JP2018042604A - フォトンカウンティングｃｔ装置、および、フォトンカウンティングによるｃｔ画像撮像方法 - Google Patents

Abstract

【課題】最適なエネルギー範囲に設定されたエネルギー帯域（ビン）ごとにＸ線フォトンを計数し、ノイズが低減された画像を短時間に表示する。【解決手段】被写体の所定の方向について予め測定しておいた、エネルギーレベルごとのＸ線減衰度合の分布に基づいて、Ｘ線検出器の前記複数のエネルギー帯域の少なくとも一つの帯域のエネルギー範囲を調整する。調整後のエネルギー帯域のＸ線検出器を用いて、フォトンカウンティングＣＴ撮像を行う。【選択図】 図３

Description

本発明は、フォトンカウンティング（ｐｈｏｔｏｎ ｃｏｕｎｔｉｎｇ）モードを有するＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置（以下、ＰＣＣＴ装置と呼ぶ。）に係り、特に、ＰＣＣＴ装置における低エネルギー側の統計ノイズ抑制のための技術に関する。

Ｘ線ＣＴ装置は、被写体を挟んで対向配置されたＸ線源とＸ線検出器の対の位置関係を保った状態で被写体の周囲を回転させながら、被写体のＸ線透過データを得、その断層画像（以下、ＣＴ画像とする）を計算により再構成する装置であり、工業用およびセキュリティ用の検査装置や医学用の画像診断装置等として用いられる。

医学用のＸ線ＣＴ装置には、フォトンカウンティングモードを搭載したＰＣＣＴ装置がある。ＰＣＣＴ装置では、フォトンカウンティング方式の検出器により、被写体を透過したＸ線の光子（Ｘ線フォトン）を検出素子毎にカウントする。これにより、例えば、Ｘ線が透過した被写体の内部組織を構成する元素を推定可能なスペクトラムを得、元素レベルの違いが詳細に描出されたＸ線ＣＴ画像を得ることができる。

また、ＰＣＣＴ装置では、カウントした個々のＸ線フォトンをエネルギー値で弁別することにより、エネルギー帯域（エネルギービン（bin））毎の、Ｘ線強度を得ることができる。これを利用し、ＰＣＣＴ装置では、特定のエネルギー範囲のＸ線のみを抽出して画像化し、診断に用いることがある。

Ｘ線ＣＴ装置では先に書いた通り、Ｘ線源を被写体の周囲で回転させ、様々な角度から被写体を撮像するが、被写体の体内の骨が多い部分や、ペースメーカーなどの埋め込み金属がある場所を通るＸ線は大きく減衰する。Ｘ線は、例えば120kVp撮像(120kVピーク撮像)では最大のＸ線エネルギーは120keVであるが、それ以下のエネルギーのＸ線を含み、エネルギー分布を持っている。低エネルギー側のＸ線は、高エネルギー側のＸ線よりも、被写体内で大きく減衰するため、被写体内の骨が多い部分や金属のある部分では、低エネルギー側のＸ線の検出信号が、特に少なくなる。特に、ＰＣＣＴ装置の場合には、低エネルギー側のエネルギービンのカウント（Ｘ線フォトン数）が極端に低くなり、画質劣化を招く。

このような問題を回避するため、例えば特許文献１には、Ｘ線フォトン数の少ないエネルギーbinのＸ線フォトン数を、隣のエネルギービンのＸ線フォトン数と合成し、合成されたエネルギーbinの出力信号を用いて画像を再構成する技術が開示されている。これにより、Ｘ線フォトン数が少ないエネルギーbinの出力信号に乗るノイズが画像に与える影響を低減している。

特開２０１４−２３３６３３号公報

特許文献１の技術では、被写体を通過したＸ線フォトンの数は、少なくとも低エネルギー、中エネルギーおよび高エネルギーの３つのビンにより、それぞれカウントされる。そして、中エネルギービンのＸ線フォトンの計数値は、Ｘ線のレイパスが長く、ほとんどの低エネルギーのＸ線フォトンが被写体に吸収されるときには、低エネルギービンの計数値に加算され、レイパスが短い場合には、高エネルギービンの計数値に加算される（段落００３５）。すなわち、特許文献１の技術では、ＰＣＣＴ装置で被写体の撮像を行い、各エネルギービンの計数値を得て、得られた計数値や操作者の注目物質やスキャン条件等に応じて、合成する２つのエネルギービンを決定し、合成後の計数値を用いて画像再構成を行う構成である。そのため、合成するエネルギービンの選択は、計数値等に基づいて行われ、再構成後の画像のノイズ低減が不十分であったとしても、合成するエネルギービンの変更等を行うことは想定されていない。たとえ、合成するエネルギービンを変更したとしても、画像再構成のやり直しになるため、画像が表示されるまでに時間がかかる。また、再構成後の画像のノイズ低減が不十分であった場合には、スキャン条件を変更して、再び、ＰＣＣＴ装置で被写体の撮像を行うことも考えられるが、被写体のＸ線被曝量が増大するとともに、所望の画像が得られるまでに時間がかかり、被写体およびオペレータの負担となる。

本発明の目的は、最適なエネルギー範囲に設定されたエネルギー帯域（ビン）ごとにＸ線フォトンを計数し、ノイズが低減された画像を短時間に表示することにある。

上記目的を達成するために、本発明では、以下のようなフォトンカウンティング装置を提供する。すなわち、被写体にＸ線を照射するＸ線照射部と、被写体を通過した複数のＸ線フォトンをそのエネルギーレベルに応じて複数のエネルギー帯域ごとに弁別して計数するＸ線検出器と、Ｘ線照射部と前記Ｘ線検出器とを被写体の周囲で回転させる回転部と、Ｘ線検出器にエネルギー帯域を設定するエネルギー帯域設定部とを有する。エネルギー帯域設定部は、被写体の所定の方向について予め測定しておいた、エネルギーレベルごとのＸ線減衰度合の分布に基づいて、Ｘ線検出器の前記複数のエネルギー帯域の少なくとも一つの帯域のエネルギー範囲を設定する。

本発明によれば、最適なエネルギー範囲に設定されたエネルギー帯域（ビン）ごとにＸ線フォトンを計数し、ノイズが低減された画像を短時間に表示することができる。

本発明の実施形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示すブロック図である。 実施形態のＸ線検出器を（ａ）側面図、（ｂ）上面図である。 （ａ）実施形態のｚ軸（体軸）方向の区間ごとにエネルギー帯域のパターンがそれぞれ設定されることを示す説明図であり、（ｂ）複数種類のエネルギー帯域パターンの例を示す説明図である。 実施形態におけるカウント回路の一例を示す回路図である。 実施形態の演算部４００の機能ブロック図である。 実施形態の撮像処理の流れを示すフローチャートである。 図６のフローチャートの一部を詳細に示すフローチャートである。 実施形態の変形例その１の撮像処理の流れを示すフローチャートである。 実施形態の変形例その２の撮像処理の流れを示すフローチャートである。 実施形態の変形例その３の撮像処理の流れを示すフローチャートである。 実施形態の変形例その４の撮像処理の流れを示すフローチャートである。 実施形態の変形例その５の撮像処理の流れを示すフローチャートである。

本発明の実施形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の例を以下説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

本実施形態のフォトンカウンティングＣＴ装置（ＰＣＣＴ装置）は、被写体の所定の方向について予め測定しておいた、所定の複数のエネルギーレベルごとのＸ線減衰度合の分布に基づいて、Ｘ線検出器の複数のエネルギー帯域の少なくとも一つの帯域のエネルギー範囲を設定する構成である。これにより、最適なエネルギー範囲に設定されたエネルギー帯域（ビン）ごとにＸ線フォトンを計数し、ノイズが低減されたＣＴ画像を短時間に表示することが可能になる。

以下、本実施形態のＰＣＣＴ装置の概要について、図１〜図３を用いて説明する。本実施形態のＰＣＣＴ装置は、図１にその全体構成を示したように、被写体１０１にＸ線を照射するＸ線照射部３１０と、Ｘ線検出器３２１と、Ｘ線照射部３１０とＸ線検出器３２１とを被写体の周囲で回転させる回転部（回転板）３３２と、エネルギー帯域設定部４０４とを有する。

Ｘ線検出器３２１は、従来の積分型（電流モード計測方式）のＸ線検出器ではなく、フォトンカウンティング方式の検出器である。すなわち、Ｘ線検出器３２１は、被写体１０１を通過した複数のＸ線フォトンをそのエネルギーレベルに応じて複数のエネルギー帯域ごとに弁別して計数する。例えば、図２に示すように、Ｘ線検出器３２１は、配列された複数の検出素子３２２と、計数回路３２４とを備えて構成される。検出素子３２２は、Ｘ線フォトンを検出し、そのエネルギーレベルに応じた電気信号を出力する。計数回路３２４は、電気信号をそのエネルギーレベルにより複数のエネルギー帯域ごとに弁別して計数する。

