過したＸ線を検出し、検出されたＸ線に応じた電気信号を発生する。本実施形態においてＸ線検出区域は、Ｘ線検出に利用される駆動可能なＸ線検出素子（有効検出素子）であると規定される。有効検出素子は、スキャン時においてＸ線検出のために駆動されるＸ線検出素子である。
【００１３】
本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、高電圧発生部１０９を含む。高電圧発生部１０９は、環状フレーム１０２に取り付けられる。高電圧発生部１０９は、Ｘ線管１０１がＸ線を発生するためにＸ線管１０１に高電圧を印加する。電流調整部１１７は、管電流を調整するために高電圧発生部１０９を制御する。
【００１４】
図１に示すように、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線検出器１０３からの検出された信号を処理するための他のデバイスをさらに含む。データ収集回路（ＤＡＳ）１０４は、Ｘ線検出器１０３から出力された電気信号をチャンネル毎に電圧信号に変換し、電圧信号を増幅し、増幅された電圧信号をデジタル信号に変換する。デジタル信号は、生データと呼ばれている。Ｘ線検出器１０３とＤＡＳ１０４とは、１回転あたりの所定の全投影数（ＴＰＰＲ：total number of projections per rotation）で処理可能に構成される。
【００１５】
生データは、非接触データ伝送部１０５を介してガントリ１００の外部のコンソールに収容された前処理部１０６に伝送される。前処理部１０６は、生データに対して感度補正や対数変換などの補正処理を実行し、生データから投影データを生成する。投影データは、再構成処理の直前の段階のデータである。記憶部１１２は、投影データを記憶する。
【００１６】
上述のように、本実施形態に係るＸ線検出区域（有効検出素子）は、疎に配列されている。従って、投影データのサンプリング数は、密に配列されたＸ線検出区域を用いる場合に比して少ない。以下、疎なＸ線検出区域を有するＸ線検出器１０３からの電気信号に基づく生データを、疎なチャネルの生データと呼び、疎なＸ線検出区域を有するＸ線検出器１０３からの電気信号に基づく投影データを、疎なチャネルの投影データと呼ぶことにする。
【００１７】
記憶部１１２は、再構成部１１４、表示部１１６、入力部１１５、及びスキャン計画支援部２００と共に、データ／制御バスを介してシステム制御部１１０に接続される。スキャン計画支援部２００は、撮像技師を支援してスキャン計画を策定する機能を含む。
【００１８】
再構成部１１４は、種々のソフトウェア構成要素とハードウェア構成要素とを含む。再構成部１１４は、疎なチャネルの投影データから逐次近似再構成法を用いてＣＴ画像を再構成する。本実施形態に係る再構成部１１４は、Ｘ線検出区域の減少に伴う画質劣化を防止するために、フィルタ補正逆投影（ＦＢＰ：filtered back projection）等の解析学的再構成法ではなく、逐次近似再構成法を用いて画像再構成を実行している。より詳細には、再構成部１１４は、画像再構成処理において逐次近似再構成法を用いて全変動（ＴＶ）を最小化する。すなわち、再構成部１１４は、ＣＴ画像を再構成するために疎なチャネルの投影データに対して全変動逐次近似再構成（ＴＶＩＲ）アルゴリズムを実行する。さらに詳細には、再構成部１１４は、疎なチャネルの投影データに対してオーダードサブセット同時代数的再構成法（ＯＳＳＡＲＴ：ordered subset simultaneous algebraic reconstruction technique）処理とＴＶ最小化処理とを行う。
【００１９】
次に本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の詳細について説明する。
【００２０】
まず、本実施形態に係るＸ線検出器１０３の構造について詳細に説明する。図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃは、Ｘ線検出器１０３の構造を説明するための図である。図２Ａは、密に配列されたＸ線検出区域を有する従来例のＸ線検出器１０３Ｚの構造を示す図である。図２Ｂは、疎に配列されたＸ線検出区域を有する本実施形態のＸ線検出器の構成を示す図である。図２Ｃは、疎に配列されたＸ線検出区域を有する本実施形態のＸ線検出器の他の構成を示す図である。
【００２１】
図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃにおいて、単一のＸ線検出区域は、Ｘ線検出のために駆動される単一のＸ線検出素子（有効検出素子）が占有する領域である。不感帯は、Ｘ線検出器上の配列面内の有効検出素子外の領域である。例えば、不感帯は、有効検出素子間に設けられた反射材が占有する領域である。また、不感帯は、有効検出素子の前面に設けられた散乱線除去グリッドによりＸ線が到達しないＸ線検出素子の部分領域であってもよい。また、不感帯は、Ｘ線検出に利用されないＸ線検出素子が占有する領域であっても良い。Ｘ線検出に利用されないＸ線検出素子は、Ｘ線スキャン時において駆動されないＸ線検出素子である。図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃは、Ｘ線検出器１０３Ｚ及びＸ線検出器１０３の断面図と考えられ得る。図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃは、また、Ｘ線管１０１から放射されるファンビームを表すとも考えられ得る。あるいは、図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃは、１次元アレイ検出器を示す。
【００２２】
図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃに示すように、Ｘ線源１０１は、被検体Ｓを挟んでＸ線検出器１０３ＺあるいはＸ線検出器１０３に対向して位置する。有効検出素子１０３は、等しい大きさの暗色の四角からなる列によって表される。有効検出素子１０３の間には、不感帯１０３Ｃ、すなわち明色の四角からなる列によって表される。
