JP2016032635A - フォトンカウンティング型ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】フォトンカウンティングＣＴにより得られる画像の画質を向上させるフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置を提供する。
【解決手段】フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、検出器１３と、第１の収集部１４２と、第２の収集部１４３と、画像再構成部３６とを備える。検出器１３は、Ｘ線を検出し、信号を出力する。第１の収集部１４２は、検出器１３により出力された信号を用いて、エネルギー帯ごとにＸ線の光子の計数データを所定の時間幅で収集する。第２の収集部１４３は、検出器１３により出力された信号を用いて、信号を所定の時間幅で積分した積分データを収集する。画像再構成部３６は、積分データを用いて計数データを補正する。画像再構成部３６は、補正した計数データに対する再構成処理を行うことにより再構成画像を生成する。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置に関する。

近年、フォトンカウンティング（Photon Counting）方式の検出器を用いてフォトンカウンティングＣＴ（Computed Tomography）を行なうフォトンカウンティング型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、フォトンカウンティング方式の検出器は、被検体を透過したＸ線光子を個々に計数可能な信号を出力する。従って、フォトンカウンティングＣＴでは、ＳＮ比（Signal to Noise）の高いＸ線ＣＴ画像を再構成可能となる。

上述したフォトンカウンティングＣＴでは、検出器として、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム：cadmium telluride）やＣｄＺｎＴｅ（テルル化カドミウム亜鉛：cadmium Zinc telluride）などの直接変換型半導体検出器や、シンチレータなどの間接変換型検出器などが用いられるが、このような検出器の信号は微弱であり、一般にはＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）などの集積回路が検出器付近に配置される。

フォトンカウンティングＣＴの検出器で用いられるＡＳＩＣは、例えば、初段に前置増幅器が配置されて信号増幅を行い、その後段で波形整形し、入射したＸ線光子のエネルギーに応じてそれらを複数のエネルギー帯に弁別する。これにより、フォトンカウンティングＣＴでは、複数のエネルギー帯での画像を同時に取得し、複数の物質の再構成画像を取得することができる。

特開２０１２−３４９０１号公報

本発明が解決しようとする課題は、フォトンカウンティングＣＴにより得られる画像の画質を向上させることができるフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置を提供することである。

実施形態のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、検出器と、第１の収集部と、第２の収集部と、補正部と、画像再構成部とを備える。検出器は、Ｘ線を検出し、信号を出力する。第１の収集部は、前記検出器により出力された信号を用いて、エネルギー帯ごとに前記Ｘ線の光子の計数データを所定の時間幅で収集する。第２の収集部は、前記検出器により出力された信号を用いて、前記信号を前記所定の時間幅で積分した積分データを収集する。補正部は、前記積分データを用いて前記計数データを補正する。画像再構成部は、前記補正部により補正された計数データに対する再構成処理を行うことにより再構成画像を生成する。

図１は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置の構成の一例を示す図である。 図２は、第１の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３は、従来技術に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置が備える検出回路の一例を示す図である。 図４Ａは、従来技術の課題を説明するための図である。 図４Ｂは、従来技術の課題を説明するための図である。 図５は、第１の実施形態に係る検出回路の一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係る画像再構成部による処理を説明するための図である。 図７は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型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。 図８は、第２の実施形態に係る検出回路の一例を示す図である。 図９は、第２の実施形態に係るゲイン補正を説明するための図である。

以下、添付図面を参照して、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置の実施形態を詳細に説明する。以下の実施形態では、同一の参照符号を付した部分は同様の動作を行うものとして、重複する説明を適宜省略する。

（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置の構成について説明する。図１は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置の構成の一例を示す図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型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、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。具体的には、ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａ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１２ａから曝射されたＸ線を透過して減衰するフィルタである。例えば、ウェッジ１２ｂ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である。なお、ウェッジは、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。

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り、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、ウェッジ１２ｂの切り替えを行なう。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、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を出力する。Ｘ線光子は、例えば、Ｘ線管１２ａから照射され被検体Ｐを透過したＸ線光子である。検出器１３は、Ｘ線光子が入射するごとに、１パルスの電気信号（アナログ信号）を出力する複数の検出素子を有する。フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、電気信号（パルス）の数を計数することで、各検出素子に入射したＸ線光子の数を計数することが可能である。また、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、この信号に対して、処理の演算処理を行なうことで、当該信号の出力を引き起こしたＸ線光子のエネルギー値を計測することができる。

上記の検出素子は、例えば、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）や、テルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）などの半導体素子である。かかる場合、図１に示す検出器１３は、入射したＸ線光子を、直接、電気信号に変換する直接変換型の検出器となる。また、上記の検出素子は、例えば、シンチレータと光電子増倍管等の光センサとにより構成される場合でも良い。かかる場合、図１に示す検出器１３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、シンチレータ光を光電子増倍管等の光センサにより電気信号に変換する間接変換型の検出器となる。

図２は、第１の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。例えば、図１に示す検出器１３は、図２に示すように、テルル化カドミウムにより構成される検出素子１３１が、チャンネル方向（図１中のＹ軸方向）にＮ列、体軸方向（図１中のＺ軸方向）にＭ列配置された面検出器である。検出素子１３１は、光子が入射すると、１パルスの電気信号を出力する。フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、検出素子１３１が出力した個々のパルスを弁別することで、検出素子１３１に入射したＸ線光子の数を計数することができる。また、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、パルスの強度に基づく演算処理を行なうことで、計数したＸ線光子のエネルギー値を計測することができる。

