光子计数型的x射线计算机断层装置以及散射线校正方法

专利名称：光子计数型的x射线计算机断层装置以及散射线校正方法
技术领域：
本发明的实施方式涉及对X射线光子(粒子)进行计数的光子计数型的X射线计算机断层装置(X射线CT装置)以及散射线校正方法。
背景技术：
X射线CT装置具备隔着被检体对向配置的X射线管以及X射线检测器。X射线检测器沿着与作为被检体的体轴方向的顶板的长度方向正交的方向(通道方向)具备多个通道的检测元件。在X射线CT装置中使用的X射线检测器中，能够使用各种类型，作为当前一般使用的X射线CT装置的检测器，有闪烁检测器。闪烁检测器的各检测元件具备闪烁器、和光电二极管(PD)等光传感器。另外，近年来，使用适合于光子系数(照射计数)的半导体检测器来研究光子计数型的X射线CT装置。在半导体检测器中，一般具备半导体元件(X射线检测物质)、和包括ASIC层的多个处理电路。另外，作为与本实施方式关联的现有技术文献，可以举出以下的专利文献I。专利文献1:日本特开2006 - 101926号公报

发明内容
但是，在当前一般使用的X射线CT装置中，未读取所检测的X射线的能量信息，所以无法定量地进行散射线的校正。并且，从X射线管发生的X射线在宽范围具有能量，所以即使使用读取X射线的能量信息的光子计数型的检测器，仍未区分所检测的X射线是散射线、还是在被检体中不完全反应而透射来的X射线，定量的散射线校正方法仍然未确立。


图1是示出本实施方式的光子计数型的X射线CT装置的硬件结构图。图2是用于说明光子计数型图像检测器的结构的立体图。图3是以光子计数型图像检测器以及DAS为中心的电性的框图。图4是示出本实施方式的光子计数型的X射线CT装置的功能的框图。图5是示出由X射线管发生的X射线光子的能量谱的一个例子的图。图6是示出变更管电压的情况下的X射线光子的能量谱的变化的图。图7是示出X射线光子的最大能量被控制的X射线光子的能量谱的一个例子的图。图8是示出基于包括特性X射线的最大峰值能量的能量区域的原始数据的减弱系数映射的一个例子的图。图9是用于说明用于生成能量变换后的减弱系数映射的变换式的图。
图10是示出散射线仿真的流程图。
图11是示出通过式(I)计算出的散射角及其概率的图。
具体实施例方式参照附图，说明本实施方式的光子计数型的X射线CT装置以及散射线校正方法。本实施方式的光子计数型的X射线CT装置为了解决上述课题，具有:X射线管，发生最大能量是比特性X射线的最大峰值能量大的能量的X射线光子；x射线检测物质，检测所述X射线光子；减弱系数映射生成单元，生成与包括所述特性X射线的最大峰值能量的第一能量区域相当的第一减弱系数映射；减弱系数映射变换单元，将所述第一减弱系数映射变换为作为与所述第一能量区域不同的区域的第二能量区域的第二减弱系数映射；仿真执行单元，根据所述第二减弱系数映射进行散射线仿真而生成散射X射线光子的散射光子分布；以及图像重建单元，根据与所述第二能量区域相当的、检测的所述X射线光子生成重建前的数据，通过所述散射光子分布对所述重建前的数据进行校正处理而生成校正数据，根据所述校正数据，重建与所 述第二能量区域相当的、经散射线校正了的图像。本实施方式的散射线校正方法为了解决上述课题，从X射线管发生最大能量是比特性X射线的最大峰值能量大的能量的X射线光子，通过X射线检测物质检测所述X射线光子，生成与包括所述特性X射线的最大峰值能量的第一能量区域相当的第一减弱系数映射，将所述第一减弱系数映射变换为作为与所述第一能量区域不同的区域的第二能量区域的第二减弱系数映射，根据所述第二减弱系数映射进行散射线仿真而生成散射X射线光子的散射光子分布，根据与所述第二能量区域相当的、所述检测的X射线光子生成重建前的数据，通过所述散射光子分布对所述重建前的数据进行校正处理而生成校正数据，根据所述校正数据，重建与所述第二能量区域相当的、经散射线校正了的图像。在本实施方式的X射线CT装置中，有X射线管和X射线检测器一体地在被检体的周围旋转的旋转/旋转(ROTATE/ROTATE)类型、和环状地阵列排列多个检测元件且仅X射线管在被检体的周围旋转的固定/旋转(STATIONARY/ROTATE)类型等各种类型，在哪一个类型中都能够应用本发明。