光子計數x射線計算機斷層攝影裝置、以及光子計數x射線計算機斷層攝影方法
【技術領域】
[0001] 本發明的實施方式一般與能譜計算機斷層攝影（CT)相關，涉及為了改善在重建 圖像之前取得的數據中的噪聲而進行加權的特定的方法。本實施方式涉及光子計數X射線 計算機斷層攝影裝置、以及光子計數X射線計算機斷層攝影方法。
【背景技術】
[0002] 雙能量X射線CT掃描數據通過兩個能級來得到。具體而言，X射線管被設定為80 千伏和120千伏的低管電壓和高管電壓的能級。雙X射線源CT掃描儀裝備有二個X射線 源，為了生成二個數據集，分別以不同的能級進行工作。另一方面，在夾層檢測器中，在下層 記錄高能量數據期間，上層記錄低能量數據。由于對物質分類使用雙能量數據，因此，投影 數據事先經過結構分解。
[0003] 更一般地，相對于特定的X射線CT掃描儀以兩個以上的能級來取得能譜信息。具 體而言，規定的數量N的能量閾值按照物質的厚度的平均、或與空氣相關的掃描來確定，基 底物質的厚度根據與測量數據相關的N個集合直接地計算。在該范疇中，所有的檢測器單 元和投影視圖共用相同的閾值設定。實際上，希望使閾值等級伴隨著能譜變化而在某一視 圖間進行變更。
[0004] 在掃描期間伴隨著能譜變化，成為光子計數的對象的能量倉的能量范圍為了維持 所得到的數據的低噪聲等級，需要根據情況進行變化。但是，在理論上能夠使閾值在多個 視圖間動態地變化，但由于CT掃描的時間非常短，因此在技術上具有挑戰性。由于受到當 前的光子計數檢測器技術的限制，因此，以在0. 5秒間1800個視圖這樣的一個典型的速率 來利用的那樣的多個視圖間的短的時間中，可能不能準確地應用閾值。一般地，與檢測器相 同，讀出電子電路具有有限的響應時間和死區時間，因此，如果考慮當前能夠利用的技術， 則在上述要求下變更安裝的閾值受到限制。
[0005] 被檢體的構造或厚度差別極大，因此難以使用蝶形濾波器。蝶形濾波器直接面對 其自身與患者的配置、使不同的檢測單元以及多個視圖匹配困難。并且，不同的多個單元以 及多個視圖依存于顯著變化的衰減以及入射至檢測器的X射線能譜。
[0006] 從而，普遍地，一定的閾值成為能夠得到噪聲均衡（平衡噪聲量）這樣的結果的閾 值，所述噪聲均衡在巨大的所得到的數據集中是不希望的。所得到的數據集的不均衡的噪 聲可能對能譜的圖像造成深刻的偽影。附加多個能量倉（進行光子計數的能量范圍的單 位），低能量倉或高能量倉中的光子數確保更均衡。
[0007] 由于這些以及其他的理由，前述的以往技術在具有能譜信息的、根據所得到的數 據重建得到的圖像中，還是希望實質上改善噪聲均衡。
[0008] 現有技術文獻
[0009] 專利文獻
[0010] 專利文獻1 :日本特開2013-143980號公報
【發明內容】
[0011] 目的在于提供一種能夠均衡圖像重建所涉及的能量倉中的噪聲的光子計數X射 線計算機斷層攝影裝置、以及光子計數X射線計算機斷層攝影方法。
[0012] 本實施方式所涉及的光子計數X射線計算機斷層攝影裝置具備：x射線管，產生X 射線；X射線檢測器，檢測從所述X射線管產生的X射線光子，針對至少三個能量倉的各個 產生與檢測到的所述X射線光子數對應的輸出信號；支承機構，將所述X射線管支承為能夠 圍繞旋轉軸旋轉；合成部，根據所述能量倉的各個中的X射線光子數，至少選擇兩個成為合 成對象的能量倉，合成所選擇的所述能量倉的X射線光子數，從而取得合成了所選擇的所 述能量倉的合成能量倉中的合成輸出信號；以及重建部，使用所述合成輸出信號來重建圖 像。
【附圖說明】
[0013] 圖1是表示具有掃描架100和其他的設備或單元的本實施方式所涉及的多切片X 射線CT設備、或掃描儀的一實施方式的圖。
[0014] 圖2A是表示本實施方式所涉及的、用于改善噪聲均衡的噪聲均衡設備的一實施 方式的圖。
[0015] 圖2B是本實施方式所涉及的、在噪聲均衡處理或設備的實施方式中利用的權重 值的典型的集。
[0016] 圖3是表示本實施方式所涉及的、使用光子計數檢測器，在能譜的計算機斷層攝 影中具有噪聲均衡改善處理的步驟或工作的流程圖。
[0017] 圖4A是本實施方式所涉及的、通過處理以及設備的實施方式，根據噪聲均衡數據 所重建的單色圖像。
[0018] 圖4B是本實施方式所涉及的、通過處理與設備的實施方式，根據非噪聲均衡數據 所重建的單色圖像。
[0019] 圖4C是由線表示圖4A所述的圖像的線劃圖。
[0020] 圖4D是由線表示圖4B所述的圖像的線劃圖。
[0021] 符號說明
