JP2015024128A - Ｘ線ｃｔ装置及び医用画像診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】光子計数型検出器を用いて高画質な画像を再構成すること。【解決手段】実施形態のＸ線ＣＴ装置は、検出器と、計数結果収集部と、計数率算出部と、制御部と、画像再構成部とを備える。検出器は、Ｘ線量に対する応答特性が異なる複数種類の検出素子を含む複数の検出素子を有し、各検出素子へのＸ線光子の入射に応じて検出信号を出力する。計数結果収集部は、前記複数の検出素子が出力した検出信号から、Ｘ線光子を計数した計数結果を収集する。計数率算出部は、前記複数の検出素子が出力した検出信号から、計数率を算出する。制御部は、前記計数率と、前記複数の検出素子それぞれの応答特性に基づいて、検出素子を選択する。画像再構成部は、前記制御部が選択した検出素子から得られた計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。【選択図】図２

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置及び医用画像診断装置に関する。

近年、フォトンカウンティング（Photon Counting）方式の検出器（光子計数型検出器）を用いて、フォトンカウンティングＣＴ（Computed Tomography）を行なうＸ線ＣＴ装置の開発が進められている。従来のＸ線ＣＴ装置で用いられている積分型の検出器と異なり、光子計数型検出器は、入射したＸ線光子を個々に計数可能であり、入射したＸ線光子のエネルギーを計測（弁別）可能な信号を出力する。

光子計数型検出器を構成する各検出素子は、例えば、Ｘ線光子が入射するごとに、１つの信号（応答波形）を出力する。フォトンカウンティングＣＴでは、各検出素子が出力した応答波形を計数する。更に、フォトンカウンティングＣＴでは、計数した応答波形の信号強度（波高等）から、入射したＸ線光子のエネルギーを測定する。これにより、フォトンカウンティングＣＴでは、従来のＸ線ＣＴ画像と比較して、ＳＮ比（Signal per Noise）の高いＸ線ＣＴ画像を再構成することが可能となる。

しかし、応答波形は、減衰に時間を要するために、Ｘ線光子が高頻度（高線量）で入射すると、先に入射した光子により出力された信号が減衰する前に、次の光子が入射して、複数のＸ線光子の応答波形が積み重なる。かかる現象は、パイルアップ（pile up）と呼ばれ、パイルアップが発生すると、Ｘ線光子の個数及びエネルギースペクトルは、正しく測定できない。また、パイルアップが発生しない程度に、Ｘ線光子が低頻度（低線量）で入射するように照射するＸ線量を小さくすると、Ｘ線が被検体を透過する距離が大きい場合等では、光子計数型検出器で計数される光子数が低減し、再構成画像のＳ／Ｎ比が劣化したり、アーチファクトが発生したりする。

これに対して、光子計数型検出器において、１画素に対応する領域に複数の検出素子を設け、Ｘ線量に応じて、再構成用に使用する素子数を調節することで、パイルアップの発生を低減可能な検出器が知られている。しかし、かかる検出器では、検出素子の２倍以上の微細化(１／２や１／３等)が必要であり、更に、検出素子のスイッチングを行う回路が必要となるため、検出器の製造コストが多大となってしまう。

特開２００９−７８１４３号公報 特開２０１２−１８７１４３号公報

本発明が解決しようとする課題は、光子計数型検出器を用いて高画質な画像を再構成することができるＸ線ＣＴ装置及び医用画像診断装置を提供することである。

実施形態のＸ線ＣＴ装置は、検出器と、計数結果収集部と、計数率算出部と、制御部と、画像再構成部とを備える。検出器は、Ｘ線量に対する応答特性が異なる複数種類の検出素子を含む複数の検出素子を有し、各検出素子へのＸ線光子の入射に応じて検出信号を出力する。計数結果収集部は、前記複数の検出素子が出力した検出信号から、Ｘ線光子を計数した計数結果を収集する。計数率算出部は、前記複数の検出素子が出力した検出信号から、計数率を算出する。制御部は、前記計数率と、前記複数の検出素子それぞれの応答特性に基づいて、検出素子を選択する。画像再構成部は、前記制御部が選択した検出素子から得られた計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。

図１は、パイルアップを説明するための図である。 図２は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示すブロック図である。 図３Ａは、本実施形態に係る検出器の一例を説明するための図（１）である。 図３Ｂは、本実施形態に係る検出器の一例を説明するための図（２）である。 図４Ａは、本実施形態に係る検出器の一例を説明するための図（３）である。 図４Ｂは、本実施形態に係る検出器の一例を説明するための図（４）である。 図５は、本実施形態に係る検出器の一例を説明するための図（５）である。 図６は、本実施形態に係る検出器の一例を説明するための図（６）である。 図７は、高計数率時に画像再構成部が行なう処理の一例を示す図である。 図８は、低計数率時に画像再構成部が行なう処理の一例を示す図である。 図９Ａは、低計数率時に画像再構成部が行なう処理の別の一例を示す図（１）である。 図９Ｂは、低計数率時に画像再構成部が行なう処理の別の一例を示す図（２）である。 図１０は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。

以下、添付図面を参照して、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置の実施形態を詳細に説明する。

以下の実施形態で説明するＸ線ＣＴ装置は、フォトンカウンティング（Photon Counting）ＣＴを実行可能な装置である。すなわち、以下の実施形態で説明するＸ線ＣＴ装置は、従来の積分型（電流モード計測方式）の検出器ではなく、フォトンカウンティング方式の検出器（光子計数型検出器）を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する装置である。

（実施形態）
まず、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について説明する前に、フォトンカウンティングＣＴについて説明する。

従来の積分型の検出器を構成する各検出素子は、入射した個々のＸ線光子のエネルギーを積分した値（Ｘ線強度）に対応する電流を出力する。これに対し、光子計数型検出器を構成する各検出素子は、Ｘ線光子の入射に応じて検出信号を出力する。例えば、光子計数型検出器を構成する各検出素子は、Ｘ線光子が入射するごとに、１つの検出信号（応答波形）を出力する。フォトンカウンティングＣＴでは、各検出素子が出力した応答波形を計数する。更に、フォトンカウンティングＣＴでは、計数した応答波形の信号強度（波高等）から、入射したＸ線光子のエネルギーを測定する。これにより、フォトンカウンティングＣＴでは、ＳＮ比の高いＸ線ＣＴ画像データを再構成することが可能となる。また、フォトンカウンティングＣＴでは、複数のエネルギー成分それぞれのＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。例えば、フォトンカウンティングＣＴでは、Ｋ吸収端の違いを利用した物質の同定が可能となる画像データを得ることができる。

しかし、フォトンカウンティングＣＴでは、パイルアップ（pile up）が発生すると、再構成画像のＳ／Ｎ比が劣化したり、アーチファクトが発生したりする場合があった。図１は、パイルアップを説明するための図である。図１の横軸は、時間を示し、図１の縦軸は、応答波形の波高を示す。

応答波形は、減衰に時間を要するために、Ｘ線光子が高頻度（高線量）で入射すると、先に入射した光子により出力された信号が減衰する前に、次の光子が入射して、複数のＸ線光子の応答波形が積み重なる（図１の左図を参照）。かかる現象は、パイルアップと呼ばれる。パイルアップが発生すると、例えば、図１の右図に示すように、観察される応答波形は、２つの応答波形が重なった形状となり、個々の波形が分離できない。このように、パイルアップが発生すると、計数される光子数は、実際に検出素子に入射した光子数より減少する。また、図１の右図に示すように、パイルアップにより２つの波形が重なった波形を用いても、各Ｘ線光子のエネルギーを正しく測定できない。このようなことから、パイルアップが発生すると、Ｘ線ＣＴ画像データのＳ／Ｎ比が劣化したり、アーチファクトが発生したりする。