此处，设为当前占据主流的旋转/旋转类型而进行说明。另外，对于将入射X射线变换为电荷的机构，通过闪烁器等荧光体将X射线变换为光进而将该光通过光电二极管等光电变换元件变换为电荷的间接变换形、和利用了通过X射线在半导体内生成电子空穴对以及向该电极的移动即光导电现象的直接变换形是主流。另外，近年来，将X射线管和X射线检测器的多个配对搭载于旋转环的所谓多管球型的X射线CT装置的产品化发展，其周边技术的开发发展。在本实施方式的X射线CT装置中，不论是以往的一管球型的X射线CT装置，还是多管球型的X射线CT装置，都能够应用。此处，设为一管球型的X射线CT装置而进行说明。图1是示出本实施方式的光子计数型的X射线CT装置的硬件结构图。图1示出本实施方式的光子计数型的X射线CT装置I。X射线CT装置I大体上包括扫描器装置11以及图像处理装置12。X射线CT装置I的扫描器装置11通常设置于检查室，为了生成与患者(被检体)0的部位相关的X射线的透过数据而构成。另一方面，图像处理装置12通常设置于与检查室邻接的控制室，为了根据透过数据生成投影数据来进行重建图像的生成/显示而构成。X射线CT装置I的扫描器装置11设置有X射线管21、光圈22、光子计数型图像检测器(以下，简称为“检测器”)23、DAS (data acquisition system,数据采集系统)24、旋转部25、高电压电源26、光圈驱动装置27、旋转驱动装置28、顶板29、顶板驱动装置30、以及控制器31。X射线管21通过根据从高电压电源26供给的管电压使电子线碰撞到钨(W)等金属制的标靶而发生X射线，朝向检测器23照射。通过从X射线管21照射的X射线，形成扇形波束X射线、锥形波束X射线。X射线管21通过经由高电压电源26的由控制器31进行的控制，供给X射线的照射所需的电力。光圈22通过光圈驱动装置27，调整从X射线管21照射的X射线的切片方向及其正交方向的照射范围。即，通过利用光圈驱动装置27调整光圈22的开口，能够变更切片方向及其正交方向的X射线照射范围。检测器23具有矩阵状、即在通道方向具有多个通道、在切片方向上具有多列像素。而且，对于检测器23的通道方向，特别地，考虑来自X射线管21的X射线波束的扩展角度而使其具有弯曲。另外，检测器23的整体的形状根据用途而决定，也可以是平板状。以下，以半导体检测器为例子而进行说明，但本发明不限于半导体检测器而能够应用于可进行光子计算的任意的检测器。图2是用于说明检测器的结构的立体图。如图2所示，检测器23以将二维面分割为多个面的方式被分割为多个检测器块23a，并且能够将多个检测器块23a彼此装卸自如地结合。另外，在检测器块23a的X射线入射侧的前表面，在切片方向上配置了钥制、或者钨制的未图示的准直仪的状态下，得到来自X射线管21的X射线透过像。各检测器块23a由化合物半导体构成，并且，具有规定尺寸(例如几厘米X几厘米)的层状的半导体元件S、和用电压施加用的带电电极El覆盖半导体元件S的放射线入射面并且用二维阵列状(棋盘格状)地分割的多个集电电极E2覆盖半导体元件S的与放射线入射面相反侧的面的单片构造。集电电极E2对应于各像素。作为半导体元件S的材料，使用碲化镉半导体(CdTe半导体)、碲锌镉半导体(CdZnTe半导体)、硅半导体(Si半导体)等。对带电电极El施加例如几十V 几百V左右的比较高的电压。由此，起因于入射到半导体元件S的X射线光子，在其内部发生电子和空穴的对，其中的电子相对地分别集中到正电位的集电电极E2，该电子所致的电荷被探测为脉冲状的信号。即，入射到放射线入射面的X射线被直接变换为电性量的脉冲信号。根据棋盘格状地分割的多个集电电极E2各自的尺寸，决定针对X射线的像素的尺寸。该尺寸成为能够将X射线检测为光子(粒子)的充分小的值。由此，构成能够进行光子计数的检测器23，在其整体形成规定数个并且矩阵状的像素通道。由此，通过检测器23针对每一定时间对透过了患者O的X射线进行计数作为X射线粒子(即X射线光子)，针对每个像素P (像素Pl至Pk)输出与光子能量对应的模拟量的检测信号。