【００２３】
有効検出素子１０３の距離ピッチは、隣り合う有効検出素子１０３Ｂの中心間距離であると規定される。有効検出素子１０３の角度ピッチは、隣り合う有効検出素子１０３の中心間の、Ｘ線管１０１のＸ線焦点回りの角度であると規定される。以下、距離ピッチと角度ピッチとを特に区別しない場合、距離ピッチと角度ピッチとをまとめて単にピッチと呼ぶことにする。
【００２４】
このように、従来例に係るＸ線検出器１０３Ｚにおいて複数の有効検出素子１０３Ｂは、密に配列されている。すなわち、幾何学的検出効率を最大に高めるため、複数の有効検出素子１０３Ｂは、可能な限り多く配列される。ここで、従来例に係る有効検出素子（Ｘ線検出素子）１０３Ｂのように幾何学的検出効率を最大に高めるために可能な限り多く配列された場合の有効検出素子（Ｘ線検出素子）の個数を、全数と呼ぶことにする。有効検出素子の全数は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置のジオメトリに応じて異なる。例えば、Ｘ線検出素子の体積や、Ｘ線のファン角度、Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０３との間の距離に応じて有効検出素子１０３Ｂの全数が決定される。
【００２５】
上述のように、本実施形態に係るＸ線検出器１０３おいて複数の有効検出素子１０３Ｂは、疎に配列される。隣り合う２つの有効検出素子の間隔は、各有効検出素子の幅よりも広い。本実施形態に係る有効検出素子１０３Ｂの個数は、同一のジオメトリにおいて、全数の有効検出素子１０３Ｂに比して少ない。具体的には、本実施形態に係る有効検出素子１０３Ｂの個数は、全数の１／４から１／１０までの間の個数に規定される。より好適には、本実施形態に係る有効検出素子１０３Ｂの個数は、全数の１／８に規定される。また、本実施形態に係る有効検出素子１０３Ｂのピッチは、同一のジオメトリにおいて、従来例の有効検出素子１０３Ｂに比してピッチが大きい。距離ピッチ及び角度ピッチは、ジオメトリに応じて異なる。例えば、有効検出素子１０３Ｂがチャネル方向に沿って密にｎ個配列され、Ｘ線管１０１からのＸ線のファン角度がα度の場合、従来例の有効検出素子１０３Ｂの角度ピッチは、α／ｎ度に規定される。この従来例と同一のジオメトリにおいて有効検出素子１０３Ｂを疎に配列する場合、本実施形態に係る有効検出素子１０３Ｂの角度ピッチは、α／ｎ度よりも大きくなるように設定される。例えば、従来例においてチャネル方向に沿う有効検出素子１０３Ｂの個数ｎが１０００個であり、ファン角度αが５０度の場合、従来例の角度ピッチは、５０度／１０００個＝０．０５度に規定され、本願の角度ピッチは０．０５度よりも大きく設定される。
【００２６】
図２Ｂに示すように、本実施形態に係るＸ線検出器１０３においては、全数よりも少ない有効検出素子１０３Ｂが疎に配列されている。有効検出素子１０３Ｂのピッチは、図２Ａの従来例によるピッチよりも大きい。図２Ｂにおいて、有効検出素子１０３Ｂは、互いに一定の等距離に設置される。換言すれば、ピッチは、Ｘ線検出器１０３上の有効検出素子対の位置に応じて異ならず、同一である。
【００２７】
本実施形態に係るＸ線検出器１０３において、有効検出素子１０３Ｂは点線で表される投影中心線に対して非対称に配列されている。投影中心線がＸ線検出器１０３の中心に対して反時計回りに４分の１画素または所定の角度だけ離れるように有効検出素子１０３が配置されている。このクォータオフセット設計は、サンプリング密度を向上させるためにＸ線コンピュータ断層撮影の分野において実行されている。
【００２８】
図２Ｃは、図２Ｂとは異なる有効検出素子１０３Ｂの配列パターンを示している。図２Ｃに係るＸ線検出器１０３においては、全数より少ない有効検出素子１０３Ｂが疎に配列されている。有効検出素子１０３Ｂの少なくともいくつかのピッチは、図２Ａの従来例に係る有効検出素子１０３Ｂのピッチより大きい。
【００２９】
図２Ｃに示すように、複数の有効検出素子１０３Ｂは、Ｘ線検出器１０３の中央から端部に向かうについてピッチが大きくなるように配列される。有効検出素子１０３Ｂのピッチは、中央から端部に向かうにつれて連続的に増加する必要はなく、段階的に増加しても良い。図２Ｃの配列パターンにおいても、クォータオフセット設計に従って有効検出素子１０３Ｂが配列されると良い。
【００３０】
次に図３Ａ、図３Ｂ、及び図３Ｃを参照しながら、本実施形態と従来例との有効検出素子１０３Ｂの２次元配列の比較について説明する。図３Ａは、従来例に係る密に配列された有効検出素子１０３Ｂの２次元配列を示す図である。図２Ｂは、本実施形態に係る疎に配列された有効検出素子１０３Ｂの２次元配列を示す図である。図２Ｃは、本実施形態に係る疎に配列された有効検出素子１０３Ｂの他の２次元配列を示す図である。図３Ａ、図３Ｂ、及び図３Ｃにおいて、Ｘ線検出器１０３Ｚ，Ｘ線検出器１０３の配列面における有効検出素子１０３Ｂが占める区域は、Ｘ線検出可能な有感帯Ｅによって表され、有効検出素子の物理的な大きさと実質的に同じと考えられる。
【００３１】
図３Ａに示すように、従来例において、全数の有効検出素子１０３Ｂは、チャネル方向及び列方向に沿って等しい間隔で配列される四角によって表される。全数の有効検出素子１０３Ｂは、チャネル方向及び列方向に沿って密に配列されている。複数の有効検出素子１０３Ｂの間には、不感帯１０３Ｃが、網目状に設けられている。不感帯１０３Ｃは、複数の有効検出素子１０３Ｂ−１によって占有されない空いた空間である。チャネル方向のピッチと列方向のピッチとは、等しくても良いし、異なっていてもよい。
【００３２】