エネルギー帯域設定部４０４は、被写体１０１の所定の方向について予め測定しておいた、エネルギーレベルごとのＸ線減衰度合の分布に基づいて、Ｘ線検出器３２１の複数のエネルギー帯域の少なくとも一つの帯域のエネルギー範囲を設定する。例えば、図３（ａ）のように、被写体１０１内の骨が多い区間（領域）４１や金属が埋め込まれている区間（領域）４２では、低エネルギーレベルのＸ線の減衰度合が大きいため、その部分を通過してＸ線検出器３２１に到達する低エネルギーレベルのＸ線フォトンが少なくなる。そのため、Ｘ線検出器３２１でカウントされる低エネルギーレベルのＸ線フォトンの数も少なくなる。本実施形態では、エネルギー帯域設定部４０４が、例えば、予め計測したＸ線減衰度合の分布４０に予め定めた閾値よりＸ線減衰度合が大きいエネルギーレベルがある区間（領域）４１，４２においては、Ｘ線検出器３２１のエネルギー帯域（ｂｉｎ１〜５）のうち、Ｘ線減衰度合が大きいエネルギーレベルが含まれるエネルギー帯域（図３（ｂ）のｂｉｎ１）のエネルギー幅を他の帯域（ｂｉｎ２〜５）よりも広げる（帯域パターン１、２、４）。具体的には、エネルギー帯域設定部４０４は、計数回路３２４の複数のエネルギー帯域のうち、Ｘ線減衰度合が大きいエネルギーレベルが含まれるエネルギー帯域（図３（ｂ）のｂｉｎ１）のエネルギー幅を広げるように調整する。これにより、その減衰度合の大きいエネルギーレベルを含むエネルギー帯域（ｂｉｎ１）でカウントされるＸ線フォトンの数を増大させることができるため、検出信号のレベルが大きくなり、ノイズの影響を低減することができる。
なお、Ｘ線減衰度合の分布４０を、後述するようにＰＣＣＴ装置でスキャノグラムを撮像することにより取得した場合には、エネルギー帯域設定部４０４は、Ｘ線減衰度合の分布４０に、予め定めた閾値よりＸ線減衰度合が大きいエネルギーレベルがある場合、そのエネルギーレベルが含まれるエネルギー帯域（図３（ｂ）のｂｉｎ１）のエネルギー幅を、Ｘ線減衰度合の分布４０を計数した際のそのエネルギーレベルが含まれるエネルギー帯域（ｂｉｎ１）のエネルギー幅よりも広げるように調整してもよい。

エネルギー帯域設定部４０４は、予め定めた複数種類のエネルギー帯域のセット（以下、パターンと呼ぶ。図３（ｂ）では、帯域パターン１〜４）の中から、Ｘ線減衰度合の分布に応じて、一つのエネルギー帯域のパターン（ここでは、帯域パターン４）を選択して、Ｘ線検出器３２１に設定する構成としてもよい。これにより、容易にエネルギー帯域のエネルギー幅を調整することができる。

本実施形態のＰＣＣＴ装置は、回転部３２２の回転面に対して交差（ここでは直交）する方向に、被写体１０１を移動させる移動部（テーブル）１０２をさらに有する。この場合、エネルギー帯域設定部４０４は、移動部１０２の移動方向（体軸方向）に複数の区間を設定し、複数の区間ごとに、複数のエネルギー帯域のうち少なくとも一つのエネルギー帯域のエネルギー範囲を異なるエネルギー幅に設定することができる。例えば、図３（ａ）のように、エネルギー帯域設定部４０４は、体軸方向に、帯域パターン１〜４のうち、最適なパターンを選択して設定する。

また、エネルギー帯域設定部４０４は、回転部３３２の回転角度に応じて、Ｘ線検出器３２１の複数のエネルギー帯域のうち少なくとも一つのエネルギー帯域のエネルギー範囲を変更する構成としてもよい。この場合、Ｘ線減衰度合の分布４０を、被写体１０１の複数の方向についてそれぞれ予め取得しておく。エネルギー帯域設定部４０４は、複数の方向についてのＸ線減衰度合の分布４０に基づいて、回転部３３２の回転角度に応じて、エネルギー帯域のエネルギー範囲を設定する。

なお、Ｘ線減衰度合の分布４０は、ＰＣＣＴ装置でスキャノグラムを撮像することにより取得することができる。例えば、回転部３１０を回転させることなく、Ｘ線照射部３１０から被写体１０１にＸ線を照射し、複数のエネルギー帯域のエネルギー範囲がそれぞれ予め定めた値に設定されたＸ線検出器３２１によって、被写体１０１を通過したＸ線フォトンを計数することにより、Ｘ線減衰度合の分布４０であるスキャノグラムを撮像できる。このとき、回転部３２２の回転面と交差（例えば直交）する方向に被写体１０１を移動させることにより、被写体１０１の体軸方向の複数の位置における回転面と平行なスライスごとにＸ線減衰度合の分布４０を得ることができる。ただし、Ｘ線減衰度合の分布４０は、ＣＴ撮像を行うＰＣＣＴ装置とは別の装置で測定したものであってもよい。

＜＜フォトンカウンティングＣＴ装置の具体的な構成＞＞
以下、本実施形態のＰＣＣＴ装置１００について具体的に説明する。

本実施形態のＰＣＣＴ装置１００の具体的な構成について図１を用いて説明する。図に１に示すように、本実施形態のＰＣＣＴ装置１００は、ＵＩ部２００と、計測部３００と、演算部４００と、を備える。

ＵＩ部２００は、ユーザからの入力を受け付け、演算部４００による処理結果をユーザに提示する。このため、ＵＩ部２００は、キーボード、マウスといった入力装置２１０と、表示装置（モニタ）、プリンタといった出力装置２２０とを備える。表示装置は、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）等で構成される。なお、表示装置は、タッチパネル機能を有し、入力装置２１０として使用するよう構成してもよい。

計測部３００は、演算部４００による制御に従って、被写体１０１にＸ線を照射し、被写体１０１を透過したＸ線フォトンを計測する。計測部３００は、上述したＸ線照射部３１０とＸ線検出部３２０の他に、ガントリ（Ｇａｎｔｒｙ：溝台）３３０と、制御部３４０と、被写体１０１を載置するテーブル（移動部）１０２と、を備える。制御部３４０は、照射制御器３４１、ガントリ制御器３４２、テーブル制御器３４３および検出制御器３４４を含む。

[ガントリ]
ガントリ３３０の中央には、被写体１０１とテーブル１０２とを配置するための円形の開口部３３１が設けられている。ガントリ３３０の内部には、Ｘ線照射部３１０およびＸ線検出器３２１を搭載した回転板３３２と、回転板３３２を回転させるための駆動機構が配置されている。回転板３３２には、回転方向の計測時間を制御するためのノッチ（不図示）が刻まれており、そのノッチがセンサー（不図示）を横切ると、ガントリ制御器３４２は、検出制御器３４４に信号を出力する。これにより、Ｘ線検出器３２１の計数回路３２４がそこまでに計数したデータを１角度分のデータとして出力するよう指示する命令が、検出制御器３４４によりＸ線検出部３２０に発行される。なお、ガントリ３３０の開口部３３１の直径は、７００ｍｍである。Ｘ線管３１１のＸ線発生点と、Ｘ線検出器３２１のＸ線入射面との距離は、例えば１０００ｍｍである。

回転板３３２の１回転の所要時間は、ユーザがＵＩ部２００を介して入力したパラメータによって設定される。本実施形態では、例えば、回転の所要時間を１．０ｓ／回とする。計測部３００による１回転における撮像回数は、例えば、９００回に設定され、回転板３３２が０．４度回転する毎に、１回の撮像、すなわち計数回路３２４による計数したデータの出力が行われる。なお、各仕様はこれらの値に限定されるものはなく、ＰＣＣＴ装置１００の構成に応じて種々変更可能である。

なお、以下、本明細書において、開口部３３１の周方向をｘ方向、径方向をｙ方向とする。ｚ方向（一般的には体軸方向）は、ｘ方向、径方向をｙ方向に直交する方向である。

［Ｘ線照射部］
Ｘ線照射部３１０は、Ｘ線を発生し、発生したＸ線を被写体１０１に照射する。Ｘ線照射部３１０は、Ｘ線管３１１と、Ｘ線フィルタ３１２と、ボウタイ（ｂｏｗｔｉｅ）フィルタ３１３と、を備える。

Ｘ線管３１１は、照射制御器３４１の制御に従って供給される高電圧により、被写体１０１にＸ線ビームを照射する。照射されるＸ線ビームは、ファン角およびコーン角を持って広がる。Ｘ線ビームは、ガントリ３３０の回転板３３２の回転に伴って、被写体１０１に照射される。

Ｘ線フィルタ３１２は、Ｘ線管３１１から照射されたＸ線のＸ線量を調節する。すなわち、Ｘ線のスペクトルを変化させる。本実施形態のＸ線フィルタ３１２は、Ｘ線管３１１から被写体１０１へ照射されるＸ線が、予め定めたエネルギー分布となるよう、Ｘ線管３１１から照射されたＸ線を減衰させる。Ｘ線フィルタ３１２は、被写体１０１である患者の被ばく量を最適化するために用いられる。このため、必要なエネルギー帯の線量が強くなるよう設計される。