从检测器23输出的各像素的检测信号被送到数据收集装置(DAS:dataacquisition system) 24。图3是以检测器23以及DAS24为中心的电性的框图。如图3所示，检测器23针对每个像素P具备由控制器31控制的半导体元件S。
DAS24针对每个像素P具备由控制器31控制的处理电路C。处理电路C具备电荷放大器51、波形整形电路52、η (η:正的整数)段的比较器(Dual Discri) 53i 53η、η段的开关54 54n、阈值逻辑电路(Discri Logic)55、m (m:正的整数)段的计数器(CounterCLK) 56! 56m、加权电路57、以及加法电路58。电荷放大器51与半导体元件S的多个集电电极E2的各个连接。电荷放大器51将应答X射线粒子的入射而集电的电荷作为电压脉冲信号输出。电荷放大器51的输出端与能够调整增益以及偏置的波形整形电路52连接。波形整形电路52用预先调整的增益以及偏置对所探测的电压脉冲信号的波形进行处理而进行波形整形。波形整形电路52的增益以及偏置是考虑了针对半导体元件S的每个像素的电荷充电放大器特性的不均匀性后的调整参数。通过利用校准作业事先调整每个像素的波形整形电路52的增益以及偏置，能够进行排除了上述不均匀性的波形整形。其结果，从各收集通道的波形整形电路52输出的、波形整形了的脉冲信号具有实质上反映了入射X射线粒子的能量 的量的特性，像素间的上述偏差几乎被消灭。波形整形电路52的输出端与多个比较器53i 53n的比较输入端分别连接。对比较器53i 53n的各基准输入端分别施加了值不同的基准值THl(上限基准值THH) THn (下限基准值THL)。通过从波形整形电路52将I个脉冲信号的波峰值(所吸收的X射线光子的能量)用不同的基准值THl THn进行比较，能够将由半导体元件S吸收的X射线光子(X射线粒子)的能量辨别为事先分成多个而设定的能量区域中的某一个。例如，在η是3的情况下，根据脉冲信号的波峰值超过基准值THl TH3的哪个值，所辨别的能量区域不同。在波峰值处于基准值THl与ΤΗ2之间的情况下，所吸收的X射线光子的能量被辨别为包含于第一能量区域。在波峰值处于基准值ΤΗ2与ΤΗ3之间的情况下，所吸收的X射线光子的能量被辨别为包含于第二能量区域。在波峰值是基准值ΤΗ3 (下限基准值THL)以下的情况、基准值THl (上限基准值THH)以上的情况下，被辨别为来自外部干扰、半导体元件S、电荷放大器51的未检测的白噪声区域。在基准值THl (上限基准值THH)以上的情况下，虽然另外在X射线光子2个以上同时入射到像素的情况下也能够引起，但此处视为这样的现象的发生概率低，视为并非形成图像信息的主要的信号，而与外部干扰等同样地处理。另外，不限于基准值的数量是3、即可辨别的能量区域的数量是3的情况。基准值的数量也可以是2、4等，根据情况也可以是I个。在基准值的数量是I的情况下，仅得到是否入射了 X射线光子的信息。比较器SS1 53η的输出端与开关5七 54η连接。开关5七 54η被设计成在从比较器SS1 53η*别输出的脉冲信号超过开关54丨 54η的基准值THl THn的情况下成为0Ν、在其以外的情况下成为OFF。例如，开关5七被设计成在从比较器53i输出的脉冲信号超过开关54的基准值THl的情况下成为0N，在其以外的情况成为OFF。开关51 54n的输出端与阈值逻辑电路55连接。阈值逻辑电路55根据从开关5七 54n分别输出的脉冲信号，读取比较器53丨 53n中的哪一个成为ON (OFF),以对成为ON的比较器53i 53n中的与最大的脉冲信号对应的输出脉冲进行计数的方式，发生时钟脉冲。阈值逻辑电路55的多个输出端与多个计数器56i 56m独立地连接，对时钟脉冲进行计数。多个计数器56i 56m以与脉冲信号的波峰对应地使各个计数器计数的方式动作。例如，对于超过TH2且小于THl的脉冲，由计数器56i计数，对于超过TH3且小于TH2的脉冲，由计数器562计数(以下同样)。在该情况下，对于所需的计数器的数量m，使用比较器的数量n，而成为m=n — I。在其他例子中，对于计数器的数量m，还有时使用比较器的数量n，而成为m〈n —