図３Ｂに示すように、本実施形態において、全数より少ない複数の有効検出素子１０３Ｂは、チャネル方向及び列方向に沿って疎に配列されている。複数の有効検出素子１０３Ｂの間には、不感帯１０３Ｃが設けられている。有効検出素子１０３Ｂの各対のピッチは、チャネル方向及び列方向の少なくとも一方の方向において、図３Ａの密に配列された複数の有効検出素子１０３Ｂの各対のピッチより大きい。このように図３Ｂにおいて、複数の有効検出素子１０３Ｂは、縞模様のパターンで配列されている。
【００３３】
図３Ｂに示すように、複数の有効検出素子１０３Ｂは、各方向において等距離に配列される。言い換えれば、ピッチは、チャネル方向と列方向との各方向において、同一である。図３Ａに示す従来例に係る２次元配列と比較すると、本実施形態に係る２次元配列は、チャネル方向のピッチは増加するが、列方向のピッチは同一である。チャネル方向のピッチを増加することにより、全数より少ない疎に配列された複数の有効検出素子１０３Ｂを有するＸ線検出器１０３が実現される。
【００３４】
図３Ｃに示すように、本実施形態において、全数より少ない複数の有効検出素子１０３Ｂは、チャネル方向及び列方向に沿って疎に配列されている。複数の有効検出素子１０３Ｂの間には、不感帯１０３Ｃが設けられている。有効検出素子１０３Ｂの各対のピッチは、チャネル方向と列方向との両方向において、図３Ａの密に配列された複数の有効検出素子１０３Ｂの各対のピッチより大きい。このように図３Ｃにおいて、複数の有効検出素子１０３Ｂは、千鳥模様のパターンで配列されている。
【００３５】
図３Ｃに示すように、複数の有効検出素子１０３Ｂは、各方向において互いに等距離に配列される。言い換えれば、ピッチは、チャネル方向と列方向との各方向において、同一である。図３Ａに示す従来例に係る２次元配列と比較すると、本実施形態に係る２次元配列は、チャネル方向と列方向の両方向のピッチが実質的に同じ距離だけ増加される。チャネル方向のピッチと列方向のピッチとを共に増加することにより、全数より少ない疎に配列された有効検出素子１０３Ｂが実現される。
【００３６】
なお、本実施形態に係る複数の有効検出素子１０３Ｂのチャネル方向のピッチと列方向のピッチとは、Ｘ線検出器１０３上において不等距離であってもよい。言い換えれば、複数の有効検出素子１０３Ｂのチャネル方向のピッチと列方向のピッチとは、Ｘ線検出器１０３の配列面において異なっていても良い。例えば、複数の有効検出素子１０３Ｂのチャネル方向のピッチと列方向のピッチとの少なくとも一方のピッチは、図２Ｃに示すように、Ｘ線検出器１０３の中央から周辺に向かって増加しても良い。
【００３７】
上述の実施形態において複数のＸ線検出素子の各々は、役割が固定であるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。Ｘ線検出素子の役割は有効検出素子と不感帯との間で切り替え可能であっても良い。
【００３８】
図４は、本実施形態に係るＸ線検出素子１０３Ｄの２次元配列を示す図である。図４に示すように、Ｘ線検出器１０３においては、全数のＸ線検出素子１０３Ｄがチャネル方向と列方向との両方向に沿って密に配列されている。Ｘ線検出素子１０３Ｄが存在しない区域は、不感帯１０３Ｃに規定される。各Ｘ線検出素子１０３Ｄは、有効検出素子または不感帯に切り替え可能である。すなわち、各Ｘ線検出素子１０３Ｄは、Ｘ線を検出するために駆動されても良いし、Ｘ線を検出しないように停止されても良い。駆動されているＸ線検出素子１０３Ｄは有効検出素子Ｅとして機能し、停止されているＸ線検出素子１０３Ｄは不感帯Ｄとして機能する。有効検出素子Ｅの距離ピッチは、Ｘ線を検出するために駆動された隣り合う２つの有効検出素子Ｅの２つの中心間の距離に規定され、有効検出素子Ｅの角度ピッチは、Ｘ線を検出するために駆動された隣り合う２つのＸ線検出素子１０３Ｄの２つの中心間のＸ線焦点回りのファン角度に規定される。有効検出素子Ｅのピッチは、チャネル方向と列方向との各方向において等しくても良いし、異なっていても良い。
【００３９】
図４においては、複数の有効検出素子Ｅが疎に配列されるように、各Ｘ線検出素子１０３Ｄの駆動と停止とが切り替えられる。例えば、複数の有効検出素子Ｅが上述の図３Ｂや図３Ｃに示すパターンで疎に配列されるように、各Ｘ線検出素子１０３Ｄの駆動と停止とがシステム制御部１１０により切り替えられる。複数の有効検出素子Ｅの個数は、全数の１０分の１から４分の１である。ピッチの調整、すなわち、各Ｘ線検出素子１０３Ｄの駆動と停止との切り替えは、典型的には、スキャン実行前、システム制御部１１０により行われる。
【００４０】
本実施形態に係るデータ収集回路１０４は、複数のビューに関する疎なチャンネルの投影データを収集する。本実施形態においてビュー数は、最大ビューであっても良いし、最大ビューよりも少なくても良い。最大ビューは、一回転あたりに収集可能なビュー数の最大値を意味する。最大ビューは、典型的には、１回転あたり９００ビューから１２００ビューである。本実施形態においてデータ収集回路１０４は、再構成のために１組のスパースビューを有する疎なチャネルのデータを収集してもよい。スパースビューは、全数よりも少ないビューに規定される。例えば、スパースビューは、１回転あたり９００個未満のビューを有する。疎なチャネルの投影データから画像を再構成するために、再構成アルゴリズムは、全変動逐次近似再構成（ＴＶＩＲ）アルゴリズムなどの反復的な画像再構成法である。より詳細には、再構成部１１４は、疎なチャネルの投影データに対してオーダードサブセット同時代数的再構成法（ＯＳＳＡＲＴ）処理とＴＶ最小化処理とを行う。疎なチャネルの投影データが最大ビューより少ないビューを有する場合、上記の逐次近似再構成アルゴリズムの反復回数が増えてもよい。
【００４１】