また、パイルアップが発生しない程度に、Ｘ線光子が低頻度（低線量）で入射するように照射するＸ線量を小さくすると、Ｘ線が被検体を透過する距離が大きい場合等では、光子計数型検出器で計数される光子数が低減し、やはり、再構成画像のＳ／Ｎ比が劣化したり、アーチファクトが発生したりする。

これに対して、光子計数型検出器において、１画素に対応する領域に複数の検出素子を設け、Ｘ線量に応じて、再構成用に使用する素子数を調節することで、パイルアップの発生を低減可能な検出器が知られている。しかし、かかる検出器では、検出素子の２倍以上の微細化(１／２や１／３等)が必要であり、更に、検出素子のスイッチングを行う回路が必要となるため、検出器の製造コストが多大となってしまう。

そこで、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、光子計数型検出器を用いて高画質な画像を再構成するため、以下のように構成される。図２は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示すブロック図である。図２に示すように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、架台装置１０と、寝台装置２０と、コンソール装置３０とを有する。

架台装置１０は、被検体ＰにＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線を計数した結果を収集する装置であり、Ｘ線照射制御部１１と、Ｘ線発生装置１２と、検出器１３と、データ収集部１４と、回転フレーム１５と、架台駆動部１６とを有する。

回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２と検出器１３とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持し、後述する架台駆動部１６によって被検体Ｐを中心した円軌道にて高速に回転する円環状のフレームである。

Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線を発生し、発生したＸ線を被検体Ｐへ照射する装置であり、Ｘ線管１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃとを有する。

Ｘ線管１２ａは、後述するＸ線照射制御部１１により供給される高電圧により被検体ＰにＸ線ビームを照射する真空管であり、回転フレーム１５の回転にともなって、Ｘ線ビームを被検体Ｐに対して照射する。Ｘ線管１２ａは、ファン角及びコーン角を持って広がるＸ線ビームを発生する。

ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線のＸ線量を調節するためのＸ線フィルタである。例えば、ウェッジ１２ｂは、アルミニウムを加工したフィルタである。なお、ウェッジ１２ｂは、ボウタイフィルター（bow-tie filter）とも呼ばれる。

コリメータ１２ｃは、後述するＸ線照射制御部１１の制御により、ウェッジ１２ｂによってＸ線量が調節されたＸ線の照射範囲を絞り込むためのスリットである。

Ｘ線照射制御部１１は、高電圧発生部として、Ｘ線管１２ａに高電圧を供給する装置である。Ｘ線管１２ａは、Ｘ線照射制御部１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。Ｘ線照射制御部１１は、Ｘ線管１２ａに供給する管電圧や管電流を調整することで、被検体Ｐに対して照射されるＸ線量を調整する。また、Ｘ線照射制御部１１は、コリメータ１２ｃの開口度を調整することにより、Ｘ線の照射範囲（ファン角やコーン角）を調整する。

架台駆動部１６は、回転フレーム１５を回転駆動させることによって、被検体Ｐを中心とした円軌道上でＸ線発生装置１２と検出器１３とを旋回させる。

検出器１３は、上述した光子計数型検出器であり、Ｘ線光子の入射に応じて検出信号を出力する検出素子を複数有する。具体的には、検出器１３は、Ｘ線光子が入射するごとに、当該Ｘ線光子のエネルギー値を計測可能な信号（検出信号）を出力する検出素子を複数有する。ここで、光子計数型検出器は、直接変換型検出器と、間接変換型検出器とに大別される。直接変換型検出器は、入射したＸ線光子を、直接、電気信号に変換する半導体により構成される。直接変換型検出器では、例えば、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）系の半導体や、テルル化亜鉛カドミウム（ＣＺＴ）系の半導体が用いられる。直接変換型検出器では、半導体ブロックのＸ線光子入射面の反対側の面に信号を取り出すための複数の電極が配置される。これにより、直接変換型検出器の半導体ブロックは、複数の検出素子に分割される。

また、間接変換型検出器は、シンチレータを、例えば、シリコンフォトマルチプライアー（ＳｉＰＭ：Silicon Photomultiplier）に接着することで構成される。間接変換型検出器では、シンチレータを反射材により複数の区画に分割することで、複数の検出素子に分割される。間接変換型検出器では、入射したＸ線光子をシンチレータによりシンチレータ光に変換し、シンチレータ光をＳｉＰＭ等の光センサにより電気信号に変換する。

ここで、本実施形態に係る検出器１３は、Ｘ線量に対する応答特性が異なる複数種類の検出素子を含む複数の検出素子を有する。応答特性が異なる複数種類の検出素子は、空間的に混在して配置される。例えば、検出器１３は、応答特性の高い検出素子と、応答特性の低い検出素子とが空間的に混在して配置される。また、例えば、応答特性の高い検出素子と、応答特性の低い検出素子とは、交互に配置される。ここで、応答特性の低い検出素子には、例えば、入射するＸ線光子の数を減少させるフィルタが設けられる。そして、検出器１３は、各検出素子へのＸ線光子の入射に応じて検出信号（応答波形）を出力する。ここで、「Ｘ線量に対する応答特性」とは、「Ｘ線量に対する計数率特性」を意味する。すなわち、本実施形態に係る検出器１３は、「同じＸ線量が入射しても、単位時間当たりの信号の出力数（単位時間当たりの応答波形の数）が異なる複数種類の検出素子」により構成される。

以下では、計数率特性が異なる２種類の検出素子（高感度素子及び低感度素子）により検出器１３が構成される場合について説明する。ただし、本実施形態は、計数率特性が異なる３種類以上の検出素子により検出器１３が構成される場合であっても適用可能である。図３Ａ、図３Ｂ、図４Ａ、図４Ｂ、図５及び図６は、本実施形態に係る検出器の一例を説明するための図である。

図３Ａは、複数の高感度素子１３１と複数の低感度素子１３２とで構成された検出器１３の斜視図であり、図３Ｂは、図３Ａに示す検出器１３をＸ線光子入射面から見た正面図である。図３Ａ及び図３Ｂに示す検出器１３は、チャンネル方向及び体軸方向の２次元で、複数の高感度素子１３１と複数の低感度素子１３２とが交互に混在して配列された面検出器である。

直接変換型検出器の検出器１３を用いる場合であっても、間接変換型検出器の検出器１３を用いる場合であっても、低感度素子１３２は、図４Ａや図４Ｂに示す方法により、製造することができる。図４Ａに示す方法は、２次元で配列した複数の高感度素子１３１の中で低感度にしたい位置の高感度素子１３１のＸ線光子入射面に、アルミニウムや鉛の金属薄板１３２０を配置する。図４Ａに示す方法では、金属薄板１３２０により入射Ｘ線光子数が制限され、複数の高感度素子１３１の一部を、低感度素子１３２とすることができる。

