JP5535733B2 - 実効原子番号及び電子密度を求める方法、その方法を実行させるためのプログラム、そのプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体及びｃｔ装置 - Google Patents

実効原子番号及び電子密度を求める方法、その方法を実行させるためのプログラム、そのプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体及びｃｔ装置 Download PDF

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Description

本発明は、被検体に放射線を照射して撮影したＣＴ画像から被検体の実効原子番号及び電子密度を求める方法、その方法を実行させるためのプログラム、そのプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体、及びＣＴ装置に関する。
コンピュータ断層撮影（Computed Tomography；ＣＴ）装置は、放射線などを利用して物体を走査しコンピュータを用いて処理することで、物体の内部画像を構成するものであり、医療用途等において非常に有用な装置である。
このうちＸ線ＣＴ装置は、放射線としてＸ線を用い、Ｘ線源と検出器とを対向して被検体の周りを回転させながら、被検体にＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線を検出器で検出し、それぞれの回転角度で検出したＸ線の強度のデータをデータ処理し、各画素における線吸収係数を求め、Ｘ線ＣＴ画像（以下、「Ｘ線ＣＴ画像」のことを単に「ＣＴ画像」という。）を作成する。
このようなＣＴ装置においては、被検体に対する被爆量を抑え、時間経過に伴う被検体の移動の影響を少なくすることが望ましく、短時間で精度よく被検体のＣＴ画像を撮像できることが望ましい。
一方、各画素における線吸収係数を表示するＣＴ画像に基づいて、各画素における被検体の実効原子番号及び電子密度の分布を求めることができる。求められた実効原子番号及び電子密度の分布は、陽子線治療等の粒子線治療と組合せて用いる場合がある。粒子線治療において粒子線を照射する位置に誤差が生ずると、標的の細胞にではなく周辺の正常細胞に粒子線を照射することとなるため、予め精度よい治療計画をたてなければならない。精度よい治療計画を実現するためには、各画素での実効原子番号及び電子密度を精度よく求めることが望ましい。
ここで、ＣＴ画像で表示される各画素の線吸収係数に基づいて、各画素での被検体の実効原子番号及び電子密度の分布を求める場合、未知数が実効原子番号及び電子密度の２つであるため、少なくとも２つの異なるエネルギーにおけるＣＴ画像を作成し、その２つのＣＴ画像における同一画素での２つの線吸収係数を求めることが必要になる。このような２つの異なるエネルギーにおけるＣＴ画像を作成し、実効原子番号と電子密度を計算する方法として、いくつかの方法が開示されている。
例えば、管電圧の異なる２種類のＸ線を用いて２種類のＣＴ画像を作成し、その２種類のＣＴ画像から物質の実効原子番号と電子密度を計算する方法がある（例えば特許文献１参照）。この場合、１つのＸ線源を用いて管電圧を変化させて２回測定を行うか、又は異なる管電圧を有する２つのＸ線源を用いて同時に測定を行う。
また、１つのＸ線源で１回の測定を行い、エネルギー弁別型検出器と連続光を用いて、異なる２つのエネルギーに対応する２種類のＣＴ画像を作成し、その２種類のＣＴ画像から実効原子番号と電子密度を計算する方法がある（例えば非特許文献１参照）。
特表２００５−５０１６８４号公報
Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A 548 (2205) 72-77
ところが、上記の方法を用いて、被検体の実効原子番号と電子密度を求める場合、次のような問題がある。
特許文献１に記載された方法では、１つのＸ線源を用いて管電圧を変化させて２回測定する場合には、測定対象が生物の場合、測定中に測定対象が移動等することにより、２種類のＣＴ画像の比較に補正が必要になる場合がある。一方、２つのＸ線源を用いて同時に測定する場合には、装置の構造が複雑になり、コストが増大する場合がある。
非特許文献１に記載された方法では、異なるエネルギーで弁別する際、それぞれのエネルギーにおいてエネルギーバンドのバンド幅が等しくなるように弁別している。ところが、連続光のエネルギーに対する強度分布は、一定でない。従って、強度の小さいエネルギーバンドにおけるＳＮ比の低いＣＴ画像を用いて解析を行う場合があり、精度が低下する場合がある。
本発明は上記の点に鑑みてなされたものであり、１つの放射線源を用いて１回のＣＴ測定を行う場合において、精度よく物質の実効原子番号と電子密度とを求める方法を提供する。
上記の課題を解決するために本発明では、次に述べる各手段を講じたことを特徴とするものである。
本発明は、放射線照射手段と放射線検出手段とを対向して被検体の周りを回転させながら、前記被検体に放射線を照射して撮影したＣＴ画像から、前記被検体における実効原子番号及び電子密度を求める方法において、それぞれの回転角度において、前記放射線検出手段に入射した前記放射線のエネルギースペクトルを取得するスペクトル取得ステップと、それぞれの前記エネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドで積算して得られる第１の値に基づいて、第１のＣＴ画像を再構成し、それぞれの前記エネルギースペクトルを第２のエネルギーバンドで積算して得られる第２の値に基づいて、第２のＣＴ画像を再構成するＣＴ画像再構成ステップと、前記第１のＣＴ画像から求められた第１の線吸収係数と、前記第２のＣＴ画像から求められた第２の線吸収係数とに基づいて、前記実効原子番号と前記電子密度とを計算する計算ステップとを含み、前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅よりも大きく、前記被検体がない状態で、それぞれの回転角度において、前記放射線検出手段に入射した前記放射線の基準エネルギースペクトルを取得する基準スペクトル取得ステップを含み、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅及び前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記基準エネルギースペクトルを前記第１のエネルギーバンドで積算して得られる第３の値と、前記基準エネルギースペクトルを前記第２のエネルギーバンドで積算して得られる第４の値とが、互いに等しくなるように決定されることを特徴とする。
また、本発明は、放射線照射手段と放射線検出手段とを対向して被検体の周りを回転させながら、前記被検体に放射線を照射して撮影したＣＴ画像から、前記被検体における実効原子番号及び電子密度を求める方法において、それぞれの回転角度において、前記放射線検出手段に入射した前記放射線のエネルギースペクトルを取得するスペクトル取得ステップと、それぞれの前記エネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドで積算して得られる第１の値に基づいて、第１のＣＴ画像を再構成し、それぞれの前記エネルギースペクトルを第２のエネルギーバンドで積算して得られる第２の値に基づいて、第２のＣＴ画像を再構成するＣＴ画像再構成ステップと、前記第１のＣＴ画像から求められた第１の線吸収係数と、前記第２のＣＴ画像から求められた第２の線吸収係数とに基づいて、前記実効原子番号と前記電子密度とを計算する計算ステップとを含み、前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅よりも大きく、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅及び前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１の値と、前記第２の値とが、互いに等しくなるように決定されることを特徴とする。
