JP2019058488A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】物質弁別の性能と再構成画像の品質とを向上させるＸ線ＣＴ装置を提供すること。【解決手段】実施形態のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管と、Ｘ線検出器と、取得部と、記憶部と、導出部とを備える。Ｘ線管は、被検体に照射するＸ線を発生させる。Ｘ線検出器は、前記Ｘ線を検出し、電気信号に変換する。取得部は、前記電気信号に対し複数の信号処理を施すことで複数の第１のＸ線情報を取得する。記憶部は、所定の物質の組成或いは当該所定の物質の減弱率に関する情報と前記信号処理との組み合わせに対応する複数の異なる第２のＸ線情報を記憶する。導出部は、複数の前記第１のＸ線情報と前記第２のＸ線情報とに基づいて、前記Ｘ線検出器へ入射した前記Ｘ線の透過経路上の前記所定の物質の組成或いは前記所定の物質の減弱率に関する弁別情報を導出する。【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置に関する。

Ｘ線ＣＴを用いて被検体の内部にどの様な物質が存在するかを識別する物質弁別技術がある。物質はそれぞれ固有の線減弱係数を有している。このため、２つの異なるエネルギー分布のＸ線を照射（デュアルエナジーＣＴ）した際に検出されたエネルギー積分値から物質を特定することができる。物質弁別技術では、密度と２つの投影データをマッピングしたテーブルを参照して、密度画像を再構成する方法が示されている。また、２つのエネルギー積分値に対応した参照テーブルを使用することで、物質弁別を行う方法も示されている。

一方、近年ＣＴの性能向上に向けて、フォトンカウンティング型検出器を用いてＸ線のエネルギースペクトルを取得するスペクトラルＣＴ（ＰＣＣＴ）の開発が進められている。ＰＣＣＴでは、エネルギー毎のフォトン数を検出できることから、エネルギー毎の減弱率が分かり物質が特定しやすくなる。このため、ＰＣＣＴでは、弁別性能の向上が期待されている。

特表２００５-５３３５６４号公報

Chuang Keh-Shih, Huang H. K,「A fast dual-energy computational method using isotransmission lines and table lookup」１９８７年３月, Medical Physics, 第１４巻, 第２号, p.１８６−１９２

本発明が解決しようとする課題は、物質弁別の性能と再構成画像の品質とを向上させるＸ線ＣＴ装置を提供することである。

実施形態のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管と、Ｘ線検出器と、取得部と、記憶部と、導出部とを備える。Ｘ線管は、被検体に照射するＸ線を発生させる。Ｘ線検出器は、前記Ｘ線を検出し、電気信号に変換する。取得部は、前記電気信号に対し複数の信号処理を施すことで複数の第１のＸ線情報を取得する。記憶部は、所定の物質の組成或いは当該所定の物質の減弱率に関する情報と前記信号処理との組み合わせに対応する複数の異なる第２のＸ線情報を記憶する。導出部は、複数の前記第１のＸ線情報と前記第２のＸ線情報とに基づいて、前記Ｘ線検出器へ入射した前記Ｘ線の透過経路上の前記所定の物質の組成或いは前記所定の物質の減弱率に関する弁別情報を導出する。

図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係るデータ収集回路を説明するための図である。 図３は、第１の実施形態に係るデータ収集回路を説明するための図である。 図４は、第１の実施形態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Ｘ線ＣＴ装置による処理手順を示すフローチャートである。 図６は、第１の実施形態を説明するための図である。 図７は、第１の実施形態を説明するための図である。 図８は、第１の実施形態に係る導出機能による処理手順を示すフローチャートである。 図９は、第１の実施形態を説明するための図である。 図１０は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。 図１１は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。 図１２は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。 図１３は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。 図１４は、第２の実施形態を説明するための図である。 図１５は、第２の実施形態を説明するための図である。 図１６は、その他の実施形態を説明するための図である。

以下、図面を参照して、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を説明する。

以下の実施形態で説明するＸ線ＣＴ（Computed Tomography）装置は、フォトンカウンティングＣＴ（ＰＣＣＴ）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を用いて被検体を透過したＸ線を計数することで、Ｓ／Ｎ比の高いＸ線ＣＴ画像データを再構成可能な装置である。なお、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用される。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成例を示す図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、架台１０と、寝台２０と、コンソール３０とを有する。

架台１０は、被検体ＰにＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線に関するデータを収集する装置であり、Ｘ線高電圧装置１１と、Ｘ線発生装置１２と、Ｘ線検出器１３と、データ収集回路１４と、回転フレーム１５と、架台制御装置１６とを有する。また、架台１０において、図１に示すように、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸からなる直交座標系を定義する。すなわち、Ｘ軸は水平方向を示し、Ｙ軸は鉛直方向を示し、Ｚ軸は架台１０が非チルト時の状態における回転フレーム１５の回転中心軸方向を示す。

回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２とＸ線検出器１３とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持し、後述する架台制御装置１６によって被検体Ｐを中心と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る。Ｘ線発生装置１２は、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、Ｘ線高電圧装置１１から高電圧の供給を受けて、陰極（フィラメントと呼ぶ場合もある）から陽極（ターゲット）に向けて熱電子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。すなわち、Ｘ線管１２ａは、Ｘ線高電圧装置１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。

また、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。例えば、Ｘ線管１２ａは、Ｘ線高電圧装置１１の制御により、フル再構成用に被検体Ｐの全周囲でＸ線を連続曝射したり、ハーフ再構成用にハーフ再構成可能な曝射範囲（１８０度＋ファン角）でＸ線を連続曝射したりすることが可能である。また、Ｘ線管１２ａは、Ｘ線高電圧装置１１の制御により、予め設定された位置（管球位置）でＸ線（パルスＸ線）を間欠曝射したりすることが可能である。また、Ｘ線高電圧装置１１は、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を変調させることも可能である。例えば、Ｘ線高電圧装置１１は、特定の管球位置では、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を強くし、特定の管球位置以外の範囲では、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を弱くする。

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（wedge filter）や、ボウタイフィルタ（bow-tie filter）とも呼ばれる。

コリメータ１２ｃは、鉛板等によって構成され、一部にスリットを有する。例えば、コリメータ１２ｃは、後述するＸ線高電圧装置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線の照射範囲をスリットにより絞り込む。

なお、Ｘ線発生装置１２のＸ線源は、Ｘ線管１２ａに限定されるものではない。例えば、Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線管１２ａに代えて、電子銃から発生した電子ビームを集束させるフォーカスコイルと電磁偏向させる偏向コイルと、被検体Ｐの半周を囲い偏向した電子ビームと衝突することによってＸ線を発生させるターゲットリングとによって構成されてもよい。

Ｘ線高電圧装置１１は、変圧器（トランス）及び整流器等の電気回路から構成され、Ｘ線管１２ａに印加する高電圧を発生する機能を有する高電圧発生装置と、Ｘ線管１２ａが照射するＸ線に応じた出力電圧の制御を行うＸ線制御装置から構成される。高電圧発生装置は、変圧器方式であってもよいし、インバータ方式であっても構わない。例えば、Ｘ線高電圧装置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線高電圧装置１１は、コンソール３０の処理回路３７から制御を受ける。

架台制御装置１６は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）等によって構成される処理回路とモータ及びアクチュエータ等の駆動機構から構成される。架台制御装置１６は、コンソール３０に取り付けられた入力インターフェース３１もしくは架台１０に取り付けられた入力インターフェースからの入力信号を受けて、架台１０の動作制御を行う機能を有する。例えば、架台制御装置１６は、入力信号を受けて回転フレーム１５を回転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線管１２ａとＸ線検出器１３とを旋回させる制御や、架台１０をチルトさせる制御、及び寝台２０及び天板２２を動作させる制御を行う。架台制御装置１６は、コンソール３０の処理回路３７から制御を受ける。

また、架台制御装置１６は、Ｘ線管１２ａの位置を監視しており、Ｘ線管１２ａが所定の回転角度（撮影角度）に到達するとデータ収集回路１４に対してデータの取り込みを開始するタイミングを示すビュートリガ信号を出力する。例えば、回転撮影における全ビュー数が２４６０ビューである場合、架台制御装置１６は、Ｘ線管１２ａが円軌道上を約０．１５度（＝３６０／２４６０）移動する毎にビュートリガ信号を出力する。

Ｘ線検出器１３は、複数の検出素子から成り、計数した光子数に応じた信号を出力する光子計数型検出器の一例である。Ｘ線検出器１３は、例えば、Ｘ線管１２ａの焦点を中心として１つの円弧に沿ってチャネル方向に複数のＸ線検出素子（「センサ」或いは単に「検出素子」とも言う）が配列された複数のＸ線検出素子列から構成される。Ｘ線検出器１３は、チャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列されたＸ線検出素子列がスライス方向に複数配列された構造を有する。Ｘ線検出器１３の各Ｘ線検出素子は、Ｘ線発生装置１２から照射され、被検体Ｐを通過したＸ線を検出し、当該Ｘ線量に対応した電気信号（パルス）をデータ収集回路１４へと出力する。この電気信号（パルス）の波高値は、Ｘ線光子のエネルギー値と相関性を有する。なお、各Ｘ線検出素子が出力する電気信号のことを検出信号とも言う。