また、図４Ｂに示す方法は、２次元で配列した複数の高感度素子１３１の中で低感度にしたい位置の高感度素子１３１のＸ線光子入射面に、Ｘ線を充分に遮蔽できる金属板の中央部分に開口を設けた開口金属板１３２１を配置する。図４Ｂに示す方法では、開口金属板１３２１により入射Ｘ線光子数が制限でき、複数の高感度素子１３１の一部を、低感度素子１３２とすることができる。

また、間接変換型検出器の検出器１３を用いる場合、発光特性の異なるシンチレータ材を用いることで、高感度素子１３１及び低感度素子１３２を製造することができる。例えば、高感度素子１３１のシンチレータを、発光特性の高いＬＹＳＯ（Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate）、又は、ＬＧＳＯ（Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate）により製造する。また、例えば、低感度素子１３２のシンチレータを、発光特性の低いＺｎＯ（Zinc Oxide）により製造する。低い発光特性のシンチレータを用いることで、光センサに到達する光子数を制限できる。或いは、間接変換型検出器の検出器１３を用いる場合、同じ材質のシンチレータであっても、高密度なシンチレータ材を用いて、高感度素子１３１を製造し、低密度なシンチレータ材を用いて、低感度素子１３２を製造しても良い。或いは、間接変換型検出器の検出器１３を用いる場合、同じ材質のシンチレータであっても、厚いシンチレータを用いて、高感度素子１３１を製造し、薄いシンチレータを用いて、低感度素子１３２を製造しても良い。

また、直接変換型検出器の場合、計数率特性の異なる半導体を混在させて、複数の高感度素子１３１と複数の低感度素子１３２とが混在して配列された検出器１３を製造しても良い。

なお、検出器１３は、図３Ａ及び図３Ｂに示すように、複数の高感度素子１３１と複数の低感度素子１３２とが、チャンネル方向及び体軸方向の２次元で、規則的に交互に配列される場合に限定されるものではない。例えば、検出器１３は、図５に示すように、複数の高感度素子１３１と複数の低感度素子１３２とが、チャンネル方向及び体軸方向の２次元で、ランダムに配列される場合であっても良い。

上述したように、計数率に関して異なる特性をもつ検出素子（高感度素子１３１及び低感度素子１３２）を組み合わせて検出器１３を構成することで、Ｘ線量に対してダイナミックレンジの広い信号出力を得ることができる。図６に示す曲線Ｈは、高感度素子１３１のＸ線量に対する計数率の応答特性を示している。また、図６に示す曲線Ｌは、低感度素子１３２のＸ線量に対する計数率の応答特性を示している。また、図６に示す「ｎ」は、ノイズに対応する計数率を示す。

図６に示す曲線Ｈと曲線Ｌとを比較すると、高感度素子１３１でノイズレベルの計数率となるＸ線量（Ｘ１）は、低感度素子１３２でノイズレベルの計数率となるＸ線量（Ｘ２）より小さい。また、図６に示す曲線Ｈは、Ｘ線量がＸ２を越えると、高感度素子１３１でパイルアップによる光子数の数え落としが発生することを示している。また、図６に示す曲線Ｌは、Ｘ線量がＸ３を越えると、低感度素子１３２でパイルアップによる光子数の数え落としが発生することを示している。

また、図６に示す曲線Ｈは、例えば、高感度素子１３１の計数率特性が、「Ｘ１からＸ２」において略線形であることを示している。また、図６に示す曲線Ｌは、例えば、低感度素子１３２の計数率特性が、「Ｘ２からＸ３」において略線形であることを示している。

ここで、高感度素子１３１のみで構成された検出器１３のＸ線量に対するダイナミックレンジは、「Ｘ１からＸ２」となる。また、低感度素子１３２のみで構成された検出器１３のＸ線量に対するダイナミックレンジは、「Ｘ２からＸ３」となる。

これに対して、本実施形態では、高感度素子１３１及び低感度素子１３２で検出器１３を構成することから、検出器１３のＸ線量に対するダイナミックレンジは、「Ｘ１からＸ３」と広くなる。すなわち、本実施形態では、パイルアップの発生を低減可能な光子計数型検出器である検出器１３を、計数率特性が異なる複数種類の検出素子で構成することで、低コストで製造することができる。

図２に戻って、データ収集部１４は、検出器１３の出力信号から各種情報を収集する。図２に示すように、本実施形態に係るデータ収集部１４は、計数結果収集部１４ａ及び計数率算出部１４ｂを有する。

具体的には、計数結果収集部１４ａは、検出器１３を構成する各検出素子が出力した信号（検出信号）から、Ｘ線光子を計数した計数結果を収集する。計数結果収集部１４ａは、収集した計数結果を、コンソール装置３０に送信する。

まず、計数結果収集部１４ａは、検出器１３の各検出素子が出力した信号（検出信号）を弁別してＸ線光子数を計数する。そして、計数結果収集部１４ａは、計数したＸ線光子の入射位置（検出位置）と、当該Ｘ線光子のエネルギー値とを計数結果として、Ｘ線管１２ａの位相（管球位相、ビュー）ごとに収集する。計数結果収集部１４ａは、例えば、計数に用いた電気信号を出力した検出素子の位置を、入射位置とする。データ収集部１４及び後述するコンソール装置３０の処理部は、入射位置により、計数に用いた電気信号を出力した検出素子が高感度素子１３１であるか、低感度素子１３２であるかを判定することができる。

また、例えば、計数結果収集部１４ａは、電気信号の波高を演算し、波高とシステム固有の応答関数とからエネルギー値を演算する。この応答関数は、検出素子の物理的特性から、予め演算された関数であり、波高からエネルギー値を求めるための関数である。本実施形態に係る計数結果収集部１４ａは、高感度素子１３１の応答関数と、低感度素子１３２の応答関数とを記憶している。

計数結果は、例えば、『管球位相「α１」では、入射位置「Ｐ１１」の高感度素子１３１において、エネルギー「Ｅ１」を有する光子の計数値が「Ｎ１」であり、エネルギー「Ｅ２」を有する光子の計数値が「Ｎ２」である』といった情報となる。また、計数結果は、例えば、『管球位相「α１」では、入射位置「Ｐ１２」の低感度素子１３２において、エネルギー「Ｅ１」を有する光子の計数値が「Ｎ１’」であり、エネルギー「Ｅ２」を有する光子の計数値が「Ｎ２’」である』といった情報となる。なお、上記の計数結果では、計数値ではなく、単位時間当たりの計数値（計数率）であっても良い。

また、上記の計数結果におけるエネルギー「Ｅ１」は、例えば、エネルギー弁別域「Ｅ１〜Ｅ２」とされる場合であっても良い。かかる場合、計数結果は、例えば、『管球位相「α１」では、入射位置「Ｐ１１」の高感度素子１３１において、エネルギー弁別域「Ｅ１〜Ｅ２」を有する光子の計数値が「ＮＮ１」である』といった情報となる。また、かかる場合、計数結果は、例えば、『管球位相「α１」では、入射位置「Ｐ１２」の低感度素子１３２において、エネルギー弁別域「Ｅ１〜Ｅ２」を有する光子の計数値が「ＮＮ１’」である』といった情報となる。上記のエネルギー弁別域は、計数結果収集部１４ａがエネルギーの値を、所定の粒度に弁別して振り分けるための領域となる。エネルギー弁別域を設定するための閾値は、例えば、後述する制御部３８により設定される。なお、上記の計数結果では、計数値ではなく、単位時間当たりの計数値（計数率）であっても良い。