また、本発明は、上述の実効原子番号及び電子密度を求める方法において、それぞれの前記第１の線吸収係数及び前記第２の線吸収係数に対応する散乱断面積の値を、予め用意した散乱断面積テーブルから取得する散乱断面積取得ステップを含み、前記計算ステップにおいて、前記散乱断面積の値に基づいて計算することを特徴とする。
また、本発明は、上述の実効原子番号及び電子密度を求める方法において、前記放射線検出手段は、複数の放射線検出素子が隣接配置され、前記スペクトル取得ステップ又は前記基準スペクトル取得ステップを行う際に、一の放射線検出素子から他の放射線検出素子への入射エネルギーの伝播と、前記一の放射線検出素子内におけるエネルギー方向への入射エネルギーの伝播と、を表す応答関数を読み出す応答関数読み出しステップと、前記読み出しステップで読み出される前記応答関数に基づいて、前記放射線検出素子のそれぞれで検出される前記エネルギースペクトル又は前記基準エネルギースペクトルの検出結果を補正する検出結果補正ステップとを行うことを特徴とする。
また、本発明は、コンピュータに上述の実効原子番号及び電子密度を求める方法を実行させるためのプログラムである。
また、本発明は、上述のプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体である。
また、本発明は、放射線照射部と、放射線検出部と、制御部とを備え、前記放射線照射部と前記放射線検出部とを対向して被検体の周りを回転させながら、前記被検体に放射線を照射してＣＴ画像を撮影するＣＴ装置において、前記放射線検出部は、それぞれの回転角度において、入射した前記放射線のエネルギースペクトルを取得するものであり、前記制御部は、それぞれの前記エネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドで積算して得た第１の値に基づいて、第１のＣＴ画像を再構成し、それぞれの前記エネルギースペクトルを第２のエネルギーバンドで積算して得た第２の値に基づいて、第２のＣＴ画像を再構成し、前記第１のＣＴ画像から求められた第１の線吸収係数と、前記第２のＣＴ画像から求められた第２の線吸収係数とに基づいて、前記被検体の実効原子番号と電子密度とを計算するものであり、前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅よりも大きく、前記放射線検出部は、被検体がない状態で、それぞれの回転角度において、入射した前記放射線の基準エネルギースペクトルを取得するものであり、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅及び前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記基準エネルギースペクトルを前記第１のエネルギーバンドで積算して得られる第３の値と、前記基準エネルギースペクトルを前記第２のエネルギーバンドで積算して得られる第４の値とが、互いに等しくなるように決定されることを特徴とする。
また、本発明は、放射線照射部と、放射線検出部と、制御部とを備え、前記放射線照射部と前記放射線検出部とを対向して被検体の周りを回転させながら、前記被検体に放射線を照射してＣＴ画像を撮影するＣＴ装置において、前記放射線検出部は、それぞれの回転角度において、入射した前記放射線のエネルギースペクトルを取得するものであり、前記制御部は、それぞれの前記エネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドで積算して得た第１の値に基づいて、第１のＣＴ画像を再構成し、それぞれの前記エネルギースペクトルを第２のエネルギーバンドで積算して得た第２の値に基づいて、第２のＣＴ画像を再構成し、前記第１のＣＴ画像から求められた第１の線吸収係数と、前記第２のＣＴ画像から求められた第２の線吸収係数とに基づいて、前記被検体の実効原子番号と電子密度とを計算するものであり、前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅よりも大きく、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅及び前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１の値と、前記第２の値とが、互いに等しくなるように決定されることを特徴とする。
また、本発明は、上述のＣＴ装置において、それぞれの前記第１の線吸収係数及び前記第２の線吸収係数に対応する散乱断面積の値を取得するための散乱断面積テーブルを記憶する記憶部を有する。
また、本発明は、上述のＣＴ装置において、前記放射線検出部は、複数の放射線検出素子が隣接配置され、一の放射線検出素子から他の放射線検出素子への入射エネルギーの伝播と、前記一の放射線検出素子内におけるエネルギー方向への入射エネルギーの伝播と、を表す応答関数を読み出す応答関数テーブルを記憶する記憶部を有し、前記制御部は、前記記憶部から読み出される前記応答関数に基づいて、前記放射線検出素子のそれぞれで検出される前記エネルギースペクトル又は前記基準エネルギースペクトルの検出結果を補正するものであることを特徴とする。
本発明によれば、１つの放射線源を用いて１回のＣＴ測定を行う場合において、精度よく物質の実効原子番号と電子密度とを求めることができる。
実施の形態に係るＣＴ装置の構成を概略的に示すブロック図である。 実施の形態に係るＣＴ装置を上面から見た模式図である。 実施の形態に係る半導体検出器の構成を示す概略図である。 実施の形態に係る実効原子番号と電子密度とを求める方法の各工程の手順を説明するためのフローチャートである。 実施の形態において、異なったバンド幅を有するエネルギーウィンドウで分光した場合において、異なったエネルギーでＣＴ画像を再構成することを模式的に説明するための図である。 実施の形態において、異なったエネルギーで再構成したＣＴ画像から求めた実効原子番号と電子密度との分布を示すＣＴ画像である。 比較例として同じバンド幅を有するエネルギーウィンドウで分光した場合において、異なったエネルギーでＣＴ画像を再構成することを模式的に説明するための図である。 実施の形態の変形例に係るＣＴ装置の構成を概略的に示すブロック図である。 実施の形態の変形例に係る実効原子番号と電子密度とを求める方法の各工程の手順を説明するためのフローチャートである。
次に、本発明を実施するための形態について図面と共に説明する。
（実施の形態）
図１から図６を参照し、本発明の実施の形態である実効原子番号及び電子密度を求める方法、及びその方法を行うために用いるＣＴ装置について説明する。
最初に、図１から図３を参照し、本実施の形態に係るＣＴ装置について説明する。
図１は、ＣＴ装置の構成を概略的に示すブロック図である。図２は、ＣＴ装置を上面から見た模式図である。