また、Ｘ線検出器１３は、例えば、グリッドと、シンチレータアレイと、光センサアレイとから構成される間接変換型の検出器である。シンチレータアレイは、複数のシンチレータから構成され、シンチレータは入射Ｘ線量に応じた光子量の光を出力するシンチレータ結晶にて構成される。グリッドは、シンチレータアレイのＸ線入射側の面に配置され、散乱Ｘ線を吸収する機能を有するＸ線遮蔽板で構成される。光センサアレイは、シンチレータからの光量に応じた電気信号に変換する機能を有し、例えば、光電子増倍管等の光センサから構成される。ここで、光センサは、例えばＳｉＰＭ（Silicon photomultiplier）である。

なお、Ｘ線検出器１３は、入射したＸ線を電気信号に変換する半導体素子から構成される直接変換型の検出器であっても構わない。

データ収集回路１４（ＤＡＳ：Data Acquisition System）は、Ｘ線検出器１３の各Ｘ線検出素子から出力される電気信号に対して増幅処理を行う増幅器と、電気信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ（Analog-to-digital）変換器とから少なくとも構成され、Ｘ線検出器１３の検出信号を用いた計数処理の結果である検出データを生成する。図２及び図３は第１の実施形態に係るデータ収集回路１４を説明するための図である。

図２では、検出データの一例を示す。検出データは、例えば、サイノグラムである。サイノグラムとは、Ｘ線管１２ａの各位置において各検出素子に入射した計数処理の結果をエネルギー別に並べたデータである。図２に示すように、サイノグラムは、縦軸がビュー方向であり横軸がチャンネル方向である２次元直交座標系に、計数処理の結果をエネルギー別に並べたデータである。データ収集回路１４は、例えば、Ｘ線検出器１３におけるスライス方向の列単位で、サイノグラムを生成する。なお、このサイノグラムの種類としては、被検体を配置して投影した被検体サイノグラム、被検体を配置せずに投影した空気サイノグラムがある。これらのサイノグラムの画素値は検出されたフォトン数を示す。

図３では、計数処理の結果の一例を示す。図３に示すように、計数処理の結果は、エネルギービンごとのＸ線の光子数を割り当てたデータである。例えば、データ収集回路１４は、Ｘ線管１２ａから照射されて被検体Ｐを透過したＸ線に由来する光子（Ｘ線光子）をビュー毎、チャネル毎に計数し、当該計数した光子のエネルギーを弁別して計数処理の結果とする。データ収集回路１４は、生成した検出データをコンソール３０へ転送する。なお、図３では、例えば、１ｋｅＶごとに区切ったエネルギーの範囲であるエネルギービン毎のフォトン数で計数処理の結果を表したスペクトルを示す。また、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線のスペクトルは、Ｘ線管１２ａの管電圧や管電流、線源として用いるターゲットの種類などで決まり、被検体Ｐを通過する際に、その物質の状態に応じて各エネルギーのフォトン数が減ってスペクトルが変化する。

また、データ収集回路１４は、図１に示すように、取得回路１４ａを有する。取得回路１４ａは、電気信号に対し複数の信号処理を施すことで複数の第１のＸ線情報を取得する。なお、取得回路１４ａについては後述する。

データ収集回路１４から出力されたデータを検出データと称し、検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、チャネル間のゲイン補正処理、パイルアップ補正処理、応答関数補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施したデータを生データと称する。また、検出データ及び生データを総称して投影データと称する。

寝台２０は、スキャン対象の被検体Ｐを載置、移動させる装置であり、寝台駆動装置２１と、天板２２と、基台２３と、ベース（支持フレーム）２４とを備えている。

天板２２は、被検体Ｐが載置される板である。ベース２４は、天板２２を支持する。基台２３は、ベース２４を鉛直方向に移動可能に支持する筐体である。寝台駆動装置２１は、被検体Ｐが載置された天板２２を天板２２の長軸方向へ移動して、被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動するモータあるいはアクチュエータである。なお、寝台駆動装置２１は、天板２２をＸ軸方向にも移動可能である。

なお、天板移動方法は、天板２２だけを移動させてもよいし、寝台２０のベース２４ごと移動する方式であってもよい。また、立位ＣＴである場合には、天板２２に相当する患者移動機構を移動させる方式であってもよい。

なお、架台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。なお、以下の実施形態では、架台１０と天板２２との相対位置の変化が天板２２を制御することによって実現されるものとして説明するが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、架台１０が自走式である場合、架台１０の走行を制御することによって架台１０と天板２２との相対位置の変化が実現されてもよい。また、架台１０の走行と天板２２とを制御することによって架台１０と天板２２との相対位置の変化が実現されてもよい。

コンソール３０は、操作者によるＸ線ＣＴ装置１の操作を受け付けるとともに、架台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３０は、図１に示すように、入力インターフェース３１と、ディスプレイ３２と、記憶回路３５と、処理回路３７とを有する。

入力インターフェース３１は、操作者からの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路３７に出力する。例えば、入力インターフェース３１は、投影データを収集する際の収集条件や、ＣＴ画像を再構成する際の再構成条件、ＣＴ画像から後処理画像を生成する際の画像処理条件等を操作者から受け付ける。例えば、入力インターフェース３１は、マウスやキーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック等により実現される。

ディスプレイ３２は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ３２は、処理回路３７によって生成された医用画像（ＣＴ画像）や、操作者からの各種操作を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）等を出力する。例えば、ディスプレイ３２は、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイ等によって構成される。

記憶回路３５は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。記憶回路３５は、例えば、投影データや再構成画像データを記憶する。

処理回路３７は、例えば、システム制御機能３７１、前処理機能３７２、再構成処理機能３７３、画像処理機能３７４、スキャン制御機能３７５、表示制御機能３７６、導出機能３７７、及び選択機能３７８を実行する。ここで、例えば、図１に示す処理回路３７の構成要素であるシステム制御機能３７１、前処理機能３７２、再構成処理機能３７３、画像処理機能３７４、スキャン制御機能３７５、表示制御機能３７６、導出機能３７７、及び選択機能３７８が実行する各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路３５内に記録されている。処理回路３７は、例えば、プロセッサであり、記憶回路３５から各プログラムを読み出し、実行することで読み出した各プログラムに対応する機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路３７は、図１の処理回路３７内に示された各機能を有することとなる。

システム制御機能３７１は、入力インターフェース３１を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、処理回路３７の各種機能を制御する。

前処理機能３７２は、データ収集回路１４から出力された検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、チャネル間のゲイン補正処理、パイルアップ補正処理、応答関数補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施して生データを生成する。なお、前処理機能３７２は、補正部の一例である。

再構成処理機能３７３は、前処理機能３７２にて生成された投影データに対して、フィルタ補正逆投影法や逐次近似再構成法等を用いた再構成処理を行ってＸ線ＣＴ画像データを生成する。再構成処理機能３７３は、再構成したＸ線ＣＴ画像データを記憶回路３５に格納する。なお、全てのビンの情報を画素毎に加算して全エネルギー情報を含むデータから再構成したＸ線ＣＴ画像データのことを「ベース画像」とも言う。

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。このため、再構成処理機能３７３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、再構成処理機能３７３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、再構成処理機能３７３は、例えば、各エネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データの各画素にエネルギー成分に応じた色調を割り当て、エネルギー成分に応じて色分けされた複数のＸ線ＣＴ画像データを重畳した画像データを生成する。また、再構成処理機能３７３は、例えば、物質固有のＫ吸収端を利用して、当該物質の同定が可能となる画像データを生成することができる。再構成処理機能３７３が生成する他の画像データとしては、単色Ｘ線画像データや密度画像データ、実効原子番号画像データ等が挙げられる。

また、Ｘ線ＣＴの応用として、物質ごとにＸ線の吸収特性が異なることを利用して、被検体Ｐに含まれる物質の種別、存在量、密度等を弁別する技術がある。これを、物質弁別と言う。例えば、再構成処理機能３７３は、投影データに対して物質弁別を行い、物質弁別情報を得る。そして、再構成処理機能３７３は、物質弁別の結果である物質弁別情報を用いて物質弁別画像を再構成する。