Ｘ線管１０１と被検体Ｓとの間にコリメータ（プリ・コリメータ）が配置されている。図５は、Ｘ線管１０１とコリメータ１０１ＡとＸ線検出器１０３との位置関係を示す図である。コリメータ１０１Ａは、Ｘ線管１０１からＸ線検出器１０３に向かって放射されるＸ線の立体角を制限するためにＸ線管１０１の近くに設置される。コリメータ１０１Ａは、Ｘ線を遮蔽可能な金属により形成される。コリメータ１０１Ａは、Ｘ線が不感帯１０３Ｃに到達せず、且つ、Ｘ線が有効検出素子１０３Ｂに到達するように複数の貫通孔が形成されている。換言すれば、コリメータ１０１Ａを通過したＸ線が有効検出素子１０３Ｂに限定して到達するように、コリメータ１０１Ａにおいて複数の貫通孔が位置決めされている。コリメータ１０１Ａは、Ｘ線の正確な方向を選択することに関して完全ではない場合があるが、コリメータ１０１Ａは、被検体ＳのＸ線量を低下させ、十分な量のＸ線が有効検出素子１０３Ｂで検出されることを可能にする。
【００４２】
コリメータ１０１Ａは、上述の他の実施形態と組み合わされても良い。例えば、所定のコリメータ１０１Ａのうちの特定の１つが、Ｘ線源１０１から有効検出素子１０３Ｂの配列パターンに向かって放射されるＸ線を制限するために、Ｘ線源１０１の近くに設置される。言い換えれば、コリメータ１０１Ａは、縞模様や千鳥模様などの所定のパターンで等距離または不等距離の貫通穴を有する。いくつかの実施形態では、コリメータ１０１Ａは、Ｘ線検出素子の駆動と停止との切り替えに応じて、Ｘ線の通過と遮断とをシステム制御部１１０による制御に従って切り替え可能に構成されても良い。
【００４３】
次に、図６を参照しながら、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の動作について説明する。図６は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の撮像方法の典型的な流れを示す図である。ステップＳ１００においてＸ線検出器１０３は、複数の有効検出素子１０３Ｂが２次元上に疎に配列される。例えば、有効検出素子１０３Ｂは、全数の１０分の１から４分の１の間の数だけ配列される。より好適には、全数の８分の１が適用である。複数の有効検出素子１０３Ｂは、上述のように、縞模様または千鳥模様などの所定のパターンで配列される。また、複数の有効検出素子１０３Ｂは、従来のピッチよりも大きいピッチで配列さえる。複数の有効検出素子１０３Ｂは、チャネル方向と列方向との各方向において等ピッチで配列されても良いし、位置に応じて不等ピッチで配列されても良い。ステップＳ１００は、撮影技師による指示に従ってスキャン計画支援部２００により実施されてもよい。
【００４４】
ステップＳ２００において、被検体Ｓの関心領域がスキャンされる。Ｘ線は、Ｘ線管１０１から被検体Ｓに向かって放射される。Ｘ線検出器１０３は、被検体Ｓを挟んでＸ線管１０１の反対側に位置し、被検体Ｓの関心領域を透過したＸ線を、疎に配列された複数の有効検出素子１０３Ｂで検出する。ステップＳ２００において、データ収集回路（ＤＡＳ）１０４は、各チャネルに対してＸ線検出器１０３から出力された信号を電圧信号に変換し、増幅し、Ａ／Ｄ変換する。Ｘ線検出器１０３およびデータ収集回路１０４は、１回転あたりの所定の全投影数（ＴＰＰＲ）を操作するように構成される。非接触データ伝送部１０５は、データ収集回路１０４からの疎なチャネルの生データを前処理部１０６に伝送する。
【００４５】
さらに、ステップＳ２００において、前処理部１０６は、疎なチャネルの生データに対して感度補正や対数変換などの所定の前処理を行い、疎なチャネルの生データから疎なチャネルの投影データを生成する。疎なチャネルの投影データは、記憶部１１２に記憶される。
【００４６】
ステップＳ３００において、再構成部１１４は、逐次近似再構成法を用いて投影データの全変動（ＴＶ）を最小化する。すなわち、再構成部１１４は、画像を再構成するために疎なチャネルの投影データに対して全変動逐次近似再構成法（ＴＶＩＲ）を実行する。さらに詳細には、再構成部１１４は、疎なチャネルの投影データに対してオーダードサブセット同時代数的再構成法（ＯＳＳＡＲＴ）処理とＴＶ最小化処理とを行う。上述の逐次近似再構成法の変法として、再構成部１１４は、他の代数的再構成法（ＡＲＴ）や期待値最大化（ＥＭ）再構成法を実行しても良い。換言すれば、再構成部１１４は、圧縮センシングに基づく逐次近似再構成法を用いて疎なチャネルの投影データからＣＴ画像を再構成する。疎なチャネルの投影データが最大ビューより少ないビューを有する場合、上記の逐次近似再構成法における反復回数が増えてもよい。
【００４７】
図７Ａ、図７Ｂ、および図７Ｃは、従来例に係る投影データに基づくＣＴ画像と本実施形態に係る疎なチャネルの投影データに基づくＣＲ画像との比較を説明するための図である。図７Ａ、図７Ｂ、および図７Ｃにおいて、ビュー数は同一であるが、有効検出素子の個数は異なる。図７Ａ、図７Ｂ、および図７Ｃに示す再構成画像の画質は、臨床的に許容できる。
【００４８】
図７Ａは、１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する８９２個の有効検出素子から収集された投影データに基づく再構成画像である。再構成画像は、１００回の反復の後で所定の全変動最小化を用いる逐次近似再構成（ＩＲＴＶ）を用いて上記の投影データから再構成される。結果として生成される画像の一般的な画質は、臨床的に許容できる。
【００４９】
図７Ｂは、１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する２２４個の有効検出素子から収集された疎なチャネルの投影データに基づく再構成画像である。この図７Ｂの有効検出素子の個数は、図７Ａの有効検出素子の個数の４分の１である。図７Ｂの再構成画像は、１００回の反復の後で所定の全変動最小化を用いる逐次近似再構成（ＩＲＴＶ）を用いて上記の投影データから再構成される。図７Ｂの再構成画像の画質は、臨床的に許容できる。
【００５０】
図７Ｃは、１回転あたり９００ビューの最大ビューを有する１１２個の有効検出素子から収集された疎なチャネルの投影データに基づく再構成画像である。図７Ｃの有効検出素子の個数は、図７Ａの有効検出素子の個数の８分の１である。結果として生成される画像は、５００回の反復の後で所定の全変動最小化を用いる逐次近似再構成（ＩＲＴＶ）を用いて上記の投影データから再構成される。反復回数は、図７Ａの反復の５倍に増加されてもよい。図７Ｃの再構成画像の画質は、臨床的に許容できる。