計数率算出部１４ｂは、各検出素子が出力した信号（検出信号）から、計数率を算出する。例えば、本実施形態に係る計数率算出部１４ｂは、複数種類の検出素子の中で応答特性が最も高い種類の検出素子群が出力した信号から計数率を算出する。本実施形態では、計数率算出部１４ｂは、複数の高感度素子１３１が出力した信号から計数率を算出する。そして、計数率算出部１４ｂは、算出した計数率を、コンソール装置３０に送信する。

なお、データ収集部１４及びコンソール装置３０（例えば、後述する制御部３８）の少なくとも一方は、図示しない記憶部を有し、かかる記憶部は、複数の検出素子それぞれの応答特性を記憶している。かかる記憶部は、例えば、検出素子の位置ごとに当該検出素子の応答特性が対応付けられたＬＵＴ（Look Up Table）を記憶している。データ収集部１４や、コンソール装置３０は、例えば、このＬＵＴを参照して、計数に用いた検出信号を出力した検出素子が高感度素子１３１であるか、低感度素子１３２であるかを判定することができる。

ここで、計数率算出部１４ｂが算出する計数率は、後述する画像再構成部３６が行なう画像再構成法を決定するための指標として用いられる。計数率算出部１４ｂが行なう計数率算出処理については、後に詳述する。なお、本実施形態は、計数率算出部１４ｂが、複数の低感度素子１３２が出力した検出信号から計数率を算出し、算出した計数率をコンソール装置３０に送信する場合であっても良い。これについても、後述する。

寝台装置２０は、被検体Ｐを載せる装置であり、天板２２と、寝台駆動装置２１とを有する。天板２２は、被検体Ｐが載置される板であり、寝台駆動装置２１は、天板２２をＺ軸方向へ移動して、被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動させる。

Ｘ線ＣＴ装置による検査では、通常、回転フレーム１５を固定させた状態でＸ線管１２ａからＸ線を照射しながら天板２２を移動させることで、被検体Ｐの全身を体軸方向に沿ってスキャンしたスキャノグラムが撮影される。スキャノグラムの撮影では、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線の線量は、検出器１３にパイルアップが発生しない程度の線量に調整される。

そして、被検体Ｐのスキャノグラムを参照した操作者は、Ｘ線ＣＴ撮影計画を立案する。これにより、架台装置１０は、例えば、天板２２を移動させながら回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐをらせん状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。または、架台装置１０は、天板２２を移動させた後に被検体Ｐの位置を固定したままで回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐを円軌道にてスキャンするコンベンショナルスキャンを実行する。または、架台装置１０は、天板２２の位置を一定間隔で移動させてコンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行なうステップアンドシュート方式を実行する。

コンソール装置３０は、操作者によるＸ線ＣＴ装置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計数結果を用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する装置である。コンソール装置３０は、図２に示すように、入力装置３１と、表示装置３２と、スキャン制御部３３と、前処理部３４と、投影データ記憶部３５と、画像再構成部３６と、画像記憶部３７と、制御部３８とを有する。

入力装置３１は、Ｘ線ＣＴ装置の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボード等を有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、制御部３８に転送する。例えば、入力装置３１は、操作者からＸ線ＣＴ画像データを再構成する際の再構成条件や、Ｘ線ＣＴ画像データに対する画像処理条件等を受け付ける。

表示装置３２は、操作者によって参照されるモニタであり、制御部３８による制御のもと、Ｘ線ＣＴ画像データを操作者に表示したり、入力装置３１を介して操作者から各種指示や各種設定等を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したりする。

スキャン制御部３３は、後述する制御部３８の制御のもと、Ｘ線照射制御部１１、架台駆動部１６、データ収集部１４及び寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台装置１０における計数結果の収集処理を制御する。

前処理部３４は、計数結果収集部１４ａから送信された計数結果に対して、対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の補正処理を行なうことで、投影データを生成する。ここで、本実施形態に係る前処理部３４は、上記の感度補正として、高感度素子１３１の計数率特性と、低感度素子１３２の計数率特性とから、高感度素子１３１の計数結果と低感度素子１３２の計数結果とを同一レベルの計数結果に補正する処理を行なっても良い。

また、本実施形態は、検出器１３の端部、或いは、ウェッジ１２ｂの近傍に、Ｘ線管１２ａから照射されたＸ線の線質（エネルギー値）を測定するリファレンス検出器を配置しても良い。かかる場合、前処理部３４は、Ｘ線管１２ａから照射されたＸ線のエネルギー値、前処理部３４は、被検体Ｐを透過していないＸ線のエネルギー値を、リファレンス検出器から受信する。前処理部３４は、管球位相ごとのエネルギー値を受信する。そして、前処理部３４は、複数の管球位相それぞれの投影データを、管球位相ごとのエネルギー値により補正する。

投影データ記憶部３５は、前処理部３４により生成された投影データを記憶する。すなわち、投影データ記憶部３５は、スキャノグラムを生成するための投影データ（補正済み計数結果）や、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成するための投影データ（補正済み計数結果）を記憶する。なお、以下では、投影データを、計数結果と記載する場合がある。

画像再構成部３６は、投影データ記憶部３５が記憶する投影データ（Ｘ線ＣＴ画像再構成用の投影データ）を用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。再構成方法としては、種々の方法があり、例えば、逆投影処理が挙げられる。また、逆投影処理としては、例えば、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法による逆投影処理が挙げられる。また、再構成方法として、逐次近似法が用いられる場合であっても良い。また、画像再構成部３６は、Ｘ線ＣＴ画像データに対して各種画像処理を行なうことで、画像データを生成する。画像再構成部３６は、再構成したＸ線ＣＴ画像データや、各種画像処理により生成した画像データを画像記憶部３７に格納する。

ここで、フォトンカウンティングＣＴで得られる計数結果から生成された投影データには、被検体Ｐを透過することで減弱されたＸ線のエネルギーの情報が含まれている。画像再構成部３６は、例えば、特定のエネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。また、画像再構成部３６は、例えば、複数のエネルギー成分それぞれのＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。

また、画像再構成部３６は、投影データ記憶部３５が記憶するスキャノグラム生成用の投影データからスキャノグラムを生成し、生成したスキャノグラムを画像記憶部３７に格納する。

本実施形態に係る画像再構成部３６は、計数率算出部１４ｂが算出した計数率に基づいて、Ｘ線ＣＴ画像データの再構成を行なう。なお、画像再構成部３６が行なう画像再構成処理については、後に詳述する。

制御部３８は、架台装置１０、寝台装置２０及びコンソール装置３０の動作を制御することによって、Ｘ線ＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、制御部３８は、スキャン制御部３３を制御することで、架台装置１０における計数結果の収集処理を制御する。また、制御部３８は、前処理部３４や、画像再構成部３６を制御することで、コンソール装置３０における画像処理を制御する。また、制御部３８は、画像記憶部３７が記憶するスキャノグラムやＸ線ＣＴ画像データを、表示装置３２に表示するように制御する。

以上、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、計数率特性のダイナミックレンジの広い検出器１３により収集された計数結果を用いてＸ線ＣＴ画像データの再構成を行なう。