図１に示すように、本実施の形態に係るＣＴ装置は、制御部１、半導体検出器２、記憶部３、表示部４、Ｘ線照射部５、及び信号処理部６を有する。また、図２に示すように、本実施の形態に係るＣＴ装置は、Ｘ線照射部５と、半導体検出器２と、制御部１とを備え、Ｘ線照射部５と半導体検出器２とを対向して被検体７の周りを回転させながら、被検体７にＸ線５０を照射する。なお、Ｘ線５０は、本発明における放射線に相当する。また、Ｘ線照射部５は、本発明における放射線照射部又は放射線照射手段に相当する。また、半導体検出器２は、本発明における放射線検出部又は放射線検出手段に相当する。
図１に示すように、制御部１は、画像処理手段１０、及び電子密度・実効原子番号計算手段１１を有する。制御部１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＮＶＲＡＭ（Non-Volatile Random Access Memory）、タイマ等を備えたコンピュータである。
画像処理手段１０は、後述するように、半導体検出器２が出力するエネルギースペクトル又は基準エネルギースペクトル等の放射線検出情報の検出結果に基づいて、エネルギーバンド毎のＣＴ画像を再構成する。例えば、半導体検出素子のそれぞれが検出するＸ線スペクトルにおける所定のエネルギーバンド（例えば１ｋｅＶのバンド幅である。）毎のフォトン数に基づいて、その所定のエネルギーバンド毎のＣＴ画像を再構成する。また、それら再構成した複数のＣＴ画像を合成してエネルギー弁別画像を作成することもできる。画像処理手段１０は、再構成したＣＴ画像及びエネルギー弁別画像を、表示部４に表示させる。あるいは、エネルギー弁別画像に代え、再構成した複数のＣＴ画像のそれぞれを色分けしながら合成して表示部４に表示させるようにしてもよい。
電子密度・実効原子番号計算手段１１は、後述するように、実効原子番号及び電子密度を計算する。
半導体検出器２は、放射線５０を検出するための装置であり、例えば、５００Ｖ〜１ｋＶの高圧直流電圧であるバイアス電圧を発生させる直流電圧源に接続され、入射Ｘ線のエネルギーに対応する電気信号を信号処理部６に対して出力する。
半導体検出器２は、好適には、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）を用いて形成されるが、シリコン等の他の半導体材料で形成されてもよい。半導体検出器２は、隙間無く隣接配置された多数の半導体検出素子（２−１、２−２、２−３・・・）から構成され、半導体検出素子のそれぞれは、出力信号を取り出すための図示しない個別の信号線に接続されている。なお、半導体検出素子（２−１、２−２、２−３・・・）は、本発明における放射線検出素子に相当する。
図３は、半導体検出器の構成を示す概略図である。図３において、半導体検出素子のそれぞれは、単一の半導体材料（例えばテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ））の表面にダイスカット等による複数の平行な溝を配置することによって形成されてもよい。また、それぞれの半導体検出素子の形状は、矩形で示されるが、三角形、正方形、六角形の他の形状を有していてもよい。
更に、図３において、半導体検出素子のそれぞれは、図の横方向に一列に配列されるが縦方向及び横方向の双方にマトリクス状に配列されてもよい。
記憶部３は、実効原子番号及び電子密度を計算するために必要な散乱断面積の値を取得するための散乱断面積テーブル３０等の各種情報を記憶する。散乱断面積は、後述するように、線吸収係数を構成する光電吸収係数、非弾性散乱係数、弾性散乱係数などに依存する変数である。記憶部３は、例えばＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disk）、半導体メモリ等により構成されている。
表示部４は、制御部１による計算結果等の各種情報を出力する。表示部４は、例えばＬＣＤ（Liquid Crystal Display）、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）により構成されている。
Ｘ線照射部５は、Ｘ線源によりＸ線５０を発生させる装置である。Ｘ線照射部５は、制御部１からの制御信号に応じてＸ線源から被検体７に向けてＸ線５０を照射し、図２に示すようにその被検体７を挟んでＸ線照射部５の反対側の位置に配置される半導体検出器２でＸ線５０を検出できるようにする。Ｘ線源として、例えば汎用医薬用Ｘ線源を用いることができる。
信号処理部６は、エネルギー弁別器６０及び増幅器６１を有する。信号処理部６は、半導体検出器２の出力信号をエネルギー弁別し、エネルギースペクトルを取得する。増幅器６１は、例えばチャージセンシティブアンプ等により構成され、半導体検出器２で得られた信号を増幅する。エネルギー弁別器６０は、例えばマルチチャンネルアナライザーより構成され、増幅器６１で増幅された信号を異なるエネルギー閾値ごとに弁別する。また、エネルギー弁別器６０及びエネルギー弁別器６０に対応する増幅器６１は、隙間無く隣接配置された複数の半導体検出素子に対応する複数のチャンネルを有する。
図２を用いて前述したように、半導体検出器２は、被検体７を挟んでＸ線照射部５の反対側の位置に配置される。半導体検出器２及びＸ線照射部５は、図示しない回転駆動部により被検体７の中心に近い中心軸を中心として、同期して回転する。あるいは、半導体検出器２及びＸ線照射部５が回転せず、被検体７が図示しない回転駆動部により回転してもよい。すなわち、ＣＴ装置は、Ｘ線照射部５と半導体検出器２とを対向して被検体７に対して相対回転させながら、被検体７に放射線を照射してＣＴ画像を撮影するものであってもよい。
次に、図４を参照し、本実施の形態に係る実効原子番号と電子密度とを求める方法について説明する。図４は、実効原子番号と電子密度とを求める方法の各工程の手順を説明するためのフローチャートである。
図４に示すように、本実施の形態に係る実効原子番号と電子密度とを求める方法は、Ｘ線照射部５と半導体検出器２とを対向して被検体７の周りを回転させながら、被検体７に放射線５０を照射して撮影したＣＴ画像から、被検体７における実効原子番号及び電子密度を求める方法において、スペクトル取得ステップ（ステップＳ１）、再構成ステップ（ステップＳ２）、散乱断面積取得ステップ（ステップＳ３）、及び計算ステップ（ステップＳ４）を有する。
なお、再構成ステップは、本発明におけるＣＴ画像再構成ステップに相当する。
最初に、スペクトル取得ステップ（ステップＳ１）を行い、半導体検出器２に入射した放射線のエネルギースペクトルを取得する。スペクトル取得ステップ（ステップＳ１）では、それぞれ回転角度において、被検体７に入射したＸ線５０を半導体検出器２で検出し、検出したＸ線５０のエネルギースペクトルを取得する。
スペクトル取得ステップ（ステップＳ１）において、信号処理部６は、半導体検出素子２−１に入射したＸ線のエネルギースペクトル（例えば、縦軸にフォトン数を配し、横軸に１ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲で１ｋｅＶ刻みの６０段階のエネルギーバンドに区分されたエネルギー軸を配したヒストグラムで表される。）を取得する。次に、信号処理部６は、半導体検出素子２−２に入射したＸ線のエネルギースペクトルを取得する。同様に、信号処理部６は、半導体検出素子２−３以降の全ての半導体検出素子について、入射したＸ線のエネルギースペクトルを取得する。