【００５１】
上記説明により、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、２次元状に疎に配列されたＸ線検出区域（有効検出素子）を有するＸ線検出器を備えている。従って、投影データのサンプリング数は、密に配列された有効検出素子を用いる場合に比して少ない。一般に、Ｘ線検出素子に関連するコストは、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置でコストが最も多くかかる部分の１つである。本実施形態は、Ｘ線検出素子の個数を積極的に減少させることにより、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置の製造コストを低減し、且つ、Ｘ線検出素子数の減少に伴う画質劣化を防止するために、疎なチャネルの投影データから逐次近似再構成法を用いてＣＴ画像を再構成する。これにより本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、製造コストの低減と画質劣化の防止とを両方とも実現することができる。さらに本実施形態によれば、Ｘ線検出素子の減少に伴い、Ｘ線検出素子からの電気信号を処理するためのデータ収集回路等の電子ユニットの数も減少することができる。従って本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線検出素子により発生された電気信号を処理するための電子ユニットのコストも低減することができる。
【００５２】
本実施形態によれば、有効検出素子の個数が減少するため、検出素子配列面上の少なくともいくつかの隣り合う２つの有効検出素子間のピッチが拡大され、コスト面での利点に加えて機能面での利点がいくつか得られる。隣接する有効検出素子間の間隔が増加することによりクロストークが軽減されるために、散乱補正の手順が容易になる。そのうえ、空間分解能が高いいくつかの実施形態では、所望の量子効率および読み出し時間は、全数の検出素子を有する標準的なＸ線コンピュータ断層撮影装置と実質的に同じままである。
【００５３】
上述のように、疎なチャネルの投影データは、圧縮センシングに基づく逐次近似再構成法を用いて処理される。従来例において圧縮センシングに基づく逐次近似再構成法を用いる場合、全数の有効検出素子に基づくスパースビュー（最大ビュー数より少ない投影データ）から全変動最小化を用いる圧縮センシング（compressed sensing with total variation minimization）を用いて被検体のＣＴ画像が再構成されていた。ここでスパースビューのビュー数は、例えば、最大ビューの１０分の１と同程度に低くされている。対照的に、本実施形態においては、全数より少ない有効検出素子に基づく疎なチャネルの投影データから全変動最小化を用いる圧縮センシングを用いてＣＴ画像が再構成される。すなわち、本実施形態においてサンプリング数を減少させるために、ビュー数を減少させるのではなく、有効検出素子数を減少させている。従って本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、有効検出素子数が十分に確保されていない環境下においても、疎なチャネルの投影データに基づいて十分な画質のＣＴ画像を再構成することができる。
【００５４】
１つの例示的な疎なチャネルの投影データから、次の考慮事項が示される。説明を簡単にするために、ファンビームのみが用いられると仮定すると、有効検出素子の全数がＮｃｈであるとき、撮像視野（ＦＯＶ）の直径に沿った距離ピッチはＦＯＶ／Ｎｃｈである。さらに、ＦＯＶの周囲がπＦＯＶであると仮定すると、πＦＯＶに沿ったサンプリング範囲（sampling coverage）が同じ場合、πＦＯＶ／Ｎｖｉｅｗｓ＝ＦＯＶ／Ｎｃｈと近似され、ここでＮｖｉｅｗｓは１回転あたりのビューの数である。これから、Ｎｖｉｅｗｓ＝πＮｃｈであることが示唆される。一方、標準的なＸ線コンピュータ断層撮影装置は、ほぼＮｃｈ＝Ｎｖｉｅｗｓ＝１０００を有するように設計される。有効検出素子の個数が全数の約８分の１の場合において圧縮センシングの全変動を用いて臨床的に許容できる画質を達成するために、１０００より多いビュー数が必要である。疎なチャネルの投影データに基づいて圧縮センシング全変動再構成法を用いてＣＴ画像を再構成するために、１０２４個の全数の有効検出素子が１２８個に減少され、１回転あたりのビュー数が約３０００に増加されてもよい。
【００５５】
標準的なＸ線検出器の製造技術が向上するにつれて、Ｘ線検出素子の大きさは、過去のＸ線検出素子の大きさの数分の１になっている。改良されたより小型の標準的なＸ線検出器は、本実施形態に係る疎に配列された有効検出素子を実現するには、フラットパネル検出器より有利である。フラットパネル検出器は、必要とされる空間分解能を有するが、量子効率が実質的に低く、読み出し時間が長い。一方、標準的なＸ線検出器は、量子効率が実質的に高く、読み出し時間が短い。大きさがより小さいので、データ収集回路において同じ数のより小型のＸ線検出素子が同じ検出器表面に設置される場合、疎なチャネルの本発明の一実施形態が実施される。同様に、電子パッケージの大きさが同じく改良されているので、散乱防止コリメータの位置合わせが容易になる。一方、疎なチャネルのデータには１回転あたりのビューの数を増やすことが任意選択で必要なので、被検体への照射線量が増加することがある。患者の線量増加を実質的に回避するために、ピンホールコリメータがＸ線管に設置される。
【００５６】
かくして本実施形態によれば、画質の低下なくコストを低減することが可能な放射線画像診断装置及び撮像方法を提供することにある。
【００５７】
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。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、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】