ボウタイフィルタ３１３は、周辺部の被ばく量を抑える。被写体１０１である人体の断面が楕円形であることを用い、中心付近の線量を強くし、周囲の線量を低くして被ばく量を最適化するために用いられる。

［Ｘ線検出部］
Ｘ線検出部３２０は、複数のＸ線検出器３２１を円弧状に配置した構成である。図２（ａ），（ｂ）のようにＸ線検出器３２１は、上述した複数の検出素子３２２および計数回路（以下、カウンティング回路と呼ぶ）３２４に加えて、検出素子３２２の上に配置され、Ｘ線検出器３２１への入射方向を制限するコリメータ３２３を備えている。図２（ａ），（ｂ）の例では、検出素子３２２は２次元に配列されている。

検出素子３２２は、入射したＸ線フォトンをそのエネルギーに比例した電荷信号に変換する。例えば、検出素子３２２は、ＣｄＴｅテルル化カドミウム（ｃａｄｍｉｕｍ ｔｅｌｌｕｒｉｄｅ）系の半導体素子を用いる。なお、検出素子３２２としては、Ｘ線を受けて蛍光を発するシンチレータ（Ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ）および蛍光を電気に変換するフォトダイオードを用いてもよい。

各検出素子３２２が出力する電荷信号は、カウンティング回路３２４により、１つのＸ線フォトン毎に、１パルスの電気信号（アナログ信号）に変換され、その電気信号のエネルギーレベルに応じて、複数のエネルギー帯域のいずれかに弁別されてカウントされる。具体的には、カウンティング回路３２４は、図４に示すように、読出し回路ブロック２０を備え、読出し回路ブロック２０は、チャージアンプ２１と、チャージアンプ２１に並列に接続されたフィードバック容量２１ａと、複数のコンパレータ２２（２２ａ，２２ｂ・・・）とを備えて構成される。複数のコンパレータ２２ａ、２２ｂ・・・の数は、予め定められたエネルギー帯域（bin)の数に対応している。

各検出素子３２２は、読出し回路ブロック２０内のチャージアンプ２１に接続されている。チャージアンプ２１は、フィードバック容量２１ａを用いて、検出素子３２２が出力した電荷信号を電圧信号に変換する。検出素子３２２は、入射したＸ線フォトンのエネルギーに比例した電荷を発生するため，チャージアンプ２１の出力波高は、Ｘ線フォトンのエネルギーに比例している。なお、フィードバック容量２１ａに電荷が溜まり続けることを防ぐため，フィードバック容量２１ａには、電荷をリセットするスイッチ、または、たまった電荷を放電させる抵抗が接続されている。

チャージアンプ２１の出力側は、複数のコンパレータ２２（２２ａ，２２ｂ・・）に接続されている。コンパレータ２２ａ、２２ｂ・・・には、それぞれ異なる比較対象電圧を出力する電圧出力部がそれぞれ入力されている。コンパレータ２２ａ，２２ｂは、チャージアンプ２１が出力した電圧信号の波高が、閾値である比較対象電圧を超えた場合に、トリガ信号を発生する。コンパレータ２２ａ，２２ｂごとに入力されている閾値（比較対象電圧）が異なるため、例えば、コンパレータ２２ｂの閾値が，コンパレータ２２ａの閾値より高く、チャージアンプ２１から出力された電圧信号の波高が、コンパレータ２２ａの閾値より高く、コンパレータ２２ｂの閾値以下の場合、コンパレータ２２ａのみトリガ信号を発生する。一方、チャージアンプ２１から出力された電圧信号の波高が、コンパレータ２２ａの閾値およびコンパレータ２２ｂの閾値の両方を超えている場合、コンパレータ２２ａとコンパレータ２２ｂの両方がトリガ信号を発生する。これにより、複数のコンパレータ２２（２２ａ，２２ｂ・・・）のうちどのコンパレータまでがトリガ信号を出力したかを判別し、トリガ信号を計数する回路（不図示）を設けることにより、Ｘ線フォトンのエネルギー値をエネルギー帯域ごとに弁別して計数することができる。

このとき、検出制御器３４４が、エネルギー帯域設定部４０４の指示に応じて、コンパレータ２２（２２ａ，２２ｂ・・・）の比較対象電圧の電圧値を設定することにより、エネルギー帯域のエネルギー幅を調整することができる。

なお、コンパレータ２２の代わりに、ＡＤＣ（Analog-to-Digital Converter）と、データ収集システム（ＤＡＳ：Data Acquisition System）を配置し、チャージアンプ２１の電圧信号をエネルギー帯域ごとにカウントする構成としてもよい。この場合も、検出制御器３４４が、エネルギー帯域設定部４０４の指示に応じて、ＤＡＳを制御することにより、エネルギー帯域のエネルギー幅を調整することができる。

図３（ｂ）の帯域パターン３は、最小エネルギーを４０ｋｅＶ、最大エネルギーを１４０ｋｅＶとするエネルギー範囲を、エネルギー幅ΔＢ＝２０ｋｅＶで区切って、５つのエネルギー帯域（ｂｉｎ１〜５）に分割したパターンの例である。すなわち、ｂｉｎ１は４０〜６０ｋｅＶ、ｂｉｎ２は６０〜８０ｋｅＶ、ｂｉｎ３は８０〜１００ｋｅＶ、ｂｉｎ４は１００〜１２０ｋｅＶ、ｂｉｎ５は１２０〜１４０ｋｅＶにそれぞれエネルギー範囲が設定されている。帯域パターン２は、帯域パターン１よりもｂｉｎ１のエネルギー幅を広くし、残りのエネルギー範囲を４つの帯域（ｂｉｎ２〜５）により等分している。また、帯域パターン１は、最小エネルギーを４５ｋｅＶに変更して、全体のエネルギー範囲を帯域パターン２よりも狭め、さらに、帯域パターン１よりもｂｉｎ１のエネルギー幅を広くし、残りのエネルギー範囲を４つの帯域（ｂｉｎ２〜５）により等分している。帯域パターン４は、帯域パターン２よりもさらにｂｉｎ１のエネルギー幅が広く、ｂｉｎ１は４０〜８０ｋｅＶ、ｂｉｎ２は８０〜９５ｋｅＶ、ｂｉｎ３は９５〜１１０ｋｅＶ、ｂｉｎ４は１１０〜１２５ｋｅＶ、ｂｉｎ５は１２５〜１４０ｋｅＶに設定するものである。

エネルギー帯域ごとの計数結果は、演算部４００に入力される。

なお、Ｘ線検出器３２１の検出素子３２２の数（チャンネル数）は、一例としては、１０００個である。各検出素子のｘ方向のサイズは、例えば、１ｍｍである。

なお、製作を容易にするためにＸ線検出器３２１を平面状とし、平面の中心部分が円弧の位置にくるように、複数のＸ線検出器３２１を配置して疑似的に円弧状に配列し、Ｘ線検出部３２０を構成してもよい。

［制御部］
制御部３４０は、上述したように照射制御器３４１、ガントリ制御器３４２、テーブル制御器３４３および検出制御器３４４を含む。照射制御器３４１は、Ｘ線管３１１からのＸ線の照射を制御する。ガントリ制御器３４２は、回転板３３２の回転駆動を制御する。テーブル制御器３４３は、テーブル１０２の駆動を制御する。検出制御器３４４は、Ｘ線検出器３２１におけるＸ線検出を制御する。また、図示していないが、回転方向の時間を計測する時間計測器を備えていてもよい。時間計測器は、回転板３３２のノッチがセンサを横切った時に発生する信号が、検出制御器３４４に入ると同時にその信号を受信し、回転方向の計測時間を記憶する。

ガントリ制御器３４２は、ＣＴ撮像時は、回転板３３２を回転させ、かつテーブル１０２を、回転板３３２の回転面の法線方向（ｚ方向：一般的には体軸方向）に移動させる。これにより、Ｘ線照射部３１０は、被写体１０１の周囲を回転しながら、さまざまな方向から被写体１０１にＸ線を照射する。Ｘ線検出器３２１は、被写体１０１を透過したＸ線フォトンを検出し、検出信号を、そのエネルギーレベルに応じて、エネルギー帯域ごとに弁別してカウントする。一方、スキャノグラム撮像では、ガントリ制御器３４２は、回転板３３２を回転させず、テーブル１０２のみをｚ方向に１回移動させる。これにより、Ｘ線照射部３１０からＸ線を所定の方向から被写体１０１に照射する。Ｘ線検出器３２１は、被写体を通過したＸ線フォトンを検出し、そのエネルギーレベルをエネルギー帯域ごとに弁別してカウントする。なお、一方向についてスキャノグラムを撮像した後、必要に応じて、Ｘ線の照射方向を変化（例えば９０度回転板３３２を回転）させて、複数方向からスキャノグラムを撮像することも可能である。