I。针对由各比较器进行了波峰辨别的脉冲数，并非各个波峰范围的每一个，而将多个波峰范围集中进行计数的情况对应于此。最小的计数器的数量m是m=l。在该情况下，通过I个计数器对阈值逻辑电路55输出的时钟脉冲进行计数，所以不区分X射线光子的能量而对光子数进行计数。计数器56i 56m对从阈值逻辑电路55输出的时钟脉冲进行上计数，在一定时间内对进入各担当的能量区域的X射线光子的数量进行测量。加权电路57进行针对从计数器56i 56m分别输出的计数值的加权。加法电路58对从加权电路57输出的、加权了的按能量区域的计数值相互进行加法，生成每个像素P的原始数据(重建前的数据)，将原始数据经由控制器31发送到图像处理装置12。这样，DAS24在直至被复位的一定时间的期间，通过多个计数器56i 56m，针对与计数器的段数m对应的每个能量区域，对入射到检测器23的各像素P的X射线光子的数量进行测量。从多个计数器56i 56m，作为数字量的检测数据(原始数据)，读出作为其结果的计数值、即X射线光子的计数值。在ASIC层AS内针对每个像素P进行数据读出。返回图1的说明，旋转 部25将X射线管21、光圈22、检测器23、以及DAS24—体保持。旋转部25构成为在使X射线管21和检测器23对向了的状态下，使X射线管21、光圈22、检测器23、以及DAS24 —体地绕患者O的周围旋转。另外，用z轴方向来定义与旋转部25的旋转中心轴平行的方向，用X轴方向、y轴方向来定义与该z轴方向正交的平面。高电压电源26通过由控制器31进行的控制，将X射线的照射所需的电力供给到X射线管21。光圈驱动装置27具有通过由控制器31进行的控制，调整光圈22中的X射线的切片方向及其正交方向的照射范围的机构。旋转驱动装置28具有通过由控制器31进行的控制，以使旋转部25在维持了其位置关系的状态下在空洞部的周围旋转的方式使旋转部25旋转的机构。顶板29能够载置患者O。顶板驱动装置30具有通过由控制器31进行的控制，使顶板29沿着y轴方向升降运动，并且沿着z轴方向进入/退出运动的机构。旋转部25的中央部分具有开口，插入载置于该开口部的顶板29的患者O。控制器31由CPU (central processing unit,中央处理单元)、以及存储器构成。控制器31进行检测器23、DAS24、高电压电源26、光圈驱动装置27、旋转驱动装置28、以及顶板驱动装置30等的控制而执行扫描。光子计数型的X射线CT装置I的图像处理装置12是以计算机为基础而构成的，能够与医院骨干的LAN (local area network,局域网)等网络N进行相互通信。图像处理装置12大体上包括CPU41、主存储器42、图像存储器43、HDD (hard disc drive，硬盘驱动器)44、输入装置45以及显示装置46等基本的硬件。CPU41经由作为共用信号传送路的总线与构成图像处理装置12的各硬件构成要素相互连接。另外，图像处理装置12还有时具备存储介质驱动器47。
CPU41是具有将由半导体构成的电子电路封入到具有多个端子的封装的集成电路(LSI)的结构的控制装置。如果通过由医生等操作员对输入装置45进行操作等而输入了指令，则CPU41执行主存储器42中存储的程序。或者，CPU41将HDD44中存储的程序、从网络N转送并安装到HDD44的程序、或者从存储介质驱动器47上安装的存储介质读出并安装到HDD44的程序载入主存储器42而执行。主存储器42是包括ROM (read only memory,只读存储器)以及RAM (randomaccess memory,随即访问存储器)等的存储装置。主存储器42存储IPL(initial programloading,初始程序加载)、BIOS (basic input/output system,基本输入/输出系统)以及数据、或者被用于CPU41的工作存储器、数据的临时的存储。图像存储器43是存储所生成的原始数据、重建图像数据的存储装置。