次に、再構成ステップ（ステップＳ２）を行う。再構成ステップ（ステップＳ２）では、それぞれのエネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドＢ１で積算して得られる第１の値Ａ１に基づいて、第１のエネルギーバンドＢ１における線吸収係数の分布を表示する第１のＣＴ画像を再構成する。また、それぞれのエネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドＢ１よりも高エネルギー側の第２のエネルギーバンドＢ２で積算して得られる第２の値Ａ２に基づいて、第２のエネルギーバンドＢ２における線吸収係数の分布を表示する第２のＣＴ画像を再構成する。
また、再構成ステップ（ステップＳ２）において、第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２が、第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１よりも大きくなるようにする。特に、第１のエネルギーバンドＢ１に含まれるフォトン数と、第２のエネルギーバンドＢ２に含まれるフォトン数を略等しくなるようにすることが好ましい。
実際には、フォトン数は通過した物質の内部の構成物に依存して変化するため、第１のエネルギーバンドＢ１に含まれるフォトン数と、第２のエネルギーバンドＢ２に含まれるフォトン数とは、それぞれの回転角度において、それぞれの半導体検出素子２（２−１、２−２、２−３・・・）が検出するエネルギースペクトルごとに異なる。そのため、被検体である物質を通過しなかった場合におけるエネルギースペクトル（以下、「基準エネルギースペクトル」という。）を基準として、第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１及び第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２を決定するようにする。
本実施の形態では、再構成ステップ（ステップＳ２）を行う前に、被検体がない状態で、それぞれの回転角度において、放射線検出手段に入射した放射線の基準エネルギースペクトルを取得する基準スペクトル取得ステップを行っておく。また、基準スペクトル取得ステップにおいて、取得した基準エネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドＢ１で積算して得られる第３の値Ａ３と、基準エネルギースペクトルを第２のエネルギーバンドＢ２で積算して得られる第４の値Ａ４と、が互いに等しくなるように、第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１及び第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２を、決定しておく。
従って、再構成ステップ（ステップＳ２）では、それぞれの回転角度において、それぞれの半導体検出素子で検出されたエネルギースペクトルについて、上記のようにして決定されたバンド幅Ｗ１を有する第１のエネルギーバンドＢ１で積算して得られる第１の値Ａ１と、バンド幅Ｗ２を有する第２のエネルギーバンドＢ２で積算して得られる第２の値Ａ２とを得る。
それぞれの回転角度において上記のようにして得られた第１の値Ａ１のデータ列をコンピュータ処理し、第１のエネルギーバンドＢ１における線吸収係数の分布を表示する第１のＣＴ画像を再構成する。また、それぞれの回転角度において上記のようにして得られた第２の値Ａ２のデータ列をコンピュータ処理し、第２のエネルギーバンドＢ２における線吸収係数の分布を表示する第２のＣＴ画像を再構成する。
次に、散乱断面積取得ステップ（ステップＳ３）を行い、各エネルギーバンドに対応する散乱断面積を取得する。散乱断面積取得ステップ（ステップＳ３）では、第１のＣＴ画像及び第２のＣＴ画像の対応する画素の画素値であるそれぞれの第１の線吸収係数μ１及び第２の線吸収係数μ２に対応する散乱断面積Ｆ（Ｅ，Ｚ）及びＧ（Ｅ，Ｚ）の値を、予め用意した散乱断面積テーブルから取得する。すなわち、第１の線吸収係数μ１は、第１のＣＴ画像から求められるものであり、第２の線吸収係数μ２は、第２のＣＴ画像から求められるものである。
ここで、線吸収係数は、光電効果による光電吸収係数、弾性散乱に起因する弾性散乱係数、及び非弾性散乱に起因する非弾性散乱係数の和で表される。また、散乱断面積は、弾性散乱係数及び非弾性散乱係数に依存する変数である。ただし、本実施の形態では、光電吸収係数に依存する変数も含めて散乱断面積という。
散乱断面積Ｆ（Ｅ，Ｚ）及びＧ（Ｅ，Ｚ）は、エネルギーＥに対して従属変数である。従って、散乱断面積Ｆ（Ｅ，Ｚ）及びＧ（Ｅ，Ｚ）は、第１のエネルギーバンドＢ１及び第２のエネルギーバンドＢ２に対応して取得する。具体的には、計算ステップ（ステップＳ４）で繰り返し計算を行うために予め実効原子番号Ｚを仮に決定し、そのＺの値に対応し、かつ、第１のエネルギーバンドＢ１のエネルギーの平均値Ｅ１、及び第２のエネルギーバンドＢ２のエネルギーの平均値Ｅ２に対応する散乱断面積として、Ｆ（Ｅ１，Ｚ）、Ｇ（Ｅ１，Ｚ）、Ｆ（Ｅ２，Ｚ）、及びＧ（Ｅ２，Ｚ）を取得する。また、再構成ステップ（ステップＳ２）で再構成した第１のＣＴ画像及び第２のＣＴ画像のそれぞれから求めた第１の線吸収係数μ１及び第２の線吸収係数μ２も、第１のエネルギーバンドＢ１のエネルギーの平均値Ｅ１、及び第２のエネルギーバンドＢ２のエネルギーの平均値Ｅ２に対応する。従って、散乱断面積取得ステップ（ステップＳ３）では、第１の線吸収係数μ１に対応して散乱断面積Ｆ（Ｅ１，Ｚ）、Ｇ（Ｅ１，Ｚ）を取得し、第２の線吸収係数μ２に対応して散乱断面積Ｆ（Ｅ２，Ｚ）、及びＧ（Ｅ２，Ｚ）を取得することになる。
次に、計算ステップ（ステップＳ４）を行い、再構成ステップ（ステップＳ２）及び散乱断面積取得ステップ（ステップＳ３）の結果に基づいて、被検体７の実効原子番号と電子密度とを求める。計算ステップ（ステップＳ４）では、第１のＣＴ画像及び第２のＣＴ画像の対応する画素の画素値であるそれぞれの第１の線吸収係数μ１及び第２の線吸収係数μ２に基づいて、その画素における被検体７の実効原子番号と電子密度とを計算する。
計算ステップ（ステップＳ４）において、第１のＣＴ画像及び第２のＣＴ画像の対応する画素の画素値であるそれぞれの第１の線吸収係数μ１及び第２の線吸収係数μ２から実効原子番号と電子密度とを求める方法として、公知の方法、例えば文献（日本放射光学会誌、2004 July Vol.17 No.4 pp.185-193）に記載された以下の方法を用いることができる。
物質にＸ線が照射されたときの線吸収係数μは、前述したように、光電吸収係数、弾性散乱係数、及び非弾性散乱係数の和で表される。このうち、非弾性散乱係数は弾性散乱係数に比べ寄与が僅かであるため非弾性散乱係数は無視することができ、光電吸収係数と弾性散乱係数とを、実効原子番号Ｚ、電子密度ρｅ、及び散乱断面積とで表すことができるものとすると、下記の式（１）のようになる。
μ＝ρｅ［Ｚ４Ｆ（Ｅ，Ｚ）＋Ｇ（Ｅ，Ｚ）］ （１）
式（１）において、Ｚは実効原子番号、ρｅは電子密度、Ｅはフォトンのエネルギー、Ｆ（Ｅ，Ｚ）は線吸収係数に対する光電効果による寄与（散乱断面積）、Ｇ（Ｅ，Ｚ）は線吸収係数に対する散乱による寄与（散乱断面積）を表す。
式（１）より、線吸収係数μは近似的に物質の実効原子番号Ｚと電子密度ρｅとの２つを未知数とする関数であることが分かる。従って、第１のエネルギーバンドＢ１及び第２のエネルギーバンドＢ２における平均エネルギーＥ１、Ｅ２に対する線吸収係数μ１、μ２を求め、連立方程式を解くことによって、実効原子番号Ｚと電子密度ρｅとを求めることができる。