［演算部］
演算部４００は、ＰＣＣＴ装置１００の動作全体を制御し、計測部３００で取得したデータを処理することにより、撮像を実行する。演算部４００は、中央処理装置（ＣＰＵ：Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）４０１と、メモリ４０２と、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ ｄｉｓｋ ｄｒｉｖｅ）装置４０３と、を備える。演算部４００は、図５にその機能ブロック図を示したように、エネルギー帯域設定部４０４と、撮像部４０５と、補正部４０６と、画像生成部４０７の機能を有する。例えば、ＨＤＤ装置４０３に予め格納しておいたプログラムを、中央処理装置４０１がメモリ４０２にロードして実行することにより、図６のように撮像処理を行うことにより、上記各機能をソフトウエアにより実現する。

なお、演算部４００の全部または一部の機能は、例えば、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）などの集積回路などにより実現してもよい。

エネルギー帯域設定部４０４は、予めスキャノグラム撮像等により取得しておいたエネルギーレベルごとのＸ線減衰度合の分布４０に基づいて、Ｘ線検出器３２１のカウンティング回路３２４のエネルギー帯域を適切に設定する。撮像部４０５は、ＣＴ撮像やスキャノグラム等の撮像を実行させる。補正部４０６は、検出制御器３４４の制御下でＸ線検出部３２０がエネルギー帯域ごとに収集した計数値データに対し、補正処理を実施する。ここで行う補正処理は、例えば、リファレンス補正回路のリニアリティ補正、対数変換処理、オフセット処理、感度補正、ビームハードニング補正、水ファントムキャリブレーション、ＣＴ値補正などである。画像生成部４０７は、補正部４０６による補正後の計数値情報から、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。画像生成部４０７は、例えば、Ｘ線フォトン数に対し、Ｌｏｇ変換を行った後、ＦｅｌｄＫａｍｐ法、逐次近似法など、各種の公知の手法を用いて画像再構成を行う。なお、画像の生成には、全てのエネルギービンに保存された投影データを用いなくてもよく、予め定めたエネルギー帯域の計数値のみを用いて画像再構成を行ってもよい。

ＨＤＤ装置４０３には、処理に用いるデータ、処理中に生成されるデータ、処理の結果得られるデータ等が保存される。なお、処理結果は、ＵＩ部２００の出力装置２２０にも出力される。

［ＵＩ部］
ＵＩ部２００は、ユーザから撮像条件を受け付けて演算部４００に出力する。例えば、ＵＩ部２００は、撮像条件を受け付ける受付画面を表示装置に表示し、ユーザは、受付画面を介して、例えば、マウス、キーボード、タッチパネルを操作することにより、撮像条件を入力する。設定する撮像条件は、例えば、Ｘ線管３１１の管電流、管電圧、被写体１０１の撮像範囲、Ｘ線フィルタ３１２の形状、ボウタイフィルタ３１３の形状、分解能等である。なお、撮像条件は、必ずしも毎回ユーザが入力する必要はない。例えば、事前に、典型的な撮像条件を保存し、それを読み出して用いてもよい。

［撮像処理の流れ］
次に、演算部４００による本実施形態の撮像処理の流れについて図６を用いて説明する。図６は、演算部４００の各機能部が実行する撮像処理の処理フローである。図６の撮像処理の例では、Ｘ線減衰度合の分布４０を撮像処理の中でスキャノグラムを撮像することによって取得する。

まず、演算部４００の撮像部４０５は、ＵＩ部２００を介して、ユーザから撮像条件の入力を受け付ける（ステップＳ１１０１）。ここで入力を受け付ける撮像条件には、管電圧、管電流、Ｘ線フィルタ３１２の厚み、形状、ボウタイフィルタ３１３の形状などがある。

次に、撮像部４０５は、被写体１０１のＸ線減衰度合の分布４０としてスキャノグラムを撮像する（ステップＳ１１０２）。撮像部４０５は、テーブル制御器３４３に対し、テーブル１０２を回転板３３２に対して垂直な方向に移動させ、回転板３３２の撮像位置が指定された撮像位置と一致した時点で移動を停止するように指示する。これにより、被写体１０１の配置が完了する。次に、撮像部４０５は、テーブル制御器３４３へテーブル１０２を、所定の速度で移動させるように指示を出し、ガントリ制御器３４２に対しては何も命令しない。これにより、回転板３３２は、回転せずテーブル１０２のみが、Ｘ線検出器３２１に移動する。この状態で、撮像部４０５は、照射制御器３４１に対し、Ｘ線管３１１のＸ線照射タイミングを指示し、検出制御器３４４に対して、Ｘ線検出器３２１の撮像タイミングを指示する。この指示にしたがって、Ｘ線照射部３１０は、Ｘ線を照射し、Ｘ線検出器３２１は、Ｘ線フォトンを所定の帯域パターン（例えば、図３（ｂ）の帯域パターン３）のエネルギー帯域ごとに計数する。そして、検出制御器４４の制御下で、Ｘ線検出器３２１は、計数値データを例えば1ms毎に演算部４００に出力する。これにより、スライス方向の被写体１０１を透過したＸ線フォトンのエネルギー帯域ごとの計数値データが、スキャノグラムとして取得される。ベッドの移動距離がユーザの指定した距離、もしくはテーブル１０２の移動限界距離に達するまで、スライスごとにスキャノグラムの撮影は繰り返される。

演算部４００は、各スライスについての、エネルギー帯域ごとのＸ線フォトンの計数値データ（スキャノグラム）を、必要に応じて補正部４０６により補正し、Ｘ線減衰度合の分布４０としてＨＤＤ４０３に保存する。

なお、必要に応じてＸ線のｚ方向の照射範囲を限定してもよい。ｚ方向の照射範囲を限定する方法としては例えばＸ線管への電圧印加をＯＮ/ＯＦＦする方法や、Ｘ線管の前にＸ線を減衰、吸収するシャッターを設けシャッターのＯＮ/ＯＦＦでＸ線を制御してもよい。また、回転板３３２を例えば９０度回転させるなどをし、別の角度からＸ線を照射した複数のスキャノグラムも必要に応じて作成してもよい。

次に、エネルギー帯域設定部４０４は、ステップＳ１１０２で撮影したスキャノグラムをＸ線減衰度合の分布４０として用いて、この後のステップＳ１１０５で行うＣＴ撮像の際のＸ線検出器３２１のエネルギー帯域を設定する（ステップＳ１１０３）。なお、ＨＤＤ４０３には、予め定めておいた複数種類のエネルギー帯域のパターンが、予め格納されており、エネルギー帯域設定部４０４が最適なパターンを選択して、Ｘ線検出器３２１に設定する。

図７のフローを用いて、ステップＳ１１０３について詳しく説明する。エネルギー帯域設定部４０４は、ＨＤＤ４０３に格納されているスキャノグラム（Ｘ線減衰度合の分布４０）を１スライス分読み込む（ステップＳ７０１）。スキャノグラムの１画素のデータはそれぞれ、Ｘ線検出器３２１の一つの検出素子が検出したＸ線フォトンのエネルギー帯域ごとの計数値データを含んでいる。例えば、１画素のデータは、５つのエネルギー帯域の計数値を含んでいる。エネルギー帯域設定部４０４は、読み込んだ１スライスのスキャノグラムを構成する複数の画素において、１以上のエネルギー帯域の計数値が閾値より小さい画素があるかどうかを判定する（ステップＳ７０２）。例えば、骨が多いスライスや、金属等が被写体に埋め込まれているスライスの場合、Ｘ線の減衰度合が大きく、低エネルギー帯域（例えばｂｉｎ１）の計数値が、予め定めた閾値よりも低くなる。そのような画素がスライスに含まれる場合、エネルギー帯域設定部４０４はステップＳ７０３に進む。

ステップＳ７０３において、エネルギー帯域設定部４０４は、ＨＤＤ４０３に格納されているエネルギー帯域のパターンから、計数値が閾値よりも低いエネルギー帯域のエネルギー幅が、スキャノグラム撮像時のエネルギー幅よりも広いパターンを選択する。例えば、スキャノグラム撮像時のエネルギー帯域のパターンが、図３（ｂ）の帯域パターン３のようにエネルギー範囲４０〜１４０を２０ｋｅＶごとに等分するｂｉｎ１〜５からなるパターンである場合、ｂｉｎ１の計数値が閾値よりも低かった場合、エネルギー帯域設定部４０４は、ｂｉｎ１のエネルギー幅のみが広く、残りの区間を狭めたエネルギー帯域のパターンをＨＤＤ４０３に格納されているパターンの中から選択する。例えば、図３（ｂ）の例の場合、エネルギー帯域のパターン１，２，４がｂｉｎ１のエネルギー幅が他のｂｉｎ２〜５より広いので、この中から、スキャノグラムのｂｉｎ１の計数値等に応じて、すべてのｂｉｎ１〜５の計数値が所定値以上になるように適切なエネルギー帯域パターンを選択する。ここでは、エネルギー帯域設定部４０４は、エネルギー帯域のパターン４を選択する。