HDD44是具有不能装卸地内置了涂敷或者蒸镀了磁性体的金属的盘的结构的存储装置。HDD44是存储图像处理装置12中安装的程序(除了应用程序以外还包括OS(operating system,操作系统)等)、数据的存储装置。另外,在OS中，还能够提供在针对操作员的信息的显示中多使用图形，能够通过输入装置45进行基础的操作的⑶Kgraphicaluser interface,图形用户界面)。输入装置45是可由操作员操作的指示设备，将依照操作的输入信号送到CPU41。显不装置46包括未图不的图像合成电路、VRAM (video random access memory,视频随机访问存储器)、以及显示器等。图像合成电路生成对图像数据合成了各种参数的文字数据等的合成数据。VRAM将合成数据作为在显示器中显示的显示图像数据而展开。显示器包括液晶显示器、CRT (cathode ray tube，阴极射线管)等，将显示图像数据依次显示为显示图像。

存储介质驱动器47能够进行存储介质的装卸，读出在存储介质中记录的数据(包括程序)，在总线上输出，并且，将经由总线供给的数据写入存储介质。这样的存储介质能够作为所谓的封装软件而提供。图像处理装置12对从扫描器装置11的DAS24经由控制器31输入的原始数据进行对数变换处理、灵敏度校正等校正处理(预处理)而生成投影数据(重建前的数据)。另外，图像处理装置12对预处理了的投影数据进行散射线的去除处理。图4是示出本实施方式的光子计数型的X射线CT装置I的功能的框图。通过图1所示的CPU41 (或者、控制器31)执行程序，X射线CT装置I作为CT摄像部61、能量辨别部62、减弱系数映射生成部63、减弱系数映射变换部64、仿真执行部65、校正处理部66、以及图像重建部67发挥功能。另外，各部61至67的全部或者一部分也可以在X射线CT装置I中设置为硬件。CT摄像部61具有经由控制器31控制扫描器装置11的动作，而对患者O的摄像部位进行摄像的功能。此处，对于由检测器23的某个像素检测的X射线光子，相对在患者O中未完全反应而透过来的最大峰值能量(Ka线的能量)的X射线光子，在患者O中散射了的散射线光子的能量减少而成为特性X射线的最大峰值能量(Ka线的能量)的X射线光子的比例少至考虑为可忽略。因此，CT摄像部61经由控制器31控制X射线管21的管电压，以使由X射线管21发生的X射线光子的最大能量大于特性X射线的最大峰值能量的方式进行控制即可。
另外，CT摄像部61还能够成为极力避免在患者O中散射的散射线光子的能量减少而成为特性X射线的最大峰值能量(K α线的能量)的X射线光子的影响、即使该X射线光子的数量尽可能接近O的结构。在该情况下，CT摄像部61经由控制器31控制X射线管21的管电压，以使由X射线管21发生的X射线光子的最大能量与特性X射线的最大峰值能量大致一致的方式进行控制。例如，在作为X射线管21的标靶采用钨的情况下，CT摄像部61经由控制器31控制X射线管21的管电压，为了极力避免散射线光子的能量减少而成为由钨发生的特性X射线的最大峰值能量(60keV附近)，以使X射线光子的最大能量成为特性X射线的最大峰值能量附近、并且大于最大峰值能量的方式进行控制。另外，当然如果变更X射线管21的标靶，则特性X射线的最大峰值能量被变更。以下，说明CT摄像部61经由控制器31控制X射线管21的管电压，以使由X射线管21发生的X射线光子的最大能量与特性X射线的最大峰值能量大致一致的方式进行控制的情况。图5是示出由X射线管21发生的X射线光子的能量谱的一个例子的图。图5示出在管电压llOkV、管电流ImA下作为标靶采用了钨的X射线管21发生的X射线光子的能量谱。由X射线管21发生的X射线光子具有能量幅度。另外，在能量谱中，存在被称为K吸收端的特性X射线(Κα 1、Κα2、Κβ 1、Κβ2线)的能量峰值。图6是示出变更管电压的情况下的X射线光子的能量谱的变化的图。在图6所示的X射线光子的能量谱中，附加滤波器而去除了软线(低能量分量)。对于特性X射线，线宽本来极其细，但为了易于观察而赋予了某种程度的宽度。另一方面，连续X射线在宽的范围内存在。