上述したように、本実施形態に係る計数率算出部１４ｂは、一例として、複数の高感度素子１３１が出力した信号から計数率を算出する。具体的には、計数率算出部１４ｂは、検出器１３において設定された関心領域に含まれる複数の高感度素子１３１が出力した信号から計数率を算出する。例えば、Ｘ線ＣＴ装置の操作者は、複数の管球位相それぞれで撮影した複数のスキャノグラムを参照して、撮影断面を決定する。そして、操作者は、決定した撮影断面において、各スキャノグラムで被検体Ｐが含まれる範囲を設定する。

制御部３８は、操作者が各スキャノグラムで設定した範囲から、撮影断面における被検体Ｐの輪郭を推定する。そして、制御部３８は、推定した輪郭から、各管球位相で共通して被検体Ｐを透過したＸ線が入射する可能性の高い検出器１３の領域を、関心領域として決定する。なお、制御部３８、又は、操作者は、低線量のＸ線照射により撮影断面を予備撮影して再構成されたＸ線ＣＴ画像データを用いて、被検体Ｐの輪郭を推定しても良い。

或いは、関心領域は、例えば、検出器１３の中央部において予め設定されている場合であっても良い。また、本実施形態は、体重及び身長に応じた複数の関心領域が設定され、制御部３８、又は、操作者が、被検体Ｐの体重及び身長に該当する関心領域を設定する場合であっても良い。

制御部３８は、スキャン制御部３３を介して、設定した関心領域の位置情報、或いは、設定した関心領域に含まれる高感度素子１３１の位置情報を、計数率算出部１４ｂに送信する。計数率算出部１４ｂは、Ｘ線ＣＴ画像データの撮影中に、関心領域に含まれる複数の高感度素子１３１それぞれが出力した信号から、計数率を算出する。例えば、計数率算出部１４ｂは、各管球位相で、複数の高感度素子１３１それぞれの計数率を算出する。そして、例えば、計数率算出部１４ｂは、回転フレーム１５が一回転する間に算出した複数の計数率の統計値を求め、求めた統計値を、制御部３８に送信する。

ここで、統計値は、例えば、回転フレーム１５が一回転する間に算出した複数の計数率の最大値、平均値、中央値である。或いは、統計値は、例えば、回転フレーム１５が一回転する間に算出した複数の計数率の中で、第ｎ番目（３番目等）に大きい値である。統計値の種類は、初期的に設定される場合であっても、操作者が撮影時に設定する場合であっても良い。計数率算出部１４ｂは、統計処理で算出した計数率を、回転フレーム１５が一回転するごとに、すなわち、１フレーム分の投影データ群が収集されるごとに、算出する。なお、本実施形態は、制御部３８が上記の統計値を算出しても良い。また、本実施形態は、計数率算出部１４ｂが算出した全検出素子の計数率を用いて、制御部３８が、１フレーム分の投影データ群に対応する計数率を算出しても良い。

そして、本実施形態に係る画像再構成部３６は、複数の検出素子から得られた計数結果のうち、計数率に応じて選択された応答特性の検出素子から得られた計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。なお、計数率に応じた応答特性の選択は、例えば、制御部３８により行われる。すなわち、制御部３８は、計数率と、複数の検出素子それぞれの応答特性に基づいて、検出素子を選択する。そして、画像再構成部３６は、制御部３８が選択した検出素子から得られた計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。具体的には、制御部３８は、計数率に応じた応答特性の検出素子を選択する。そして、制御部３８は、計数結果収集部１４ａが収集した計数結果の中で、計数率に応じて選択した応答特性の検出素子から得られた計数結果を用いて再構成処理を行なうよう画像再構成部３６を制御する。そして、本実施形態に係る画像再構成部３６は、制御部３８の指示により、計数率が所定の閾値以上である場合、応答特性が所定の値以下である検出素子群の計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。具体的には、本実施形態に係る画像再構成部３６は、計数率が所定の閾値以上である場合、応答特性が最も高い種類以外の種類の検出素子群の計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。本実施形態では、画像再構成部３６は、計数率が所定の閾値以上である場合、複数の低感度素子１３２の計数結果（投影データ）を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。

例えば、上述した所定の閾値は、図６に示す曲線Ｈにおいて、Ｘ線量「Ｘ２」における計数率に設定される。すなわち、計数率が閾値以上の高計数率である場合、高感度素子１３１のいずれかで、出力が飽和し、パイルアップが発生している可能性が高い投影データ群が収集されていると判断される。高感度素子１３１のいずれかで、パイルアップが発生している可能性が高い投影データ群が収集されているか否かの判断は、制御部３８により行われる。ここで、図６の曲線Ｌに示すように、Ｘ線量「Ｘ２」より大きいＸ線量では、低感度素子１３２の応答特性は、略線形である。

なお、本実施形態は、上述したように、計数率算出部１４ｂが、複数の低感度素子１３２が出力した信号から計数率を算出する場合であっても良い。かかる場合、計数率算出部１４ｂは、例えば、１フレーム分の投影データ群が収集されるごとに、複数の低感度素子１３２が出力した信号に基づく「計数率の統計値」を算出し、制御部３８に送信する。かかる場合の所定の閾値は、例えば、図６に示す曲線Ｌにおいて、Ｘ線量「Ｘ２」における計数率に設定される。制御部３８は、この閾値と、低感度素子１３２から得られた計数率の統計値とを比較することで、高感度素子１３１のいずれかで、パイルアップが発生している可能性が高い投影データ群が収集されているか否かを判断することができる。

図７は、高計数率時に画像再構成部が行なう処理の一例を示す図である。高計数率時の再構成処理を行なう旨の指示を制御部３８から通知された画像再構成部３６は、投影データ記憶部３５が記憶する１フレーム分の投影データ群から、低感度素子１３２の位置に対応する１フレーム分の投影データ群を読み出す。かかる投影データ群の読み出し処理は、上述したＬＵＴを参照した制御部３８の指示により可能となる。ただし、かかる投影データ群を構成する各管球位相の投影データは、高感度素子１３１の位置の情報が欠落した投影データとなる。

そこで、例えば、画像再構成部３６は、図７に示すように、高感度素子１３１の位置（同図の「Ｍ」を参照）の投影データ（計数結果）を、周囲の４つの低感度素子１３２の位置（同図の「Ｎ１〜Ｎ４」を参照）の投影データ（計数結果）を用いて補間する。画像再構成部３６は、欠落した投影データに対して、図７に示す補間処理を全管球位相で行なうことで１フレーム分の完全な投影データ群を生成し、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。

或いは、画像再構成部３６は、例えば、凸射影法を用いて、高感度素子１３１の位置の情報が欠落した投影データから、凸射影法を用いて欠落部分を推定する。凸射影法は、ＰＯＣＳ（Projection Onto Convex Sets）法とも呼ばれ、一般的には、高解像度画像と低解像度画像の画素値の間に成立する個々の連立方程式に対し、全て凸集合であるという制約条件を満たした上で、それらの方程式を逐次的に解くことにより超解像画像を推定する集合論的信号復元法であり、投影データにも適用可能である。

画像再構成部３６は、補間処理の代わりに、高感度素子１３１の位置の情報が欠落した投影データから、凸射影法を用いて欠落部分を推定することで、完全な投影データを生成する。画像再構成部３６は、欠落した投影データに対して凸射影法を用いた推定処理を全管球位相で行なうことで、１フレーム分の完全な投影データ群を生成し、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。