【００５８】
１００…ガントリ、１０１…Ｘ線管、１０２…環状フレーム、１０３…Ｘ線検出器、１０４…データ収集回路（ＤＡＳ）、１０５…非接触データ伝送部、１０６…前処理部、１０７…回転部、１０８…スリップリング、１０９…高電圧発生部、１１０…システム制御部、１１２…記憶部、１１４…再構成部、１１５…入力部、１１６…表示部、１１７…電流調整部、２００…スキャン計画支援部
【特許請求の範囲】
【請求項１】
疎に配列された複数の検出区域を有する検出器であって、前記複数の検出区域の各々は、被検体を透過した放射線を検出し、前記検出された放射線に応じた電気信号を発生する放射線検出器と、
前記生成された電気信号に基づいて投影データを生成する前処理部と、
前記生成された投影データから逐次近似再構成法を用いて前記被検体に関する画像を再構成する再構成部と、
を具備する放射線画像診断装置。
【請求項２】
前記放射線検出器は、２次元状に疎に配列された複数の検出素子を有し、
前記複数の検出区域は、前記複数の検出素子にそれぞれ対応する、
請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項３】
前記放射線検出器は、２次元状に密に配列された複数の検出素子を有し、
前記複数の検出区域は、前記複数の検出素子のうちの放射線検出に利用される複数の有効検出素子にそれぞれ対応し、
前記複数の検出素子のうちの他の検出素子は、放射線検出に利用されない複数の無効検出素子に対応する、
請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項４】
前記複数の検出区域のうちの隣り合う２つの検出区域の間隔は、前記検出区域各々の幅よりも広い、請求項２及び３の何れか一項に記載の放射線画像診断装置。
【請求項５】
前記複数の検出区域は、所定のパターンで前記放射線検出器に配列される、
請求項２及び３の何れか一項に記載の放射線画像診断装置。
【請求項６】
前記所定のパターンは、縞模様のパターンである、請求項５記載の放射線画像診断装置。
【請求項７】
前記所定のパターンは、千鳥模様のパターンである、請求項５記載の放射線画像診断装置。
【請求項８】
前記複数の検出区域は、密に配列された検出素子数の１／４から１／１０だけ前記放射線検出器に配列されている、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項９】
前記複数の検出区域は、前記密に配列された検出素子数の１／８だけ前記放射線検出器に配列されている、請求項８記載の放射線画像診断装置。
【請求項１０】
前記放射線としてＸ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管と被検体との間に設置され、前記Ｘ線が前記複数の検出区域に限定して照射されるように前記Ｘ線の立体角を調整するコリメータと、
をさらに備える請求項２又は３に記載の放射線画像診断装置。
【請求項１１】
前記逐次近似再構成法は、代数的再構成法、全変動法、全変動法を用いる同時代数的再構成法、及び期待値最大化法のうちの１つを含む、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１２】
前記再構成部は、前記画像を再構成するために、密に配列された複数の有効な検出素子からの電気信号に基づく投影データに比して、前記生成された投影データに対して多数の反復を実行する、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１３】
前記投影データは、少なくとも最大ビューを有する、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１４】
前記投影データは、最大ビューより少ないビューを有する、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１５】
前記放射線画像診断装置は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、ＰＥＴ装置、およびＰＥＴ／ＣＴ装置である、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１６】
前記放射線画像診断装置がＸ線コンピュータ断層撮影装置であり、前記複数の検出区域がチャネル方向に沿ってｎ個だけ配列され、Ｘ線源からのＸ線のファン角がα度の場合、前記複数の検出区域のうちの隣り合う２つの検出区域の線源回りのピッチ角度は、α／ｎ度よりも大きい、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１７】
疎に配列された複数の検出区域を有する放射線検出器を利用して、被検体を透過した放射線を検出し、前記検出された放射線に応じた電気信号を発生し、
前記生成された電気信号に基づいて投影データを生成し、
前記生成された投影データから逐次近似再構成法を用いて前記被検体に関する画像を再構成すること、
を具備する撮像方法。
【請求項１８】
前記放射線検出器は、２次元状に疎に配列された複数の検出素子を有し、
前記複数の検出区域は、前記複数の検出素子にそれぞれ対応する、
請求項１７記載の撮像方法。
【請求項１９】
前記放射線検出器は、２次元状に密に配列された複数の検出素子を有し、
前記複数の検出区域は、前記複数の検出素子のうちの放射線検出に利用される複数の有効検出素子にそれぞれ対応し、
前記複数の検出素子のうちの他の検出素子は、放射線検出に利用されない複数の無効検出素子に対応する、
請求項１７記載の撮像方法。
【請求項２０】
前記複数の検出区域のうちの隣り合う２つの検出区域の間隔は、前記検出区域各々の幅よりも広い、請求項１８及び１９の何れか一項に記載の撮像方法。
【請求項２１】
前記複数の検出区域は、所定のパターンで前記放射線検出器に配列される、