ここで、検出素子１３１から出力される電気信号は、Ｘ線光子の入射に伴って発生する電子が正電位の集電電極へ向かって走行することで出力される。または、Ｘ線光子の入射により出力される電気信号は、Ｘ線光子の入射に伴って発生する正孔が負電位の集電電極へ向かって走行することで出力される。

図１に戻って、収集部１４は、出力部１４１と、第１の収集部１４２と、第２の収集部１４３と、制御回路１４４とを有し、検出器１３から出力される信号を用いて種々のデータを収集する。具体的には、収集部１４は、複数の検出素子１３１から出力される信号それぞれを用いて種々のデータを収集する。例えば、収集部１４は、被検体を透過したＸ線に由来する光子（Ｘ線光子）をエネルギー帯ごとに計数した計数データと、所定の時間幅で検出素子１３１から出力された信号を積分した積分データとを収集する。すなわち、収集部１４は、フォトンカウンティング型のデータと、従来の積分型（電流モード計測方式）のデータとを収集する。なお、出力部１４１、第１の収集部１４２、第２の収集部１４３及び制御回路１４４の詳細については後述する。

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。

コンソール装置３０は、操作者によるフォトンカウンティング型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データを用いて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１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、フォトンカウンティング型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画像データの撮影条件や、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（表示部）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、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におけるデータの収集処理を制御する。

前処理部３４は、収集部１４から送信されたデータに対して、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。具体的には、前処理部３４は、収集部１４から送信された計数データ及び積分データに対して上述した各処理を行うことで、それぞれの投影データを生成する。

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（計数データから生成された投影データ及び積分データから生成された投影データ）を記憶する。また、投影データ記憶部３５は、画像再構成部３６によって補正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、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成するための投影データ（補正済み計数情報）を記憶する。

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（計数データから生成された投影データ及び積分データから生成された投影データ）を用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。画像再構成部３６は、再構成方法として、種々の方法を用いて画像再構成を行うことができる。例えば、画像再構成部３６は、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法や、逐次近似法などによりＸ線ＣＴ画像データを再構成する。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（表示画像）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、画像再構成部３６は、補正部とも呼ばれ、積分データから生成された投影データを用いて、計数データから生成された投影データを補正して、補正した投影データを投影データ記憶部３５に格納する。なお、画像再構成部３６による補正処理の詳細については、後に詳述する。

ここで、本実施形態に係る画像再構成部３６は、計数データから生成された投影データ及び積分データから生成された投影データを用いて、フォトンカウンティングＣＴにより得られる画像の画質を向上させたＸ線ＣＴ画像データを再構成する。具体的には、画像再構成部３６は、計数データから生成された投影データを用いてＸ線画像データを再構成する際に、積分データから生成された投影データを用いて再構成する。なお、この再構成の詳細については、後述する。画像記憶部３７は、Ｘ線ＣＴ画像データや、画像データ（表示画像）を記憶する。また、画像記憶部３７は、応答関数に関する情報を記憶する。なお、応答関数に関する情報の詳細については、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で行なわれるＣＴスキャンを制御する。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における画像再構成処理や画像生成処理を制御する。また、制御部３８は、画像記憶部３７が記憶する各種画像データを、表示装置３２に表示するように制御する。

以上、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型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、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、以下、詳細に説明する収集部１４及び画像再構成部３６の処理により、フォトンカウンティングＣＴにより得られる画像の画質を向上させる。

ここで、まず、従来のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置において、画質が劣化する場合について説明する。図３は、従来技術に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置が備える検出回路の一例を示す図である。例えば、従来のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置においては、検出器近くに図３に示すような検出回路が配置され、検出素子１３１が出力した各信号を弁別して計数する。例えば、従来の検出回路は、図３に示すように、プリアンプ２０１と、コンデンサ２０２と、整形器２０３と、ＤＡＣ（Digital to Analog Converter）２０４及び２０５と、コンパレータ２０６及び２０７と、カウンタ２０８及び２０９とを有する。

そして、検出素子１３１によって信号（電荷パルス）が出力されると、プリアンプ２０１とコンデンサ２０２とが電荷によって発生するパルスを電圧に変換して、電圧パルスを出力する。そして、整形器２０３が電圧パルスの波形を整形してコンパレータ２０６及び２０７に出力する。ここで、コンパレータ２０６及び２０７は、ＤＡＣ２０４及び２０５によってそれぞれアナログ信号に変換された閾値と入力された電圧パルスとを比較して電圧パルスの値が閾値を超えている場合に、後段のカウンタに電気信号を出力する。カウンタ２０８及び２０９は、コンパレータ２０６及び２０７から出力された電気信号をそれぞれカウントする。

ここで、ＤＡＣから入力される閾値を任意の値に設定することで、Ｘ線の光子を所望のエネルギー帯ごとに計数することができる。このように、従来のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置においては、図３に示すような検出回路によって計数データを収集するが、検出素子１３１に入射するＸ線の強度が強い場合に、個々のパルスが弁別できなくなり画質が劣化する場合があった。図４Ａ及び図４Ｂは、従来技術の課題を説明するための図である。ここで、図４Ａにおいては、検出素子１３１に入射するＸ線の強度が弱い場合に出力されるパルスについて示す。また、図４Ｂにおいては、検出素子１３１に入射するＸ線の強度が強い場合に出力されるパルスについて示す。

例えば、Ｘ線の強度が弱い場合には入射する光子の入射間隔がまばらとなるため、図４Ａに示すように、同一検出素子に入射した２つの光子に由来する２つのパルスＰ１及びＰ２が弁別可能である。ここで、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置においては、図４Ａに示すように、検出器と電気回路とから決定される時定数（τ）があり、この時定数によって信号に対する応答性が決まる。例えば、時定数が１００ｎｓ（＝１×１０⁷ｓ）である場合、理論的に１０⁷個／ｓを超えて入射する光子を計数することはできない。

フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置が計数するＸ線の光子は、一定間隔で入射するものではなく、ランダムに入射することから、Ｘ線の強度が強くなると時定数よりも短い間隔で光子が入射するようになる。このような場合、例えば、図４Ｂに示すように、１つめのパルスＰ３に対して２つのパルスＰ４が積み重なり（パイルアップ：pile up）、見かけ上１つのパルスとして弁別されてしまう。すなわち、パルスＰ３とパルスＰ４を弁別できず、１つのパルスＰ３としてカウンタ２０８又はカウンタ２０９にカウントされることとなる。その結果、従来のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置では、データが欠損したり、電圧パルスの値が間違うこととなり、生成した画像の画質が劣化してしまう。

このようなパイルアップに対しては、検出器の応答関数を変形することで画質の劣化を最小限にする手法も知られているが、検出器系や回路系においてそれぞれの特性にばらつきがあるため、応答関数の変形にもばらつきが生じてしまう。また、応答関数はＸ線の線量によっても変化するため、補正しきれない場合もある。このように、上述した手法による画質劣化の抑制には一定の限界があった。

そこで、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置では、収集部１４と画像再構成部３６の処理により、フォトンカウンティングＣＴにより得られる画像の画質を向上させる。具体的には、収集部１４における出力部１４１が、Ｘ線を検出する検出器１３によって出力された信号を異なる出力先へそれぞれ出力する。第１の収集部１４２が、出力部１４１から出力された一方のうち所定の時間幅で出力された信号を用いて、エネルギー帯ごとにＸ線の光子の計数データを収集する。第２の収集部１４３が、出力部１４１から出力された他方のうち前記所定の時間幅で出力された信号を用いて、信号を前記所定の時間幅で積分した積分データを収集する。画像再構成部３６が、積分データを用いて計数データを補正する。さらに、画像再構成部３６は、積分データを用いて補正した計数データに対して再構成処理を実行することによって、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。なお、収集部１４における制御回路１４４は、出力部１４１、第１の収集部１４２及び第２の収集部１４３をそれぞれ制御する。

すなわち、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、検出素子１３１によって出力された信号を用いて、フォトンカウンティング型の計数データと積分型の積分データとをそれぞれ収集し、収集した計数データから生成した投影データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する際に、積分データを用いた補正を行う。

以下、上述した出力部１４１、第１の収集部１４２、及び第２の収集部１４３を実現するための検出回路、及び、画像再構成部３６による処理の詳細について説明する。図５は、第１の実施形態に係る検出回路の一例を示す図である。図５に示すように、検出回路は、プリアンプ１４ａと、コンデンサ１４ｃと、アンプ１４ｄと、アンプ１４ｅと、整形器１４ｆと、ＤＡＣ１４ｇと、ＤＡＣ１４ｈと、コンパレータ１４ｉと、コンパレータ１４ｊと、カウンタ１４ｋと、カウンタ１４ｌと、アンプ１４ｎと、コンデンサ１４ｏと、スイッチ１４ｐと、ＡＤＣ（Analog to Digital Converter）１４ｑとを有する。

ここで、図５に示す検出回路においては、図示するように、アンプ１４ｅが出力部１４１に相当し、整形器１４ｆ、ＤＡＣ１４ｇ、ＤＡＣ１４ｈ、コンパレータ１４ｉ、コンパレータ１４ｊ、カウンタ１４ｋ及びカウンタ１４ｌが第１の収集部１４２に相当し、アンプ１４ｎ、コンデンサ１４ｏ、スイッチ１４ｐ及びＡＤＣ１４ｑが第２の収集部１４３に相当する。

プリアンプ１４ａとコンデンサ１４ｃは、検出素子１３１によって出力され、検出回路に入力（Input）された信号（電荷パルス）によって発生するパルスを増幅する。アンプ１４ｄは、制御回路１４４によって制御されるゲイン（Adjustable gain）に応じて、電圧パルスを増幅する。なお、制御回路１４４によって制御されるゲインは、入力装置３１を介した操作者による操作により任意に設定（調整）される。例えば、操作者は、検出器の特性のばらつきや、撮像モードに応じて適宜設定することができる。

出力部１４１に相当するアンプ１４ｅは、第１の収集部１４２に相当する回路（フォトンカウンティング型ＣＴ回路）、及び、第２の収集部１４３に相当する回路（積分型ＣＴ回路）にそれぞれ電流パルスを出力する。例えば、アンプ１４ｅは、カレントミラー回路、又は、カレントコンベア回路を備え、入力された電流パルスを複製して、フォトンカウンティング型ＣＴ回路、及び、積分型ＣＴ回路にそれぞれ電流パルスを出力する。すなわち、アンプ１４ｅは、フォトンカウンティング型ＣＴ回路、及び、積分型ＣＴ回路にそれぞれ同一の電流パルスを出力する。

ここで、アンプ１４ｅは、フォトンカウンティング型ＣＴ回路（第１の収集部１４２に相当する回路）、及び、積分型ＣＴ回路（第２の収集部１４３に相当する回路）に対してそれぞれウェイトをかけた電流パルスを出力することができる。例えば、検出器を構成する光センサがアバランシェフォトダイオードや、シリコンフォトマルチプライヤなどの場合、センサ内部に信号増幅機構を有するため、そのまま積分型ＣＴ回路に出力すると積分型ＣＴ回路が飽和する。そこで、アンプ１４ｅは、積分型ＣＴ回路に出力する信号を小さくするようにウェイトをかける。すなわち、アンプ１４ｅは、フォトンカウンティング型ＣＴ回路に出力する信号に対するウェイトを「１」とすると、積分型ＣＴ回路に出力する信号に対して「１」未満のウェイトをかけることで、積分型ＣＴ回路に出力する信号を小さくする。なお、同一の電流パルスを出力する場合、アンプ１４ｅは、フォトンカウンティング型ＣＴ回路及び積分型ＣＴ回路に出力する電流パルスそれぞれに対してウェイト「１」をかける。