再構成処理機能３７３は、ＣＴ画像を再構成するには、フルスキャン再構成方式及びハーフスキャン再構成方式を適用可能である。例えば、再構成処理機能３７３は、フルスキャン再構成方式では、被検体の周囲一周、３６０度分の投影データを必要とする。また、再構成処理機能３７３は、ハーフスキャン再構成方式では、１８０度＋ファン角度分の投影データを必要とする。以下では、説明を簡単にするため、再構成処理機能３７３は、被検体の周囲一周、３６０度分の投影データを用いて再構成するフルスキャン再構成方式を用いるものとする。なお、再構成処理機能３７３は、再構成処理部の一例である。

画像処理機能３７４は、入力インターフェース３１を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、再構成処理機能３７３によって生成されたＸ線ＣＴ画像データを公知の方法により、任意断面の断層像やレンダリング処理による３次元画像等の画像データに変換する。画像処理機能３７４は、変換した画像データを記憶回路３５に格納する。

スキャン制御機能３７５は、架台１０で行なわれるＣＴスキャンを制御する。例えば、スキャン制御機能３７５は、Ｘ線高電圧装置１１、Ｘ線検出器１３、架台制御装置１６、データ収集回路１４及び寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台１０におけるスキャンの開始、スキャンの実行、及びスキャンの終了を制御する。具体的には、スキャン制御機能３７５は、位置決め画像（スキャノ画像、スキャノグラム）を収集する撮影及び診断に用いる画像を収集する本撮影（スキャン）における投影データの収集処理をそれぞれ制御する。

ここで、スキャン制御機能３７５は、２次元のスキャノ画像及び３次元のスキャノ画像を撮影することができる。例えば、スキャン制御機能３７５は、Ｘ線管１２ａを０度の位置（被検体Ｐに対して正面方向の位置）に固定して、天板２２を定速移動させながら連続的に撮影を行うことで２次元のスキャノ画像を撮影する。或いは、スキャン制御機能３７５は、Ｘ線管１２ａを０度の位置に固定して、天板２２を断続的に移動させながら、天板２２の移動に同期して断続的に撮影を繰り返すことで２次元のスキャノ画像を撮影する。また、スキャン制御機能３７５は、被検体に対して正面方向だけでなく、任意の方向（例えば、側面方向など）から位置決め画像を撮影することができる。例えば、Ｘ線管１２ａが９０度の位置（被検体Ｐに対して側面方向の位置）で撮影した場合、被検体Ｐの側面からの撮影がなされ、２次元のスキャノ画像が得られる。なお、Ｘ線管１２ａの位置は、必要であれば、任意の複数の位置から撮影可能である。

また、スキャン制御機能３７５は、スキャノ画像の撮影において、被検体に対する全周分の投影データを収集することで、３次元のスキャノ画像を撮影する。例えば、スキャン制御機能３７５は、ヘリカルスキャン或いはノンヘリカルスキャンによって被検体に対する全周分の投影データを収集する。ここで、スキャン制御機能３７５は、被検体の胸部全体、腹部全体、上半身全体、全身などの広範囲に対して本撮影よりも低線量でヘリカルスキャン或いはノンヘリカルスキャンを実行する。ノンヘリカルスキャンとしては、例えば、ステップアンドシュート方式のスキャンが実行される。

表示制御機能３７６は、記憶回路３５が記憶する各種画像データを、ディスプレイ３２に表示するように制御する。

導出機能３７７は、複数の第１のＸ線情報と、所定の物質の組成或いは当該所定の物質の減弱率に関する情報と信号処理との組み合わせに対応する複数の異なる第２のＸ線情報とに基づいて、Ｘ線検出器１３へ入射したＸ線の透過経路上の所定の物質の組成或いは所定の物質の減弱率に関する弁別情報を導出する。選択機能３７８は、所定の物質の選択を受け付ける。なお、導出機能３７７及び選択機能３７８の詳細については後述する。

以上、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の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Ｘ線ＣＴ装置１は、エネルギー毎のフォトン数を検出して、物質弁別を行う場合がある。ここで、例えば、ＰＣＣＴでは、エネルギー積分を測定する積分型ＣＴでは識別が困難な物質を識別できる。図４は、第１の実施形態を説明するための図である。例えば、図４には、ヨード２０（ｍｇ／ｃｍ^３）、カルシウム１００（ｍｇ／ｃｍ^３）、水のフォトンエネルギーごとの線減弱係数を示す。図４に示すように、線減弱係数はエネルギーによって異なる。また、図４に示すように、ヨードではＫ吸収端と呼ばれる３３ｋｅＶにおいて線減弱係数が不連続に変化する。これにより、ヨードとカルシウムとで線減弱係数の大小関係が入れ替わる。

ここで、積分型ＣＴでは、フォトンをエネルギー毎に区別せずにまとめたエネルギー積分として測定する。このため、積分型ＣＴにおいて再構成される線減弱係数は、照射したフォトンエネルギーにおける平均的な値となる。したがって、管電圧が３３ｋｅＶ以上の場合、積分型ＣＴは、ヨードやカルシウムより全エネルギー帯で線減弱係数が小さい水を区別できるが、線減弱係数の大小関係が入れ替わるヨードとカルシウムとを区別することが困難である。

一方、ＰＣＣＴでは、エネルギー毎のフォトン数が検出できることから、エネルギー毎の減弱率が分かり物質が特定しやすくなる。このため、ＰＣＣＴは、弁別性能の向上が期待されている。例えば、４０ｋｅＶ付近のエネルギー帯ではヨード、カルシウム、水の線減弱係数の差が大きいことから、ＰＣＣＴは、測定したスペクトルのうち４０ｋｅＶ付近のエネルギー帯のデータだけを用いて再構成すれば、ヨード、カルシウム、水を十分に区別できる。また、各物質の密度は、積分型ＣＴでは測定が困難であったが、ＰＣＣＴでは、スペクトルデータを複数のエネルギー帯に分け、物質弁別手法を適用することで測定可能となる。

しかしながら、ＰＣＣＴの性能は、検出したスペクトルの精度に大きく左右される。例えば、ＰＣＣＴでは、Ｘ線量が多い場合にフォトンカウント値が飽和してしまい、スペクトルの精度が低下すると言う問題がある。

このようなことから、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、弁別情報導出処理を実行することで、Ｘ線量が多い場合でも物質弁別の性能と再構成画像の品質とを向上させる。すなわち、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、弁別情報導出処理として以下の処理を実行する。例えば、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、電気信号に対し複数の信号処理を施すことで複数の第１のＸ線情報を取得する。そして、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、複数の第１のＸ線情報と、所定の物質の組成或いは当該所定の物質の減弱率に関する情報と信号処理との組み合わせに対応する複数の異なる第２のＸ線情報とに基づいて、Ｘ線検出器１３へ入射したＸ線の透過経路上の所定の物質の組成或いは所定の物質の減弱率に関する弁別情報を導出する。

以下では、第１の実施形態に係る弁別情報導出処理を説明する。図５は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１による処理手順を示すフローチャートである。図５では、Ｘ線ＣＴ装置１の動作を説明するフローチャートを示し、各構成要素がフローチャートのどのステップに対応するかを説明する。

ステップＳ１は、スキャン制御機能３７５に対応するステップである。処理回路３７が記憶回路３５からスキャン制御機能３７５に対応する所定のプログラムを呼び出し実行することにより、スキャン制御機能３７５が実現されるステップである。ステップＳ１では、スキャン制御機能３７５は、指定された管電圧及び管電流でＸ線を被検体Ｐに照射させる。

ステップＳ２は、Ｘ線検出器１３により実現されるステップである。ステップＳ２では、Ｘ線検出器１３は、Ｘ線を検出する。例えば、Ｘ線検出器１３は、チャネル毎に被検体Ｐを透過してきたＸ線を検出して電気信号に変換する。Ｘ線検出器１３は、電気信号をデータ収集回路１４に出力する。ステップＳ３は、データ収集回路１４により実現されるステップである。ステップＳ３では、データ収集回路１４は、投影データを生成する。

ステップＳ４は、取得回路１４ａにより実現されるステップである。ステップＳ４では、取得回路１４ａは、第１のＸ線情報を取得する。ここで言う、第１のＸ線情報とは、電気信号に対し複数の信号処理を施すことで得られる情報である。すなわち、取得回路１４ａは、電気信号に対し複数の信号処理を施すことで複数の第１のＸ線情報を取得する。

より具体的には、取得回路１４ａは、入力された電気信号に対して２つ以上の異なる信号処理を施し、１区間以上のエネルギー区間毎のＸ線フォトン数或いはＸ線フォトンのエネルギー和のいずれかを第１のＸ線情報としてチャネル毎に２つ以上取得する。一例をあげると、取得回路１４ａは、条件Ａの信号処理として区関数１のＸ線エネルギー和ＰＥを求めることで第１のＸ線情報を取得し、条件Ｂの信号処理として区関数１のＸ線フォトン数ＰＮを求めることで第１のＸ線情報を取得する場合について説明する。すなわち、取得回路１４ａは、エネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンのエネルギーの和を取得し、エネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンの数を取得する。区関数を１としてフォトンを数えるとエネルギーを考慮しないトータルのフォトン数が得られる。また、区関数を１としてエネルギーの和を求めると従来ＣＴと同様のエネルギー積分値が得られる。なお、取得回路１４ａは、取得した複数の第１のＸ線情報を導出機能３７７に受け渡す。