選択方法としては、ｂｉｎ１の計数値に応じて、予め定めておいたエネルギー帯域パターンを選択してもよい。また、ｂｉｎ１〜５の計数値に基づいて、選択可能なエネルギー帯域パターン１，２，４を設定した場合の各ｂｉｎ１〜５の推測計数値を予め定めた数式等を用いて求め、ｂｉｎ１〜５の推測計数値が所定値以上になるように、または、エネルギー帯域ごとの計数値が互いに近い値になるように、エネルギー帯域パターンを選択してもよい。

一方、ステップＳ７０２において、エネルギー帯域設定部４０４は、読み込んだ１スライスのスキャノグラムを構成する複数の画素がすべて、エネルギー帯域の計数値が閾値より大きい場合、ステップＳ７０４に進み、そのスライスのエネルギー帯域のパターンを変更せず、スキャノグラムの撮像時のままとする（ステップＳ７０４）。

エネルギー帯域設定部４０４は、上記ステップＳ７０１〜Ｓ７０４をすべてのスライスについて行う（ステップＳ７０５）。これにより、エネルギー帯域設定部４０４は、ｚ軸方向について、スライスごとに、最適なエネルギー帯域のパターンを設定することができる。例えば図３（ａ）のように、骨の多い区間（領域）４１および金属が埋め込まれた区間（領域）４２には、bin１のエネルギー幅が広いエネルギー帯域パターン４を、それ以外の区間は、等間隔なエネルギー帯域パターン３を設定する。

エネルギー帯域設定部４０４は、図３（ａ）のように設定したエネルギー帯域のパターンの分布を操作者に示す画面を生成して、ＵＩ部２００の表示装置に表示し、操作者による確認を入力装置２１０のボタンの操作で受け付ける構成であることが望ましい。

なお、ステップＳ７０２において、エネルギー帯域設定部４０４は、エネルギー帯域ごとの計数値を閾値と比較する代わりに、エネルギー帯域ごとの計数値の中で最小の計数値が、他の計数値（例えば最大値や平均値）に比べて予め定めた割合よりも小さい場合に、ステップＳ７０３に進んでもよい。

次のステップ１１０４では、補正部４０６は、後述するステップＳ１１０６の補正処理に使用する補正用データをＨＤＤ４０３から読み出して、メモリ４０２に保存する（ステップＳ１１０４）。ＨＤＤ４０３に、エネルギー帯域のパターンの種類（帯域パターン１〜４）ごとに、予め求めた補正用データが、予め格納されている。図３（ａ）の例では、エネルギー帯域のパターンとして、２種類（帯域パターン３、４）が設定されているため、２種類のエネルギー帯域のパターンで、Ｘ線フォトンを計数した計数値の補正に必要な補正データを読み込む。読み込む補正データは、例えば各エネルギー帯域の計数値データから、被写体１０１を構成する基準物質を弁別する際に必要となる、基準物質の各エネルギー帯域におけるＸ線減弱係数である。他にも、被写体のサイズに応じて計数値の補正を行う公知の水ファントムキャリブレーションを実施する場合の補正係数や、ＣＴ値の補正のための補正データ等を必要に応じて読み込む。なお、これらの補正データは、予め実測により、または、計算で求めることができる。

次に、撮像部４０５は、ステップＳ１１０１で設定された撮像条件と、ステップＳ１１０３で設定したエネルギー帯域により、ＰＣＣＴ撮像を実行する（ステップＳ１１０５）。

フォトンカウンティングによるＣＴ画像の撮像処理を具体的に述べる。撮像部４０５は、テーブル制御器３４３に対し、テーブル１０２を回転板３３２の回転面に対して垂直な方向に移動させ、回転板３３２の撮像位置が指定された撮像位置と一致した時点で移動を停止するように指示する。これにより、被写体１０１の配置が完了する。つぎに、撮像部４０５は、ガントリ制御器３４２に対して回転板３３２の回転を開始させるように指示を行う。回転板３３２の回転が定速状態になると、撮像部４０５は、照射制御器３４１に対し、Ｘ線管３１１のＸ線照射タイミングを指示し、検出制御器３４４に対し、Ｘ線検出器３２１が計数したデータを演算部４００に出力するタイミングを指示する。これにより、Ｘ線の照射およびＸ線検出器３２１によるＸ線フォトンの計数結果の出力が例えば1ms毎に行われ、１回転における所定数の角度（ビュー）ごとに、被写体を通過したＸ線フォトンがそのエネルギーレベルに応じてエネルギー帯域ごとに弁別されてそれぞれ計数され、計数値が得られる。

撮像部４０５は、その撮像位置において各ビューの計数値データを取得したならば、テーブル制御器３４３に対し動作を指示し、回転板３３２の１回転で各ビューの計数値データを取得する動作を、ｚ方向の撮像領域全体にわたって繰り返す。

このとき、エネルギー帯域設定部４０４は、テーブル１０２が各撮像位置（ｚ軸方向の位置）に移動するたびに、その撮像位置のスライスに対して、ステップＳ１１０３で設定したエネルギー帯域のパターンの各エネルギー帯域を、Ｘ線検出器３２１のカウンティング回路３２４に設定する。たとえば、エネルギー帯域設定部４０４は、２５６スライスの場合、１−６４スライスと、１１２−１４４スライスと、２００−２５６スライスにおいては、帯域パターン３を設定し、６５−１１１スライスである区間（領域）４１と、１４５−１９９スライスである区間（領域）４２には帯域パターン４を設定する。具体的には、エネルギー帯域設定部４０４は、図４の複数のコンパレータ２２（２２ａ，２２ｂ・・・）の比較対象電圧を、設定されている帯域パターン（図３（ａ）では帯域パターン３または４）の各エネルギー帯域（ｂｉｎ１〜５）の境界電圧に設定する。

このように、エネルギー帯域設定部４０４が、スライスごとに最適なエネルギー帯域を設定することにより、そのスライスのＸ線減衰度合が大きくても、エネルギー帯域（ｂｉｎ）の計数値が小さくなりすぎず、ノイズの影響を受けにくい。

なお、撮像部４０５は、公知のヘリカルスキャン（Ｈｅｌｉｃａｌ Ｓｃａｎ）のように、テーブル１０２を連続的に移動させながら、回転板３３２を回転させて撮像を行うよう制御してもよい。ヘリカルスキャンの場合は、エネルギー帯域設定部４０４は、Ｘ線検出器３２１のｚ軸（体軸）方向の位置が、ある距離（撮像位置）に達したときにエネルギー帯域パターンの設定を切り替えることで、スライス方向にエネルギー範囲を設定できる。

補正部４０６は、Ｘ線検出器３２１から演算部４００が受け取った計数値データを補正する（ステップＳ１１０６）。このとき、補正部４０６は、ステップＳ１１０４において、エネルギー帯域パターンごとに読み込んでおいた補正データを用いて補正することにより、エネルギー帯域の範囲に応じて適切に補正を行うことができる。補正部４０６は、計数値データをそのまま補正処理してもよいし、一旦基底物質の距離の情報に変換してから補正処理を実施してもよい。なお、ステップＳ１１０４において、予め補正データが読み込まれてメモリ４０２に格納されているため、補正処理の時間を短縮することができる。

画像生成部４０７は、補正したデータを用いて画像を生成する（ステップＳ１１０７）。ここでも、必要に応じて、ステップＳ１１０４で読み込んだ補正データを用いて画像生成を実施してもよい。画像生成部４０７は、ステップＳ１１０７で生成された画像をＨＤＤ装置４０３に保存するとともに、ＵＩ部２００の出力装置２２０の表示装置に画像を表示させる（ステップＳ１１０８）。以上により、撮像のシーケンスが完了する。その後は、ユーザが画像を用いて診断し、必要に応じて画像解析を実施することができる。

上述してきたように、本実施形態のＰＣＣＴ装置では、スキャノグラムを撮像する等によって、予め取得したＸ線減衰度合の分布４０にもとづいて複数のエネルギー帯域を最適な帯域に設定することができるため、被写体１０１内の骨が多い部分や、金属が埋め込まれた部分があっても、エネルギー帯域（ｂｉｎ）の計数値が閾値より小さくなることを予め防ぐことができる。よって、１回のフォトンカウンティングＣＴの撮像で、ノイズの影響を抑制した画像を確実に表示することができる。

また、本実施形態のＰＣＣＴ装置は、エネルギー帯域（ｂｉｎ）のエネルギー幅は変更するが、エネルギー帯域の数は変更しないため、エネルギー帯域の数を必要最小限に設定しておくことができ、回転板３３２上のＸ線検出器３２１と、演算部４００とを配線の数も最小限にすることができ、簡素な装置構成でありながら、ノイズの影響を抑制できる。

なお、本実施形態では、ステップＳ１１０３において、エネルギー帯域設定部４０４は、Ｘ線検出器３２１に設定されたエネルギー帯域（ｂｉｎ１〜５）の計数値の最小値が、閾値以上になるようにエネルギー帯域のパターンを選択したが、他の判断基準でエネルギー帯域を異なる範囲に切り替えてもよい。