如图6所示，CT摄像部61如果控制为X射线管21的管电压变小，则由X射线管21发生的X射线光子的最大能量变小。图7是示出X射线光子的最大能量被控制的X射线光子的能量谱的一个例子的图。如图7所示，CT摄像部61以使X射线光子的最大能量成为最大峰值能量附近、并且大于最大峰值能量的方式，控制X射线管21的管电压。图4所示的能量辨别部62具有经由控制器31控制DAS24的动作，辨别包括特性X射线的最大峰值能量的能量区域El的原始数据(重建前的数据)RE1，并且辨别与能量区域El不同(小于能量区域El)的I个或者多个能量区域Ε2的原始数据RE2的功能。以下，说明能量辨别部62辨别60keV的原始数据而作为能量区域El的原始数据REl的情况。减弱系数映射生成部63具有根据由能量辨别部62辨别的能量区域El的原始数据REl重建重建图像而生成重建图像、即根据由能量辨别部62辨别的能量区域El的原始数据REl生成减弱系数映射MEl的功能。由减弱系数映射生成部63生成的减弱系数映射MEl几乎不会受到散射X射线光子的影响。图8是示出基于包括特性X射线的最大峰值能量的能量区域El的原始数据REl的减弱系数映射MEl的一个例子的图。

图8是仅使用能量区域El的原始数据REl进行图像重建而得到的减弱系数映射MEl0如上所述，如果调整X射线管21的输出，而极力避免发生具有比特性X射线的最大峰值的能量大的能量的X射线，则散射的X射线的能量变小，所以能量区域El的原始数据REl几乎不包含散射X射线光子。因此，考虑为在减弱系数映射MEl中几乎无散射线的影响。并且，通过进行Triple Energy Window法等定量的散射线校正,还能够进一步减小散射线的影响。图4所示的减弱系数映射变换部64具有将由减弱系数映射生成部63生成的、能量区域El的减弱系数映射MEl变换为能量区域E2的减弱系数映射ME2的功能。图9是用于说明用于生成能量变换后的减弱系数映射ME2的变换式的图。图9示出用于将由减弱系数映射生成部63生成的作为能量区域El的60keV下的减弱系数映射MEl的μ值变换为60keV以外的能量区域E2、例如20keV下的μ值的变换式。减弱系数映射变换部64根据由减弱系数映射生成部63生成的作为能量区域El的60keV下的减弱系数映射ΜΕ1，生成60keV以外的能量区域E2中的减弱系数映射ME2。在能量变换中，预先准备基于变换式的变换表格，依照变换表格将减弱系数映射MEl变换为减弱系数映射ME2。图4所示的仿真执行部65具有使用由减弱系数映射变换部64变换后的减弱系数映射ME2来进行散射线仿真，生成到达检测器23的散射X射线光子的分布(散射光子分布)DE2的功能。在关于多个能量区域E2存在多个减弱系数映射ME2的情况下，仿真执行部65针对每个减弱系数映射ME2进行仿真。此处，使用图10所示的流程图，说明由仿真执行部65进行的散射线仿真。对于康普顿散射引起的概率，通过每个电子的全剖面积(σ )，用散射光子数相对入射光子数的比的形式来表示，关于此，有克莱因 仁科的式(I)。即，对于入射光子数在散射角度Θ方向的微小立体角(1Ω中散射的概率，通过下式(I)求出每个自由电子的微分剖面积(d σ /(1Ω )。首先，设为从X射 线管21释放I个X射线光子(步骤STl )。使X射线光子行进单位距离(步骤ST2)，判断X射线光子是否达到计算范围外(步骤ST3)。在步骤ST3的判断中判断为“是”、即通过步骤ST2使X射线光子行进了单位距离的结果为X射线光子未达到计算范围外的情况下，判断X射线光子是否达到检测器23的检测面(步骤ST4)。在步骤ST4的判断中判断为“否”、即通过步骤ST2使X射线光子行进了单位距离的结果为X射线光子未达到检测器23的检测面的情况下，依照下式(1)，计算散射概率和此时散射角度Θ (步骤ST5)。之后，再次返回使X射线光子进一步行进单位距离的步骤ST2，反复处理。[表 I]