ステップＳ５は、選択機能３７８に対応するステップである。処理回路３７が記憶回路３５から選択機能３７８に対応する所定のプログラムを呼び出し実行することにより、選択機能３７８が実現されるステップである。ステップＳ５では、選択機能３７８は、所定の物質の選択を受け付ける。

例えば、ＰＣＣＴにおいては、従来ＣＴと同様にＣＴ値の画像を再構成する場合や、物質弁別画像を再構成する場合がある。また、ＣＴ値の画像を再構成する場合と、物質弁別画像を再構成する場合とでは、それぞれ対象とする物質が異なる。そこで、選択機能３７８は、Ｘ線ＣＴ装置１を操作する操作者から、導出機能３７７による弁別の対象となる所定の物質の選択を受け付ける。

例えば、最終的に従来ＣＴと同様の再構成画像を得たい場合、操作者は、一般的には物質として水のみを選択する。かかる場合、選択機能３７８は、対象とする物質として水のみを受け付ける。また、物質弁別を行いたい場合、操作者は、複数種類の物質として水に加えてヨードやカルシウムなどを選択する。かかる場合、選択機能３７８は、対象とする物質として水に加えてヨードやカルシウムなどを受け付ける。

ステップＳ６及びＳ７は、導出機能３７７に対応するステップである。処理回路３７が記憶回路３５から導出機能３７７に対応する所定のプログラムを呼び出し実行することにより、導出機能３７７が実現されるステップである。ステップＳ６では、導出機能３７７は、第２のＸ線情報を取得する。ここで、例えば、導出機能３７７は、ステップＳ４で取得した第１のＸ線情報と同じ信号処理条件の第２のＸ線情報を、ステップＳ４で取得した第１のＸ線情報と同じ数取得する。すなわち、導出機能３７７は、条件Ａの信号処理と同じ信号処理条件の第２のＸ線情報と、条件Ｂの信号処理と同じ信号処理条件の第２のＸ線情報とを取得する。

ここで言う、第２のＸ線情報とは、所定の物質の組成或いは当該所定の物質の減弱率に関する情報と信号処理との組み合わせに対応する情報である。例えば、第２のＸ線情報は、第１のＸ線情報を取得する際に施した信号処理の組み合わせに対応する１区間以上のエネルギー区間毎のＸ線フォトン数或いはＸ線フォトンのエネルギー和のいずれかと、１以上の種類の物質の透過距離または減弱率に関する情報との対応関係を、実測やシミュレーションによって事前に求めておいた情報である。なお、第２のＸ線情報は、信号処理条件及び弁別の対象となる物質ごとに事前に求められる。

この第２のＸ線情報は、例えば、記憶回路３５に記憶される。すなわち、記憶回路３５は、所定の物質の組成或いは当該所定の物質の減弱率に関する情報と信号処理との組み合わせに対応する複数の異なる第２のＸ線情報を記憶する。図６及び図７を用いて、第２のＸ線情報として記憶される情報の一例について説明する。図６及び図７は、第１の実施形態を説明するための図である。

図６では、１物質の透過距離と、区間数１のＸ線エネルギー和とを対応付けた第２のＸ線情報を示す。図６に示すように、第２のＸ線情報は、「透過距離」と、「Ｘ線エネルギー和」とを対応付けた情報である。「透過距離」は、物質の透過距離を示す。例えば、「透過距離」には、「０（ｍｍ）」、「１（ｍｍ）」、「Ｌ（ｍｍ）」などの情報が格納される。「Ｘ線エネルギー和」は、区間数１のＸ線エネルギー和を示す。例えば、「Ｘ線エネルギー和」には、「ＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［０］」、「ＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［１］」、「ＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［Ｌ］」などの情報が格納される。

一例をあげると、図６に示す第２のＸ線情報は、透過距離が０（ｍｍ）である場合のＸ線エネルギー和がＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［０］であり、透過距離が１（ｍｍ）である場合のＸ線エネルギー和がＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［１］であり、透過距離がＬ（ｍｍ）である場合のＸ線エネルギー和がＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［Ｌ］であることを示す。

図７では、１物質の透過距離と、区間数１のＸ線フォトン数とを対応付けた第２のＸ線情報を示す。図７に示すように、第２のＸ線情報は、「透過距離」と、「Ｘ線フォトン数」とを対応付けた情報である。「透過距離」は、物質の透過距離を示す。例えば、「透過距離」には、「０（ｍｍ）」、「１（ｍｍ）」、「Ｌ（ｍｍ）」などの情報が格納される。「Ｘ線フォトン数」は、区間数１のＸ線フォトン数を示す。例えば、「Ｘ線フォトン数」には、「ＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［０］」、「ＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［１］」、「ＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［Ｌ］」などの情報が格納される。

一例をあげると、図７に示す第２のＸ線情報は、透過距離が０（ｍｍ）である場合のＸ線フォトン数がＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［０］であり、透過距離が１（ｍｍ）である場合のＸ線フォトン数がＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［１］であり、透過距離がＬ（ｍｍ）である場合のＸ線フォトン数がＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［Ｌ］であることを示す。

導出機能３７７は、ステップＳ６において、第２のＸ線情報として、図６に示すＸ線エネルギー和のテーブルＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［Ｌ］と、図７に示すＸ線フォトン数のテーブルＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［Ｌ］とを取得する。

ステップＳ７では、導出機能３７７は、弁別情報を導出する処理を実行する。例えば、導出機能３７７は、複数の第１のＸ線情報と第２のＸ線情報とに基づいて、Ｘ線検出器１３へ入射したＸ線の透過経路上の所定の物質の組成或いは所定の物質の減弱率に関する弁別情報を導出する。図８は、第１の実施形態に係る導出機能３７７による処理手順を示すフローチャートである。なお、図８に示す処理手順は、図５に示すステップＳ７の処理に対応する。

また、図８では、導出機能３７７の具体的な処理の例として、第１のＸ線情報が、条件Ａの信号処理で取得された区関数１のＸ線エネルギー和ＰＥと、条件Ｂの信号処理で取得された区関数１のＸ線フォトン数ＰＮとの２つであり、求める情報が１物質の透過距離ｌの場合について説明する。

ステップＳ１０１では、導出機能３７７は、条件Ａの第１のＸ線情報と、条件Ａの第１のＸ線情報に対応する第２のＸ線情報との誤差を算出する。ここで、導出機能３７７は、ステップＳ４において取得回路１４ａにより条件Ａの信号処理として得られたチャネル毎の第１のＸ線情報と、第２のＸ線情報との誤差を求める。ここで、誤差は、差分絶対値和、差分二乗和、及び相互相関のいずれかである。すなわち、導出機能３７７は、誤差として差分絶対値和や差分二乗和や相互相関などを用いる。

ステップＳ１０２では、導出機能３７７は、誤差に基づいて条件Ａの弁別情報を特定する。ここで、条件Ａにおける透過距離をｌ＿ｐｅとした場合、ｌ＿ｐｅは、Ｘ線エネルギー和として取得した第１のＸ線情報と、対応する第２のＸ線情報との誤差の最小点作用素で表される。すなわち、ｌ＿ｐｅ＝ａｒｇｍｉｎＦ（ＰＥ，ｐｔｎＥｎｅＴｂｌ［Ｌ］）である。ここで、区関数が１なので、スカラ値の比較となり、差が最小の点を探索することになる。導出機能３７７は、探索には、例えば、全探索、階層探索、勾配法などの一般的な探索アルゴリズムを用いる。例えば、導出機能３７７は、差分が最小となる点或いは相関が高い点を、被検体Ｐの組成或いは減弱率に関する条件Ａの弁別情報として求める。すなわち、導出機能３７７は、一つの第１のＸ線情報と、当該第１のＸ線情報に対応する第２のＸ線情報との誤差に基づいて、弁別情報を導出する。

ステップＳ１０３では、導出機能３７７は、条件Ｂの第１のＸ線情報と、条件Ｂの第１のＸ線情報に対応する第２のＸ線情報との誤差を算出する。ここで、導出機能３７７は、ステップＳ４において取得回路１４ａにより条件Ｂの信号処理として得られたチャネル毎の第１のＸ線情報と、第２のＸ線情報との誤差を求める。なお、かかる場合にも導出機能３７７は、誤差として差分絶対値和や差分二乗和や相互相関などを用いる。