以下、フォトンカウンティング型ＣＴ回路について説明する。整形器１４ｆは、アンプ１４ｅによって出力された電圧パルスの波形を整形してコンパレータ１４ｉ及びコンパレータ１４ｊに出力する。ＤＡＣ１４ｇ及びＤＡＣ１４ｈは、制御回路１４４によって制御される閾値をアナログ信号に変換してコンパレータ１４ｉ及びコンパレータ１４ｊにそれぞれ出力する。なお、制御回路１４４によって制御される閾値は、入力装置３１を介した操作者による操作により任意にレベル調整される（Adjustable level）。

コンパレータ１４ｉ及びコンパレータ１４ｊは、ＤＡＣ１４ｇ及びＤＡＣ１４ｈから入力された閾値と、整形器１４ｆから入力された電圧パルスとを比較して電圧パルスの強度が閾値を超えている場合に、後段のカウンタに電気信号を出力する。カウンタ１４ｋ及びカウンタ１４ｌは、コンパレータ１４ｉ及びコンパレータ１４ｊから出力された電気信号をそれぞれカウントし、カウントした計数値をコンソール装置３０に出力する。ここで、カウンタ１４ｋ及びカウンタ１４ｌは、制御回路１４４から入力されるトリガ信号（Trigger）に基づいて、カウント（計数）、計数値の出力（Output1）、計数値のリセットを行う。例えば、制御回路１４４は、スキャン制御部３３の制御のもと、ビューごとにトリガ信号を出力して、回転フレーム１５の回転と同期して計数データを出力するようにカウンタ１４ｋ及びカウンタ１４ｌを制御する。

なお、図５に示す検出回路では、ＤＡＣ、コンパレータ及びカウンタがそれぞれ２つずつ備えられ、２つのエネルギー帯（エネルギーウィンド）の計数データを収集する場合について示しているが、実施形態はこれに限定されるものではなく、ＤＡＣ、コンパレータ及びカウンタがそれぞれ３つ以上ずつ備えられ、３つ以上のエネルギー帯（エネルギーウィンド）の計数データを収集する場合であってもよい。

次に、積分型ＣＴ回路について説明する。アンプ１４ｎとコンデンサ１４ｏは、アンプ１４ｅによって出力された電圧パルスを増幅する。コンデンサ１４ｏは、アンプ１４ｅにより増幅された電流パルスを蓄積し、スイッチ１４ｐによるＯＮ・ＯＦＦの切り替えに応じて蓄積した電圧信号（積分データ）をＡＤＣ１４ｑに出力する。

スイッチ１４ｐは、制御回路１４４から入力されるトリガ信号（Trigger）に基づいて、ＯＮ・ＯＦＦを切り替えることで、コンデンサ１４ｏによる積分データの出力を制御する。例えば、制御回路１４４は、スキャン制御部３３の制御のもと、ビューごとにトリガ信号を出力して、回転フレーム１５の回転と同期して積分データを出力するようにスイッチ１４ｐを制御する。ＡＤＣ１４ｑは、受信した電圧信号（積分データ）をデジタル形式の電気信号に変換して出力する（Output2）。なお、図５においては、検出回路内（第２の収集部に相当する回路内）にＡＤＣ１４ｑが備えられる場合について示したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、検出回路外にＡＤＣ１４ｑが備えられる場合であってもよい。

このように、第１の実施形態に係る収集部１４においては、検出素子１３１ごとに図５に示す検出回路が接続され、検出素子１３１から出力された信号を用いて、フォトンカウンティング型の計数データ及び積分型の積分データが収集される。そして、収集部１４は、収集した計数データ及び積分データをコンソール装置３０の前処理部３４に送信する。前処理部３４は、受信した計数データ及び積分データそれぞれの投影データを生成して投影データ記憶部３５に格納する。

画像再構成部３６は、投影データ記憶部３５に記憶された計数データ及び積分データを取得し、積分データを用いて計数データを補正し、補正した計数データからＸ線ＣＴ画像データを再構成する。具体的には、画像再構成部３６は、積分データに近似するように応答関数を変化させることで計数データを補正する。すなわち、画像再構成部３６は、パイルアップの影響を受けた計数データを、パイルアップの影響を受けていない積分データに近似させるように処理を行うことで、計数データを補正する。ここで、画像再構成部３６による補正の概念について、図６を用いて説明する。

図６は、第１の実施形態に係る画像再構成部３６による処理を説明するための図である。ここで、図６においては、実際のエネルギースペクトルＳ１と、パイルアップによって実際のエネルギースペクトルＳ１がシフトしたエネルギースペクトルＳ２について示す。すなわち、エネルギースペクトルＳ１は、パイルアップの影響を受けなかった場合のエネルギースペクトルを示し、エネルギースペクトルＳ２は、パイルアップの影響を受けた場合のエネルギースペクトルを示す。