一方、画像再構成部３６は、計数率が所定の閾値より小さい場合、当該所定の閾値に対応するＸ線量より小さいＸ線量で応答特性が略線形となる種類の検出素子群の計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。本実施形態では、画像再構成部３６は、計数率が所定の閾値より小さい場合、複数の高感度素子１３１の計数結果（投影データ）を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。上述したように、所定の閾値は、図６に示す曲線Ｈ（又は、曲線Ｌ）において、Ｘ線量「Ｘ２」における計数率に設定される。ここで、図６の曲線Ｈに示すように、Ｘ線量「Ｘ２」より小さいＸ線量では、高感度素子１３１の応答特性は、略線形である。

図８は、低計数率時に画像再構成部が行なう処理の一例を示す図である。低計数率時の再構成処理を行なう旨の指示を制御部３８から通知された画像再構成部３６は、投影データ記憶部３５が記憶する１フレーム分の投影データ群から、高感度素子１３１の位置に対応する投影データ群を読み出す。かかる投影データ群を構成する各管球位相の投影データは、低感度素子１３２の位置の情報が欠落した投影データとなる。なお、かかる投影データ群の読み出し処理も、上述したＬＵＴを参照した制御部３８の指示により可能となる。

例えば、画像再構成部３６は、図８に示すように、低感度素子１３２の位置（同図の「Ｎ」を参照）の投影データ（計数結果）を、周囲の４つの高感度素子１３１の位置（同図の「Ｍ１〜Ｍ４」を参照）の投影データ（計数結果）を用いて補間する。画像再構成部３６は、欠落した投影データに対して、図８に示す補間処理を全管球位相で行なうことで、１フレーム分の完全な投影データ群を生成し、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。

或いは、画像再構成部３６は、例えば、凸射影法を用いて、低感度素子１３２の位置の情報が欠落した投影データから、欠落部分を推定することで、完全な投影データを生成する。画像再構成部３６は、欠落した投影データに対して凸射影法を用いた推定処理を全管球位相で行なうことで、１フレーム分の完全な投影データ群を生成し、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。

また、画像再構成部３６は、計数率が所定の閾値より小さい場合、複数種類の検出素子の計数結果を重み付け加算した計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成しても良い。本実施形態では、画像再構成部３６は、高感度素子１３１の計数結果と低感度素子１３２の計数結果とを重み付け加算した計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。なお、上記の方法を行なう場合、前処理部３４において、リファレンス検出器を用いた計数結果の補正処理と、高感度素子１３１の位置に対応する計数結果と低感度素子１３２の位置の計数結果とを同一レベルの計数結果に補正する感度補正処理が行なわれていることが好適である。

図９Ａ及び図９Ｂは、低計数率時に画像再構成部が行なう処理の別の一例を示す図である。図９Ａに示すように、Ｘ線管１２ａが発生したＸ線光子は、ウェッジ１２ｂにより線量が調整され、検出器１３に入射する。なお、図９Ａでは、Ｘ線管１２ａとウェッジ１２ｂとの間に設置されたリファレンス検出器１３３を併せて示している。

Ｘ線管１２ａから照射されたＸ線光子は、図９Ａに示すように、被検体Ｐを透過した場合、減弱されて検出器１３に入射する。一方、Ｘ線管１２ａから照射されたＸ線光子は、図９Ａに示すように、被検体Ｐを透過しなかった場合（すなわち、空気のみを透過した場合）、減弱されることなく検出器１３に入射する。また、Ｘ線管１２ａから照射された被検体Ｐを透過したＸ線光子は、透過した被検体Ｐの厚みにより、減弱される度合いが異なる。

低計数率時で、重み付け加算した計数結果を用いた再構成処理を行なう場合、制御部３８、又は、操作者は、被検体Ｐのスキャノグラムや予備撮影で再構成されたＸ線ＣＴ画像データを用いて、図９Ｂに示すように、重み付け（α、０≦α≦１）のプロファイルを設定する。図９Ｂは、チャンネル方向の重み付けのプロファイルを例示している。なお、制御部３８、又は、操作者は、体軸方向についても、重み付けのプロファイルを設定する。

図９Ｂに示すプロファイルで「α＝０」の位置は、Ｘ線照射方向で被検体Ｐが存在しない位置を示している。「α＝０」の位置では、減衰されていない高線量のＸ線光子が入射することから、低感度素子１３２の計数結果（Ｌ）を用いることが好適である。また、図９Ｂに示すプロファイルで「α＝１」の位置は、Ｘ線照射方向で被検体Ｐの厚みが一定値以上大きい位置を示している。「α＝１」の位置では、減衰度が大きい低線量のＸ線光子が入射することから、高感度素子１３１の計数結果（Ｈ）を用いることが好適である。

また、図９Ｂに示すプロファイルで「０＜α＜１」の位置は、Ｘ線照射方向で被検体Ｐが存在するが、被検体Ｐの厚みが上記の一定値より小さい位置を示している。「０＜α＜１」の位置では、被検体Ｐの厚みに応じて、減衰度が異なることから、計数結果（Ｌ）と計数結果（Ｈ）とを併用することが好適である。

画像再構成部３６は、「α＝０」の位置では、低感度素子１３２の計数結果（Ｌ）を用いた補間処理により、高感度素子１３１の計数結果を近似する（図７を参照）。或いは、画像再構成部３６は、「α＝０」の位置では、凸射影法を用いて高感度素子１３１の計数結果を推定する。また、画像再構成部３６は、「α＝１」の位置では、高感度素子１３１の計数結果（Ｈ）を用いた補間処理により、低感度素子１３２の計数結果を近似する（図８を参照）。或いは、画像再構成部３６は、「α＝１」の位置では、凸射影法を用いて低感度素子１３２の計数結果を推定する。

そして、画像再構成部３６は、「０＜α＜１」となる位置では、高感度素子１３１の計数結果（投影データ）を、例えば、以下のように算出する。ここで、図７に示す位置「Ｍ」の高感度素子１３１の計数結果を「ＣＭ」とし、図７に示す位置「Ｎ１〜Ｎ４」それぞれの低感度素子１３２の計数結果を「ＣＮ１〜ＣＮ４」とする。なお、「ＣＭ、ＣＮ１、ＣＮ２、ＣＮ３、ＣＮ４」は、感度補正処理が行なわれた計数結果である。かかる場合、画像再構成部３６は、位置「Ｍ」の計数結果を「α×ＣＭ＋｛（１−α）／４｝×（ＣＮ１＋ＣＮ２＋ＣＮ３＋ＣＮ４）」により算出する。

また、画像再構成部３６は、「０＜α＜１」となる位置では、低感度素子１３２の計数結果（投影データ）を、例えば、以下のように算出する。ここで、図８に示す位置「Ｎ」の低感度素子１３２の計数結果を「ＣＮ」とし、図８に示す位置「Ｍ１〜Ｍ４」それぞれの高感度素子１３１の計数結果を「ＣＭ１〜ＣＭ４」とする。なお、「ＣＮ、ＣＭ１、ＣＭ２、ＣＭ３、ＣＭ４」は、感度補正処理が行なわれた計数結果である。かかる場合、画像再構成部３６は、位置「Ｎ」の計数結果を「（１−α）×ＣＮ＋（α／４）×（ＣＭ１＋ＣＭ２＋ＣＭ３＋ＣＭ４）」により算出する。