＜変形例その１＞
上記実施形態において、図６のフローの撮像処理では、スキャノグラムを１度だけ撮像したが、スキャノグラムを複数の方向からそれぞれ撮像してもよい。また、その複数の方向からそれぞれエネルギー帯域ごとに取得した計数値データ（スキャノグラム）を用いて、エネルギー帯域ごとにトモシンセシス処理を行うことにより、エネルギー帯域ごとの２次元画像（トモシンセシス画像）を再構成してもよい。これにより、エネルギー帯域設定部４０４は、エネルギー帯域ごとのトモシンセシス画像を用いて最適なエネルギー帯域を設定可能になる。

トモシンセシス画像を再構成する場合の撮像処理のフローチャートを図８に示す。図８のフローが、図６のフローと異なるのは、図６のステップＳ１１０２の代わりに、ステップＳ１１１０とステップＳ１１１１が実行される点である。ステップＳ１１１０では、撮像部４０５がガントリ制御器３４２に指示して、回転板３３２を所定の回転角に傾斜させ、複数の方向からそれぞれのエネルギー帯域ごとに計数値を得ることによりスキャノグラムを撮像する。そして、ステップＳ１１１１では、撮像部４０５は、画像生成部４０７に必要に応じて、エネルギー帯域ごとにトモシンセシス画像を作成させる。

エネルギー帯域設定部４０４は、ステップＳ１１０３では、トモシンセシス画像により、体内の金属等の面積や形や、Ｘ線照射部３１０やＸ線検出器３２１との距離を計測し、これらの１以上の情報に基づいてエネルギー帯域のパターンを選択することができる。これにより、エネルギー帯域の設定をより高精度にでき、画質を向上させることが可能となる。

図８の他のステップは、図６の同様であるので説明を省略する。なお、トモシンセシス画像に変えて、低電流ＣＴ撮像を行い、低電流ＣＴ画像を得て同様に用いてもよい。

＜変形例その２＞
上述した実施形態では、図６の撮像処理のステップＳ１１０３において、エネルギ帯域設定部４０４が、予め取得したＸ線減衰度合の分布に応じて、エネルギー帯域のエネルギー幅自体を変化させたが、エネルギー帯域の計数値を他のエネルギー帯域の計数値に足し合わせる構成としてもよい。この場合の撮像処理のフローチャートを図９に示す。

図９のフローでは、図６のフローのエネルギー帯域のパターンを選択するステップＳ１１０３と、補正データを読み込むステップＳ１１０４の代わりに、エネルギー帯域の加算方法を決定するステップＳ１１２０と、加算後のデータ用の補正用データを生成するステップＳ１１２１が実行される。撮像を行うステップＳ１１０５の後に、データ加算(ステップＳ１１２２)が追加されている。

ステップＳ１１０１、Ｓ１１０２は、上述の実施形態と同様に行い、スキャノグラムを取得する。ステップＳ１１２０において、エネルギー帯域設定部４０４は、スキャノグラムの計数値データにより、全エネルギー帯域の計数値の偏り（ばらつき）を検出し、全エネルギー帯域における計数値の偏りを低減するように、隣接する２以上のエネルギー帯域の計数値を加算する方法（組み合わせ）を検討し、加算することにより全体の計数値のばらつきが最も偏りが小さくなるエネルギー帯域の組み合わせを決定する（ステップＳ１１２０）。例えば、標準偏差ＳＤが均一になるように加算するエネルギー帯域の組み合わせを決定する。

加算するエネルギー帯域の組み合わせは、上述した実施形態のようにｚ軸（体軸）方向で変化させてもよい。

つぎに、補正部４０６は、ステップＳ１１２０のように２以上のエネルギー帯域の計数値を加算した場合に、加算後の計数値を補正する際に必要となる補正データを、予め定めた演算処理により作成する（ステップＳ１１２１）。ステップＳ１１２１は、ステップＳ１１０５の撮像より前に行っても、並行して実施してもよい。

その後、ステップＳ１１０５において、上述の実施形態と同様に撮像を行う。撮像後は、ステップＳ１１２２において、エネルギー帯域設定部４０４が、ステップ１１２０で定めた加算方法により、２以上のエネルギー帯域の計数値を加算する。加算後の計数値について、ステップＳ１１０６では、ステップＳ１１２１で求めておいた補正データを用いて補正部４０６が補正処理を行う。以下のステップＳ１１０７の画像生成処理、ステップＳ１１０８の画像出力・保存処理は、上記実施形態と同様である。

本変形例では、２以上のエネルギー帯域について計数値を加算することにより、低カウント側の統計ノイズを抑えることができる。よって、ノイズの影響を低減した画像を得ることができる。

また、本変形例の撮像方法は、スキャノグラム撮像により取得したＸ線減衰度合の分布に基づいて、計数値を加算する２以上のエネルギー帯域を決定するため、ステップＳ１１０５の撮像により計数値が得られたならば、すぐに最適な組み合わせで加算して、画像生成を行うことができる。よって、ユーザに、ノイズを低減した画像を短時間で表示することができる。また、撮像の前に、ステップＳ１１２１で補正データの計算も行っているため、撮像後にすぐに加算後のデータを補正処理することができる。

＜変形例その３＞
上述の実施形態において、ステップＳ１１０６において、補正部４０６は、計数値のデータをそのまま補正処理する場合、被写体１０１の体軸（ｚ軸）方向において、それぞれ異なるエネルギー帯域パターンが設定される区間の境界では、隣接するスライスでありながら、異なるエネルギー帯域パターンがそれぞれ設定され、エネルギー幅の異なるエネルギー帯域で計数された計数値を用いて、ステップＳ１１０７で画像生成部がそれぞれ画像を生成することになる。そのため、エネルギー帯域のパターンが異なる境界において、画像に影響が生じる可能性がある。

そこで、本変形例では、体軸（ｚ軸）方向についてパターンの異なるエネルギー帯域が設定された区間の境界付近のスライスにおいて、境界を挟んでエネルギー帯域のパターンが異なることが画像へ影響を与えるのを低減するため、計数値に対して平均化処理を実施する。この場合のフローチャートを図１０に示す。

図１０のように、撮像のステップＳ１１０５の後に、ステップＳ１１３０が配置されている。ステップＳ１１３０では、パターンの異なるエネルギー帯域が設定された境界を挟んだ２枚のスライスの各エネルギー帯域の計数値を、対応するエネルギー帯域（例えばｂｉｎ１）ごとに、重みづけして足し合わせる。足し合わせ後の計数値に対して、補正処理（Ｓ１１０６）、画像生成処理（Ｓ１１０７）を上述の実施形態と同様に行う。

これにより、体軸（ｚ軸）方向についてパターンの異なるエネルギー帯域が設定された境界で、画像に影響が生じるのを抑制でき、計数値が小さいことによるノイズを影響しつつ、均一な画像の出力が可能となる。

なお、本変形例では、撮像のステップＳ１１３０の直後の計数値を重み付けして足し合わせたが、補正の整合性が取れていれば、補正のステップ１１０６の後など、どのタイミングで実施してもよい。

＜変形例その４＞
本変形例では、被写体１０１の体軸（ｚ軸）方向において、設定されるエネルギー帯域のパターンが異なる区間の境界で画像に影響が生じるのを抑制するための、変形例その３とは別の処理方法について説明する。

上述の実施形態において、ステップＳ１１０６で述べたように、補正部４０６は、計数値データを一旦基底物質の距離の情報に変換（以下、物質変換と呼ぶ）してもよい。ステップＳ１１０６で物質変換を実施し、さらにその変換方法が個々の投影データ（ある角度における検出器のデータ）に対して独立で実施する方法である場合、物質変換によりカウント情報（計数値）から基準物質の距離情報に変換される。すべてのデータが基準物質の距離情報に変換されれば、基準物質の距離情報データからの画像を構築したり、基準物質の距離情報から逆に計数値を算出したり、Ｘ線減弱の情報に変換することができる。この特性を利用して体軸（ｚ軸）方向、または周方向（ｘ方向）の複数の区間に、それぞれ異なるエネルギー帯域パターンを設定した場合であっても、個々の投影データを基準物質情報に一旦変換することで、データ種が一様になり、設定したエネルギー帯域のパターンとは異なったエネルギー帯域で計数した計数値を演算により求めて、画像を再構成したり、補正したりすることが可能となる。この結果、異なるエネルギー帯域のパターンの境界において、再構成画像に影響を与えることなく、全範囲で一様なエネルギー帯域を設定した場合と同様でありながら、計数値が閾値以下であるためのノイズの影響を除去した、画像の作成などが可能となる。