ここで、積分データは、パイルアップの影響を受けていないデータであり、積分データは、図６のエネルギースペクトルＳ１をエネルギーに重みをかけて積分した値に相当する。一方、対応する計数データは、パイルアップの影響を受けたデータであり、計数データのエネルギースペクトルは、図６のエネルギースペクトルＳ２に相当する。そこで、画像再構成部３６は、計数データのエネルギースペクトルの積分値が積分データに近似するように補正処理を行う。すなわち、画像再構成部３６は、図６の矢印に示すように、エネルギースペクトルＳ２をエネルギースペクトルＳ１に近似させる。

例えば、画像再構成部３６は、下記の式（１）で示される計数データにおける応答関数を、下記の式（２）で示される積分データに近似させるように変化させる。ここで、式（１）における「Ｄ_PC(view)(Ｅ)」は、所定のビューにおける計数データ（検出スペクトラム）を示し、「Ｒ_PC（Ｅ）」は、計数データにおける応答関数を示す。ここで、「Ｒ_PC（Ｅ）」は、単色Ｘ線に対する検出器１３とフォトンカウンティング型ＣＴ回路（フォトンカウンティング型システム）の応答を示す。また、下記の式（２）における「Ｄ_integ(view)」は、所定のビューにおける積分データを示し、「Ｒ_integ（Ｅ）」は、積分データにおける応答関数を示す。ここで、「Ｒ_integ（Ｅ）」は、単色Ｘ線に対する検出器１３と積分型ＣＴ回路（積分型システム）の応答を示す。さらに、式（１）及び式（２）における「Ｓ（Ｅ）」はＸ線管１２ａから発生されるＸ線のスペクトラムを示し、「ｅｘｐ（１−μＬ）」は被検体による吸収を示し、「＊」はコンボリューションを示す。

例えば、計数データは、式（１）に示すように、Ｘ線管１２ａから発生され被検体によって吸収されたＸ線と、フォトンカウンティング型システムの応答関数とから算出される。一方、積分データは、式（２）に示すように、Ｘ線管１２ａから発生され被検体によって吸収されたＸ線と、積分型システムの応答関数とから算出される。式（１）及び式（２）に示すように、これら２つのデータにおいては、「Ｓ（Ｅ）」と「ｅｘｐ（１−μＬ）」とは同一であり、それぞれの応答関数が異なる。すなわち、式（１）における応答関数「Ｒ_PC（Ｅ）」はパイルアップの影響を受けたものであるのに対して、応答関数「Ｒ_integ（Ｅ）」はパイルアップの影響を受けたものではない。そこで、画像再構成部３６は、計数データに基づく画像データが、積分データに基づく画像データに近似するように、応答関数「Ｒ_PC（Ｅ）」を変化させることで、「Ｒ_PC（Ｅ）」を補正する。

例えば、画像再構成部３６は、下記の式（３）で示す計数データに基づく画像データと、下記の式（４）で示す積分データに基づく画像データとが近似するように、応答関数「Ｒ_PC（Ｅ）」を変化させる。ここで、積分データはすべてのエネルギー帯の情報を含んでいることから、計数データに基づく画像データは、式（３）に示すように、所定のビューにおけるエネルギー帯ごとの計数データを積分することで所定のビューにおける各計数データがまとめられる。

上述した式（１）及び式（２）で示したように、計数データと積分データとは、「Ｓ（Ｅ）」及び「ｅｘｐ（１−μＬ）」が同一であり、応答関数が異なる。従って、応答関数「Ｒ_PC（Ｅ）」を正しく補正すると、式（３）の値は式（４）の値となる。そこで、画像再構成部３６は、上述したように、計数データに基づく画像データと積分データに基づく画像データとが近似するように、応答関数「Ｒ_PC（Ｅ）」を変化させる。これにより、パイルアップの影響を除いた計数データを算出することができる。ここで、画像再構成部３６は、応答関数「Ｒ_PC（Ｅ）」を変化させるパラメータとして、Ｘ線のエネルギー、Ｘ線の強度、検出器１３を含むシステムの動作温度、及び、システムの経年劣化のうち、少なくとも１つを用いる。

上述したように、応答関数は、単色Ｘ線に対するシステムの応答である。すなわち、応答関数は、Ｘ線のエネルギー、強度ごとに変化する関数である。また、応答関数は、システムの動作温度及び経年劣化によっても変化する。そこで、画像再構成部３６は、予め記憶された応答関数を用いることで、計数データに基づく画像データと積分データに基づく画像データとが近似するように、応答関数「Ｒ_PC（Ｅ）」を変化させる。一例を挙げると、画像記憶部３７が予め種々の応答関数を記憶しておき、画像再構成部３６が画像記憶部３７から応答関数を読み出して用いる。

例えば、エネルギー「３０ｋｅｖ」で、強度「１０個／ｓ」、「１０²個／ｓ」、「１０³個／ｓ」、「１０⁴個／ｓ」、「１０⁵個／ｓ」、１０⁶個／ｓ」、「１０⁷個／ｓ」及び１０⁸個／ｓ」の場合の各応答関数が条件（動作温度、経年数など）ごとに予め計測されて、画像記憶部３７に格納される。同様に、「４０ｋｅｖ」、「５０ｋｅｖ」、「６０ｋｅｖ」、「７０ｋｅｖ」、「８０ｋｅｖ」、「９０ｋｅｖ」及び「１００ｋｅｖ」で各強度、各条件の応答関数がそれぞれ計測されて、画像記憶部３７に格納される。画像再構成部３６は、これらの応答関数を読み出して、上記した補正に用いる。一例を挙げると、画像再構成部３６は、まず、現時点のシステムの条件における応答関数を読み出して上記した式（１）に適用し、式（３）の値を算出して、式（４）の値と比較する。ここで、式（３）の値と式（４）の値との差が所定の閾値を超えていた場合には、画像再構成部３６は、例えば、強度を変化させた場合の応答関数を読み出して上述した処理を再度実行する。画像再構成部３６は、式（３）の値と式（４）の値との差が所定の閾値未満になるまで、応答関数を変化させる。