ここで、Ｆ（Ｅ，Ｚ）及びＧ（Ｅ，Ｚ）の各項は、未知数Ｚの関数である。Ｆ（Ｅ，Ｚ）及びＧ（Ｅ，Ｚ）がＺにあまり依存しない場合には、Ｆ（Ｅ，Ｚ）及びＧ（Ｅ，Ｚ）がＺに依存しないものと仮定することにより、下記の式（２）が導かれる。下記の式（２）を、散乱断面積取得ステップ（ステップＳ３）で散乱断面積テーブルから取得した散乱断面積であるＦ（Ｅ，Ｚ）及びＧ（Ｅ，Ｚ）において、実効原子番号Ｚを変更して繰り返し計算を行って解くことにより、計算の収束値として実効原子番号Ｚを求めることができる。
また、式（２）で求めたＺの収束値を用いて、下記の式（３）により電子密度を求めることができる。
あるいは、Ｆ（Ｅ，Ｚ）及びＧ（Ｅ，Ｚ）がＺに依存する場合には、計算ステップ（ステップＳ４）において、実効原子番号Ｚを求める繰り返し計算を行う度に、再度散乱断面積取得ステップ（ステップＳ３）に立ち戻り、実効原子番号Ｚの変更に対応して散乱断面積テーブルから取得するＦ（Ｅ，Ｚ）及びＧ（Ｅ，Ｚ）を変更してもよい。
また、計算ステップ（ステップＳ４）では、求めた実効原子番号及び電子密度のデータ列に基づいて、実効原子番号Ｚ及び電子密度ρｅの２種類のＣＴ画像を再構成してもよい。これにより、被検体７の実効原子番号Ｚ及び電子密度ρｅの分布を求めることができる。
以上、ステップＳ１からステップＳ４を行って、被検体７の実効原子番号Ｚ及び電子密度ρｅを求めることができ、被検体７の実効原子番号Ｚ及び電子密度ρｅの分布を求めることができる。
次に、図５から図７を参照し、本実施の形態において、１つのＸ線源及び１回のＸ線ＣＴ測定により、精度よく物質の実効原子番号と電子密度とを求めることができることを説明する。
図５は、異なったバンド幅を有するエネルギーウィンドウで分光した場合において、異なったエネルギーでＣＴ画像を再構成することを模式的に説明するための図である。図５（ａ）は、異なったバンド幅を有するエネルギーウィンドウで分光されるエネルギースペクトルを示し、図５（ｂ）は、単純化した被検体（ファントム）のモデルを示し、図５（ｃ）は、図５（ｂ）で示したモデルについて図５（ａ）に示すように分光したときに再構成されるＣＴ画像を示す。図６は、異なったエネルギーで再構成したＣＴ画像から求めた実効原子番号と電子密度との分布を示すＣＴ画像である。図５（ｄ）は、図５（ａ）に示す異なったバンド幅を決定するための基準エネルギースペクトルを示す。
本実施の形態では、図５（ａ）に示すエネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドＢ１及び第２のエネルギーバンドＢ２で積算するときに、第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２が、第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１よりも大きくなるようにする。
図５（ａ）に示すように、Ｘ線源から照射される連続Ｘ線の強度が最大になるエネルギーよりも高エネルギー側では、検出されるＸ線の強度は、エネルギーの増大に伴って小さくなる。従って、第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２を第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１より大きくすることによって、エネルギースペクトルを第２のエネルギーバンドＢ２で積算して得られる第２の値Ａ２を、エネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドＢ１で積算して得られる第１の値Ａ１と略等しくすることができる。
具体的には、第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２は、図５（ｄ）に示す被検体がない状態で測定した基準エネルギースペクトルにおいて、第１のエネルギーバンドＢ１で積算した第３の値Ａ３（フォトン数）と、第２のエネルギーバンドＢ２で積算した第４の値Ａ４（フォトン数）とが互いに等しくなるように決定される。
第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２が、第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１よりも大きくなるようにすることにより、第２の値Ａ２が十分大きいため、第２の値Ａ２に対する測定誤差の寄与が小さくなり、第２の値Ａ２のＳＮ比が増大する。
ここでは、図５（ｂ）に示すように、中心に円状に炭素が分布し、その外側に水が分布しているような被検体（ファントム）の２次元モデルを仮定し、このモデルについて、本実施の形態に係る実効原子番号及び電子密度を求める方法を行った。再構成ステップ（ステップＳ２）を行って、第１の値Ａ１及び第２の値Ａ２に基づいて、それぞれ第１のエネルギーバンドＢ１、第２のエネルギーバンドＢ２における線吸収係数の分布を表示する第１のＣＴ画像及び第２のＣＴ画像を再構成した。再構成した２種類のＣＴ画像を図５（ｃ）に示す。図５（ｃ）において、紙面左側が第１のエネルギーバンドＢ１について再構成したＣＴ画像であり、紙面右側が第２のエネルギーバンドＢ２について再構成したＣＴ画像である。
図５（ｃ）に示すように、第１のエネルギーバンドＢ１について再構成した第１のＣＴ画像のみならず、高エネルギー側の第２のエネルギーバンドＢ２について再構成した第２のＣＴ画像についても、中心の炭素が分布する領域と、外側の水の分布する領域との間で、高いコントラストを有するＣＴ画像が得られた。これは、第２の値Ａ２のＳＮ比が高くなったためである。
図５（ｃ）に示す２種類のＣＴ画像を再構成した後、散乱断面積取得ステップ（ステップＳ３）及び計算ステップ（ステップＳ４）を行い、各画素（ピクセル）における実効原子番号Ｚ及び電子密度ρｅを求めた。また、求めた各画素（ピクセル）における実効原子番号Ｚ及び電子密度ρｅに基づいて、ＣＴ画像を再構成した。再構成した２種類のＣＴ画像を図６に示す。図６において、紙面左側が実効原子番号Ｚについて再構成したＣＴ画像であり、紙面右側が電子密度ρｅについて再構成したＣＴ画像である。
図６に示すように、実効原子番号Ｚについて再構成したＣＴ画像、及び電子密度ρｅについて再構成したＣＴ画像は、ともに、中心の炭素が分布する領域と、外側の水の分布する領域との間で、高いコントラストを有するＣＴ画像が得られた。
これは、第２の値Ａ２に対する測定誤差の寄与が小さくなり、第１のＣＴ画像から求められた第１の線吸収係数μ１の精度のみならず、第２のＣＴ画像から求められた第２の線吸収係数μ２の精度がよくなったためである。そして、式（２）を用いて繰り返し計算を行って実効原子番号Ｚを求める際の実効原子番号Ｚの精度がよくなり、その結果、式（３）を用いて求められる電子密度ρｅの精度がよくなったためである。
一方、図７を参照し、本実施の形態に係る実効原子番号及び電子密度を求める方法とは異なり、高エネルギー側の第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２を低エネルギー側の第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１と等しくする場合について説明する。図７は、比較例として同じバンド幅を有するエネルギーウィンドウで分光した場合において、異なったエネルギーでＣＴ画像を再構成することを模式的に説明するための図である。図７（ａ）は、等しいバンド幅を有するエネルギーウィンドウで分光されるエネルギースペクトルを示し、図７（ｂ）は、単純化した被検体（ファントム）のモデルを示し、図７（ｃ）は、図７（ｂ）で示したモデルについて図７（ａ）に示すように分光したときに再構成されるＣＴ画像を示す。ただし、図７（ｂ）に示すモデルは、図５（ｂ）に示すモデルと同一である。