これにより、画像再構成部３６は、低計数率時での１フレーム分の投影データ群を生成し、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。なお、図９Ｂに例示した重み付けのプロファイルは、患者の体型ごとに初期設定されている場合であっても良い。かかる場合、例えば、操作者は、被検体Ｐの体型に関する情報を入力し、制御部３８は、入力情報に対応する重み付けのプロファイルを画像再構成部３６に転送する。

なお、上記した計数結果に対する処理は、前処理部３４や制御部３８により行なわれても良い。また、上記の処理は、ボリュームデータ生成用に、複数の撮影断面に対して行なわれても良い。

次に、図１０を用いて、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の処理の一例について説明する。図１０は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。なお、図１０に示すフローチャートは、図７及び図８に示す補間処理が行なわれる場合を例示している。

図１０に示すように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の制御部３８は、１フレーム分の投影データ群が投影データ記憶部３５に格納されたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、１フレーム分の投影データ群が格納されていない場合（ステップＳ１０１否定）、制御部３８は、１フレーム分の投影データ群が格納されるまで待機する。

一方、１フレーム分の投影データ群が格納された場合（ステップＳ１０１肯定）、制御部３８は、当該投影データ群収集時の高感度素子１３１での計数率が閾値以上か否かを判定する（ステップＳ１０２）。ここで、計数率が閾値以上である場合（ステップＳ１０２肯定）、制御部３８の指示により、画像再構成部３６は、低感度素子１３２の投影データを用いた補間処理により、１フレーム分の投影データ群を生成し、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成し（ステップＳ１０３）、処理を終了する。

一方、計数率が閾値より小さい場合（ステップＳ１０２否定）、制御部３８の指示により、画像再構成部３６は、高感度素子１３１の投影データを用いた補間処理により、１フレーム分の投影データ群を生成し、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成し（ステップＳ１０４）、処理を終了する。

なお、ステップＳ１０３及びステップＳ１０４で再構成されたＸ線ＣＴ画像データは、例えば、表示装置３２にて表示される。また、時系列に沿ってＣＴ撮影が行なわれている場合は、図１０のフローチャートが繰り返される。

上述してきたように、本実施形態では、Ｘ線量に対する応答特性（計数率特性）が異なる複数種類の検出素子によりダイナミックレンジの広い光子計数型検出器を低コストで製造することができる。また、本実施形態では、かかる光子計数型検出器を用いて、Ｘ線画像データの再構成を行なう。

本実施形態では、高い応答特性の検出素子でパイルアップが発生する可能性のある高計数率の場合は、低い応答特性の検出素子群の計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。また、本実施形態では、低計数率の場合には、高い応答特性の検出素子群の計数結果や、全種類の検出素子群の計数結果を重み付け加算した計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。従って、本実施形態では、光子計数型検出器を用いて高画質な画像を再構成することができる。

なお、上記の実施形態で、例えば、Ｘ線量に対する応答特性（計数率特性）が異なる３種類の検出素子により検出器１３が製造されている場合は、以下の再構成処理が行なわれる。ここで、最高の計数率特性を有する検出素子を第１検出素子とし、中間の計数率特性を有する検出素子を第２検出素子とし、最低の計数率特性を有する検出素子を第３検出素子とする。

また、第１検出素子の計数率特性を示す曲線において、第１検出素子でパイルアップが発生するＸ線量「ＸＡ」に対応する計数率を「ＴＨＡ」とする。また、第２検出素子の計数率特性を示す曲線において、第２検出素子でパイルアップが発生するＸ線量「ＸＢ」に対応する計数率を「ＴＨＢ」とする。また、第３検出素子の計数率特性を示す曲線において、第３検出素子でパイルアップが発生するＸ線量「ＸＣ」に対応する計数率を「ＴＨＣ」とする。また、第１検出素子の計数率特性が、ＸＡより小さいＸ線量で略線形であり、第２検出素子の計数率特性が、ＸＡからＸＢのＸ線量で略線形であり、第３検出素子の計数率特性が、ＸＢからＸＣのＸ線量で略線形であるとする。

この場合、計数率算出は、検出器１３で設定された関心領域に含まれる第１検出素子群、第２検出素子群及び第３検出素子群それぞれが出力した信号を用いて行なわれる。そして、画像再構成部３６は、例えば、第１検出素子群の計数率（統計値）がＴＨＡより小さい場合は、第１検出素子群の計数結果を用いた補間処理、又は、凸射影法により、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。或いは、画像再構成部３６は、例えば、第１検出素子群の計数結果、第２検出素子群の計数結果及び第３検出素子群の計数結果を重み付け加算した計数結果から、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。

また、画像再構成部３６は、第１検出素子群の計数率（統計値）がＴＨＡ以上であり、第１検出素子群の計数率（統計値）がＴＨＢより小さい場合は、例えば、第２検出素子群の計数結果を用いた補間処理、又は、凸射影法により、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。或いは、画像再構成部３６は、例えば、第２検出素子群の計数結果及び第３検出素子群の計数結果を重み付け加算した計数結果から、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。

また、画像再構成部３６は、第２検出素子群の計数率（統計値）がＴＨＢ以上であり、第３検出素子群の計数率（統計値）がＴＨＣより小さい場合は、例えば、第３検出素子群の計数結果を用いた補間処理、又は、凸射影法により、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。これによっても、光子計数型検出器を用いて高画質な画像を再構成することができる。

また、上記の実施形態では、計数結果収集部１４ａが収集した計数結果を受信したコンソール装置３０が、再構成処理に用いる計数結果の取捨選択を、計数率算出部１４ｂが算出した計数率に基づいて行なう場合について説明した。しかし、本実施形態は、架台装置１０が、再構成処理に用いる計数結果の取捨選択を、計数率に基づいて行ない、選択した計数結果をコンソール装置３０に送信する場合であっても良い。かかる場合、例えば、計数結果収集部１４ａは、計数率算出部１４ｂが算出した計数率を受信する。そして、計数結果収集部１４ａは、計数率に応じた応答特性の検出素子から得られた計数結果を選択し、選択した計数結果をコンソール装置３０（画像再構成部３６）に出力する。計数結果の選択処理は、上述したＬＵＴがデータ収集部１４に設置されることで、可能となる。なお、この変形例では、データ収集部１４が選択した計数結果を用いた再構成処理方法が、データ収集部１４により指示される場合であっても、制御部３８により指示される場合であっても良い。この変形例では、架台装置１０側で計数結果の取捨選択を行なうことで、コンソール装置３０に伝送するデータ量を削減することができる。計数結果収集部１４ａは、実質的には、制御部３８の指示により、計数結果の取捨選択を行なう。

また、上記の実施形態では、一例として、１フレーム分の計数結果が収集される間に算出された計数率を用いて、再構成用の計数結果を取捨選択する場合について説明した。しかし、本実施形態は、再構成用の計数結果の取捨選択処理が、より高い時間分解能で行われる場合であっても良い。例えば、計数率算出部１４ｂは、計数率を、Ｘ線を照射するＸ線管１２ａの位相ごと（管球位相ごと、ビューごと）に算出しても良い。かかる場合、Ｘ線ＣＴ装置は、計数率に応じた応答特性の選択（計数率に応じた計数結果の選択）、並びに、計数率に応じた再構成処理方法の選択（投影データの補間方法の選択）を、ビュー単位で実行する。検出器１３のＸ線光子入射面において、高計数率となる位置及び低計数率となる位置は、例えば、被検体Ｐの体格に応じて、ビュー単位で変化する。この変形例では、ビュー単位で計数率を算出して再構成処理の制御を行なうことから、高画質な画像を確実に再構成することができる。