そして、式（３）の値と式（４）の値との差が所定の閾値未満になると、画像再構成部３６は、エネルギー帯ごとに、検出スペクトラムと、差が所定の閾値未満になった応答関数とを用いた式（１）の逆畳み込みにより、式（１）における「Ｓ（Ｅ）×ｅｘｐ（１−μＬ）」を導出する。そして、画像再構成部３６は、導出した「Ｓ（Ｅ）×ｅｘｐ（１−μＬ）」を、既知である「Ｓ（Ｅ）」によって除算することで、被検体による吸収「ｅｘｐ（１−μＬ）」を算出する。画像再構成部３６は、ビューごとに上述した処理を実行して、各ビューのエネルギー帯ごとの「ｅｘｐ（１−μＬ）」を算出し、算出した「ｅｘｐ（１−μＬ）」を用いてＸ線ＣＴ画像データ（再構成画像）を生成する。

なお、上述した例はあくまでも一例であり、実施形態はこれに限定されるものではない。すなわち、予め記憶される応答関数は上述した例に限られず、任意の条件の応答関数が予め計測され、記憶される場合であってもよい。また、応答関数を変化させるパラメータは、上述した４つだけではなく、任意に設定することができる。例えば、回路ごとの応答の差（製造時に生じるムラ）などが用いられる場合であってもよい。また、応答関数を変化させる際に、Ｘ線の強度を変化させるだけではなく、任意の条件を変化させてもよい。例えば、エネルギーを変化させることで応答関数を変化させる場合であってもよい。

なお、システムの応答における実際に入射したＸ線と検出したＸ線との関係は、あるところまではリニアな関係を保つが、Ｘ線の強度が高くなるとシステムの応答が飽和状態となる。すなわち、Ｘ線の強度が高くなるにつれて、入射するＸ線が増加しても、検出されるＸ線が変化しなくなる。従って、パイルアップが生じる強度の場合、強度をパラメータとして応答関数を変化させることで、より正確に補正することができる。

例えば、画像再構成部３６は、図６に示すエネルギー帯「１」〜「４」の計数データからＸ線ＣＴ画像データをそれぞれ再構成する場合、まず、エネルギースペクトルＳ１に相当する積分データに計数データのエネルギースペクトルの積分値が近似するように上述した補正処理を行う。そして、画像再構成部３６は、補正処理後のデータを用いて、エネルギー帯「１」〜「４」のＸ線ＣＴ画像データをそれぞれ再構成する。なお、エネルギー帯ごとの計数データからのＸ線ＣＴ画像データの再構成は、エネルギー帯ごとに順番に実行される場合であってもよく、或いは、同時に平行して実行される場合であってもよい。

上述したように、画像再構成部３６は、パイルアップの影響を受けていない積分データを用いて、パイルアップの影響を受けた計数データを補正し、補正した計数データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。従って、上述したように再構成したＸ線ＣＴ画像データを用いて表示画像を生成することで、パイルアップの影響を受けていない高画質の表示画像を生成して表示することができる。例えば、画像再構成部３６は、各エネルギー帯のＸ線ＣＴ画像データの各画素にエネルギー帯に応じた色調を割り当て、エネルギー帯に応じて色分けされた複数の表示画像や、これら複数の表示画像を重畳した重畳画像を高画質で生成することができる。

さらに、画像再構成部３６は、再構成処理の処理回数を減らし、処理速度を向上させるために、積分データに基づく画像データを初期画像とした逐次近似再構成により、計数データからＸ線ＣＴ画像データを再構成する。例えば、画像再構成部３６は、ＡＲＴ法、ＳＩＲＴ法、ＭＬ−ＥＭ法、ＯＳ−ＥＭ法などの逐次近似法を用いて計数データからＸ線ＣＴ画像データを再構成する際に、積分データを初期画像として用いる。

例えば、画像再構成部３６は、所定のビューの積分データの投影データを初期画像として、対応するビューの補正後の計数データとの比（或いは、差）を算出し、算出した比（或いは、差）を逆投影した逆投影画像を生成する。そして、画像再構成部３６は、生成した逆投影画像を初期画像に乗算（或いは、加算）した更新画像を生成（フィードバック）し、生成した更新画像を初期画像として、上記した処理を収束するまで繰り返し実行する。画像再構成部３６は、積分データを初期画像として、エネルギー帯ごとの補正後の計数データそれぞれのＸ線ＣＴ画像データを再構成する。

上述したように、積分データの投影データを初期画像として用いることで、逐次近似が収束するまでの処理回数を減らすことができ、表示画像を生成して表示するまでの時間を短縮することができる。その結果、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、診断効率を向上させることができる。

また、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置では、積分データに基づく表示画像を表示させることで、診断にかかるワークフローを改善することも可能である。具体的には、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置では、被検体に対してＣＴスキャンが実行され、計数データ及び積分データを収集すると、画像再構成部３６は、上述した計数データの補正及び再構成処理を実行しつつ、ＦＢＰ法などにより積分データの投影データからＸ線ＣＴ画像データを再構成する。そして、画像再構成部３６は、積分データの投影データから再構成したＸ線ＣＴ画像データを用いて表示画像を生成して画像記憶部３７に格納する。制御部３８は、格納された表示画像を表示装置３２に表示させる。すなわち、制御部３８は、画像再構成部３６によって計数データから画像データが再構成されている間に、積分データに基づく表示画像を表示装置３２に表示させる。