前述したように、Ｘ線源から照射される連続Ｘ線の強度が最大になるエネルギーよりも高エネルギー側では、検出されるＸ線の強度は、エネルギーの増大に伴って小さくなる。従って、図７（ａ）に示すように、第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２を第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１と同じにした場合には、第２の値Ａ２は第１の値Ａ１よりも小さくなる。
比較例でも、図７（ｂ）に示すように、中心に円状に炭素が分布し、その外側に水が分布しているような被検体（ファントム）の２次元モデルを仮定し、このモデルについて、本実施の形態に係る実効原子番号及び電子密度を求める方法を行った。再構成ステップ（ステップＳ２）を行って、それぞれ第１のエネルギーバンドＢ１、第２のエネルギーバンドＢ２における線吸収係数の分布を表示する第１のＣＴ画像及び第２のＣＴ画像を再構成した場合における、２種類のＣＴ画像を模式的に示したものを、図７（ｃ）に示す。図７（ｃ）において、紙面左側が第１のエネルギーバンドＢ１について再構成した第１のＣＴ画像であり、紙面右側が第２のエネルギーバンドＢ２について再構成した第２のＣＴ画像である。
図７（ｃ）に示すように、高エネルギー側の第２のエネルギーバンドＢ２について再構成した第２のＣＴ画像については、中心の炭素が分布する領域と、外側の水の分布する領域との間で、有効なコントラストが得られない。その結果、第２のＣＴ画像から求められた第２の線吸収係数μ２の精度が悪くなる。
このように、第２の線吸収係数μ２が精度よく得られない（ＳＮ比が低い）ため、式（２）を用いて繰り返し計算を行って実効原子番号Ｚを求める際の実効原子番号Ｚの精度が悪くなり、その結果、式（３）を用いて求められる電子密度ρｅの精度が悪くなる。
以上、本実施の形態によれば、１回のＸ線ＣＴ測定で得られるエネルギースペクトルを２つのエネルギーバンドで分光して２つの異なるエネルギーに対応する線吸収係数を取得するに際し、高エネルギー側において、低エネルギー側よりもエネルギーバンドのバンド幅を大きくすることにより、高エネルギー側の線吸収係数のＳＮ比を増大させることができる。従って、１つのＸ線源及び１回のＸ線ＣＴ測定により、精度よく物質の実効原子番号と電子密度とを求めることができる。
また、本実施の形態では、第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１及び第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２は、被検体がない状態で取得した基準エネルギースペクトルにおいて、第１のエネルギーバンドＢ１を積算して得られる第３の値Ａ３と第２のエネルギーバンドＢ２を積算して得られる第４の値Ａ４とが等しくなるように決定される例を示した。しかし、第２のエネルギーバンドＢ２を積算して得られる第２の値Ａ２が第１のエネルギーバンドＢ１を積算して得られる第１の値Ａ１に比べて極端に小さくなることがなければよい。そのため、第３の値Ａ３と第４の値Ａ４とが等しくなるような場合に限定されず、少なくとも第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２が第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１よりも大きければよい。
また、本実施の形態では、第１のエネルギーバンドＢ１よりも高エネルギー側の第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２が第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１よりも大きい例を示した。しかし、第２のエネルギーバンドＢ２を第１のエネルギーバンドＢ１よりも低エネルギー側とし、第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２が第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１よりも大きくなるようにしてもよい。
（実施の形態の変形例）
次に、図８及び図９を参照し、本発明の実施の形態の変形例に係る実効原子番号及び電子密度を求める方法、及びその方法を行うために用いるＣＴ装置について説明する。
本変形例に係る実効原子番号及び電子密度を求める方法、及びその方法を行うために用いるＣＴ装置は、半導体検出器で検出したエネルギースペクトルの検出結果を、予め用意した応答関数に基づいて補正する点で、実施の形態と相違する。
初めに、図８を参照し、本変形例に係るＣＴ装置について説明する。図８は、本変形例に係るＣＴ装置の構成を概略的に示すブロック図である。また、以下の文中では、先に説明した部分には同一の符号を付し、説明を省略する場合がある。
図８に示すように、本変形例に係るＣＴ装置は、半導体検出器２、表示部４、Ｘ線照射部５、及び信号処理部６を有する点で、実施の形態と同様である。
一方、本変形例に係るＣＴ装置において、記憶部３ａは、散乱断面積テーブル３０に加え、応答関数テーブル３１を有する。応答関数テーブル３１は、一の半導体検出素子から他の半導体検出素子への入射エネルギーの伝播と、一の半導体検出素子内におけるエネルギー方向への入射エネルギーの伝播と、を表す応答関数のテーブルである。
また、本変形例に係るＣＴ装置において、制御部１ａは、画像処理手段１０、電子密度・実効原子番号計算手段１１に加え、検出結果補正手段１２を有する。検出結果補正手段１２は、記憶部３ａの応答関数テーブル３１から読み出す応答関数に基づいて、半導体検出素子のそれぞれで検出されるエネルギースペクトル又は基準エネルギースペクトルの検出結果を補正する手段である。具体的には、検出結果補正手段１２は、例えば、特定の半導体検出素子の検出結果から所定のエネルギーバンド（例えば、１ｋｅＶのバンド幅である。）毎のフォトン数を取得し、それら複数のエネルギーバンドのそれぞれに対応する応答関数を記憶部３ａに記憶された応答関数テーブル３１から読み出す。その後、検出結果補正手段１２は、特定のエネルギーバンドにおけるフォトン数とその特定のエネルギーバンドに対応する応答関数に基づいて、その特定の半導体検出素子に入射したその特定のエネルギーバンドに属するＸ線の伝播態様（空間方向への伝播態様（他の半導体検出素子への伝播態様）、及びエネルギー方向への伝播態様（その特定の半導体検出素子内の他のエネルギーバンドへの伝播態様）を含む。）から、他の半導体検出素子のそれぞれに移動したフォトンの数、他のエネルギーバンドのそれぞれに移動したフォトンの数、他のエネルギーバンドのそれぞれに移動したフォトンの数、及び本来ならばその特定のエネルギーバンドで検出されていたはずのフォトンの数（以下、これらのフォトン数をまとめて「検出結果補正情報」とする。）を算出する。
その後、検出結果補正手段１２は、算出した検出結果補正情報に基づいて、特定のエネルギーバンドに関するＸ線の検出結果の補正を実行する。そして、上述の処理を全てのエネルギーバンド、及び全ての半導体検出素子に対して実行する。