ステップＳ１０４では、導出機能３７７は、誤差に基づいて条件Ｂの弁別情報を特定する。ここで、条件Ｂにおける透過距離をｌ＿ｐｎとした場合、ｌ＿ｐｎは、Ｘ線フォトン数として取得した第１のＸ線情報と、対応する第２のＸ線情報との誤差の最小点作用素で表される。すなわち、ｌ＿ｐｎ＝ａｒｇｍｉｎＦ（ＰＮ，ｐｔｎＮｕｍＴｂｌ［Ｌ］）である。ここで、区関数が１なので、スカラ値の比較となり、差が最小の点を探索することになる。導出機能３７７は、探索には、例えば、全探索、階層探索、勾配法などの一般的な探索アルゴリズムを用いる。例えば、導出機能３７７は、差分が最小となる点或いは相関が高い点を、被検体Ｐの組成或いは減弱率に関する条件Ｂの弁別情報として求める。すなわち、導出機能３７７は、一つの第１のＸ線情報と、当該第１のＸ線情報に対応する第２のＸ線情報との誤差に基づいて、弁別情報を導出する。

ステップＳ１０５では、導出機能３７７は、条件Ａの弁別情報と条件Ｂの弁別情報との一方を選択する。ここで、Ｘ線検出器１３に到達したＸ線フォトン数が多い場合、すなわち、透過距離が短い場合にはＸ線エネルギー和ＰＥで透過距離を推定した方が誤差を少なくでき、逆に、Ｘ線検出器１３に到達したＸ線フォトン数が少ない場合、すなわち、透過距離が長い場合にはＸ線フォトン数ＰＮで透過距離を推定した方が誤差を少なくできる。このようなことから、導出機能３７７は、Ｘ線の出力に基づいて決定される、弁別情報に関する閾値に基づいて、一つの第１のＸ線情報を特定し、弁別情報を導出する。図９は、第１の実施形態を説明するための図である。

図９では、第１のＸ線情報として区間数１のＸ線エネルギー和を取得した場合の第２のＸ線情報との誤差であるｌ＿ｐｅを太線で示し、第１のＸ線情報として区間数１のＸ線フォトン数を取得した場合の第２のＸ線情報との誤差であるｌ＿ｐｎを実線で示す。なお、図９では、第１のＸ線情報として１ｋｅＶごとに区切ったエネルギーの範囲であるエネルギービン毎のフォトン数を表すＸ線スペクトルを取得した場合の第２のＸ線情報との誤差を破線で示す。

図９に示すように、例えば、導出機能３７７は、ｌ＿ｐｅと、Ｘ線発生装置１２で照射したＸ線量に基づいて決まる閾値Ｔｈとを比較する。この閾値Ｔｈは、Ｘ線検出器１３を用いた実測や物理シミュレーションにより求められる。図９では、閾値Ｔｈは、透過距離が約５ｃｍ付近に設定される。そして、導出機能３７７は、ｌ＿ｐｅが閾値Ｔｈ未満であればｌ＿ｐｅをｌとして選択し、ｌ＿ｐｅが閾値Ｔｈ以上であればｌ＿ｐｎをｌとして選択する。より具体的には、図９において閾値Ｔｈ未満では、Ｘ線エネルギー和から導出した誤差がＸ線フォトン数から導出した誤差よりも小さく、閾値Ｔｈ以上では、Ｘ線エネルギー和から導出した誤差がＸ線フォトン数から導出した誤差よりも大きい。

すなわち、導出機能３７７は、Ｘ線フォトンのエネルギーの和に基づいて、弁別情報を推定し、弁別情報に関する閾値Ｔｈより弁別情報の値が大きい場合には、Ｘ線フォトン数に基づいて、弁別情報を推定し、情報として算出する。

このようにして導出機能３７７は、複数の第１のＸ線情報の内、いずれの一つの第１のＸ線情報を特定し、当該特定された第１のＸ線情報に基づいて、弁別情報を導出することで、透過距離の長短によらず精度良く透過距離を推定することが可能となる。なお、導出機能３７７は、ｌ＿ｐｅとｌ＿ｐｎの最大値、最小値又は平均値をｌとして選択してもよい。

ステップＳ１０６では、導出機能３７７は、全チャネルの弁別情報を選択したか否かを判定する。ここで、導出機能３７７は、全チャネルの弁別情報を選択したと判定しなかった場合（ステップＳ１０６、Ｎｏ）、ステップＳ１０１に移行する。一方、導出機能３７７は、全チャネルの弁別情報を選択したと判定した場合（ステップＳ１０６、Ｙｅｓ）、全チャネルの弁別情報を再構成処理機能３７３に出力する。

図５に戻る。ステップＳ８は、再構成処理機能３７３に対応するステップである。処理回路３７が記憶回路３５から再構成処理機能３７３に対応する所定のプログラムを呼び出し実行することにより、再構成処理機能３７３が実現されるステップである。ステップＳ８では、再構成処理機能３７３は、物質弁別画像を再構成する。例えば、再構成処理機能３７３は、弁別情報導出処理で求めた物質毎の透過距離や減弱率などのサイノグラムに対して、再構成処理を行うことで、投影断面の物質密度分布や線減弱計数の分布を得る。

上述したように、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１では、複数の第１のＸ線情報と第２のＸ線情報とに基づいて、Ｘ線検出器１３へ入射したＸ線の透過経路上の所定の物質の組成或いは所定の物質の減弱率に関する弁別情報を導出する。すなわち、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１では、複数の信号処理を施して得られた異なる第１のＸ線情報から、物質の透過距離毎に適した信号処理に基づいて透過距離等を求める。これにより、第１の実施形態によれば、透過距離等を推定する際の誤差を少なくすることが可能になる。このように透過距離等の推定精度を向上させる結果、第１の実施形態によれば、再構成画像の品質を向上させることができる。

（第１の実施形態の変形例）
上述した第１の実施形態では、信号処理として、エネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンのエネルギーの和を取得し、エネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンの数を取得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い。例えば、検出したＸ線フォトン或いはＸ線フォトンのエネルギーを所定のエネルギー区間毎に数えてスペクトル（ヒストグラム）を求める信号処理を施してもよい。図１０及び図１１は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。

図１０及び図１１の横軸はエネルギーを示し、図１０及び図１１の縦軸はフォトン数を示す。図１０に示すように、取得回路１４ａは、エネルギー区間の数を、区間ａ、区間ｂ、区間ｃ、区間ｄ、区間ｅ及び区間ｆの６つのエネルギー区間に分割する。また、図１１に示すように、取得回路１４ａは、エネルギー区間の数を、区間ａと区間ｂとの２つのエネルギー区間に分割する。図１０や図１１に示すように、取得回路１４ａは、区間の分割位置や分割数を変えることで、異なる第１のＸ線情報を取得する。また、取得回路１４ａは、区間の分割位置や分割数を変えることに加えて、フォトン数或いはフォトンのエネルギー和のどちらを用いるかを変えたりすることで、異なる第１のＸ線情報を取得するようにしてもよい。

このように、取得回路１４ａは、エネルギー区間の分割数及びエネルギー区間の分割位置の少なくともいずれかを変えて、Ｘ線フォトン数及びＸ線フォトンのエネルギーの和の少なくともいずれかを算出の対象とする信号処理、或いは、エネルギー区間の分割数及びエネルギー区間の分割位置を同一にして、Ｘ線フォトン数及びＸ線フォトンのエネルギーの和を算出の対象とする信号処理を施し、第１のＸ線情報を取得する。

また、弁別情報導出処理の別例として、条件Ａの信号処理として区関数１のＸ線エネルギー和ＰＥを求めることで第１のＸ線情報を取得し、条件Ｂの信号処理として区関数ＮのＸ線フォトン数ＰＮ［Ｎ］（スペクトル）を求めることで第１のＸ線情報を取得して、１物質の透過距離ｌを導出する場合について説明する。かかる場合、記憶回路３５には、条件Ｂの信号処理と同じ信号処理条件の第２のＸ線情報として、図１２に示す第２のＸ線情報が記憶される。図１２は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。なお、かかる場合、記憶回路３５には、条件Ａの信号処理と同じ信号処理条件の第２のＸ線情報として、図６に示す第２のＸ線情報が記憶される。

図１２では、１物質の透過距離と、区間数ＮのＸ線フォトン数とを対応付けた第２のＸ線情報を示す。図１２に示すように、第２のＸ線情報は、「透過距離」と、各区間のＸ線フォトン数として「区間ａのＸ線フォトン数」、「区間ｂのＸ線フォトン数」、「区間ＮのＸ線フォトン数」とを対応付けた情報である。「透過距離」は、物質の透過距離を示す。例えば、「透過距離」には、「０（ｍｍ）」、「１（ｍｍ）」、「Ｌ（ｍｍ）」などの情報が格納される。

「区間ａのＸ線フォトン数」は、区間ａのＸ線フォトン数を示す。例えば、「区間ａのＸ線フォトン数」には、「ＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［０］［ａ］」、「ＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［１］［ａ］」、「ＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［Ｌ］［ａ］」などの情報が格納される。