エネルギー帯ごとの補正後の計数データに対して逐次近似法によって画像再構成を行う場合、表示画像を生成して表示するまでに時間を要する場合もある。そこで、上述したように、積分データに基づく表示画像をプレビューで使用することで、操作者は、迅速に画像を確認することができ、再撮影するか否かを判断するまでの時間を短縮することができる。ここで、積分データに基づく表示画像を観察した結果、再撮影する場合には、操作者は、入力装置３１を操作して計数データからのＸ線ＣＴ画像データの再構成を中断させ、再撮影を実行させることができる。すなわち、画像再構成部３６は、表示装置３２によって表示された積分データに基づく表示画像の観察結果に応じた指示に基づいて、計数データの再構成を中断する。

次に、図７を用いて、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置の処理について説明する。図７は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型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。

図７に示すように、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置における制御部３８は、操作者から撮影開始要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、撮影開始要求を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、制御部３８は、撮影開始要求を受け付けるまで待機する。

一方、撮影開始要求を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、制御部３８は、撮影開始要求とともに受け付けたＸ線照射条件に基づいて、ＣＴスキャンを実行させる（ステップＳ１０２）。そして、出力部１４１（アンプ１４ｅ）は、検出素子から出力された信号をフォトンカウンティング型ＣＴ回路及び積分型ＣＴ回路にそれぞれ出力する（ステップＳ１０３）。フォトンカウンティング型ＣＴ回路及び積分型ＣＴ回路は、計数データ及び積分データをそれぞれ収集する（ステップＳ１０４）。

そして、画像再構成部３６は、積分データを用いて計数データを補正し（ステップＳ１０５）、補正した計数データを用いて再構成画像（Ｘ線ＣＴ画像データ）を生成する（ステップＳ１０６）。ここで、画像再構成部３６が積分データに基づく表示画像を生成して、制御部３８が表示画像を表示装置３２に表示させ（ステップＳ１０７）、再撮影要求が入力されたか否かを判定する（ステップＳ１０８）。

ここで、再撮影要求が入力された場合には（ステップＳ１０８肯定）、制御部３８は、画像再構成部３６による計数データの再構成を中断させ、ステップＳ１０２に戻って、新たに入力された撮影条件などに基づいたＣＴスキャンを実行させる。一方、再撮影要求が入力されていない場合には（ステップＳ１０８否定）、画像再構成部３６が、再構成画像を用いて表示画像を生成し、制御部３８が、表示画像を表示装置３２に表示させて（ステップＳ１０９）、処理を終了する。

上述したように、第１の実施形態によれば、出力部１４１が、Ｘ線を検出する検出器によって出力された信号を異なる出力先へそれぞれ出力する。第１の収集部１４２が、出力部１４１から出力された一方のうち所定の時間幅で出力された信号を用いて、エネルギー帯ごとにＸ線の光子の計数データを収集する。第２の収集部１４３が、出力部１４１から出力された他方のうち所定の時間幅で出力された信号を用いて、信号を所定の時間幅で積分した積分データを収集する。画像再構成部３６が、積分データを用いて計数データを補正する。そして、画像再構成部３６は、補正した計数データに対する再構成処理を行うことにより再構成画像を生成する。従って、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、フォトンカウンティングＣＴによる画像の画質を向上させることを可能にする。例えば、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置では、回路系が高線量を前提に十分な容量を保持することで、低線量から高線量まで幅広く線形な出力を可能にし、線量による検出器及び回路の応答の変化がなく画質の劣化を抑止することができる。

また、第１の実施形態によれば、画像再構成部３６は、積分データに基づく画像データを初期画像とした逐次近似再構成により、計数データからＸ線ＣＴ画像データを再構成する。従って、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、高画質の画像を迅速に表示することを可能にする。

また、第１の実施形態によれば、画像再構成部３６は、積分データに近似するように計数データ用の応答関数を変化させることで計数データを補正する。また、画像再構成部３６は、計数データ用の応答関数を変化させるパラメータとして、Ｘ線のエネルギー、Ｘ線の強度、検出器を含むシステムの動作温度、及び、システムの経年劣化のうち、少なくとも１つを用いる。従って、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線の強度が強い場合であっても、パイルアップの影響がないフォトンカウンティングＣＴの画像を表示することを可能にする。

また、第１の実施形態によれば、制御部３８が、画像再構成部３６によって計数データから画像データが再構成されている間に、積分データに基づく表示画像を表示装置３２（表示部）に表示させる。従って、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型ＣＴ装置は、診断画像を迅速に表示することができ、診断に係るワークフローを改善することができる。

また、第１の実施形態によれば、画像再構成部３６は、表示装置３２によって表示画像を表示している間に受け付けた指示に基づいて、計数データの再構成を中断する。従って、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、診断に係るワークフローを改善することを可能にする。

また、第１の実施形態によれば、出力部１４１は、カレントミラー回路、又は、カレントコンベア回路である。従って、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、同一の信号から計数データと積分データをそれぞれ収集することができ、正確に補正することを可能にする。

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、図５に示す検出回路を用いる場合について説明した。第２の実施形態では、異なる検出回路を用いる場合について説明する。図８は、第２の実施形態に係る検出回路の一例を示す図である。なお、図８においては、図５の検出回路と比較して、第１の収集部１４２に相当する回路（フォトンカウンティング型ＣＴ回路）のみが異なる。以下、これを中心に説明する。