ここで、応答関数とは、一の半導体検出素子に入射した放射線における所定のエネルギーバンド刻みの各入射エネルギーの伝播態様を示す関数である。具体的には、一の半導体検出素子に放射線が入射した際の、各エネルギーバンド、各検出素子へのエネルギー伝播を示す関数であり、横軸をエネルギー、縦軸を半導体検出素子のＩＤ番号としたときに二次元の強度分布で示されるような、二変数関数である。応答関数は、例えばモンテカルロシミュレーションを行って、既知のフォトン数のフォトンをある１つの半導体検出素子に入射した際に、何％のフォトンがエスケープピーク及び特性Ｘ線を発生させるかを計算し、関数化したものである。
このようにして得られた応答関数を応答関数テーブル３１として記憶部３ａに記憶し、各半導体検出素子がエネルギースペクトル又は基準エネルギースペクトルを取得する際に、制御部１ａが記憶部３ａの応答関数テーブル３１から読み出して、各半導体検出素子（２−１、２−２、２−３、・・・）におけるエネルギースペクトル又は基準エネルギースペクトルの検出結果を補正する。
次に、図９を参照しながら、検出結果補正手段１２が半導体検出素子（２−１、２−２、２−３、・・・）の検出結果を補正する処理（以下、「検出結果補正処理」とする。）について説明する。図９は、本変形例に係る実効原子番号と電子密度とを求める方法の各工程の手順を説明するためのフローチャートであり、制御部１ａは、キーボードやマウス等の入力手段を介した操作者の操作入力に応じてこの検出結果補正処理を実行するようにしてもよく、所定のタイミングで自動的にこの検出結果補正処理を実行するようにしてもよい。
最初に、図４に示したスペクトル取得ステップ（ステップＳ１）又は基準エネルギーを取得するステップを行う際に、検出結果補正手段１２は、半導体検出素子２−１に入射したＸ線のエネルギースペクトル（例えば、縦軸にフォトン数を配し、横軸に１ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲で１ｋｅＶ刻みの６０段階のエネルギーバンドに区分されたエネルギー軸を配したヒストグラムで表される。）を取得する（ステップＳ１１）。
その後、検出結果補正手段１２は、６０ｋｅＶ〜５９ｋｅＶの範囲のエネルギーバンドでフォトンを計数している場合には、６０ｋｅＶ〜５９ｋｅＶの範囲のエネルギーバンドに対応する応答関数を記憶部３ａの応答関数テーブル３１から読み出し（ステップＳ１２）、計数したフォトン数と読み出した応答関数に基づいて、半導体検出素子２−１に入射した６０ｋｅＶ〜５９ｋｅＶの範囲のエネルギーバンドに属するＸ線に関する検出結果補正情報を算出し（ステップＳ１３）、次に特定のエネルギーバンドに関するＸ線の検出結果の補正を実行する（ステップＳ１４）。
その後、検出結果補正手段１２は、半導体検出素子２−１の検出結果における６０段階の全てのエネルギーバンドに対して検出結果補正情報を算出したか否かを判定し（ステップＳ１５）、未だ全てのエネルギーバンドに対して検出結果補正情報を算出していない場合には（ステップＳ１５のＮＯ）、ステップＳ１２からステップＳ１４を繰り返すようにする。
この場合、検出結果補正手段１２は、５９ｋｅＶ〜５８ｋｅＶの範囲のエネルギーバンドでフォトンを計数している場合には、５９ｋｅＶ〜５８ｋｅＶの範囲のエネルギーバンドに対応する応答関数を記憶部３ａの応答関数テーブル３１から読み出し（ステップＳ１２）、計数したそのフォトン数と読み出したその応答関数とに基づいて、半導体検出素子２−１に入射した５９ｋｅＶ〜５８ｋｅＶの範囲のエネルギーバンドに属するＸ線に関する検出結果補正情報を算出し（ステップＳ１３）、次に特定のエネルギーバンドに関するＸ線の検出結果の補正を実行する（ステップＳ１４）。
一方、６０段階の全てのエネルギーバンドに関する検出結果補正を実行したと判定した場合（ステップＳ１５のＹＥＳ）、検出結果補正手段１２は、全ての半導体検出素子に対して検出結果補正を実行した否かを判定し（ステップＳ１６）、未だ全ての半導体検出素子に対して検出結果補正を実行していない場合には（ステップＳ１６のＮＯ）、未だ検出結果補正を実行していない半導体検出素子に対し、ステップＳ１１〜ステップＳ１５を実行する。このようにして、全ての半導体検出素子に対し、検出結果の補正を行う。
また、上記した検出結果の補正は、被検体があるときのエネルギースペクトル又は被検体がないときの基準エネルギースペクトルについて行うことができる。あるいは、被検体があるときのエネルギースペクトル及び被検体がないときの基準エネルギースペクトルの両方について行ってもよい。
また、上記以外、例えばエネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドＢ１及び第２のエネルギーバンドＢ２で積算する際に、第２のエネルギーバンドＢ２のバンド幅Ｗ２が第１のエネルギーバンドＢ１のバンド幅Ｗ１よりも大きい点については、実施の形態と同様である。
本変形例では、半導体検出素子で検出した検出結果を、空間方向及びエネルギー方向への放射線の入射エネルギーの伝播を表す応答関数により補正する。その結果、隣接配置された複数の半導体検出素子のそれぞれの検出結果をより高精度に補正することができるため、取得したエネルギースペクトル及び基準エネルギースペクトルを、精度よく、かつ、真の値に近づけることができる。
以上、本発明の好ましい実施の形態について記述したが、本発明はかかる特定の実施の形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲内に記載された本発明の要旨の範囲内において、種々の変形・変更が可能である。
なお、実施の形態及び実施の形態の変形例では、放射線としてＸ線を用いる例を説明したが、放射線としてＸ線に限られず、他の波長領域の放射線を用いてもよい。
また、実施の形態及び実施の形態の変形例では、実効原子番号及び電子密度を求める方法をＣＴ装置に適用した例を説明したが、実効原子番号及び電子密度を正確に求めることができれば、例えばＣＴ装置とＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置を組合せて用いることにより、ＰＥＴ装置における吸収補正に役立てることができる。あるいは、ＣＴ装置と陽子線治療装置とを組合せて用いることにより、より正確に陽子線治療計画を行うことができる。
１、１ａ 制御部
２ 半導体検出器
２−１、２−２、２−３、２―４、２−５ 半導体検出素子
３、３ａ 記憶部
４ 表示部
５ Ｘ線照射部
６ 信号処理部
７ 被検体
１０ 画像処理手段
１１ 電子密度・実効原子番号計算手段
１２ 検出結果補正手段
３０ 散乱断面積テーブル
３１ 応答関数テーブル
６０ エネルギー弁別器
６１ 増幅器

Claims (10)

  1. 放射線照射手段と放射線検出手段とを対向して被検体の周りを回転させながら、前記被検体に放射線を照射して撮影したＣＴ画像から、前記被検体における実効原子番号及び電子密度を求める方法において、
    それぞれの回転角度において、前記放射線検出手段に入射した前記放射線のエネルギースペクトルを取得するスペクトル取得ステップと、
    それぞれの前記エネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドで積算して得られる第１の値に基づいて、第１のＣＴ画像を再構成し、それぞれの前記エネルギースペクトルを第２のエネルギーバンドで積算して得られる第２の値に基づいて、第２のＣＴ画像を再構成するＣＴ画像再構成ステップと、
    前記第１のＣＴ画像から求められた第１の線吸収係数と、前記第２のＣＴ画像から求められた第２の線吸収係数とに基づいて、前記実効原子番号と前記電子密度とを計算する計算ステップと
    を含み、