また、「区間ｂのＸ線フォトン数」は、区間ｂのＸ線フォトン数を示す。例えば、「区間ｂのＸ線フォトン数」には、「ＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［０］［ｂ］」、「ＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［１］［ｂ］」、「ＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［Ｌ］［ｂ］」などの情報が格納される。

一例をあげると、図１２に示す第２のＸ線情報は、透過距離が０（ｍｍ）である場合の区間ａのＸ線フォトン数がＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［０］［ａ］であり、区間ｂのＸ線フォトン数がＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［０］［ｂ］であり、区間ＮのＸ線フォトン数がＰｔｎＮｕｍＴｂｌ［０］［Ｎ］であることを示す。

そして、導出機能３７７は、条件Ａの第１のＸ線情報と、条件Ａの第１のＸ線情報に対応する第２のＸ線情報との誤差を算出し、誤差に基づいて条件Ａの弁別情報を特定する。ここで、条件Ａにおける透過距離をｌ＿ｐｅとした場合、ｌ＿ｐｅは、Ｘ線エネルギー和として取得した第１のＸ線情報と、対応する第２のＸ線情報との誤差の最小点作用素で表される。すなわち、ｌ＿ｐｅ＝ａｒｇｍｉｎＦ（ＰＥ，ｐｔｎＥｎｅＴｂｌ［Ｌ］）である。

また、導出機能３７７は、条件Ｂの第１のＸ線情報と、条件Ｂの第１のＸ線情報に対応する第２のＸ線情報との誤差を算出し、誤差に基づいて条件Ｂの弁別情報を特定する。ここで、条件Ｂにおける透過距離をｌ＿ｐｎとした場合、ｌ＿ｐｎは、区関数ＮのＸ線フォトン数ＰＮ［Ｎ］として取得した第１のＸ線情報と、対応する第２のＸ線情報との誤差の最小点作用素で表される。すなわち、ｌ＿ｐｎ＝ａｒｇｍｉｎＦ（ＰＮ［Ｎ］,ｐｔｎＮｕｍＴｂｌ［Ｌ］［Ｎ］）である。ここで、区関数がＮの場合、ベクトルの比較になり、評価値としては前述の通り差分絶対値和（ＳＡＤ）、差分二乗和（ＳＳＤ）、相互相関（ＣＣ）等を用いる。

そして、導出機能３７７は、条件Ａの弁別情報と条件Ｂの弁別情報との一方を選択する。ここで、Ｘ線検出器１３に到達したＸ線フォトン数が多い場合、すなわち、透過距離が短い場合にはスペクトルで推定した方が誤差を少なくでき、逆に、Ｘ線検出器１３に到達したＸ線フォトン数が少ない場合、すなわち、透過距離が長い場合にはＸ線エネルギー和ＰＥで推定した方が誤差を少なくできる。このようなことから、導出機能３７７は、Ｘ線の出力に基づいて決定される、弁別情報に関する閾値に基づいて、一つの第１のＸ線情報を特定し、弁別情報を導出する。図１３は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。

図１３では、第１のＸ線情報として区間数１のＸ線エネルギー和を取得した場合の第２のＸ線情報との誤差であるｌ＿ｐｅを太線で示し、第１のＸ線情報として区間数ＮのＸ線フォトン数ＰＮ［Ｎ］（スペクトル）を取得した場合の第２のＸ線情報との誤差であるｌ＿ｐｎを破線で示す。なお、図１３では、第１のＸ線情報として区間数１のＸ線フォトン数を取得した場合の第２のＸ線情報との誤差を実線で示す。

図１３では、図９とは照射するＸ線条件が異なる場合の誤差を示している。具体的には、図９に比べてＸ線量が大きく、透過距離が約３ｃｍ以下の短い条件で、パイルアップにより透過距離の推定の誤差が大きくなっている様子が示されている。また、Ｘ線条件の違いにより、透過距離の特定に用いられるＸ線情報が、図９とは異なる様子が示されている。

図１３に示すように、例えば、導出機能３７７は、ｌ＿ｐｅとＸ線発生装置１２で照射したＸ線量に基づいて決まる閾値Ｔｈとを比較する。この閾値Ｔｈは、Ｘ線検出器１３を用いた実測や物理シミュレーションにより求められる。図１３では、閾値Ｔｈは、透過距離が約３ｃｍ付近に設定される。そして、導出機能３７７は、ｌ＿ｐｅが閾値Ｔｈ未満であればｌ＿ｐｎをｌとして選択し、ｌ＿ｐｅが閾値Ｔｈ以上であればｌ＿ｐｅをｌとして選択する。より具体的には、図１３において閾値Ｔｈ未満では、区間数ＮのＸ線フォトン数ＰＮ［Ｎ］（スペクトル）から導出した誤差が区間数１のＸ線エネルギー和から導出した誤差よりも小さく、閾値Ｔｈ以上では、区間数ＮのＸ線フォトン数ＰＮ［Ｎ］（スペクトル）から導出した誤差が区間数１のＸ線エネルギー和から導出した誤差よりも大きい。

すなわち、導出機能３７７は、エネルギー区間の数を１としたＸ線フォトンのエネルギーの和に基づいて、弁別情報を推定し、弁別情報に関する閾値Ｔｈより弁別情報の値が小さければ、エネルギー区間の数を２以上としたＸ線フォトンのエネルギーの和或いはＸ線フォトンの数に基づいて、弁別情報を推定し、情報として算出する。

このようにして導出機能３７７は、複数の第１のＸ線情報の内、いずれの一つの第１のＸ線情報を特定し、当該特定された第１のＸ線情報に基づいて、弁別情報を導出することで、透過距離の長短によらず精度良く透過距離を推定することが可能となる。より具体的には、造影剤のような、特定のエネルギーにＫ殻吸収端をもつヨウドやガドリニウムなどを含む組成では、Ｋ殻吸収端前後でエネルギー区間を分割することにより、推定精度を向上させることが可能になる。

なお、第１の実施形態の変形例では、条件Ａの信号処理として区関数１のＸ線エネルギー和ＰＥを求めることで第１のＸ線情報を取得し、条件Ｂの信号処理として区関数ＮのＸ線フォトン数ＰＮ［Ｎ］（スペクトル）を求めることで第１のＸ線情報を取得して、１物質の透過距離ｌを導出する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、取得回路１４ａは、条件Ａの信号処理としてエネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンのエネルギーの和を求めることで第１のＸ線情報を取得し、条件Ｂの信号処理としてエネルギー区間の数を２以上としてＸ線フォトンの数を取得するようにしてもよい。すなわち、取得機能１４ａは、エネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンのエネルギーの和と、エネルギー区間の数を２以上としてＸ線フォトンのエネルギーの和或いはＸ線フォトンの数を取得する。

（第２の実施形態）
上述した第１の実施形態では、信号処理の一例としてＸ線フォトン数とＸ線エネルギー和として取得した第１のＸ線情報を用いる場合について説明した。第２の実施形態では、電気信号値に対する異なる閾値を用いた信号処理や異なる積分時間を用いた信号処理について説明する。なお、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例は、取得回路１４ａ及び導出機能３７７が実行する一部の機能が異なる点を除いて、図１に示すＸ線ＣＴ装置１の構成例と同様であるので、同一の符号を付与し、詳細な説明を省略する。

（電気信号値に対する異なる閾値を用いた信号処理）
取得回路１４ａは、電気信号に対し複数の信号処理を施すことで複数の第１のＸ線情報を取得する。ここで、取得回路１４ａは、例えば、電気信号値に対する異なる閾値を用いて、電気信号からＸ線フォトンを検出する複数の信号処理を施し、検出したＸ線フォトン数を第１のＸ線情報として取得する。図１４は、第２の実施形態を説明するための図である。

図１４は、Ｘ線検出器１３により検出された電気信号の一例を示す。図１４の左図と図１４の右図とでは同じ電気信号を示している。ここで、取得回路１４ａは、異なる閾値を用いて、Ｘ線フォトンを検出する。例えば、取得回路１４ａは、信号処理として、入力された電気信号または電気信号を整形した信号が所定の閾値を越えた場合にＸ線フォトンを検出したと判定する。

図１４の左図では、閾値Ｔｈ１を用いてＸ線フォトンを検出し、図１４の右図では、閾値Ｔｈ１よりも小さい値である閾値Ｔｈ２を用いてＸ線フォトンを検出する場合を示す。例えば、取得回路１４ａは、図１４の左図では、Ｘ線フォトン数を１として検出し、図１４の右図では、Ｘ線フォトン数を２として検出する。このように、取得回路１４ａは、閾値を変える事で、異なる第１のＸ線情報を複数取得する。