第２の実施形態に係るフォトンカウンティング型ＣＴ回路は、図８に示すように、ＡＤＣ１４ｒと、Ｄｉｇｉｔａｌ ｆｉｌｔｅｒ１４ｓと、カウンタ群１４ｔとを有する。ＡＤＣ１４ｒは、アンプ１４ｄから出力された電圧パルスをデジタル信号に変換して、Ｄｉｇｉｔａｌ ｆｉｌｔｅｒ１４ｓに出力する。Ｄｉｇｉｔａｌ ｆｉｌｔｅｒ１４ｓは、ＡＤＣ１４ｒから入力されたデジタル信号に対してゲイン補正、パイルアップ補正などを実行して対応するエネルギー値に変換する。

図９は、第２の実施形態に係るゲイン補正を説明するための図である。例えば、Ｘ線ＣＴ装置においては、画素ごとに電圧とエネルギーの変換割合（ゲイン）が異なる。一例を挙げると、図９に示すように、「１Ｖ」を「３０ｋｅＶ」に変換するゲイン「３０ｋｅＶ／Ｖ」の画素や、「１Ｖ」を「４０ｋｅＶ」に変換するゲイン「４０ｋｅＶ／Ｖ」の画素などがある。ここで、例えば、図９に示すエネルギー帯「１」〜「４」を「３０ｋｅＶ／Ｖ」を用いて定義すると（図９の上側の図で定義すると）、図９の下側の図（４０ｋｅＶ／Ｖの画素）では正しいエネルギースペクトルを得ることができない。一例を挙げると、図９に示すようにエネルギー帯「１」〜「４」で弁別するように設定した場合、ゲイン「３０ｋｅＶ／Ｖ」の画素で設定した閾値「３０ｋｅＶ」が、ゲイン「４０ｋｅＶ／Ｖ」の画素では、「４０ｋｅＶ」に相当することとなり、エネルギースペクトルＳ３及びエネルギースペクトルＳ４を同一条件で正確に弁別することにはならない。

そこで、Ｄｉｇｉｔａｌ ｆｉｌｔｅｒ１４ｓは、図９の下側の図に示すように、エネルギースペクトルＳ４をエネルギースペクトルＳ４`にシフトさせるように補正を行う。また、Ｄｉｇｉｔａｌ ｆｉｌｔｅｒ１４ｓは、同時に、既存のパイルアップ補正を適宜行うことができる。

カウンタ群１４ｔは、図８に示すように、複数のコンパレータと、それに対応するカウンタとを備え、Ｄｉｇｉｔａｌ ｆｉｌｔｅｒ１４ｓを介して入力された信号を計数し、計数データをコンソール装置３０に出力する（Output1）。ここで、カウンタ群１４ｔは、制御回路１４４によって制御され、制御に応じてエネルギー帯ごとの計数データをコンソール装置３０に出力する。カウンタ群１４ｔから出力される計数データは、操作者が入力装置３１を介して指定した状態でまとめて出力される。

上述したように、第２の実施形態によれば、デジタルデータで計数データを計数する場合にも適用することができ、第２の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、フォトンカウンティングＣＴにより得られる画像の画質を容易に向上させることができる。

（第３の実施形態）
さて、これまで第１及び第２の実施形態について説明したが、上記した第１及び第２の実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。

上述した第１及び第２の実施形態では、収集部１４が検出回路を有する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、検出器１３が有する場合であってもよい。かかる場合には、検出器１３が、出力部１４１、第１の収集部１４２、第２の収集部１４３、制御回路１４４を有することとなる。

また、第１及び第２の実施形態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、その全部または一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的または物理的に分散・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、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該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、第１及び第２の実施形態で説明した制御方法は、予め用意された制御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。この制御プログラムは、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、この制御プログラムは、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、第１の実施形態〜第３の実施形態によれば、フォトンカウンティングＣＴにより得られる画像の画質を向上させることが可能となる。

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
１４ 収集部
３６ 画像再構成部
１４１ 出力部
１４２ 第１の収集部
１４３ 第２の収集部

Claims (7)

1. Ｘ線を検出し、信号を出力する検出器と、
   前記検出器により出力された信号を用いて、エネルギー帯ごとに前記Ｘ線の光子の計数データを所定の時間幅で収集する第１の収集部と、
   前記検出器により出力された信号を用いて、前記信号を前記所定の時間幅で積分した積分データを収集する第２の収集部と、
   前記積分データを用いて前記計数データを補正する補正部と、
   前記補正部により補正された計数データに対する再構成処理を行うことにより再構成画像を生成する画像再構成部と、
   を備える、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
2. 前記画像再構成部は、前記積分データに基づく画像データを初期画像とした逐次近似再構成により、前記再構成画像を生成する、請求項１に記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
3. 前記補正部は、前記積分データに近似するように前記計数データ用の応答関数を変化させることで前記計数データを補正する、請求項１又は２に記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
4. 前記補正部は、前記応答関数を変化させるパラメータとして、前記Ｘ線のエネルギー、前記Ｘ線の強度、前記検出器を含むシステムの動作温度、及び、前記システムの経年劣化のうち、少なくとも１つを用いる、請求項３に記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
5. 前記画像再構成部によって前記計数データから前記再構成画像が生成されている間に、前記積分データに基づく表示画像を表示部に表示させる制御部をさらに備える、請求項１〜４のいずれか１つに記載のフォトンカウンティング型ＣＴ装置。
6. 前記画像再構成部は、前記表示部によって前記表示画像を表示している間に受け付けた指示に基づいて、前記計数データに対する再構成処理を中断する、請求項５に記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
7. 前記信号は、カレントミラー回路、又は、カレントコンベア回路によって出力される、請求項１〜６のいずれか１つに記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。

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