[0022] 100…掃描架、101~Χ射線管、102…環狀架（支承機構）、103···Χ射線檢測器、 104···數據收集電路、105···非接觸數據傳送器、106···前處理設備、107···旋轉單元、108…滑 動環、109…高電壓發生器、110…系統控制器、111…數據收集設備、112…存儲設備、114··· 重建設備、115…輸入設備、116…顯不設備、117…噪聲均衡設備（合成部）、118…電流調整 器、20(l···掃描計劃支持設備。
【具體實施方式】
[0023] 關于附圖，參照數字表示附圖的各部中的對應的構造。另外，特別地圖1表示包含 掃描架1〇〇和其他的設備或單元的當前的實施方式所涉及的多切片X射線CT設備、或掃描 儀的一實施方式。掃描架100從正面觀察，具有X射線管101、環狀架（支承機構）102、以及 多列或二維排列型的X射線檢測器103。X射線管101和X射線檢測器103在軸RA的周圍 旋轉的環狀架102上，橫穿被檢體S，正相反地搭載。旋轉單元107在被檢體S沿著軸RA， 向圖示的頁的后方或前方移動期間，以每圈〇. 4秒的高速使環狀架102進行旋轉。支承機 構102在旋轉軸RA周圍可旋轉地支承X射線管101。
[0024] 多切片X射線CT設備為了使X射線管101產生X射線，還具有向X射線管101供 給管電壓的高電壓發生器109。在一實施方式中，高電壓發生器109搭載在環狀架102上。 電流調整器118在系統控制器110的控制下，調整向高電壓發生器109供給的電流。X射線 朝向被檢體S放射，被檢體S的橫截面面積由圓表示。X射線檢測器103為了檢測透過被檢 體S的放射X射線，橫穿被檢體被配置在X射線管101的相反側。
[0025] 另外，關于圖1，X射線CT設備或掃描儀還具有檢測放射X射線，并對檢測到的信 號進行處理的數據收集設備111。在一實施方式中，X射線檢測器103在規定的數量的能量 倉的各個中，使用用于對光子進行計數的多個光子計數檢測器來安裝。例如，X射線檢測器 103檢測從X射線管101產生的X射線光子，針對至少三個能量倉的各個，產生與檢測到的 X射線光子數對應的輸出信號。多個能量倉的各個在X射線檢測器103中，定義與所透過 的X射線的能量相關的規定的范圍。由X射線檢測器103檢測到放射X射線之后，數據收 集電路104關于各個通道，將來自X射線檢測器103的信號輸出轉換成電壓信號，對其進行 放大，并進一步將其向數字信號轉換。X射線檢測器103和數據收集電路104構成為對每圈 的規定的總投影數（Total number of projections per rotation :TPPR)進行處理。
[0026] 上述的數據通過非接觸數據傳送器105,向收容于掃描架100外的控制臺的前處 理設備106發送。前處理設備106對原始數據執行靈敏度校正那樣的特定的校正。之后， 存儲設備112存儲重建處理之前的階段中的又被稱為投影數據的結果數據。存儲設備112 與重建設備（重建部）114、顯不設備116、輸入設備115、以及掃描計劃支持設備200 -起， 經由數據/控制總線，與系統控制器110連接。掃描計劃支持設備200具有為了建立掃描 計劃，輔助圖像技術人員的功能。
[0027] 本實施方式的一側面所涉及的重建設備114的一實施方式基于使用噪聲的權重 的濾波校正反投影（Filtered back projection :FBP)技術，根據存儲在存儲設備112中 的投影數據來重建圖像。在上述實施方式中，重建設備114按照規定的迭代重建算法，通過 濾波校正反投影（FBP)技術，根據投影數據來重建圖像，所述濾波校正反投影（FBP)技術使 用模擬規定的反復次數中的特定的反復結果的特征。重建設備114通過軟件與硬件的組合 來安裝，但并不限定于特定的安裝。在以下的重建設備114的說明中，"單元"或"設備"等 用語包含硬件或軟件。此外，重建設備114的概念還能夠適用于包含核醫學或磁共振成像 (magnetic resonance imaging :MRI)的其他的醫療器械攝影裝置。
[0028] 在一實施方式中，噪聲均衡設備（合成部）117為了在數據中使噪聲均衡（平衡） 而組合安裝軟件、硬件、或其雙方，所述數據通過在規定的多個能量倉之間，使光子計數的 數量在實質上均勻而得到。一般地，噪聲均衡（平衡）設備117假定規定的數量Μ和被圖像 顯示的被檢體中的規定的數量的基底物質Ν(Ν為基底物質的數量），規定的數量Μ在CT系 統中的X射線檢測器103中的多個光子計數檢測器的各個中至少是3個（Μ > 2)能量倉， 能量倉的數量Μ大于基底物質的數量Ν(Μ > Ν)。所謂基底物質例如是指水、骨、造影劑等。 與后述的合成能量倉對應的基底物質可以預先設定，也可以按照操作者的指示來選擇。能 量倉和基底物質是相同的數量（Μ = Ν)在理論上是可以實現的，噪聲均衡設備117為了接 近噪聲均衡狀態，要求Μ能量倉大于N基底