本変形例で物質変換を実施する場合の撮像処理について図１１のフローを用いて詳細に記載する。図１１のように、撮像のステップ１１０５の後に物質変換処理Ｓ１１４０を行う。また、図３のフローにおける補正１１０６は、ステップＳ１１４０の物質変換処理の前に実施する前補正１１０６aと、物質変換処理後に実施する１１０６bに分けて行う。例えば、ファントムキャリブレーション補正のようなエネルギー情報に対して実施する補正は前補正１１０６aとして実施するほうがよい。また、平滑化などの補正は物質変換後１１０６bで実施するほうがよい。ただし、物質変換後にファントムキャリブレーションと同等の補正を実施してもよく、物質変換前に平滑化などの補正を実施してもよい。

ステップＳ１１４０の物質変換処理方法について一例を示す。

変換後の物質を水と脂肪と骨とする。それぞれのエネルギー範囲の代表値を決定する。例えばｂｉｎ１（４０〜８０ｋｅＶ）の代表値を６０ｋｅＶ、ｂｉｎ２（８０〜９５ｋｅＶ）の代表値を８７．５ｋｅＶ、ｂｉｎ３（９５〜１１０ｋｅＶ）の代表値を１０２．５ｋｅＶ、ｂｉｎ４（１１０〜１２５ｋｅＶ）の代表値を１１７．５ｋｅＶ、ｂｉｎ５（１２５〜１４０ｋｅＶ）の代表値を１３２．５ｋｅＶとする。

それぞれの代表値における水、脂肪、骨のＸ線の減弱係数を求める。求め方としては、例えば、１０keVごとに求めておいた水、脂肪、骨の減弱係数のデータベースの値をエネルギー方向に補間することによって、代表値におけるそれぞれの減弱係数を求める。次に、それぞれの減弱係数値と、物質が何も無かった場合のエネルギー帯域ｂｉｎ１〜５ごとのＸ線の信号（計数値、エアデータ）から、それぞれの物質（水、脂肪、骨）がＸ線源からＸ線検出器までの間にどれだけの長さ存在するかを求める。例えば、該当するＸ線源からＸ線検出器までの間に、ｂｉｎ１〜ｂｉｎ５の代表値におけるそれぞれの減弱係数で、骨が１０ｍｍ、水が２００ｍｍ、脂肪が５０ｍｍの長さ（距離）で存在する場合、エアデータの信号値（物質が何も無い場合の計数値）が計測した信号値（計数値）になりうる場合は、それらの距離が物質の変換後のデータとなる。具体的に変換方法を示す。ｂｉｎ１の場合、代表値が６０ｋｅＶであり、水の６０ｋｅＶにおける全減弱係数は１．９２×１０^−１ｃｍ^２／ｇである。水の密度は１ｇ／ｃｍ^３のため、線減弱係数は１．９２ｃｍ^−１となる。つまり、ｂｉｎ１の６０ｋｅＶのＸ線はＬｗ ｃｍ進むとｅｘｐ（−１．９２^−１×Ｌｗ）倍になる。他の物質、他のｂｉｎについても同じように求める。そうすると、骨、水、脂肪の３つの長さの変数があり、エネルギーは５つのｂｉｎで撮像したため、５つの方程式で３つの物質の長さ（距離）が不明（未知数）という連立方程式ができる。この方程式を解くと骨、水、脂肪の各物質の長さ（距離）を、それぞれのパス（Ｘ線源とＸ線検出器の組み合わせ）毎に求めることができる。このように、それぞれのＸ線源からＸ線検出器までの間の各物質が存在する距離にエネルギー帯域ｂｉｎ１〜５ごとの信号値（計数値）を変換する。この結果、それぞれの物質の存在距離の投影データが得られるため、このデータを再構成するとそれぞれの物質がどこに存在するかを知ることができる。この再構成は、ｂｉｎ１〜ｂｉｎ５ごとのエネルギーデータ（計数値）での再構成ではなく物質毎の再構成であるため、撮像したエネルギー帯域（ｂｉｎ１〜５）の範囲に依存せずに画像を再構成することができる。これにより、周方向（ｘ方向）／体軸方向（ｚ方向）を問わず、Ｘ線検出器３２１のエネルギー帯域のパターンを変更しても、画像の再構成が可能となる。

なお、各物質のデータを、減弱係数を用いることで、各エネルギー帯域のエネルギーデータ（計数値）に変換することも可能である。この結果、周方向（ｘ方向）/体軸方向（ｚ方向）の全範囲において、１種類のエネルギー帯域のパターンに設定されたＸ線検出器３２１で計数を行った場合と同様の画像を作成する等が可能となる。

＜変形例その５＞
上述の実施形態では、図３（ａ），（ｂ）のように、エネルギー帯域設定部４０４が、予め定めおいた複数種類のエネルギー帯域パターンの中から最適なものを選ぶ構成であったが、本変形例では、各エネルギー帯域をエネルギー帯域設定部４０４が、計数値に応じて任意に調整する例について説明する。

図１２に、本変形例の撮像処理のフローチャートを示す。図６のフローのエネルギー帯域設定選択のステップＳ１１０３、補正データの読み込みステップＳ１１０４の代わりに、エネルギー帯域のエネルギー範囲を調整するステップＳ１１５３と補正用データ作成のステップＳ１１５４を行う。

まず、ステップＳ１１０２は、実施形態と同様にスキャノグラムを撮像する。スキャノグラム撮像時のＸ線検出器のエネルギー帯域は、上述の実施形態と同様に図３（ｂ）の帯域パターン３、すなわち、ｂｉｎ１（４０〜６０ｋｅＶ）、ｂｉｎ２（６０〜８０ｋｅＶ）、ｂｉｎ３（８０〜１００ｋｅＶ）、ｂｉｎ４（１００〜１２０ｋｅＶ）、ｂｉｎ５（１２０〜１４０ｋｅＶ）を設定する。

ステップＳ１１５３において、エネルギー帯域設定部４０４は、スキャノグラム（Ｘ線減衰度合の分布）に基づいて、被写体１０１を通過し、複数のエネルギー帯域ｂｉｎ１〜ｂｉｎ５ごとに計数されるＸ線フォトンの数が均等になるように、複数のエネルギー帯域のエネルギー幅（エネルギー範囲）をそれぞれ設定（調整）する。例えば、スキャノグラムを撮像した結果、ｂｉｎ１、ｂｉｎ２、ｂｉｎ３、ｂｉｎ４、ｂｉｎ５の計数値が、例えば１０、１００、２００、１００、９０となった場合、全部で５００カウントあるので、ステップＳ１１５３において、エネルギー帯域設定部４０４は、各エネルギー帯域で、計数値が均等に分布していると仮定し、各エネルギー帯域のエネルギー範囲を、ｂｉｎ１（４０〜７８ｋｅＶ）、ｂｉｎ２（７８〜８９ｋｅＶ）、ｂｉｎ３（８９〜９９ｋｅＶ）、ｂｉｎ４（９９〜１１８ｋｅＶ）、ｂｉｎ５（１１８〜１４０ｋｅＶ）と設定する。

つぎに、補正部４０６は、ステップＳ１１０６，Ｓ１１０７で用いる補正用データの作成を行う（ステップＳ１１５４）。本変形例では、各エネルギー帯域（ｂｉｎ１〜５）のエネルギー範囲を調整し、計数値が各エネルギー帯域で均等になるように調整しているため、補正データは、上述の実施形態１で述べたＨＤＤ４０３に格納しておいた予め求めた補正データには存在しない値になる場合がある。そこで、本変形例では、実施形態のように予め求められた複数の補正データを用い、これを補間することにより、調整後のエネルギー帯域用の補正データを生成する。例えば、図３（ｂ）の帯域パターン３のｂｉｎ１（４０〜６０ｋｅＶ）、ｂｉｎ２（６０〜８０ｋｅＶ）、ｂｉｎ３（８０〜１００ｋｅＶ）、ｂｉｎ４（１００〜１２０ｋｅＶ）、ｂｉｎ５（１２０〜１４０ｋｅＶ）、５つのエネルギー帯域のそれぞれの計数値を補正するための５つの補正データＣ１〜Ｃ５の組が、ＨＤＤ４０３に格納されているとする。補正部４０６は、調整後のｂｉｎ１の補正データを、帯域パターン３のｂｉｎ１とｂｉｎ２の補正データ値を補間して作成する。例えば、帯域パターン３のおいて、ｂｉｎ１（４０ｋｅＶ−６０ｋｅＶ）の計数値が１０（Ｘ線フォトン１０個）、ｂｉｎ２（６０ｋｅＶ−８０ｋｅＶ）の計数値が１００（Ｘ線フォトン１００個）であったが、新しく設定したｂｉｎ１は（４０ｋｅＶ−７８ｋｅＶ）であるので、新しいｂｉｎ１でカウントされるＸ線フォトンは、元のｂｉｎ１の全部（１０個）と元のｂｉｎ２のうちの９０％（元は６０−８０ｋｅＶでそのうち新しいｂｉｎ１に６０−７８ｋｅＶの分が含まれる）である。そのため、新ｂｉｎ１における元のｂｉｎ１のカウントとｂｉｎ２のカウントの割合は、１０：９０になる。そのため新しい（調整後）のｂｉｎ１（４０〜７８ｋｅＶ）の補正データは、計数値の割合に応じて、補正データＣ１とＣ２を重み付けし、例えばＣ１＊０．１＋Ｃ２＊０．９により算出する。同様に、スキャノグラムの計数値の割合に応じて、補正値Ｃ２〜Ｃ５を重み付けして、調整後のｂｉｎ２〜５の補正データを算出する。また、調整後のｂｉｎ３（８９〜９９ｋｅＶ）のエネルギー範囲は、帯域パターン３のｂｉｎ３（８０〜１００ｋｅＶ）のエネルギー範囲に含まれるので、その場合はそのまま帯域パターン３のｂｉｎ３（８０〜１００ｋｅＶ）の補正データＣ３を使用すればよい。