更に、本実施形態は、ＦＯＶ（Field Of View）における被検体Ｐの体形が、概ね円形であったり、ビューごとのＦＯＶにおける被検体Ｐの体形変化を無視した荒い選択で構わない場合であったりするのであれば、以下の２つの変形例を適用することができる。１つ目の変形例では、計数率算出部１４ｂは、Ｘ線ＣＴ画像データの撮像中に、計数率を、Ｘ線を照射するＸ線管の任意の位相で算出する。そして、制御部３８は、任意の位相で算出された計数率に基づいて、応答特性の選択（計数率に応じた計数結果の選択）、並びに、計数率に応じた再構成処理方法の選択（投影データの補間方法の選択）を行なう。例えば、計数率算出部１４ｂは、撮影開始直後の最初のビューで計数率を算出し、制御部３８に算出した計数率を通知する。

或いは、２つ目の変形例では、計数率算出部１４ｂは、スキャノグラムの撮像中に、計数率を算出する。そして、制御部３８は、スキャノグラムの撮影で算出された計数率に基づいて、応答特性の選択（計数率に応じた計数結果の選択）、並びに、計数率に応じた再構成処理方法の選択（投影データの補間方法の選択）を行なう。例えば、２つ目の変形例では、制御部３８は、スキャノグラムにおいて、ＦＯＶを含む位置で算出された計数率を用いて、検出素子の選択を行なう。

なお、光子計数型検出器を用いた医用画像診断装置としては、Ｘ線ＣＴ装置の他に、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置、ＰＥＴ：Positron Emission computed Tomography）や、単一光子放射断層撮影装置（ＳＰＥＣＴ装置、ＳＰＥＣＴ：Single Photon Emission Computed Tomography）等の核医学イメージング装置が知られている。核医学イメージング装置においても、光子計数型検出器に放射線光子（ガンマ線光子）が高頻度で入射すると、パイルアップが発生し、ＰＥＴ画像データやＳＰＥＣＴ画像データの画質が低下する。

本実施形態で説明した内容は、核医学イメージング装置である医用画像診断装置に対しても適用可能である。かかる医用画像診断装置の検出器を構成する各検出素子は、放射線光子の入射に応じて、当該放射線光子のエネルギーを計測可能な信号を出力する。そして、この検出器は、放射線量に対する応答特性が異なる複数種類の検出素子を含む複数の検出素子を有する。応答特性が異なる複数種類の検出素子は、空間的に混在して配置される。そして、医用画像診断装置は、検出器を構成する複数の検出素子それぞれが出力した信号（検出信号）を用いて、放射線光子を計数した計数結果を収集する。また、医用画像診断装置は、検出器を構成する各検出素子が出力した信号（検出信号）から、計数率を算出する。

そして、医用画像診断装置は、計数率と、複数の検出素子それぞれの応答特性に基づいて、検出素子を選択し、選択した検出素子から得られた計数結果を用いて、医用画像データを再構成する。具体的には、医用画像診断装置は、複数の検出素子から得られた計数結果のうち、計数率に応じて選択された応答特性の検出素子から得られた計数結果を用いて、医用画像データを再構成する。より具体的には、医用画像診断装置は、計数率が所定の閾値以上である場合、応答特性が所定の値以下である検出素子群の計数結果を用いて、医用画像データを再構成する。より具体的には、医用画像診断装置は、計数率が所定の閾値以上である場合、応答特性が最も高い種類以外の種類の検出素子群の計数結果を用いて、医用画像データを再構成する。この変形例では、光子計数型検出器を用いて高画質な核医学画像を再構成することができる。

なお、上記の実施形態及び変形例で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・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・統合して構成することができる。更に、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、上記の実施形態及び変形例で説明した光子計数型検出器を用いた再構成方法は、予め用意された再構成プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この再構成プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この再構成プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上、説明したとおり、実施形態及び変形例によれば、光子計数型検出器を用いて高画質な画像を再構成することができる。

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。

１３ 検出器
１４ａ 計数結果収集部
１４ｂ 計数率算出部
３６ 画像再構成部
３８ 制御部

Claims (14)

1. Ｘ線量に対する応答特性が異なる複数種類の検出素子を含む複数の検出素子を有し、各検出素子へのＸ線光子の入射に応じて検出信号を出力する検出器と、
   前記複数の検出素子が出力した検出信号から、Ｘ線光子を計数した計数結果を収集する計数結果収集部と、
   前記複数の検出素子が出力した検出信号から、計数率を算出する計数率算出部と、
   前記計数率と、前記複数の検出素子それぞれの応答特性に基づいて、検出素子を選択する制御部と、
   前記制御部が選択した検出素子から得られた計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する画像再構成部と、
   を備える、Ｘ線ＣＴ装置。
2. 前記複数の検出素子それぞれの応答特性を記憶する記憶部、
   を更に備える、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記画像再構成部は、前記計数率が所定の閾値以上である場合、応答特性が所定の値以下である検出素子群の計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する、請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記検出器は、応答特性の高い検出素子と、応答特性の低い検出素子とが空間的に混在して配置される、請求項１〜３のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記応答特性の高い検出素子と、前記応答特性の低い検出素子とは、交互に配置される、請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記応答特性の低い検出素子には、入射するＸ線光子の数を減少させるフィルタが設けられる、請求項４又は５に記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記画像再構成部は、前記計数率が前記所定の閾値より小さい場合、当該所定の閾値に対応するＸ線量より小さいＸ線量で応答特性が略線形となる種類の検出素子群の計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する、請求項３〜６のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記画像再構成部は、前記計数率が前記所定の閾値より小さい場合、前記複数種類の検出素子の計数結果を重み付け加算した計数結果を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する、請求項３〜６のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 前記制御部は、前記計数結果収集部が収集した計数結果の中で、前記計数率に応じて選択した応答特性の検出素子から得られた計数結果を用いて再構成処理を行なうよう前記画像再構成部を制御する、請求項１〜８のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
10. 前記計数結果収集部は、前記制御部の指示により、前記計数率に応じた応答特性の検出素子から得られた計数結果を選択し、選択した計数結果を前記画像再構成部に出力する、請求項１〜９のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
11. 前記計数率算出部は、前記計数率を、Ｘ線を照射するＸ線管の位相ごとに算出する、請求項１〜１０のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
12. 前記計数率算出部は、Ｘ線ＣＴ画像データの撮像中に、前記計数率を、Ｘ線を照射するＸ線管の任意の位相で算出する、請求項１〜１０のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
13. 前記計数率算出部は、スキャノグラムの撮像中に、前記計数率を算出する、請求項１〜１０のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
14. 放射線量に対する応答特性が異なる複数種類の検出素子を含む複数の検出素子を有し、各検出素子への放射線光子の入射に応じて検出信号を出力する検出器と、
    前記複数の検出素子が出力した検出信号から、放射線光子を計数した計数結果を収集する計数結果収集部と、
    前記複数の検出素子が出力した検出信号から、計数率を算出する計数率算出部と、
    前記計数率と、前記複数の検出素子それぞれの応答特性に基づいて、検出素子を選択する制御部と、
    前記制御部が選択した検出素子から得られた計数結果を用いて、医用画像データを再構成する画像再構成部と、
    を備えたことを特徴とする医用画像診断装置。

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