    前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅よりも大きく、
    前記被検体がない状態で、それぞれの回転角度において、前記放射線検出手段に入射した前記放射線の基準エネルギースペクトルを取得する基準スペクトル取得ステップを含み、
    前記第１のエネルギーバンドのバンド幅及び前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記基準エネルギースペクトルを前記第１のエネルギーバンドで積算して得られる第３の値と、前記基準エネルギースペクトルを前記第２のエネルギーバンドで積算して得られる第４の値とが、互いに等しくなるように決定されることを特徴とする実効原子番号及び電子密度を求める方法。
  2. 放射線照射手段と放射線検出手段とを対向して被検体の周りを回転させながら、前記被検体に放射線を照射して撮影したＣＴ画像から、前記被検体における実効原子番号及び電子密度を求める方法において、
    それぞれの回転角度において、前記放射線検出手段に入射した前記放射線のエネルギースペクトルを取得するスペクトル取得ステップと、
    それぞれの前記エネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドで積算して得られる第１の値に基づいて、第１のＣＴ画像を再構成し、それぞれの前記エネルギースペクトルを第２のエネルギーバンドで積算して得られる第２の値に基づいて、第２のＣＴ画像を再構成するＣＴ画像再構成ステップと、
    前記第１のＣＴ画像から求められた第１の線吸収係数と、前記第２のＣＴ画像から求められた第２の線吸収係数とに基づいて、前記実効原子番号と前記電子密度とを計算する計算ステップと
    を含み、
    前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅よりも大きく、
    前記第１のエネルギーバンドのバンド幅及び前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１の値と、前記第２の値とが、互いに等しくなるように決定されることを特徴とする実効原子番号及び電子密度を求める方法。
  3. それぞれの前記第１の線吸収係数及び前記第２の線吸収係数に対応する散乱断面積の値を、予め用意した散乱断面積テーブルから取得する散乱断面積取得ステップを含み、
    前記計算ステップにおいて、前記散乱断面積の値に基づいて計算することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の実効原子番号及び電子密度を求める方法。
  4. 前記放射線検出手段は、複数の放射線検出素子が隣接配置され、
    前記スペクトル取得ステップ又は前記基準スペクトル取得ステップを行う際に、
    一の放射線検出素子から他の放射線検出素子への入射エネルギーの伝播と、前記一の放射線検出素子内におけるエネルギー方向への入射エネルギーの伝播と、を表す応答関数を読み出す応答関数読み出しステップと、
    前記読み出しステップで読み出される前記応答関数に基づいて、前記放射線検出素子のそれぞれで検出される前記エネルギースペクトル又は前記基準エネルギースペクトルの検出結果を補正する検出結果補正ステップと
    を行うことを特徴とする請求項１に記載の実効原子番号及び電子密度を求める方法。
  5. コンピュータに請求項１から請求項４のいずれかに記載の実効原子番号及び電子密度を求める方法を実行させるためのプログラム。
  6. 請求項５に記載のプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体。
  7. 放射線照射部と、放射線検出部と、制御部とを備え、前記放射線照射部と前記放射線検出部とを対向して被検体の周りを回転させながら、前記被検体に放射線を照射してＣＴ画像を撮影するＣＴ装置において、
    前記放射線検出部は、それぞれの回転角度において、入射した前記放射線のエネルギースペクトルを取得するものであり、
    前記制御部は、それぞれの前記エネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドで積算して得た第１の値に基づいて、第１のＣＴ画像を再構成し、それぞれの前記エネルギースペクトルを第２のエネルギーバンドで積算して得た第２の値に基づいて、第２のＣＴ画像を再構成し、前記第１のＣＴ画像から求められた第１の線吸収係数と、前記第２のＣＴ画像から求められた第２の線吸収係数とに基づいて、前記被検体の実効原子番号と電子密度とを計算するものであり、
    前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅よりも大きく、
    前記放射線検出部は、被検体がない状態で、それぞれの回転角度において、入射した前記放射線の基準エネルギースペクトルを取得するものであり、
    前記第１のエネルギーバンドのバンド幅及び前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記基準エネルギースペクトルを前記第１のエネルギーバンドで積算して得られる第３の値と、前記基準エネルギースペクトルを前記第２のエネルギーバンドで積算して得られる第４の値とが、互いに等しくなるように決定されることを特徴とするＣＴ装置。
  8. 放射線照射部と、放射線検出部と、制御部とを備え、前記放射線照射部と前記放射線検出部とを対向して被検体の周りを回転させながら、前記被検体に放射線を照射してＣＴ画像を撮影するＣＴ装置において、
    前記放射線検出部は、それぞれの回転角度において、入射した前記放射線のエネルギースペクトルを取得するものであり、
    前記制御部は、それぞれの前記エネルギースペクトルを第１のエネルギーバンドで積算して得た第１の値に基づいて、第１のＣＴ画像を再構成し、それぞれの前記エネルギースペクトルを第２のエネルギーバンドで積算して得た第２の値に基づいて、第２のＣＴ画像を再構成し、前記第１のＣＴ画像から求められた第１の線吸収係数と、前記第２のＣＴ画像から求められた第２の線吸収係数とに基づいて、前記被検体の実効原子番号と電子密度とを計算するものであり、
    前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１のエネルギーバンドのバンド幅よりも大きく、
    前記第１のエネルギーバンドのバンド幅及び前記第２のエネルギーバンドのバンド幅は、前記第１の値と、前記第２の値とが、互いに等しくなるように決定されることを特徴とするＣＴ装置。
  9. それぞれの前記第１の線吸収係数及び前記第２の線吸収係数に対応する散乱断面積の値を取得するための散乱断面積テーブルを記憶する記憶部を有する請求項７又は請求項８に記載のＣＴ装置。
  10. 前記放射線検出部は、複数の放射線検出素子が隣接配置され、
    一の放射線検出素子から他の放射線検出素子への入射エネルギーの伝播と、前記一の放射線検出素子内におけるエネルギー方向への入射エネルギーの伝播と、を表す応答関数を読み出す応答関数テーブルを記憶する記憶部を有し、
    前記制御部は、前記記憶部から読み出される前記応答関数に基づいて、前記放射線検出素子のそれぞれで検出される前記エネルギースペクトル又は前記基準エネルギースペクトルの検出結果を補正するものであることを特徴とする請求項７に記載のＣＴ装置。
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