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m0cr0;古典的电子半径m0:原子的质量另一方面，在步骤ST3的判断中判断为“否”、即通过步骤ST2使X射线光子行进了单位距离的结果为X射线光子达到计算范围外的情况下，判断是否结束计算(步骤ST8)。在步骤ST8的判断中判断为“否”、即未结束计算的情况下，针对另一个X射线光子，返回步骤STl。在步骤ST4的判断中判断为“是”、即通过步骤ST2使X射线光子行进了单位距离的结果为X射线光子达到检测器23的检测面的情况下，依照X射线光子的能量和检测器23的检测概率，判断是否通过检测器23检测到X射线光子(步骤ST6)。在步骤ST6的判断中判断为“是”、即通过检测器23检测到X射线光子的情况下，将所检测的信息反映于散射光子分布DE2 (步骤ST7)。另一方面，在步骤ST6的判断中判断为“否”、即通过检测器23未检测到X射线光子的情况下，判断是否结束计算(步骤ST8)。在步骤ST8的判断中判断为“是”、即结束计算的情况下，结束动作。在图10所示的流程图中，在针对某I个X射线光子进行了能量区域Ek中的计算的情况下，通过步骤ST5的计算，其结果X射线光子的能量成为能量区域El的范围时，返回步骤ST2而反复处理。但是，不限于此。在针对某I个X射线光子进行了能量区域Ek中的计算的情况下，通过步骤ST5的计算，其结果X射线光子的能量成为能量区域El的范围时，例如，也可以结束关于该X射线光子的计算，针对另一个X射线光子，返回步骤ST1，也可以原样地保持该X射线光子的信息，而用于能量区域El的计算。另外，虽然后者的散射线校正的定量性提高，但计算时间变长。图11是示出通过式(I)计算的散射角及其概率的图。如图11所示，入射光子的能量非常小时的散射光子分布DE2接近90°对象，但随着光子能量的增大而向前方的散射增加。如果关于散射角Θ在全部立体角的范围内对上述式(I)进行积分，则得到每个电子的全剖面积(全散射系数)σ。另外，仿真执行部65通过在上述步骤ST3的散射线仿真中在X射线光子的能量中设置阈值，能够减少计算量。另外，仿真执行部65通过在上述步骤ST3的散射线仿真中限制X射线光子的散射次 数，还能够减少计算量。进而，仿真执行部65通过在上述步骤ST3的散射线仿真中限制计算范围，还能够减少计算量。返回图4的说明，校正处理部66具有根据由仿真执行部65生成的散射光子分布DE2来校正由能量辨别部62辨别的能量区域Ε2的原始数据RE2，生成校正后的原始数据R' Ε2的功能。校正处理部66从原始数据RE2减去散射光子分布DE2，而生成校正后的原始数据W Ε2。在针对多个能量区域Ε2存在多个散射光子分布DE2的情况下，校正处理部66针对每个能量区域Ε2，根据多个散射光子分布DE2，校正多个原始数据RE2。图像重建部67具有根据由校正处理部66校正后的原始数据R' Ε2重建重建图像而生成重建图像IE的功能。将由图像重建部67生成的重建图像IE存储于图像存储器43，并且经由显示装置46显示。根据本实施方式的光子计数型的X射线CT装置1，通过发生最大能量是比特性X射线的最大峰值能量大的能量的X射线光子，能够定量地进行散射线校正，所以能够提供正确并且高精度的CT图像。进而，根据本实施方式的光子计数型的X射线CT装置I，通过发生最大能量是比特性X射线的最大峰值能量大的能量，并且，最大能量是特性X射线的最大峰值能量附近的X射线光子，能够更定量地进行散射线校正，所以能够提供正确并且高精度的CT图像。以上，说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式仅为例示而未意图限定发明的范围。这些新的实施方式能够通过其他各种方式实施，能够在不脱离发明的要旨的范围内进行各种省略、置换、变更。这些实施方式、其变形包含于发明的范围、要旨，并且包含于权利要求书记载的发明和其均等范围内 。
权利要求