なお、補正部４０６の補正方法によっては、補間以外の方法になる場合もあり、その補正方法ごとに適宜最適な処理を使用する。

なお、ＨＤＤ４０３に格納しておいた予め求めた補正データが対応するエネルギー範囲が細かいほど補間の精度もあがる。例えば1ｋｅＶごとに補正データが作成されている場合の調整後のｂｉｎ１（４０〜７８ｋｅＶ）の補正データは（４０〜６０ｋｅＶの補正データの平均値）＊０．１＋（６０〜７８ｋｅＶの補正データの平均値）＊０．９のように処理してもよい。

本変形例のように、スキャノグラムの計数値に応じて、エネルギー帯域設定部４０４が、エネルギー帯域のエネルギー範囲を調整することで、よりエネルギー帯域（ｂｉｎ１〜５）間の計数値を平滑化することができる。よって、本変形例の処理を、変形例４の物質変換と組み合わせることで、ノイズをより抑えた再構成画像データの作成が可能となる。

１００：ＰＣＣＴ装置、１０１：被写体、１０２：テーブル、２００：ＵＩ部、２１０：入力装置、２２０：出力装置、３００：計測部、３１０：Ｘ線照射部、３１１：Ｘ線管、３１２：Ｘ線フィルタ、３１３：ボウタイフィルタ、３２０：Ｘ線検出部、３２１：Ｘ線検出器、３２２：検出素子、３２３：コリメータ、３２４：カウンティング回路、３３０：ガントリ、３３１：開口部、３３２：回転板、３４０：制御部、３４１：照射制御器、３４２：ガントリ制御器、３４３：テーブル制御器、３４４：検出制御器、４００：演算部、４０１：中央処理装置、４０２：メモリ、４０３：ＨＤＤ装置、４０４：エネルギー帯域設定部、４０５：撮像部、４０６：補正部、４０７：画像生成部

Claims (16)

1. 被写体にＸ線を照射するＸ線照射部と、前記被写体を通過した複数のＸ線フォトンをそのエネルギーレベルに応じて複数のエネルギー帯域ごとに弁別して計数するＸ線検出器と、前記Ｘ線照射部と前記Ｘ線検出器とを前記被写体の周囲で回転させる回転部と、前記Ｘ線検出器に前記エネルギー帯域を設定するエネルギー帯域設定部とを有し、
   前記エネルギー帯域設定部は、前記被写体の所定の方向について予め測定しておいた、エネルギーレベルごとのＸ線減衰度合の分布に基づいて、前記Ｘ線検出器の前記複数のエネルギー帯域の少なくとも一つの帯域のエネルギー範囲を設定することを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
2. 請求項１に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記Ｘ線減衰度合の分布は、前記回転部を回転させることなく、前記Ｘ線照射部から前記被写体にＸ線を照射し、前記複数のエネルギー帯域のエネルギー範囲がそれぞれ予め定めた値に設定された前記Ｘ線検出器によって、前記被写体を通過した前記Ｘ線フォトンを計数して得たものであることを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
3. 請求項１に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記エネルギー帯域設定部は、前記Ｘ線減衰度合の分布に、予め定めた閾値よりＸ線減衰度合が大きいエネルギーレベルがある場合、そのエネルギーレベルが含まれる前記エネルギー帯域のエネルギー幅を他の帯域よりも広げることを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
4. 請求項２に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記エネルギー帯域設定部は、前記Ｘ線減衰度合の分布に、予め定めた閾値よりＸ線減衰度合が大きいエネルギーレベルがある場合、そのエネルギーレベルが含まれる前記エネルギー帯域のエネルギー幅を、前記Ｘ線減衰度合の分布を計数した際のそのエネルギーレベルが含まれる前記エネルギー帯域のエネルギー幅よりも広げることを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
5. 請求項１に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記エネルギー帯域設定部は、予め定めた複数種類のエネルギー帯域のセットの中から、前記Ｘ線減衰度合の分布に応じて、一つのエネルギー帯域のセットを選択して、前記複数のエネルギー帯域として前記Ｘ線検出器に設定することを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
6. 請求項１に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記Ｘ線検出器は、前記Ｘ線フォトンを検出し、そのエネルギーレベルに応じた電気信号を出力する複数の検出素子と、前記検出素子ごとに前記電気信号をエネルギーレベルにより前記複数のエネルギー帯域ごとに弁別して計数する計数回路とを有し、前記エネルギー帯域設定部は、前記計数回路の前記複数のエネルギー帯域を設定することを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
7. 請求項１に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記回転部の回転面に対して交差する方向に、前記被写体を移動させる移動部をさらに有し、
   前記エネルギー帯域設定部は、前記移動部の移動方向の複数の区間を設定し、前記区間ごとに前記複数のエネルギー帯域のうち少なくとも一つのエネルギー帯域のエネルギー範囲を異なるエネルギー幅に設定することを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
8. 請求項１に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記エネルギー帯域設定部は、前記回転部の回転角度に応じて、前記複数のエネルギー帯域のうち少なくとも一つのエネルギー帯域のエネルギー範囲を変更することを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
9. 請求項２に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記エネルギー帯域設定部は、前記Ｘ線減衰度合の分布を得る際の前記複数のエネルギー帯域の数と同じ数のエネルギー帯域を前記Ｘ線検出器に設定することを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
10. 請求項２に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記Ｘ線減衰度合の分布を生成する撮像部をさらに有し、前記撮像部は、前記回転部を回転させることなく、前記被写体に所定の方向からＸ線を照射し、前記Ｘ線検出器によって前記被写体を通過した前記Ｘ線フォトンを計数する撮像を、前記被写体の複数の方向から行い、得られた計数データを用いてトモシンセシス画像を生成し、前記トモシンセシス画像を前記Ｘ線減衰度合の分布とすることを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
11. 請求項３に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記エネルギー帯域設定部は、前記Ｘ線減衰度合の分布に予め定めた閾値よりＸ線減衰度合が大きいエネルギーレベルがある場合、そのエネルギーレベルが含まれる前記エネルギー帯域のエネルギー幅を広げるために、隣接する１以上のエネルギー帯域と計数値を加算すると決定することを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
12. 請求項７に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記エネルギー帯域設定部は、前記複数の区間の境界近傍の領域であって、前記境界を挟んだ領域でそれぞれ前記エネルギー帯域ことに計数された計数値を、対応するエネルギー帯域ごとに、平均化する処理を行うことを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
13. 請求項１に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記回転部が前記Ｘ線照射部と前記Ｘ線検出器を回転させながら、前記Ｘ線検出器が前記複数のエネルギー帯域ごとに計数したデータを用いて、計数データを所定の１以上の基底物質の距離の情報に変換する物質変換部をさらに有することを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
14. 請求項１に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記エネルギー帯域設定部は、Ｘ線減衰度合の分布に基づいて、前記被写体を通過し、前記複数のエネルギー帯域ごとに計数されるＸ線フォトンの数が、均等になるように、前記複数のエネルギー帯域のエネルギー幅をそれぞれ設定することを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
15. 請求項１４に記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、前記複数のエネルギー帯域ごとに計数された前記Ｘ線フォトンの計数値を補正データを用いて補正する補正部を有し、
    前記補正部は、予め所定のエネルギー帯域ごとに求めておいた補正データを用いて、前記エネルギー帯域設定部が設定したエネルギー帯域ごとの計数値の補正に用いる補正データを演算により算出することを特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
16. Ｘ線照射部とＸ線検出器を被写体の周囲で回転させることなく、前記被写体にＸ線を照射して、前記Ｘ線検出器により、所定の複数のエネルギー帯域ごとに、前記被写体を通過したＸ線フォトンを計数することにより、Ｘ線減衰度合の分布を取得し、
    前記Ｘ線減衰度合の分布に基づいて、前記Ｘ線検出器の前記複数のエネルギー帯域の少なくとも一つの帯域のエネルギー範囲を調整し、
    前記Ｘ線照射部とＸ線検出器を被写体の周囲で回転させながら、前記被写体にＸ線を照射して、前記Ｘ線検出器により、所定の複数のエネルギー帯域ごとに、前記被写体を通過したＸ線フォトンを計数し、計数結果を用いて被写体の画像を再構成することを特徴とするフォトンカウンティングによるＣＴ画像撮像方法。

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