請求項１８及び１９の何れか一項に記載の撮像方法。
【請求項２２】
前記所定のパターンは、縞模様のパターンである、請求項２１記載の撮像方法。
【請求項２３】
前記所定のパターンは、千鳥模様のパターンである、請求項２１記載の撮像方法。
【請求項２４】
前記複数の検出区域は、密に配列された検出素子数の１／４から１／１０だけ前記放射線検出器に配列されている、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項２５】
前記複数の検出区域は、前記密に配列された検出素子数の１／８だけ前記放射線検出器に配列されている、請求項２４記載の撮像方法。
【請求項２６】
前記放射線としてＸ線管からＸ線を発生し、
前記Ｘ線が前記複数の検出区域に限定して照射されるようにコリメータを用いて前記Ｘ線の立体角を調整する、
をさらに備える請求項１８又は１９に記載の撮像方法。
【請求項２７】
前記逐次近似再構成法は、代数的再構成法、全変動法、全変動法を用いる同時代数的再構成法、および期待値最大化法のうちの１つを含む、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項２８】
前記再構成することにおいては、前記画像を再構成するために、密に配列された複数の有効な検出素子からの電気信号に基づく投影データに比して、前記生成された投影データに対して多数の反復が実行される、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項２９】
前記投影データは、少なくとも最大ビュー数を有する、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項３０】
前記投影データは、最大ビュー数より少ないビュー数を有する、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項３１】
前記撮像方法は、Ｘ線コンピュータ断層撮影、ＰＥＴ撮影、およびＰＥＴ撮影とＣＴ撮影との組み合わせである、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項３２】
前記撮像方法は、Ｘ線コンピュータ断層撮影であり、
前記複数の検出区域は、チャネル方向に沿ってｎ個だけ配列され、Ｘ線源からのＸ線のファン角がα度の場合、前記複数の検出区域のうちの隣り合う２つの検出区域の線源回りのピッチ角度は、α／ｎ度よりも大きい、
請求項１７記載の撮像方法。
【請求項１】
疎に配列された複数の検出区域を有する検出器であって、前記複数の検出区域の各々は、被検体を透過した放射線を検出し、前記検出された放射線に応じた電気信号を発生する放射線検出器と、
前記生成された電気信号に基づいて投影データを生成する前処理部と、
前記生成された投影データから逐次近似再構成法を用いて前記被検体に関する画像を再構成する再構成部と、
を具備する放射線画像診断装置。
【請求項２】
前記放射線検出器は、２次元状に疎に配列された複数の検出素子を有し、
前記複数の検出区域は、前記複数の検出素子にそれぞれ対応する、
請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項３】
前記放射線検出器は、２次元状に密に配列された複数の検出素子を有し、
前記複数の検出区域は、前記複数の検出素子のうちの放射線検出に利用される複数の有効検出素子にそれぞれ対応し、
前記複数の検出素子のうちの他の検出素子は、放射線検出に利用されない複数の無効検出素子に対応する、
請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項４】
前記複数の検出区域のうちの隣り合う２つの検出区域の間隔は、前記検出区域各々の幅よりも広い、請求項２及び３の何れか一項に記載の放射線画像診断装置。
【請求項５】
前記複数の検出区域は、所定のパターンで前記放射線検出器に配列される、
請求項２及び３の何れか一項に記載の放射線画像診断装置。
【請求項６】
前記所定のパターンは、縞模様のパターンである、請求項５記載の放射線画像診断装置。
【請求項７】
前記所定のパターンは、千鳥模様のパターンである、請求項５記載の放射線画像診断装置。
【請求項８】
前記複数の検出区域は、密に配列された検出素子数の１／４から１／１０だけ前記放射線検出器に配列されている、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項９】
前記複数の検出区域は、前記密に配列された検出素子数の１／８だけ前記放射線検出器に配列されている、請求項８記載の放射線画像診断装置。
【請求項１０】
前記放射線としてＸ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管と被検体との間に設置され、前記Ｘ線が前記複数の検出区域に限定して照射されるように前記Ｘ線の立体角を調整するコリメータと、
をさらに備える請求項２又は３に記載の放射線画像診断装置。
【請求項１１】
前記逐次近似再構成法は、代数的再構成法、全変動法、全変動法を用いる同時代数的再構成法、及び期待値最大化法のうちの１つを含む、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１２】
前記再構成部は、前記画像を再構成するために、密に配列された複数の有効な検出素子からの電気信号に基づく投影データに比して、前記生成された投影データに対して多数の反復を実行する、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１３】
前記投影データは、少なくとも最大ビューを有する、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１４】
前記投影データは、最大ビューより少ないビューを有する、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１５】