1.一种光子计数型的X射线计算机断层装置，其特征在于，具有: X射线管，发生最大能量是比特性X射线的最大峰值能量大的能量的X射线光子； X射线检测物质，检测所述X射线光子； 减弱系数映射生成单元，生成与包括所述特性X射线的最大峰值能量的第一能量区域相当的第一减弱系数映射； 减弱系数映射变换单元，将所述第一减弱系数映射变换为作为与所述第一能量区域不同的区域的第二能量区域的第二减弱系数映射； 仿真执行单元，根据所述第二减弱系数映射进行散射线仿真而生成散射X射线光子的散射光子分布；以及 图像重建单元，根据与所述第二能量区域相当的、检测的所述X射线光子生成重建前的数据，通过所述散射光子分布对所述重建前的数据进行校正处理而生成校正数据，根据所述校正数据，重建与所述第二能量区域相当的、经散射线校正了的图像。
2.根据权利要求1所述的光子计数型的X射线计算机断层装置，其特征在于， 所述仿真执行单元针对从所述X射线管释放的多个X射线光子使其行进单位距离而分别计算散射概率以及散射角度，计算的结果为，直至所述多个X射线光子成为计算范围夕卜，针对所述多个X射线光子进行使其分别行进单位距离的处理，从而生成所述散射光子分布。
3.根据权利要求2所述的光子计数型的X射线计算机断层装置，其特征在于， 所述仿真执行单元在所述散射线仿真中对所述X射线光子的能量设置阈值。
4.根据权利要求2所述的光子计数型的X射线计算机断层装置，其特征在于， 所述仿真执行单元在所述散射线仿真中，限制所述X射线光子的散射次数。
5.根据权利要求2所述的光子计数型的X射线计算机断层装置，其特征在于， 所述仿真执行单元在所述散射线仿真中，限制计算范围。
6.根据权利要求1所述的光子计数型的X射线计算机断层装置，其特征在于， 所述X射线管发生所述最大能量是所述特性X射线的最大峰值能量附近的X射线光子。
7.一种散射线校正方法，其特征在于， 从X射线管发生最大能量是比特性X射线的最大峰值能量大的能量的X射线光子， 通过X射线检测物质检测所述X射线光子， 生成与包括所述特性X射线的最大峰值能量的第一能量区域相当的第一减弱系数映射， 将所述第一减弱系数映射变换为作为与所述第一能量区域不同的区域的第二能量区域的第二减弱系数映射， 根据所述第二减弱系数映射进行散射线仿真而生成散射X射线光子的散射光子分布，根据与所述第二能量区域相当的、检测的所述X射线光子生成重建前的数据，通过所述散射光子分布对所述重建前的数据进行校正处理而生成校正数据，根据所述校正数据，重建与所述第二能量区域相当的、经散射线校正了的图像。
8.根据权利要求7所述的散射线校正方法，其特征在于， 针对从所述X射线管释放的多个X射线光子使其行进单位距离而分别计算散射概率以及散射角度，计算的结果为，直至所述多个X射线光子成为计算范围外，针对所述多个X射线光子进行使其分别行进单位距离的处理，从而生成所述散射光子分布。
9.根据权利要求8所述的散射线校正方法，其特征在于， 在所述散射线仿真中，对所述X射线光子的能量设置阈值。
10.根据权利要求8所述的散射线校正方法，其特征在于， 所述仿真执行单元在所述散射线仿真中，限制所述X射线光子的散射次数。
11.根据权利要求8所述的散射线校正方法，其特征在于， 所述仿真执行单元在所述散射线仿真中，限制计算范围。
12.根据权利要求7所述的散射线校正方法，其特征在于， 所述X射线管发生所述最大能量是所述特性X射线的最大峰值能量附近的X射线光子 。
全文摘要
一种光子计数型的X射线CT装置，具有X射线管，发生最大能量是比特性X射线的最大峰值能量大的能量的X射线光子；X射线检测物质，检测X射线光子；减弱系数映射生成单元，生成与包括特性X射线的最大峰值能量的第一能量区域相当的第一减弱系数映射；减弱系数映射变换单元，将第一减弱系数映射变换为作为与第一能量区域不同的区域的第二能量区域的第二减弱系数映射；仿真执行单元，根据第二减弱系数映射进行散射线仿真而生成散射X射线光子的散射光子分布；以及图像重建单元，根据与第二能量区域相当的、检测的X射线光子生成重建前的数据，通过散射光子分布对重建前的数据进行校正处理而生成校正数据，根据校正数据，重建与第二能量区域相当的、散射线校正了的图像。
文档编号A61B6/03GK103200873SQ201280003585
公开日2013年7月10日 申请日期2012年8月16日 优先权日2011年8月18日
发明者森安健太 申请人:株式会社东芝, 东芝医疗系统株式会社