続いて、導出機能３７７による処理について説明する。導出機能３７７は、複数の第１のＸ線情報と第２のＸ線情報とに基づいて、Ｘ線検出器１３へ入射したＸ線の透過経路上の所定の物質の組成或いは所定の物質の減弱率に関する弁別情報を導出する。例えば、導出機能３７７は、複数の第１のＸ線情報の内、いずれの一つの第１のＸ線情報を特定し、当該特定された第１のＸ線情報に基づいて、弁別情報を導出する。一例をあげると、導出機能３７７は、第２のＸ線情報との誤差が最小となる第１のＸ線情報を特定し、透過距離を導出する。導出機能３７７の処理の具体例として、ここでは、第１のＸ線情報として、フォトン検出の閾値を異なるようにして、区関数１のＸ線フォトン数ＰＮを２つ取得した場合について説明する。

フォトン検出において閾値を小さくするとエネルギーの小さいフォトンも検出可能となるがノイズによる誤検出も増える。一方、閾値を大きくすると誤検出は減るが、エネルギーの小さいフォトンが検出できなくなる。ここで、透過距離が長くなると減弱によってフォトン数が少なくなる。このため、透過距離が長い場合には、ノイズが多くても検出数を稼げる閾値が小さい信号処理から得られた第１のＸ線情報が有効である。一方、透過距離が短い場合は十分にフォトンが入射してくる。このため、透過距離が短い場合には、エネルギーの小さなフォトンを捨ててしまってもノイズの少ない、閾値が大きい信号処理から得られた第１のＸ線情報が正確な透過距離を推定するには有効である。このようなことから、導出機能３７７は、透過距離の閾値に基づいて、第１のＸ線情報を切り替えることで、より精度の良い透過距離を推定する。

（異なる積分時間を用いた信号処理）
また、例えば、取得回路１４ａは、別の信号処理として、異なる積分時間を用いて、電気信号からＸ線フォトンのエネルギーを算出する複数の信号処理を施し、算出したＸ線フォトンのエネルギー和を第１のＸ線情報として取得する。図１５は、第２の実施形態を説明するための図である。

図１５は、Ｘ線検出器１３により検出された電気信号の一例を示す。図１５の左図と図１５の右図とでは同じ電気信号を示している。ここで、取得回路１４ａは、異なる積分時間を用いて、Ｘ線エネルギー和を算出する。例えば、取得回路１４ａは、入力された電気信号または電気信号を整形した信号を所定の時間累積する事でＸ線フォトンのエネルギーを求める処理があり、この累積時間を変えることで、異なる第１投影データを得ることが出来る。

図１５の左図では、累積時間Ｔ１を用いてＸ線エネルギー和を算出し、図１５の右図では、累積時間Ｔ１よりも長い時間である累積時間Ｔ２を用いてＸ線エネルギー和を算出する場合を示す。例えば、取得回路１４ａは、図１５の左図では、Ｘ線エネルギー和をＰＥ１として算出し、図１５の右図では、Ｘ線エネルギー和をＰＥ２として算出する。このように、取得回路１４ａは、積分時間を変える事で、異なる第１のＸ線情報を複数取得する。

続いて、導出機能３７７により処理について説明する。導出機能３７７は、複数の第１のＸ線情報と第２のＸ線情報とに基づいて、Ｘ線検出器１３へ入射したＸ線の透過経路上の所定の物質の組成或いは所定の物質の減弱率に関する弁別情報を導出する。例えば、導出機能３７７は、複数の第１のＸ線情報の内、いずれの一つの第１のＸ線情報を特定し、当該特定された第１のＸ線情報に基づいて、弁別情報を導出する。一例をあげると、導出機能３７７は、第２のＸ線情報との誤差が最小となる第１のＸ線情報を特定し、透過距離を導出する。導出機能３７７の処理の具体例として、ここでは、第１のＸ線情報として、積分時間を異なるようにして区関数ＮのＸ線フォトン数ＰＮを２つ取得した場合について説明する。

累積時間が長いとエネルギーを正確に取得できるが、累積時間中に次のフォトンが入射してくると数え落しが生じる。一方、累積時間が短いとフォトン数は正確に取得できるが、検出するエネルギーがばらついてしまう。このため、導出機能３７７は、物質弁別を行う際にはスペクトルの正確さが重要であるため、累積時間を短くした信号処理から得られた第１のＸ線情報を用いた方が良い。一方、物質弁別と同時に単一物質での再構成画像を得る際には、フォトン数が正確な方が再構成画像の画質が良くなる場合がある。このため、導出機能３７７は、物質弁別と同時に単一物質での再構成画像を得る際には、累積時間を短くした信号処理から得られた第１のＸ線情報と、累積時間を長くした信号処理から得られた第１のＸ線情報とを用いて、単一物質での透過距離精度と物質弁別の精度を両立する。

（その他の実施形態）
実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。

導出機能３７７は、所定の物質毎の弁別情報の精度を選択するようにしてもよい。例えば、導出機能３７７は、複数の物質の透過距離を推定する場合に、物質毎の推定精度を選択する。一例をあげると、導出機能３７７は、造影剤であるヨードの透過距離を正確に求めたい時に、他の物質の透過距離を荒く求めることで、ヨードの弁別画像を正確に出しつつ全体の処理時間を短くする。

ところで、上述した実施形態において例示した第２のＸ線情報は、実測の手間等の理由により透過距離の間隔が荒い場合がある。すなわち、第２のＸ線情報は、離散的である。このように透過距離の間隔が荒い場合には、正確な透過距離を導出できない可能性が高くなる。このため、導出機能３７７は、透過距離間隔が細かいテーブルを補間して生成し、細かい精度の透過距離の推定を可能とする。

例えば、導出機能３７７は、弁別情報導出処理時に、パラボラフィッティング等によって、テーブルの間隔より細かい精度の値を求めることで補間処理を実行してもよい。すなわち、導出機能３７７は、第２のＸ線情報を補間することによって、弁別情報をより細かい精度で算出する。なお、この補間処理は、弁別情報導出処理時に導出機能３７７によって実行されることに限定されるものではなく、実測によって第２のＸ線情報を取得したタイミングで他の処理回路などによって実行されてもよい。例えば、補間方法としては、線形近似、多項式近似、スプライン、バイキュービック等を適用してもよい。また、これらの各種補間方法を任意に組み合わせてもよい。また、例えば、透過距離によって用いる補間方法を変えたり、複数の補間方法の平均値を用いたりしてもよい。

また、上述した実施形態では、１物質の透過距離を求める場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、物質数が２以上の場合にも、弁別情報導出処理を適用可能である。図１６は、その他の実施形態を説明するための図である。図１６では、２物質の透過距離を求める場合の第２のＸ線情報の一例を示す。

図１６では、２物質の透過距離と、区間数１のＸ線エネルギー和とを対応付けた第２のＸ線情報を示す。図１６に示すように、第２のＸ線情報は、「物質ａの透過距離」と、「物質ｂの透過距離」と、「Ｘ線エネルギー和」とを対応付けた情報である。「物質ａの透過距離」は、物質ａの透過距離を示す。例えば、「物質ａの透過距離」には、「０（ｍｍ）」、「１（ｍｍ）」、「Ｌ（ｍｍ）」などの情報が格納される。また、「物質ｂの透過距離」は、物質ｂの透過距離を示す。例えば、「物質ｂの透過距離」には、「０（ｍｍ）」、「１（ｍｍ）」、「Ｌ（ｍｍ）」などの情報が格納される。

「Ｘ線エネルギー和」は、区間数１のＸ線エネルギー和を示す。例えば、「Ｘ線エネルギー和」には、「ＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［０，０］」、「ＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［１，０］」、「ＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［Ｌａ，Ｌｂ］」などの情報が格納される。

一例をあげると、図１６に示す第２のＸ線情報は、物質ａの透過距離が０（ｍｍ）であり、物質ｂの透過距離が０（ｍｍ）である場合のＸ線エネルギー和がＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［０，０］であり、物質ａの透過距離が１（ｍｍ）であり、物質ｂの透過距離がＬｂ（ｍｍ）である場合のＸ線エネルギー和がＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［１，Ｌｂ］であり、物質ａの透過距離がＬａ（ｍｍ）であり、物質ｂの透過距離がＬｂ（ｍｍ）である場合のＸ線エネルギー和がＰｔｎＥｎｅＴｂｌ［Ｌａ，Ｌｂ］であることを示す。

そして、導出機能３７７は、図１６に示す第２のＸ線情報から物質ａ及び物質ｂの透過距離をそれぞれ求めて、Ｘ線エネルギー和で求めた物質ａの推定距離が閾値より短ければＸ線エネルギー和で求めた推定距離を透過距離とする。また、物質ａの推定距離が閾値より長ければＸ線フォトン数で求めた推定距離を透過距離とする。かかる場合、２物質の透過距離と、区間数１のＸ線フォトン数とを対応付けた第２のＸ線情報が記憶回路３５に記憶されている。なお、閾値と比較するのは物質ａの推定距離ではなく、物質ｂの推定距離でもよい。