前記放射線画像診断装置は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、ＰＥＴ装置、およびＰＥＴ／ＣＴ装置である、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１６】
前記放射線画像診断装置がＸ線コンピュータ断層撮影装置であり、前記複数の検出区域がチャネル方向に沿ってｎ個だけ配列され、Ｘ線源からのＸ線のファン角がα度の場合、前記複数の検出区域のうちの隣り合う２つの検出区域の線源回りのピッチ角度は、α／ｎ度よりも大きい、請求項１記載の放射線画像診断装置。
【請求項１７】
疎に配列された複数の検出区域を有する放射線検出器を利用して、被検体を透過した放射線を検出し、前記検出された放射線に応じた電気信号を発生し、
前記生成された電気信号に基づいて投影データを生成し、
前記生成された投影データから逐次近似再構成法を用いて前記被検体に関する画像を再構成すること、
を具備する撮像方法。
【請求項１８】
前記放射線検出器は、２次元状に疎に配列された複数の検出素子を有し、
前記複数の検出区域は、前記複数の検出素子にそれぞれ対応する、
請求項１７記載の撮像方法。
【請求項１９】
前記放射線検出器は、２次元状に密に配列された複数の検出素子を有し、
前記複数の検出区域は、前記複数の検出素子のうちの放射線検出に利用される複数の有効検出素子にそれぞれ対応し、
前記複数の検出素子のうちの他の検出素子は、放射線検出に利用されない複数の無効検出素子に対応する、
請求項１７記載の撮像方法。
【請求項２０】
前記複数の検出区域のうちの隣り合う２つの検出区域の間隔は、前記検出区域各々の幅よりも広い、請求項１８及び１９の何れか一項に記載の撮像方法。
【請求項２１】
前記複数の検出区域は、所定のパターンで前記放射線検出器に配列される、
請求項１８及び１９の何れか一項に記載の撮像方法。
【請求項２２】
前記所定のパターンは、縞模様のパターンである、請求項２１記載の撮像方法。
【請求項２３】
前記所定のパターンは、千鳥模様のパターンである、請求項２１記載の撮像方法。
【請求項２４】
前記複数の検出区域は、密に配列された検出素子数の１／４から１／１０だけ前記放射線検出器に配列されている、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項２５】
前記複数の検出区域は、前記密に配列された検出素子数の１／８だけ前記放射線検出器に配列されている、請求項２４記載の撮像方法。
【請求項２６】
前記放射線としてＸ線管からＸ線を発生し、
前記Ｘ線が前記複数の検出区域に限定して照射されるようにコリメータを用いて前記Ｘ線の立体角を調整する、
をさらに備える請求項１８又は１９に記載の撮像方法。
【請求項２７】
前記逐次近似再構成法は、代数的再構成法、全変動法、全変動法を用いる同時代数的再構成法、および期待値最大化法のうちの１つを含む、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項２８】
前記再構成することにおいては、前記画像を再構成するために、密に配列された複数の有効な検出素子からの電気信号に基づく投影データに比して、前記生成された投影データに対して多数の反復が実行される、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項２９】
前記投影データは、少なくとも最大ビュー数を有する、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項３０】
前記投影データは、最大ビュー数より少ないビュー数を有する、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項３１】
前記撮像方法は、Ｘ線コンピュータ断層撮影、ＰＥＴ撮影、およびＰＥＴ撮影とＣＴ撮影との組み合わせである、請求項１７記載の撮像方法。
【請求項３２】
前記撮像方法は、Ｘ線コンピュータ断層撮影であり、
前記複数の検出区域は、チャネル方向に沿ってｎ個だけ配列され、Ｘ線源からのＸ線のファン角がα度の場合、前記複数の検出区域のうちの隣り合う２つの検出区域の線源回りのピッチ角度は、α／ｎ度よりも大きい、
請求項１７記載の撮像方法。
【図１】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図２Ｃ】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【図３Ｃ】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７Ａ】
【図７Ｂ】
【図７Ｃ】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図２Ｃ】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【図３Ｃ】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７Ａ】
【図７Ｂ】
【図７Ｃ】
【公開番号】特開２０１３−２２４５５（Ｐ２０１３−２２４５５Ａ）
【公開日】平成２５年２月４日（２０１３．２．４）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１２−１５３８２１（Ｐ２０１２−１５３８２１）
【出願日】平成２４年７月９日（２０１２．７．９）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２５年２月４日（２０１３．２．４）
【国際特許分類】
【出願日】平成２４年７月９日（２０１２．７．９）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
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