また、上述した実施形態では、データ収集回路１４内に取得回路１４ａを設け、取得回路１４ａにおいて、電気信号に対し複数の信号処理を施すことで複数の第１のＸ線情報を取得する取得機能を実行するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、コンソール３０に取得回路を設け、取得機能を実行してもよい。或いは、処理回路３７において、取得機能を実行してもよい。

また、上述した第１の実施形態又は第１の実施形態の変形例と、第２の実施形態とを組み合わせてもよい。例えば、エネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンのエネルギーの和と、エネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンの数を取得する際に、電気信号値に対する異なる閾値を用いて複数の第１のＸ線情報を取得してもよい。或いは、エネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンのエネルギーの和と、エネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンの数を取得する際に、異なる積分時間を用いて複数の第１のＸ線情報を取得してもよい。或いは、エネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンのエネルギーの和と、エネルギー区間の数を１としてＸ線フォトンの数を取得する際に、電気信号値に対する異なる閾値と、異なる積分時間とを用いて複数の第１のＸ線情報を取得してもよい。

また、上述した実施形態では、再構成処理機能３７３は、投影データに対して物質弁別を行い、物質弁別情報を得るものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、再構成処理機能３７３は、画像データに対して物質弁別を行い、物質弁別情報を得てもよい。

上述した実施形態では、Ｘ線管１２ａとＸ線検出器１３とを一体として被検体の周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ−Ｔｙｐｅ（第３世代ＣＴ）のＸ線ＣＴ装置１について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線ＣＴ装置には、第３世代ＣＴ以外にも、複数のＸ線検出素子を有するＸ線検出器がリング状に分散して固定され、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ−Ｔｙｐｅ（第４世代ＣＴ）がある。上述した実施形態は、第４世代ＣＴにも適用可能である。また、第３世代ＣＴと第４世代ＣＴとを組み合わせたハイブリッド型のＸ線ＣＴ装置にも、上述した実施形態は、適用可能である。

また、上述した実施形態は、従来からの一管球型のＸ線ＣＴ装置にも適用可能であるし、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載した、いわゆる多管球型のＸ線ＣＴ装置にも適用可能である。

また、上述した実施形態では、処理回路３７において複数の機能を実行するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、複数の機能を独立の回路としてコンソール３０内に設け、各回路がそれぞれの機能を実行するようにしてもよい。また、処理回路３７が実行する導出機能３７７を導出回路として設け、導出回路が導出機能を実行してもよい。また、処理回路３７が実行する前処理機能３７２を前処理回路として設け、前処理回路が前処理機能を実行してもよい。また、処理回路３７が実行する再構成処理機能３７３を再構成処理回路として設け、再構成処理回路が再構成処理機能を実行してもよい。

また、上述した実施形態では、前処理機能３７２、導出機能３７７、及び再構成処理機能３７３をコンソール３０内にて実行するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、外部のワークステーションにおいて、前処理機能３７２、導出機能３７７、及び再構成処理機能３７３を実行するようにしてもよい。

また、上述した実施形態において説明した弁別情報導出処理は、ソフトウェアによって実現することもできる。例えば、弁別情報導出処理は、上記の実施形態において導出機能３７７が行うものとして説明した処理の手順を規定した弁別情報導出プログラムをコンピュータに実行させることで実現される。この弁別情報導出プログラムは、例えば、ハードディスクや半導体メモリ素子等に記憶され、ＣＰＵやＭＰＵ等のプロセッサによって読み出されて実行される。また、この弁別情報導出プログラムは、ＣＤ−ＲＯＭ（Compact Disc−Read Only Memory）やＭＯ（Magnetic Optical disk）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc）などのコンピュータ読取り可能な記録媒体に記録されて、配布され得る。

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサはプロセッサの回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、プロセッサの回路内にプログラムを組み込む代わりに、コンソール３０が有する記憶回路３５にプログラムを保存するように構成しても構わない。この場合、プロセッサは、記憶回路３５に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。さらに、図１における複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。

上記の実施形態の説明において、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。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、上記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。

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、物質弁別の性能と再構成画像の品質とを向上させるＸ線ＣＴ装置を提供することができる。

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。

１０ 架台
１２ Ｘ線発生装置
１２ａ Ｘ線管
１３ Ｘ線検出器
１４ データ収集回路
１４ａ 取得回路
３０ コンソール
３５ 記憶回路
３７ 処理回路
３７７ 導出機能

Claims (14)

1. 被検体に照射するＸ線を発生させるＸ線管と、
   前記Ｘ線を検出し、電気信号に変換するＸ線検出器と、
   前記電気信号に対し複数の信号処理を施すことで複数の第１のＸ線情報を取得する取得部と、
   所定の物質の組成或いは当該所定の物質の減弱率に関する情報と前記信号処理との組み合わせに対応する複数の異なる第２のＸ線情報を記憶する記憶部と、
   複数の前記第１のＸ線情報と前記第２のＸ線情報とに基づいて、前記Ｘ線検出器へ入射した前記Ｘ線の透過経路上の前記所定の物質の組成或いは前記所定の物質の減弱率に関する弁別情報を導出する導出部と、
   を有するＸ線ＣＴ装置。
2. 前記導出部は、複数の前記第１のＸ線情報の内、いずれの一つの第１のＸ線情報を特定し、当該特定された第１のＸ線情報に基づいて、前記弁別情報を導出する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記導出部は、前記Ｘ線の出力に基づいて決定される、前記弁別情報に関する閾値に基づいて、前記一つの第１のＸ線情報を特定し、前記弁別情報を導出する、請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記導出部は、前記一つの第１のＸ線情報と、当該第１のＸ線情報に対応する前記第２のＸ線情報との誤差に基づいて、前記弁別情報を導出する、請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記誤差は、差分絶対値和、差分二乗和、及び相互相関のいずれかである、請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記取得部は、１区間以上のエネルギー区間毎のＸ線フォトン数或いはＸ線フォトンのエネルギーの和のいずれかを前記第１のＸ線情報として取得する、請求項１〜５のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記取得部は、電気信号値に対する異なる閾値を用いて、前記電気信号からＸ線フォトンを検出する前記複数の信号処理を施し、検出したＸ線フォトン数を前記第１のＸ線情報として取得する、請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記取得部は、異なる積分時間を用いて、前記電気信号からＸ線フォトンのエネルギーを算出する前記複数の信号処理を施し、算出したＸ線フォトンのエネルギーの和を前記第１のＸ線情報として取得する、請求項６又は７に記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 前記取得部は、前記エネルギー区間の分割数及び前記エネルギー区間の分割位置の少なくともいずれかを変えて、前記Ｘ線フォトン数及び前記Ｘ線フォトンのエネルギーの和の少なくともいずれかを算出の対象とする信号処理、或いは、前記エネルギー区間の分割数及び前記エネルギー区間の分割位置を同一にして、前記Ｘ線フォトン数及び前記Ｘ線フォトンのエネルギーの和を算出の対象とする信号処理を施し、前記第１のＸ線情報を取得する、請求項６〜８のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
10. 前記取得部は、前記エネルギー区間の数を１として前記Ｘ線フォトンのエネルギーの和を取得し、前記エネルギー区間の数を１として前記Ｘ線フォトンの数を取得し、
    前記導出部は、前記Ｘ線フォトンのエネルギーの和に基づいて、前記弁別情報を推定し、前記弁別情報に関する閾値より前記弁別情報の値が大きい場合には、前記Ｘ線フォトン数に基づいて、前記弁別情報を推定し、情報として算出する、請求項９に記載のＸ線ＣＴ装置。
11. 前記取得部は、前記エネルギー区間の数を１として前記Ｘ線フォトンのエネルギーの和と、前記エネルギー区間の数を２以上として前記Ｘ線フォトンのエネルギーの和或いはＸ線フォトンの数を取得し、
    前記導出部は、前記エネルギー区間の数を１としたＸ線フォトンのエネルギーの和に基づいて、前記弁別情報を推定し、前記弁別情報に関する閾値より前記弁別情報の値が小さければ、前記エネルギー区間の数を２以上としたＸ線フォトンのエネルギーの和或いはＸ線フォトンの数に基づいて、前記弁別情報を推定し、情報として算出する、請求項９に記載のＸ線ＣＴ装置。
12. 前記所定の物質の選択を受け付ける選択部を更に有する、請求項１〜１１のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
13. 前記導出部は、前記所定の物質毎の前記弁別情報の精度を選択する、請求項１〜１２のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
14. 前記第２のＸ線情報は離散的であり、
    前記導出部は、前記第２のＸ線情報を補間することによって、前記弁別情報をより細かい精度で算出する、請求項１〜１３のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。

Images